DE3689166T2 - Substanzquantifizierung in Tierkörpern. - Google Patents

Description

• Die Erfindung betrifft ein verbessertes Verfahren und eine verbesserte Vorrichtung, die insbesondere für den Einsatz auf dem Gebiet der digitalen Durchleuchtung geeignet ist, die normalerweise zur Abbildung verwendete Signale zur Quantifizierung der Menge an Calcium oder anderer bekannter Substanz in einem speziell lokalisierten Objekt von Interesse in einem Körper verwendet, der andere Stellen enthält, die dieselbe Substanz an solchen Positionen aufweisen, daß diese anderen Stellen die Akquisition von das Objekt von Interesse beschreibenden Daten stören.
• Durchleuchtung oder Durchstrahlung und Fluoroskopie sind allgemein bekannte Abbildungstechniken.
• In einem konventionellen Durchleuchtungssystem wird eine Röntgenquelle so betrieben, daß sie ein divergentes Röntgenstrahlzonenbündel durch einen Patienten abstrahlt. Eine Kassette, die einen röntgenstrahlsensitiven Phosphorschirm und einen licht- und röntgenstrahlempfindlichen Film enthält, ist im Röntgenstrahlpfad auf der der Quelle abgewandten Seite des Patienten positioniert. Strahlung, die durch den Körper des Patienten hindurchtritt, wird gemäß den verschiedenen Arten von Gewebe, durch das die Strahlung hindurchtritt, in unterschiedlichen Graden geschwächt. Die geschwächten Röntgenstrahlen treten aus dem Patienten in einem Muster aus und streifen den Phosphorschirm, der wiederum den Film exponiert. Der Röntgenstrahlfilm wird so verarbeitet, daß er ein sichtbares Bild ergibt, das von einem Radiologen so interpretiert werden kann, daß es die innere Körperstruktur und/oder den Zustand des Patienten definiert.
• In konventioneller Fluoroskopie wird ein kontinuierliches oder sehr schnell gepulstes Röntgenstrahlzonenbündel durch den Patientenkörper gestrahlt. Eine Bildverstärkerröhre ist im Pfad des Bündels bezüglich des Patienten auf der der Quelle abgewandten Seite positioniert. Die Bildverstärkerröhre empfängt das aus dem Patienten austretende Strahlungsmuster und setzt es an einer Austrittsfläche in ein kleines leuchtendgemachtes sichtbares Bild um. Die Austrittsfläche wird entweder mit einem Spiegel oder einem Fernsehsystem mit geschlossenem Kreis betrachtet, wobei der Spiegel bzw. das System ein sichtbares dynamisches Echtzeitbild z. B. auf einer CRT (Kathodenstrahlröhre) zur Interpretation durch den Radiologen erzeugt.
• In letzter Zeit sind digitale Durchleuchtungs- und Fluoroskopietechniken entwickelt worden. Bei der digitalen Durchleuchtung strahlt die Quelle Röntgenstrahlung durch einen Patientenkörper auf einen Detektor im Strahlungspfad jenseits des Patienten. Der Detektor spricht mittels geeigneter Sensoreinrichtungen auf die einfallende Strahlung an, um analoge Signale zu erzeugen, die das aufgenommene Strahlungsbild repräsentieren, wobei die Signale in digitale Information umgesetzt werden und einer digitalen Verarbeitungseinheit zugeführt werden. Die Datenverarbeitungseinheit zeichnet die digitalen Daten auf und/oder verarbeitet diese und verstärkt sie. Eine Displayeinheit spricht auf die geeigneten digitalen Daten an, die das Bild darstellen, um die digitale Information wieder zurück in analoge Form umzuwandeln, und erzeugt eine visuelle Darstellung der inneren Körperstruktur des Patienten, wobei die Darstellung aus dem erfaßten Bildmuster der aus dem Patientenkörper austretenden Strahlen abgeleitet worden ist. Das Displaysystem kann direkt, um im wesentlichen eine Echtzeitabbildung zu erzielen, mit der digitalen Datenverarbeitungseinheit gekoppelt sein oder kann gespeicherte digitale Daten von einer digitalen Speichereinrichtung, z. B. Bändern oder Platten bzw. Disketten, erhalten, die Patientenbilder aus früheren Untersuchungen darstellen.
• Die digitale Durchleuchtung umfaßt Durchleuchtungstechniken, in denen ein dünnes fächerförmiges Röntgenstrahlbündel eingesetzt wird. In dieser Technik, die häufig als "Scan- (oder Schlitz)-Projektionsradiographie" (SPR) bezeichnet wird, wird ein fächerförmiges Röntgenstrahlbündel durch einen Patientenkörper gestrahlt. Der Fächer wird über den Patienten gescanned, oder der Patient ist bewegbar zwischen der Quelle für das fächerförmige Röntgenstrahlbündel und einer Anordnung individueller zellenartiger Detektorelemente angeordnet, die entlang einer gebogenen oder linearen Bahn ausgerichtet sind. Es wird zwischen der Quellen/Detektoranordnung und dem Patientenkörper eine Relativbewegung bewerkstelligt, wobei der Detektor derart bezüglich des Bündels ausgerichtet gehalten wird, daß durch das fächerförmige Röntgenstrahlbündel ein großer Bereich des Patientenkörpers abgetastet wird. Jedes der Detektorsegmente erzeugt analoge Signale, die Charakteristiken der empfangenen Röntgenstrahlen anzeigen.
• Diese analogen Signale werden digitalisiert und einer Datenverarbeitungseinheit zugeführt, die in einer vorbestimmten Weise die Daten bearbeitet, um die Displayvorrichtung so zu betätigen, daß diese eine Darstellung erzeugt, die den inneren Aufbau und/oder Zustand des Patientenkörpers repräsentiert.
• Einer der Vorteile der digitalen Durchleuchtung und Fluoroskopie besteht darin, daß die digitale Bildinformation, die aus dem Austrittsstrahlungsmuster erzeugt wird, das auf den Detektor trifft, auf verschiedene Weisen zur Steigerung bestimmter Aspekte des Bildes einfacher als analoge Daten verarbeitet werden können, um so das Bild leichter verständlich zu gestalten und einen weiteren Bereich anatomischer Schwächungsunterschiede darzustellen.
• Eine wichtige Technik zum Verstärken eines digital dargestellten Bildes wird "Energiesubtraktion" genannt.
• Die Energiesubtraktion nutzt energiebezogene Differenzen der Schwächungs- oder Dämpfungseigenschaften verschiedener Arten von Gewebe, wie weichem Gewebe und Knochen, um ein materialspezifisches Bild abzuleiten, wobei im wesentlichen nur ein einzelnes Material im Körper abgebildet wird.
• Es ist bekannt, daß unterschiedliche Gewebe wie weiches Gewebe (bei dem es sich meist um Wasser handelt) und Knochen, unterschiedliche-Eigenschaften in ihren Fähigkeiten zur Schwächung von Röntgenstrahlung verschiedener Energiepegel aufweisen.
• Es ist auch bekannt, daß die Fähigkeit von Weichgewebe, Röntgenstrahlung zu schwächen, weniger vom Röntgenstrahlenergiepegel abhängt, als dies bei der Fähigkeit von Knochen, Röntgenstrahlen zu schwächen, der Fall ist. Weichteilgewebe zeigt eine geringere Änderung im Schwächungsvermögen bezüglich der Energie als Knochen.
• Dieses Phänomen ermöglicht die Ausführung der Energiesubtraktion. Bei Praktizierung dieser Technik werden Pulse von Röntgenstrahlen mit alternierend hohen und niedrigen Energiepegeln durch den Patientenkörper gestrahlt. Wenn auf diese Weise ein niedriger Energiepuls oder -impuls erzeugt wird, wirken der Detektor und die zugeordnete digitale Verarbeitungseinheit so zusammen, daß sie einen Satz digitaler Daten erfassen und speichern, welche das ansprechend auf den niederenergetischen Impuls erzeugte Bild repräsentieren. Eine sehr kurze Zeit später, wenn der höhere Energieimpuls erzeugt wird, wirken der Detektor und die digitale Verarbeitungseinheit wiederum in ähnlicher Weise zusammen, um einen Satz digitaler Information aufzunehmen und zu speichern, die das vom höheren Energieimpuls erzeugte Bild repräsentiert.
• In frühen Energiesubtraktionstechniken wurden dann die gewonnenen Werte, die das Niederenergiebild repräsentierten, einfach von den Werten subtrahiert, die das Hochenergiebild repräsentierten.
• Da die Schwächung der niederenergetischen Röntgenstrahlen durch Weichgewebe etwa dieselbe wie die Schwächung der hochenergetischen Röntgenstrahlen ist, löscht sich bei der Subtraktion der Niederenergiebilddaten von den Hochenergiebilddaten angenähert die Information aus, die die Konfiguration des Weichgewebes beschreibt. Ist so diese Information gelöscht worden, ist der zurückbleibende Teil im Bild im wesentlichen die Knochendarstellung. Auf diese Weise werden der Kontrast und die Sichtbarkeit des Knochens durch Energiesubtraktion wesentlich gesteigert.
• Jede Energiesubtraktion weist den Vorteil auf, im wesentlichen nicht Bewegungsartifakten zu unterliegen, die aus Patientenbewegungen zwischen den Expositionen resultieren. Die Zeit, die die Aufnahmen der Nieder- und Hochenergiebilder trennt, ist recht kurz, häufig weniger als ein Sechzigstel einer Sekunde.
• Details Energiesubtraktionstechniken in digitaler Durchleuchtung und Fluoroskopie sind in den folgenden technischen Veröffentlichungen dargelegt:
• Hall, A.L. et al: "Experimental System for Dual Energy Scanned Projection Radiology". Digital Radiography proc. of the SPIE 314: 155-159, 1981;
• Summer, F.G. et al: "Abdominal Dual Energy Imaging". Digital Radiography proc. SPIE 314: 172-174, 1981;
• Blank, N. et al: "Dual Energy Radiography: a Preliminary Study". Digital Radiography proc. SPIE 314: 181-182, 1981; und
• Lehman, L.A. et al: "Generalized Image Combination in Dual kVp Digital Radiography", Medical Physics 8: 659-667, 1981.
• Der obige Artikel von Lehman et al beschreibt in letzterer Zeit in Betracht gezogene Techniken zur Modifikation der oben beschriebenen einfachen Subtraktionstechnik, um die Qualität des Energiesubtraktionsbildes zu verbessern.
• Dualenergiesubtraktion ist, wie oben bemerkt, erzielt worden, indem eine Röntgenstrahlquelle in einer digitalen Scan/Schlitzvorrichtung auf zwei kVp's gepulst wurde, typischerweise bei 120 und 80 kVp, und indem die Impulse mit einem rotierenden Filter synchronisiert wurden, welches die Impulse mit hohem kVp-Wert durch Herausfiltern der Röntgenstrahlen niederer Energie aufhärtet. Dies führt dazu, daß der Patient und der Röntgenstrahldetektor sequentiell Bündel hoher und niedriger Energie sehen, aus denen der Massewert pro Einheitsbereich von Knochen und Weichgewebe auflösbar sind.
• Vor noch kürzerer Zeit wurde für die Energiesubtraktion vorgeschlagen, eine spezielle Art von Dualenergie- Detektoranordnung zu verwenden, die separate Signale erzeugen kann, welche jede, die niedrige und hohe Röntgenstrahlenergie, die auf den Detektor trifft, darstellen. Eine derartige Detektoranordnung ermöglicht die Praktizierung der Energiesubtraktion ohne die Notwendigkeit, die kVp Röntgenstrahlausgangspegel umzuschalten oder andere Einrichtungen einzusetzen, um das Röntgenstrahlbündel periodisch zu schwächen, wie die schnelle Zwischenschaltung und Entfernung von einem Filter in bzw. aus dem Röntgenstrahlpfad. Ein solcher Detektor verwendet eine duale Schicht aus Phosphordetektorelementen, wobei das Phosphormaterial einer ersten oder vorderen Schicht vorzugsweise auf Energie relativ niedrigeren Energiewerts anspricht. Eine zweite oder hintere Detektorschicht spricht vorzugsweise auf Röntgenstrahlenergie in einem höheren Bereich an. Ein derartiger Detektor und sein Verwendungsverfahren sind in der Patentschrift SP-A-115125 beschrieben.
• Es ist oft wünschenswert bei der medizinischen Abbildung, Charakteristiken geschädigter oder kranker Bereiche wie von Knoten innerhalb des menschlichen Körpers zu detektieren. Derartige Knoten oder Knötchen werden oft im Brustbereich des Patienten einschließlich der Lungen gefunden. Die Knoten sind typischerweise sowohl aus Weichgewebe als auch aus Calcium aufgebaut, wobei das Calcium in unterschiedlichen Knoten in unterschiedlichen Mengen auftritt.
• Das Verhältnis von Weichteilgewebe oder kurz Weichgewebe zu Calcium in einem geschädigten Bereich wie einem Knoten kann hochsignifikante medizinische Folgerungen beinhalten. Beispielsweise beinhaltet ein hoher Grad an Verkalkung eines Knochens eine starke Korrelation bezüglich der Wahrscheinlichkeit, daß der Knoten nicht maligne ist. Eine Calcifikation oder Verkalkung kann jedoch die Anzeige einer anderen Erkrankung als Krebs sein. Darüber hinaus gibt das Ausmaß des Verkalkungsfortschritts häufig ebenfalls signifikante medizinische Folgerungen. Darüber hinaus kann die relative Position der Verkalkung innerhalb eines Knotens eine wichtige Signifikanz beinhalten.
• Eines der Probleme beim Versuch der Quantifizierung der Verkalkung oder eines Knotens oder anderer Struktur oder eines Objekts von Interesse innerhalb des Körpers besteht darin, daß die normale Anatomie sehr viel verkalkte Strukturen wie Knochen enthält. Darüber hinaus enthält sogar Weichgewebe im Körper spurenartige Mengen von Calcium, die bei der Energiesubtraktions-Detektion als meßbarer Hintergrundwert sichtbar werden. Demgemäß trifft für einen Knoten oder eine andere Struktur, dessen bzw. deren Calciumgehalt detektiert werden soll, zu, daß sie zumeist über störendem Calcium liegt oder von diesem überlagert wird, weshalb es schwierig ist, zwischen dem Calcium des Knochens oder der Struktur, von der man annimmt, daß sie untersucht wird, und dem anderen Calcium des Körpers zu unterscheiden.
• Es wurde vorgeschlagen, eine Computertomographie- (CT)-Anlage zur Detektion der Verkalkung einzusetzen:
• Vgl. Siegelman, 5.5., et al., "CT of The Solitary Pulmonary Nodule", American Journal of Roentgenology, 1980; 135: 1-13; Tarver, R.D. et al., "Experimental Lung Module Model: Numbers, Nodule Size, and Actual Calcium Content", Journal of Computer Assisted Tomography, 1983; 7 (3): 402-406.
• Es ist jedoch nicht glaubwürdig, daß derartige Methoden tatsächlich direkt die Quantifizierung der Verkalkung der Knoten bestimmten.
• Andere Vorschläge beinhalteten die Messung des Unterschiedes optischer Dichte auf konventionellen Durchleuchtungsfilmexpositionen zwischen einer Stelle innerhalb eines Knotens und einer Stelle gerade außerhalb des Knotens, wobei von diesem Verfahren behauptet wurde, daß es "eine quantitative Abschätzung von . . . [Verkalkung] innerhalb des Knotens gestatte". Dieses Verfahren lieferte jedoch nur eine Abschätzung und keine direkte Messung der Verkalkung. Auch wurde ausgesagt, daß dieses Verfahren nicht anwendbar sei, wenn eine andere verkalkte Struktur wie eine Rippe dem Knoten überlagert ist. Vgl. Kruger, R.A. et al "Dual Energy Film Subtraction Technique for Detecting Classification In Solitary Pulmonary Modules", Radiology, 1981; 140: 213-219.
• Es wird davon ausgegangen, daß das einzig bekannte Verfahren, direkt die Verkalkung eines Knotens zu bestimmen, in praktischer Hinsicht die chirurgische Entnahme und darauffolgende chemische Untersuchung des Knotens war.
• Es ist ein Gegenstand dieser Erfindung, ein nichtaggresives Verfahren sowie System zur exakten Bestimmung der Menge von Calcium oder einer anderen Substanz, die in einem geschädigten Bereich oder einer Struktur eines Tierkörpers vorliegt, und zur Unterscheidung der Substanz in der Schädigung oder Struktur von Interesse von einem anderen Vorliegen derselben Substanz innerhalb des Körpers anzugeben.
• Gemäß einem Aspekt der Erfindung wird ein Verfahren zur Bestimmung der Menge einer speziellen Substanz innerhalb eines Gegenstandes oder Objekts von Interesse in einem Tierkörper (oder Mensch bzw. menschlichen Körper) angegeben, worin die Substanz im Objekt von Interesse zumindest teilweise durch eine zusätzliche Menge derartiger Substanz unsichtbar ist, wobei das Verfahren ein digitales Abbildungsverfahren benutzt, das eine Quellen- und Detektoreinrichtung zur Verwendung durchdringender Strahlung aufweist und eine Einrichtung zum Erzeugen und Speichern von Pixelwerten, die Signale entsprechend der detektierten Strahlung, die aus dem Tierkörper austritt, umfassen, wobei das Verfahren gekennzeichnet ist durch die Schritte: a) Aktivierung der Quelle, so daß diese durchdringende Strahlung sowohl durch das Objekt von Interesse als auch die unsichtbarmachende Menge der Substanz zum Austreten in einem Muster hindurchtreten läßt; b) Detektieren des austretenden Musters; c) Erzeugen von Signalen, die einen Satz von Pixelwerten definieren, die auf das austretende Muster bezogen sind; d) Identifizieren erster und zweiter Abschnitte des Musters, wobei ein erster Satz von Pixelwerten entsprechend dem ersten Musterabschnitt und ein zweiter Satz von Pixelwerten entsprechend dem zweiten Musterabschnitt identifiziert werden, wobei der erste Musterabschnitt das Objekt von Interesse und die zusätzliche Menge der unsichtbarmachenden Substanz enthält und der zweite Musterabschnitt nicht das Objekt von Interesse, jedoch eine ähnliche Menge der unsichtbarmachenden Substanz wie die enthält, die im ersten Abschnitt enthalten ist; e) Summieren der Pixelwerte des ersten Satzes; f) Summieren der Pixelwerte des zweiten Satzes und hierdurch Erzeugen abgeschätzter Pixelwerte entsprechend der zusätzlichen Menge im ersten Abschnitt; und g) Subtrahieren der Summe, die durch Summieren der Pixelwerte des zweiten Satzes gewonnen wird, von der Summe, die durch Summieren der Pixelwerte des ersten Satzes gewonnen wird, um eine Anzeige dieser Menge zu gewinnen.
• Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung wird ein System zur Quantifizierung der Menge einer speziellen Substanz innerhalb eines Objekts oder Gegenstands von Interesse in einem Tierkörper (menschlichen Körper) angegeben, worin die Substanz im Objekt von Interesse teilweise durch eine zusätzliche Menge derartiger Substanz unsichtbar gemacht wird, wobei das System ein digitales Abbildungssystem verwendet, das eine Einrichtung umfaßt, die durchdringende Strahlung sowohl durch das Objekt von Interesse als auch die unsichtbarmachende Menge der Substanz zum Austreten in einem Muster treten läßt, eine Einrichtung zur Detektion des austretenden Musters, eine Einrichtung zum Erzeugen von Signalen, die einen Satz von Pixelwerten definieren, der auf das austretende Muster bezogen ist, wobei das System gekennzeichnet ist durch eine Einrichtung zur Identifizierung erster und zweiter Abschnitte dieses Musters, wobei ein erster Satz von Pixelwerten dem ersten Musterabschnitt entspricht und ein zweiter Satz von Pixelwerten dem zweiten Musterabschnitt entspricht, wobei der erste Satz von Pixelwerten einen ersten Musterabschnitt des Objekts beschreibt, der den Gegenstand von Interesse und die zusätzliche Menge unsichtbarmachender Substanz enthält, und der zweite Satz-von Pixelwerten einen zweiten Musterabschnitt dieses Objekts beschreibt, der nicht den Gegenstand von Interesse jedoch eine ähnliche Menge der unsichtbarmachenden Substanz wie die enthält, die im ersten Musterabschnitt enthalten ist, eine Einrichtung zum Summieren von Pixelwerten des ersten Satzes, eine Einrichtung zum Summieren von Pixelwerten des zweiten Satzes, und wobei abgeschätzte Pixelwerte entsprechend der zusätzlichen Menge im ersten Musterabschnitt erzeugt werden, und eine Einrichtung zum Subtrahieren der Summe, die durch Summation der Pixelwerte vom zweiten Satz gewonnen wird, von der resultierenden Größe, die durch Summation der Pixelwerte des ersten Satzes gewonnen wird, um eine Anzeige dieser Menge zu gewinnen.
• Die vorliegende Erfindung wird detaillierter unter Bezug auf die folgende detaillierte Beschreibung und die Zeichnungen verstanden, in denen:
• Fig. 1 eine bildhafte Darstellung ist, die ein Abbildungssystem zeigt, in dem die vorliegende Erfindung einbezogen ist;
• Fig. 2 eine Ansicht von oben auf das System entsprechend Fig. 1 ist;
• Fig. 3 ein detaillierteres Blockschaltbild ist, das einen Teil des Systems der Fig. 1 darstellt;
• Fig. 4 einen Teil einer Anatomie darstellt, die eine Untersuchung unter Verwendung der vorliegenden Erfindung zuläßt;
• Fig. 5 und 6 detailliertere Darstellungen, die die Anwendung eines Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung verdeutlichen, darstellen;
• Fig. 7 bis 9 detaillierte und graphische Darstellungen darstellen, die die Anwendung eines weiteren Ausführungsbeispiels dieser Erfindung verdeutlichen; und
• Fig. 10 bis 14 detaillierte Darstellungen darstellen, die die Anwendung weiterer Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung verdeutlichen.
• Die Fig. 1 und 2 zeigen ein digitales Durchleuchtungssystem S mit Schlitzprojektion, wobei in diesem System die vorliegende Erfindung einbezogen ist. Das System S scanned ein Röntgenstrahlausbreitungsbündel, das angenähert 1 mm dick ist, um eine vertikale Achse über den Brustbereich eines Patienten und detektiert ein Röntgenstrahlmuster, das aus dem Patientenkörper austritt. Die Information, die durch die erfaßten Röntgenstrahlen repräsentiert wird, wird verarbeitet und dargestellt, um eine Darstellung eines Bildes der inneren Körperstruktur oder des Zustandes des Innern eines Patienten zu präsentieren.
• Es sei von Anfang an darauf hingewiesen, daß die vorliegende Erfindung, während sie im Einsatz von digitalen Durchleuchtungs-Abbildungssystemen beschrieben wird und der Durchführung derselben fähig ist, nicht in sich selbst eine Abbildungstechnik darstellt. Statt dessen beinhaltet die Erfindung, wie aus der folgenden Beschreibung deutlich werden wird, ein Verfahren und eine Vorrichtung für die Verwendung und die Verarbeitung von Signalen, die normalerweise bei der Abbildungstechnik verwendet werden, um andere Information, die sich auf die Quantifizierung speziellen Materials in bestimmten spezifizierten Regionen von Interesse innerhalb eines tierischen bzw. menschlichen Körpers abzuleiten und anzuzeigen.
• Genauer gesagt, umfaßt das System S eine Röntgenstrahlquelle X, (eine X-Strahlungsquelle), die an einer Befestigungsstruktur M angebracht ist, um ein Ausbreitungsbündel B von Röntgenstrahlen durch den Körper eines Patienten P so zu projizieren, daß eine ausgerichtete Detektoranordnung D gestreift wird, die mehrere Detektorelemente umfaßt. Das Ausbreitungsbündel B wird durch einen vorderen Schlitz oder Spalt K auf eine im wesentlichen vertikale Ebene eingegrenzt. Die Detektoranordnung D umfaßt eine im wesentlichen vertikal langgestreckte Anordnung von individuellen Detektorelementen V und ist bezüglich der vertikalen Ebene, die durch das Ausbreitungsbündel B definiert ist, ausgerichtet. Ein hinterer Schlitz oder Spalt J, der an der Detektoranordnung D befestigt ist, dient zur weiteren Definition des Ausbreitungs- oder Streubündels B.
• Die Röntgenstrahlquelle X ist an der Struktur M so angebracht, daß sie um eine vertikale Achse drehbar ist, die in Fig. 2 so definiert ist, daß sie sich in die Papierebene hineinerstreckt. Mechanische Verbindungen L koppeln die Röntgenstrahlröhre X an die Detektoranordnung D und die Schlitze K und J und bewirken, daß die Detektoranordnung hinter dem Patientenkörper entlang eines gebogenen Weges scanned, der durch die Pfeile A, A' definiert ist, um die Detektoranordnung D über die gesamte scannende Drehbewegung des Bündels hinweg mit dem Bündel B ausgerichtet zu halten.
• Das Ausführungsbeispiel des Abtast- oder Scan-Mechanismus ist nicht auf eine feste oder starre mechanische Verbindung, die die zu bewegenden Elemente verknüpft, beschränkt. Von den Fachleuten auf dem hier in Frage stehenden Gebiet können Ausführungsbeispiele mit Servosteuerung und zugeordneter Kraftantriebsvorrichtung ebenfalls so ausgelegt und angepaßt werden, daß sie die gewünschte Abtastung erzielen.
• Gemäß einem weiteren Aspekt dieses Ausführungsbeispiels kann die Röntgenstrahlröhre X auch um ihren Brennpunkt verschwenkt werden, um das Bündel B ausgerichtet mit dem Abtastdetektor zu halten.
• Die Röntgenstrahlquelle X wird durch eine Energieeinrichtung so gesteuert, daß sie das Ausbreitungsbündel B entweder als kontinuierliches Röntgenstrahlbündel oder als eine schnelle Folge von Röntgenstrahlimpulsen aussendet. Die Röntgenstrahlröhre X und die Detektoranordnung D tasten synchron um eine vertikale Achse von einer Seite des Patientenkörpers zur anderen über den Patienten. Analoge Detektorausgangssignale von jedem der Detektorelemente werden periodisch abgetastet. Jede Abtastung erzeugt analoge Signale, die einen Abschnitt der Bildinformation repräsentieren. Leer den Verlauf der Abtastung von einer Seite zur anderen werden Signale entwickelt, die mehrere Bildzeilen beschreiben, die gemeinsam eine Bereichsabbildung der Struktur des Patienteninneren darstellen.
• Die analogen Signale, die von der Detektoranordnung erzeugt werden, werden einem Analog/Digital-Wandler C zugeführt, der die Ausgangssignale digitalisiert und diese einer digitalen Verarbeitungs- und Empfangseinheit DPU zuführt. Die DPU verarbeitet diese digitalisierten Ausgangssignale so, daß eine digitale Repräsentation eines Bildes der Körperstruktur des Patienteninneren, die vom Röntgenstrahlbündel B abgetastet worden ist, auf einer Pixel-um-Pixel-Basis aufgebaut wird. Digitale Signale von der DPU werden mittels eines Digital/Analog-Wandlers DAC in analoge Form umgesetzt und einer Displayeinheit T zugeführt, die ansprechend hierauf eine Abbildung in visueller Form erzeugt, die der Abbildung entspricht, die die Signale von der DPU repräsentiert.
• Es sind in Verbindung mit der DPU digitale Speichereinrichtungen vorgesehen, um die Bilddarstellungen für eine zukünftige Verwendung digital abzuspeichern. In einem solchen Fall werden die digital abgespeicherten Signale später durch die DPU abgespielt, in analoge Form umgesetzt, und ihre entsprechenden Bilder werden dann dargestellt.
• Das System S erzeugt auf seinem Display eine Abbildung, die ein rechtwinkliges Matrixfeld individueller Bildpixel umfaßt. Jedes Pixel ist durch einen speziellen Helligkeits- oder Leuchtpegel definiert. Die Pixel sind in jeweiligen horizontalen Reihen und vertikalen Spalten ausgerichtet.
• Das oben allgemein beschriebene Durchleuchtungsabbildungssystem ist in der folgenden Publikation von Tesic, M.M., et al., "Digital Radiography of the Chest: Design Features and Considerations vor a Prototype Unit", Radiology, Vol. 148 No. 1, pp. 259-264, July, 1983 beschrieben.
• Die Detektoranordnung des Systems umfaßt eine Detektorstruktur, wie sie in der oben erwähnten Patentbeschreibung EP-A-115125 beschrieben ist.
• Genauer umfaßt der Detektor zwei sich generell vertikal erstreckende Detektorreihen, ein Detektor hinter dem anderen bezüglich der Röntgenstrahlenquelle. Jede, die vordere und hintere Anordnung, sind entlang einer im wesentlichen bogenförmigen Bahn angeordnet, die einen Teil eines Kreises definiert, der in einer vertikalen Ebene liegt.
• Nach Diskussion des Systems S in allgemeiner Weise, wird nun unter Bezugnahme auf das Blockschaltbild der Fig. 3 die Funktionsweise des Systems detaillierter beschrieben.
• Ein Block 10 repräsentiert den Systemmontageturm und seinen zugeordneten Dualenergie-Detektor. Die Röntenstrahlquelle wird angesteuert, und der Montageturm und der Detektor werden dazu veranlaßt, sich in bezug auf das Subjekt zu bewegen, um unaufbereitete Ursprungsdaten zu gewinnen, die das Hochenergiebild 12 und das Niedrigenergiebild 14 repräsentieren. Diese Ursprungsdaten werden einer Datenverarbeitungseinheit 16 zugeführt, die eine VAX 11/750 Verarbeitungseinheit ist, die von Digital Equipment Corporation hergestellt wird, und 2 DEC RM80 Platteneinheiten umfaßt. Die Platteneinheiten speichern die zu verarbeitenden und vom Rest des Systems darzustellenden Bilddaten. Der Betriebsoperator der Verarbeitungseinheit fordert spezifizierte Systemfunktionen an. Bestimmte weiter unten detaillierter zu beschreibende Berechnungen werden dabei ausgeführt, wobei hierbei die Erzeugung von Cursor-Graphiken, die Durchführung von Rückprojektionen für Vorwärtsprojektions-Operationen und Hintergrundunterdrückung umfaßt sind, wie weiter unten detaillierter erläutert ist.
• In bekannter Weise erzeugt die Verarbeitungseinheit 16 Signale, die ein materialspezifisches Weichteilgewebebild darstellen, das im Block 18 angedeutet ist, und Signale, die ein materialspezifisches Knochenbild darstellen, das durch Block 20 repräsentiert wird.
• Die Signale, die das Weichteil- bzw. Knochenbild darstellen, werden einem Bildprozessor 22 zugeführt. Der Bildprozessor 22 ist ein Gould DeAnza IP 8400 Image Processor. Der Bildprozessor 22 manipuliert die Bilder und Graphiken für die Darstellung. Weitere Information bezüglich Details und Funktionsweise des Bildprozessors ist den folgenden Publikationen entnehmbar, von denen jede durch diesen Hinweis ausdrücklich Inhalt dieser Beschreibung sind: Gould DeAnza P8500 Image Processor Software Manual 800219, 1982; und Gould DeAnza IP850O Image Probessor Hardware Reference Manual 800218-REV C, 1983.
• Das Ausgangssignal vom Bildprozessor 22 wird einem Bildmonitor 24 zugeführt, der ein analoges Bild erzeugt, das den verarbeiteten Bilddaten entspricht, die vom Bildprozessor 22 bearbeitet und ausgegeben wurden.
• Der Datenprozessor 16 erzeugt auch Signale, die bestimmte Summationen von Bildpixeldaten darstellen, die weiter unten detaillierter beschrieben werden, und die einem Drucker 26 zugeführt werden. Dem Drucker 26 werden auch Hintergrundunterdrückungs-Signale zugeführt. Der Drucker 26 erzeugt abfühlbare Darstellungen von Summationsprofilen, bei bei den Blöcken 28, 30 angedeutet sind. Der Drucker ist ein DEC LA120 Konsolen/Drucker.
• Die Verarbeitungseinheit und der Bildprozessor empfangen Steuerinstruktionen von einer Betrachter-Bedienplatzeinheit 32. Die Betrachter-Bedienplatzeinheit 32 umfaßt eine Tastatur für eine Tasteiieingabe durch den Operator und einen berührungsempfindlichen Plasmabildschirm zur Informationsanzeige, Steuerknöpfe oder -tasten zur Spezifizierung vom Bildfenster, Pegeln und Kombinationswinkeln in bekannter Weise und eine Rollkugel zum Definieren der Cursorgraphik-Stellen. Die Betrachter-Bedienplatzeinheit umfaßt auch drei Bildbetrachtermonitore.
• Die Betrachter-Bedienplatzeinheit überträgt Bildfenster- und Pegelsignalbefehle in bekannter Weise zum Bildprozessor 22. Die Betrachter-Bedienplatzeinheit überträgt auch Bildprozessorsignale, die die Bildcursorpositionierung definieren. Bildcursorpositionierungs-Signale werden auch an die Prozessoreinheit 16 übertragen.
• Calcium-Kalibrierungsdaten werden mittels der Prozessoreinheit in einer bekannten Weise übertragen und verarbeitet, wie bei Block 34 angedeutet ist.
• Der Bildprozessor weist in seiner im Handel erhältlichen Form inhärent die Fähigkeit der Cursorerzeugung auf. Ein Cursor bedeutet für die hier betrachteten Zwecke eine Einrichtung zur visuellen Überlagerung auf dem auf einem analogen Monitor darzustellenden Bild. Der Betrachter/Bedienplatz- und -bildprozessor, der oben identifiziert wurde, umfaßt auch eine Operator-Rollkugel und weitere Steuereinheiten sowie eine Schaltung zur Definition der Größe, Form und Orientierung des Cursors. Die Größe, Form und Orientierung des Cursors werden der Verarbeitungseinheit mitgeteilt, die eine Einrichtung zur separaten Verarbeitung und Handhabung von Bildrepräsentationssignalen entsprechend den Pixeln des Bildes umfaßte die vom speziellen Cursor eingegrenzt werden, welcher vom Operator selektiv vorgegeben wird. Die Ausnutzung der Cursorfähigkeit wird weiter unten näher erläutert.
• Eine der von der Prozessoreinheit durchführbaren Funktionen besteht darin, die Helligkeitswerte für selektierte Bildpixel, die von einem Cursor umgrenzt werden, entweder in ihrer Gesamtheit oder separat entlang jeder mehrerer separater Pixellinien innerhalb des Cursors separat aufzusummieren. Eine bekannte Technik zur Durchführung dieser Funktion ist als "Rückprojektion" bekannt und wird in der folgenden Publikation beschrieben, die durch diesen Hinweis ausdrücklich auch zum Inhalt der vorliegenden Beschreibung wird: Joseph, P.M. "an Improved Algorithm for Reprojecting Rays Through Pixel Images", IEEE Transactions On Medical Imaging, Vol. MI-1, Nr. 3, November 1982; eine alternative Technik ist in Newman, W.M., et al., "Principles of Interactive Graphics", 1979, McGraw-Hill, Seiten 22 bis 25 beschrieben.
• Eine Durchleuchtung der oben beschriebenen Art wird häufig zum Aufsuchen von geschädigten Bereichen wie Knoten oder anderen Objekten von Interesse im Brustbereich eines zu untersuchenden Patienten eingesetzt. Einige solcher Knoten sind manchmal gutartig, stellen jedoch manchmal maligne Tumoren dar, die behandelt oder entnommen werden müssen. Derartige Knoten sind häufig bis zu einem Grad verkalkt, der von einem Knoten zum anderen variieren kann. Der verbleibende Bereich des Knotens, der nicht aus Calcium besteht, beinhaltet die meisten der Eigenschaften von Weichteilgewebe.
• Darüber hinaus enthält Knochen viel Calcium, welches vordringlich abgebildet wird, und auch nichtverkalktes Weichteilgewebe enthält Spurenmengen von Calcium, die sich in den Röntgen- oder Durchleuchtungsbildern als meßbarer Hintergrund zeigen können.
• Die Dualenergie-Durchleuchtung erzeugt materialspezifische Bilder von tierischen Körpern und kann so eingestellt werden, daß sie im wesentlichen nur Calcium im Körper abbildet.
• Abgesehen davon, daß bestimmte pathologische Zustände einfacher erkennbar gemacht werden, stehen Daten, die Bilder beschreiben, welche durch Energiesubtraktionstechniken abgeleitet wurden, auch zur Verarbeitung zur Verfügung, um quantitative Information über den Wasser/Calcium- Aufbau von Strukturen oder Objekten von Interesse wie beispielsweise Lungenknoten zur Verfügung zu stellen. Derartige quantifizierungsbestimmende Techniken liefern im wesentlichen eine nichtagressive chemische Untersuchung des Calciumgehalts eines Knotens oder anderer Schädigung oder von normaler Anatomie.
• Es sei eine Knochendarstellung betrachtet, die unter Verwendung von digitaler Durchleuchtung abgeleitet wurde, die die Energiesubtraktionstechnik ausnutzt. Jeder Pixel des Bildes definiert einen Strahlenpfad vom Brennpunkt der Röntgenstrahlröhre durch den Patienten zur Detektoroberfläche. Der Wert jedes Pixels ist proportional zur Calciummenge entlang dieses Strahlenpfades. In medizinischer Physik ist es häufig angebracht, die Menge (Dicke) einer Substanz, die abgebildet wird, als Masse pro Einheitsfläche zu beschreiben, wobei hier im allgemeinen die Einheit Gramm pro Zentimeter (g/cm²) angegeben wird. Pixelwerte im Knochenbild sind identisch zur Masse pro Einheitsfläche darüberliegenden Calciums. Diese Technik wird in der folgenden Publikation beschrieben, die durch diesen Hinweis zum Inhalt der vorliegenden Beschreibung wird: Johns, H.E., et al., "The Physics of Radiology", 4. Auflage, 1983, Charles C. Thomas-Verleger, Seite 140.
• Die vorliegende Erfindung liefert eine Technik zur Extraktion quantitativer Daten aus Bildern von Calcium enthaltender Knoten, geschädigten Bereichen oder anderen Körperstrukturen, wie sie durch eine interessierende Region definiert werden. Spezifischerer ausgedrückt, ist die Technik dazu ausgelegt, die gesamte Calciummasse von Lungenknoten zu messen.
• Man betrachte die Abbildung eines Lungenknotens. In zahlreichen Fällen wird das Bild des Knotens eines oder mehrere abdeckende oder unsichtbarmachende störende Objekte wie Rippen überlagern oder von diesen überlagert werden. Zum jetzigen Zeitpunkt sei jedoch der einfache Fall angenommen, daß keine Rippenüberlagerung vorhanden ist.
• Die Pixelwerte im Knochenbild sind proportional zum g/cm² Calciumwert, der überlagert oder stört:
• W = K·P, (1)
• wobei P ein Knochenbild-Pixelwert ist, W der g/cm² Wert des dieses Pixel überlagernden Calciums ist und K eine Konstante ist, die für das spezielle Abbildungssystem, das eingesetzt wird, charakteristisch ist. Es sei Ap der Bereich (an der Bildfläche) eines Pixels und es sei M die Knotenvergrößerung. Dann wird die Calciummasse Bj, die das Pixel j überlagert, durch die Beziehung:
• Bj = (Ap/M²) Wj = (KAp/M²)Pj (2)
• beschrieben.
• Es sei auch zum jetzigen Zeitpunkt angenommen, daß kein "Calciumhintergrund" überlagert ist oder bezüglich des Knotens ausgerichtet ist. Dann ist P gleich 0 für Pixel außerhalb des Knotens. Nun sei eine Region R definiert, die den Knoten enthält. Die gesamte Calciummasse B des Knotens wird dann gegeben durch:
• Gleichungen (2) und (3) zeigen an, wie die Calciummasse eines Knotens zu berechnen ist, unter der Annahme:
• (1) daß der Knoten keinerlei Rippen überlagert und (2) daß der den Knoten überlagernde oder umgebende Hintergrund keine Calciumkomponente enthält.
• Die beiden erforderlichen Voraussetzungen zur Ableitung der Gleichungen (2) und (3) sind jedoch in der Praxis selten erfüllt. Das Weichteilgewebe, das einen Knochen überlagert und umgibt, weist eine geringe Calciumkomponente auf.
• Darüber hinaus haben Tests nahegelegt, daß zwischen 50% und 75% sämtlicher Knoten zumindest eine Rippe überlagern. Der Begriff "Überlagerung" in der hier benutzten Weise bedeutet, daß die Schattenaufnahme des Knotens oder Objekts von Interesse zumindest teilweise mit der Schattenabbildung der anderen oder störenden Struktur wie einer Rippe, auf die hier Bezug genommen wird, überlappt.
• Die Erfindung enthält eine Technik zum Quantifizieren der Calciummenge in einem Knoten, einem geschädigten Bereich oder anderen Körperstruktur von Interesse, wobei sie zwischen dem Calcium der Struktur von Interesse, das ermittelt werden soll, und dem Hintergrundcalcium und dem Calcium jedweder überlagernder Rippen oder anderem störenden oder abdeckenden Calcium unterscheidet. Diese Technik ist beispielsweise in den Fig. 4 bis 6 dargestellt.
• Die Fig. 4 zeigt einen Teil 100 einer Rippe eines menschlichen Patienten, der zu untersuchen ist, und einen Knoten 102, der teilweise über der Rippe liegt. Als Bezugspunkt wird angenommen, daß vom oben beschriebenen System erzeugte Röntgenstrahlen durch die Rippe und den Knoten in einer Richtung senkrecht zur Papierebene hindurchtreten. Die Detektoranordnung ist nicht gezeigt.
• Ein Verfahren zum Quantifizieren des Calciums im Knoten 102 ist in den Fig. 5 und 6 dargestellt. Die Fig. 5 und 6 zeigen die Rippe 100, den Knoten 102 und ein rechtwinkliges Feld 106. Das Feld 106 ist als Cursor zu betrachten, der auf dem Displayschirm des Hauptabbildungssystems, das oben beschrieben ist, an einer Stelle erscheint, die jeweils seiner Stelle, die in den Fig. 5 bzw. 6 dargestellt ist, entspricht. Die Cursorgröße, -orientierung und -position sind vom Operator in bekannter Weise steuerbar. Die Aufgabe des Cursors besteht darin, eine Region von Interesse um den Knoten herum zu definieren. Das Hauptabbildungssystem, wie oben erwähnt, ist in bekannter Weise imstande, separat Daten von Bildpixeln innerhalb der Grenzen der durch die Cursor definierten Regionen zu verarbeiten, zu verstärken bzw. hervorzuheben und/oder zu handhaben.
• In den Fig. 5 und 6 sind die Cursor rechtwinklig, wobei ihre Seitenpaare in horizontaler und vertikaler Richtung ausgerichtet sind. Die Cursor können jedoch auch von irgendeiner zueinander kongruenten Geometrie sein. Das System S ist imstande, gleichzeitig zahlreiche Cursor zu etablieren,und die Cursor, die in den Fig. 5 und 6 gezeigt sind, werden auf diese Weise eingerichtet.
• Ein Verfahren zum Bestimmen der Menge an Calcium im Knoten 102 besteht darin, zwei Datensätze zu vergleichen, d. h. die Daten, die in der Region aufgenommen werden, die durch den Cursor 106 an der Stelle in Fig. 5 definiert ist, und einen Satz, der in der Region aufgenommen wird, die durch den wie in Fig. 6 liegenden Cursor definiert ist. Dies wird weiter unten detaillierter beschrieben.
• Der Cursor der Fig. 5 ist so eingerichtet, daß er den ganzen Knoten 102, einen Teil der Rippe und weiteren Hintergrund umgrenzt. Der Cursor der Fig. 6 ist so eingerichtet, daß er einen Teil der Rippe und weiteren Hintergrund umgibt, jedoch keinerlei Abschnitte des Knotens 102 eingrenzt.
• Der durch den gemäß Fig. 6 positionierten Cursor definierte Rippenabschnitt 108 weist im wesentlichen dieselbe Größe, Form und Stelle bezüglich der Rippenkante auf wie die Region 109 der Rippe, die durch den Cursor der Fig. 5 eingegrenzt wird. So definiert der in Fig. 5 gezeigte Cursor eine Region, deren Bildpixel den Strahlungsschwächungsbeitrag beschreiben, der durch das relativ gleichförmig mit Calciumspuren belegte Weichteilgewebe, durch die Rippe und durch den Knoten erbracht wird. Die durch den gemäß Fig. 6 positionierten Cursor definierte Region zeigt Strahlungsschwächungseffekte, die nur durch den relativ gleichförmigen Hintergrund und durch die Rippe erbracht werden. Darüber hinaus ist der Abschnitt der Rippe, der innerhalb des Cursors der Fig. 6 eingegrenzt ist, im wesentlichen kongruent und analog positioniert wie der Rippenabschnitt, der durch den Cursor der Fig. 5 eingeschlossen ist.
• Die Daten, die von den Pixeln, welche durch die beiden Cursor gemäß der Positionen in Fig. 5 bzw. 6 simultan definiert werden, erfaßt werden, werden separat gespeichert. Die Pixelwerte der Pixel, die vom Cursor der Fig. 5 eingegrenzt werden, werden summiert. Die Pixelwerte, die vom Cursor, der gemäß Fig. 6 positioniert ist, eingegrenzt werden, werden separat summiert. Die dem Cursor der Fig. 6 zugeordnete Summe wird von der dem Cursor der Fig. 5 zugeordneten Summe subtrahiert. Dort wo die Daten aus den Regionen der beiden Cursor aus Information abgeleitet sind, die das Calciumbild des Objekts beschreiben, ist, wie bei der Energiesubtraktion, der verbleibende Teil, eine Skalarzahl, eine Funktion der Calciummenge im Knoten. Die Subtraktionsoperation eliminiert wirksam den Beitrag des Calciums, das in der Rippe liegt, und des Calciums, das im Weichteilgewebe dieser Region liegt.
• Während dieses Ausführungsbeispiel der Erfindung primär zum Einsatz im Zusammenhang mit dualer Energiesubtraktion beschrieben wird, wird in Betracht gezogen, daß nützliche Information durch Implementierung dieses Ausführungsbeispiels im Zusammenhang von Expositionen mit einzelner Energie abgeleitet werden kann. Wird jedoch eine Exposition mit nur einer einzelnen Energie angewandt, so wird die abgeleitete Information eine Funktion der Gesamtmasse des Knotens sein, statt eine Quantifizierung dessen Calciumgehalt allein.
• Ein weiteres Ausführungsbeispiel eines Verfahrens zum Untersuchen der Calciummenge in einem Knoten besteht darin, einen "lokalen" Hintergrund aus einer Region abzuleiten, die durch einen stationären einzigen Cursor definiert wird.
• Eine derartige Technik ist in Verbindung mit den Fig. 7 bis 9 dargestellt.
• Fig. 7 zeigt einen Knoten 119, der teilweise eine Rippe 110 überlagert und von einem rechtwinkligen Cursorfeld 116 umgrenzt ist. Wie in Verbindung mit dem vorhergehenden Ausführungsbeispiel wird von diesem Feld angenommen, daß es ein Cursor auf einem Display ist. Die Cursorgröße, -orientierung und -position werden vom Operator gesteuert. Die Aufgabe des Cursors besteht darin, eine Region um den Knoten herum zu definieren.
• In diesem Ausführungsbeispiel der Erfindung werden zwei Voraussetzungen bezüglich der Verteilung von Calcium in der Rippe gemacht: (1) die Rippenkante 112 ist angenähert eine gerade Linie über die Region, die durch den Cursor definiert wird, und (2) die Rippencalciumverteilung variiert im wesentlichen nur in Richtung senkrecht zur Rippenkante. Es wird auch angenommen, daß das Calcium des Hintergrundweichteilgewebes im wesentlichen über die durch den Cursor definierte Region konstant ist.
• Das Cursorrechteck ist so orientiert, daß ein Seitenkantenpaar parallel zur Rippenkante liegt. Innerhalb des Cursors werden Pixelsummen entlang Linien senkrecht zur Rippenkante erzeugt, wodurch ein Summationsprofil der Cursorregion erzeugt wird. Ein derartiges Profil ist in Fig. 7 gezeigt, wobei ein angehobener Bereich oder "Höcker" 118 das Calcium im Knoten hervorhebt. Das Profil umfaßt ferner Schwanz- oder Endbereiche 120, 122.
• Vorzugsweise werden die Bildpixelwerte unter der Bedingung der Ausführung der Energiesubtraktionstechnik oben beschriebener Art so erzeugt, daß das resultierende Summationsprofil im wesentlichen nur auf Daten basiert, die den Calciumgehalt in den durch den Cursor umgrenzten Strukturen repräsentieren.
• Diese Technik könnte jedoch auch mit einer Durchleuchtung oder Röntgenabbildung einzelner Energie eingesetzt werden, jedoch würde dann das Profil die Schwächungscharakteristiken zeigen, die von allen Materialien innerhalb der cursordefinierten Region erbracht werden statt nur die speziellen Schwächungscharakteristiken von Calcium allein.
• Der Höcker- oder Maximumbereich des Profils entspricht der Region, in der die Pixellinien senkrecht zur Rippenkante den Knoten schneiden, während die Endabschnitte des Profils den Regionen innerhalb des Cursors entsprechen, in denen die Pixellinien senkrecht zur Rippenkante nur mit einem Abschnitt der Rippe selbst ausgerichtet sind und mit Hintergrundmaterial und nicht den Knoten schneiden.
• Als Hilfe zum Verständnis, wie diese Technik arbeitet, sei Fig. 8 betrachtet, die identisch zur Fig. 7 ist, außer daß der Knoten fehlt. So zeigt das in Fig. 8 abgeleitete Profil nur die Rippenkonfiguration und den gleichförmigen Calciumhintergrundbeitrag, und ist daher entlang einer Richtung parallel zur Rippenkante angenähert gleichförmig. Diese Gleichförmigkeit resultiert daraus, daß die Rippenkante im wesentlichen eine gerade Linie ist und die Rippe entlang einer Richtung parallel zu ihrer Kante eine im wesentlichen gleichförmige Calciumverteilung aufweist.
• Um eine Darstellung zu gewinnen, die im wesentlichen nur dem Calcium im Knoten entspricht, überlagert man einfach die Profile der Fig. 7 und 8 und subtrahiert den Beitrag des Profils der Fig. 7, der aus dem Rippen/Hintergrundbeitrag resultiert, weg, so daß nur das Knotencalciumprofil überig bleibt. Das Knotencalciumprofil kann dann in bekannter Weise integriert werden, um einen Wert für den gesamten Calciumgehalt zu gewinnen.
• Es ist wichtig, festzustellen, daß die in Fig. 8 dargelegte Prozedur nicht tatsächlich separat und unterschiedlich von der Prozedur durchgeführt wird, die in Verbindung mit Fig. 7 dargelegt ist. Die Prozedur der Fig. 8 ist lediglich hypothetisch. In der Praxis kann das Rippenprofil (das gleichförmige in Fig. 8 gezeigte Profil) häufig mit ausreichender Genauigkeit im Profil der Fig. 7 abgeschätzt werden, indem einfach die Schwänze oder Enden des Profils der Fig. 7 verbunden werden, das durch die Kombination der Rippen/Hintergrund/Knotenkombination hervorgerufen wird. Diese Prozedur ist in Fig. 9 dargestellt, wobei der schraffierte Bereich dem Integral des Knochencalciumprofils entspricht.
• Dort, wo die beiden Endabschnittbereiche des Summationsprofils angenähert horizontal verlaufen und einen gleichen Wert aufweisen, umfaßt die Interpolation des Werts des Rippen/Hintergrundteils (Fig. 8) über den Bereich des Knotens (Fig. 7) hinweg nur einen einzigen Schritt der Verbindung der beiden Endabschnitte über den Raum zwischen ihnen hinweg. Wenn jedoch die jeweiligen Endabschnittbereiche oder Schwanzbereiche unterschiedliche Größenwerte aufweisen und entlang ihrer sichtbaren Längen nicht gleichförmig sind, können bekannte Interpolations- oder Extrapolationstechniken verwendet werden, um eine statistisch gültige Abschätzung oder Annäherung des Rippen/Hintergrundbeitrags des Profils der Fig. 8 zu gewinnen, entsprechend dem Beitrag, den der den Knoten einschließende Bereich des Gesamtprofils erbringt, wie in Fig. 7 dargestellt ist.
• Wenn S das Integral des Knotencalciumprofils repräsentiert, ist S analog zur Pixelsummation aus Gleichung (3), so daß das gesamte Calcium des Knotens gegeben ist durch:
• B = (KAp/M²) x S. (4)
• Beim Entwickeln der Summen von Pixellinien, die sich senkrecht zur Rippenkante erstrecken, muß beachtet werden, daß, (im Ausführungsbeispiel der Fig. 7), wenn nicht die Rippenkante mit den tatsächlichen Pixelreihen oder -spalten im vom System erzeugten Bild ausgerichtet ist, eine Einrichtung eingesetzt werden muß, um die Pixellinienintegrale zu approximieren. Die Orientierung des Cursors unter einem nicht parallelen Winkel bezüglich der Pixellinien oder -spalten erfordert den Einsatz einer bekannten Technik, die mit "Rückprojektion" bezeichnet wird. Die Rückprojektion summiert die Pixel auf, die innerhalb des nicht parallel orientierten Cursors eingegrenzt werden, und zwar in einer solchen Weise, die die Approximationen von Pixellinien innerhalb des Cursors bewirkt. Die so abgeleiteten Pixelsummen sind tatsächlich Approximationen auf Linienintegrale, und so beläuft sich diese Technik darauf, ein Verfahren zum Abschätzen eines willkürlich gerichteten Linienintegrals zu finden. Dieses Problem wird im allgemeinen als Wieder- bzw. Rückprojektion oder Vorwärtsprojektion bezeichnet, da es in einer Bedeutung die umgekehrte Operation einer sogenannten Back-Projection ist, einer häufig in Computertomographie eingesetzten Technik. Die Rückprojektions- oder Reprojection-Techniken, die zum Einsatz beim Praktizieren dieser Erfindung geeignet sind, sind in den oben abgedeckten Artikeln von Joseph und Newman diskutiert.
• Ein weiteres Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ermöglicht es, die Vorteile des zuvor beschriebenen Ausführungsbeispiels ohne die Notwendigkeit der Verwendung komplexer, allgemeiner Rückprojektionstechniken bei der Erzeugung von Pixellinienintegralen zu erzielen.
• Gemäß diesem Ausführungsbeispiel und unter Bezugnahme auf Fig. 10 sind eine Rippe 130 mit einer Kante 132 und ein Knoten 134 gezeigt. Im Ausführungsbeispiel der Fig. 10 ist jedoch der Cursor durch ein Parallelogramm 136 definiert.
• Wie im Fall der Fig. 7 und 8 ist die Rippenkante 132 unter einem Winkel im Bild orientiert, der weder vertikal noch horizontal ist, und ist daher weder zu den Spalten noch Reihen von Pixeln parallel.
• Der parallelogrammförmige Cursor 136 weist keine rechten Winkel auf. Eines der Seitenpaare des Parallelogramms 136 ist im wesentlichen parallel zur Rippenkante 132 ausgerichtet, während das andere Seitenpaar vertikal orientiert ist. Dies bedeutet, daß, falls Pixellinien parallel zum vertikalen Seitenpaar über das Parallelogramm 36 hinweg summiert werden, es nicht notwendig ist, irgendwelche Rückprojektionstechniken einzusetzen, da die summierten Linien von Pixeln parallel zu den Pixellinien sind, die im Bilddetektorgerät definiert sind. In Fig. 10 ist ein Profil 138 dargestellt, das in einer zur in Verbindung mit Fig. 7 beschriebenen Weise analog gewonnen wurde. Wie im in Verbindung mit den Fig. 7 und 8 beschriebenen Ausführungsbeispiel können die Endabschnitte des Profils 138 verbunden werden, und der Bereich des Maximums oder Höckers über den verbundenen Endabschnitten stellt den gesamten Calciumgehalt des Knotens 134 dar.
• Das in Verbindung mit Fig. 10 beschriebene Ausführungsbeispiel wird eingesetzt, wenn die Neigung oder Schräge der Linie 132, die durch die Rippenkante definiert wird, geringer oder gleich Eins ist, d. h., größer oder gleich 45º ist.
• Ein weiteres Ausführungsbeispiel wird angewandt, wenn die Rippenkante eine Linie definiert, deren Neigung bezüglich der Horizontalen größer als Eins, d. h. größer oder gleich 45º ist. Fig. 11 zeigt dieses Ausführungsbeispiel.
• Fig. 11 zeigt eine Rippe 140, deren Kante 142 angenähert eine Linie definiert, deren Winkel zur Horizontalen größer als 45º ist. Es ist auch ein Knoten 144 dargestellt. Ein Cursor 146 mit der Form eines Parallelogramms ohne rechte Winkel ist ebenfalls dargestellt. In diesem Ausführungsbeispiel ist eines der Linienpaare, die das Parallelogramm definieren, im wesentlichen parallel zur Linie 142. Das gegenüberliegende Seitenpaar verläuft horizontal.
• In diesem Ausführungsbeispiel werden die innerhalb des Cursors 146 eingegrenzten Pixellinien in einer horizontalen Richtung aufsummiert. Dies bedeutet, daß im Ausführungsbeispiel der Fig. 11 ebenfalls keine Notwendigkeit besteht, komplexe Rückprojektionstechniken zur Summation von Pixellinien einzusetzen, daß die Summation im Bild horizontal erfolgt und zwar entlang der Richtung der Pixelreihen gemäß inhärenter Definition im Display und durch die Systemschaltung.
• Es ist auch ein Profil 148 gezeigt, das das Ergebnis der stattfindenden Summationen repräsentiert. Das Profil 148 wird in einer analogen Weise zu der eingesetzt, die in Verbindung mit den Fig. 7 und 8 diskutiert wurde.
• So sind unter Verwendung der Ausführungsbeispiele der Fig. 10 und 11 zwei der Parallelogrammlinien, die durch die Cursorkonfiguration definiert sind, im wesentlichen parallel zur Rippenkante, während die verbleibenden beiden Linien parallel entweder zu den Pixelreihen oder Pixelspalten sind. In diesen Ausführungsbeispielen reduziert sich die Rückprojektion auf den trivialen Vorgang der reihen- oder spaltenweisen Summation.
• Die Parallelogrammkonfiguration für den Cursor liefert eine größere positionelle Flexibilität als bei rechtwinkliger Auslegung, wobei es einem ermöglicht wird, das Calcium im Knoten oder anderen Strukturen, die sich in unterschiedlichen Stellen befinden, zu quantifizieren.
• Die relevanten Operationsprinzipien zum Aufbau des Cursors sind:
• (1) Wenn ein störendes oder unsichtbarmachendes abdeckendes Objekt eine im wesentlichen lineare Kante definiert, sollte ein Linienpaar des Parallelogramms parallel zu dieser Kante verlaufen, und
• (2) Linien von Pixelsummationen sollten sich parallel zum anderen Linienpaar ungeachtet der Richtung dieses anderen Linienpaares erstrecken. Keine weitere geometrische Bedingung ist wesentlich. Es ist nicht erforderlich, daß das andere Linienpaar parallel zu Pixelreihen oder -spalten ist, obwohl es, wie oben diskutiert, manchmal vorteilhaft ist, den Cursor so zu gestalten.
• Die Fig. 12 zeigt einen Augenblick, bei dem ein rechtwinkliger Cursor 150 zwei Rippen 152, 154 überlagert ist, wohingegen ein Knoten 156 nur über einer Rippe 152 liegt. Auch dann, wenn der Knoten nicht vorläge, würde das Hintergrundprofil, für das nur die Rippe und das Hintergrundcalcium einen Beitrag liefern (analog zum Fall der Fig. 8), keine gerade Linie bilden. Daher würde die Abschätzung des Profils aus den Endstücken oder Schwanzteilen des Profils analog zur Abschätzung der Fig. 7, wobei bei diesem Profil sowohl die Rippe, als auch der Hintergrund als auch der Knoten einen Beitrag liefern, ungenau sein, wodurch die Quantifizierung des Calciums im Knoten entsprechend ungenau wäre.
• Die Fig. 13 zeigt an, wie die verallgemeinerte Parallelogrammform des Cursors die Flexibilität in einer Situation wie der der Fig. 12 erbringt, den Cursor derart zu strukturieren, daß er einen Teil von nur einer Rippe eingrenzt. In diesem Fall wird eine Calciumquantifizierungsgenauigkeit beibehalten.
• Wie häufig in der Praxis auftritt, zeigt Fig. 13, wie eine Seite der Parallelogrammränder sehr dicht am Knoten liegt. Aus diesem Grund wird gemäß dieser Seite des Knotens kein "Schwanz"- Abschnitt des Profils erscheinen. Der Schwanz oder das Endstück der anderen Seite des Knotens muß in einem solchen Fall dazu verwendet werden, um (z. B. durch Extrapolation) das Profil analog zur Fig. 8 abzuschätzen, bei der nur die Rippe und der Hintergrund einen Beitrag liefern, so daß dieser wegsubtrahiert werden kann. Dieses Extrapolationsverfahren mit nur einem Endstück ergab gute Ergebnisse bei Tests, obgleich, sofern möglich, es als vorzuziehend angesehen wird, die Technik mit zwei End- oder Schwanzstücken beim Abschätzen des Hintergrundbeitrages zu verwenden.
• Manchmal ist ein Knoten mehr als einer Rippe überlagert. Die Quantifizierung ist auch in diesem Fall noch möglich, erfordert jedoch, daß der Knoten so betrachtet wird, als ob er in mehrere zusammenhängende Regionen aufgeteilt oder segmentiert ist. Hierzu wird auf Fig. 14 Bezug genommen. Der Calciumgehalt jeder Region des Knotens wird wie oben beschrieben berechnet, und die Ergebnisse werden addiert, um den Gesamtcalciumgehalt des Knotens zu gewinnen.
• Bei der Segmentationstechnik der Fig. 14 ist eine Besonderheit oder Spitzfindigkeit involviert. Eine Region 1 umfaßt einen Teil des Knotens und einen Teil der oberen Rippe. Die Quantifizierung dieser Region stellt keinerlei Problem dar und erfolgt in der Art und Weise analog zu dem Verfahren, das in Verbindung mit Fig. 13 diskutiert wurde. Jedoch umfaßt eine Region 2 gemäß Fig. 14 eine Teilregion, in der die obere und untere Rippe überlappen. Die Seiten (Basen) AF und BE des Parallelogramms der Region 2 sind parallel zur Kante der unteren Rippe, jedoch nicht parallel zur Kante der oberen Rippe. Daher ist der Abschnitt des Profils, der nur vom Hintergrund und der Rippe der Region 2 beigetragen wird, nicht flach, und das Modell, auf dem die Quantifizierungstechnik beruht, ist nicht streng korrekt.
• Jedoch haben Tests gezeigt, daß die Segmentierungstechnik gemäß der Abbildung in Fig. 14 recht gut arbeitet, wenn eine Abschätzung des Rippen/Hintergrundbeitrags unter Verwendung von zwei "Schwänzen" jedes Profils gemacht wird. Es wird davon ausgegangen, daß dies deshalb der Fall ist, weil eine Abschätzung unter Verwendung zweier Schwanz- oder Endstücke die Schwanzstücke auf jeder Seite des Knotens mittelt, wobei sich ein abgeschätzter Mittelwert für das Rippen/Hintergrundprofil ergibt, der annehmbar angenähert dem tatsächlichen Mittelwert ist.
• Die Erzeugung von Cursorgraphiken wird nun diskutiert. Ein Parallelogramm ist dann definiert, wenn drei der Vertices oder Scheitel definiert sind. Ein Operator kann ein Parallelogramm definieren- indem er die Rollkugel der Betrachter/Bedienplatzeinheit und einen Punktcursor (das ist ein kleiner Cursor von im wesentlichen einem einzelnen Pixel) benutzt. Der Punktcursor wird unter Verwendung der Rollkugel herumbewegt, und wenn er sich an einer Stelle befindet, von der der Operator annimmt, daß sie für einen Vertex des Parallelogramms geeignet ist, betätigt der Operator in bekannter Weise die Betrachter/Bedienplatzeinheit dahingehend, daß ein Punkt (Vertex) in die Displayüberlagerungsebene "eingeschrieben" wird. Dann kann der Operator den Punktcursor zur nächsten Stelle bewegen, an der ein Vertex gewünscht wird, usw.
• Der Operator definiert zunächst zwei derartige Punkte, die ein Liniensegment parallel zu einer Rippenkante definieren, wie weiter unten detaillierter erläutert ist. Diese Punkte (Pixel) werden in geeigneter Weise P&sub1; und P&sub2; genannt. Sind einmal P&sub1;1 und P&sub2; definiert, so greift die Prozessoreinheit auf ihre x-y Koordinaten zurück und berechnet die beste (Pixel)-Linie, die diese Punkte verbindet, in einer analogen Weise zu der, die in den Publikationen von Joseph und Newman offenbart ist, die hier mit einbezogen sind. Techniken zur Aufnahme der Koordinaten zweier Punkte und zum Erzeugen einer besten Pixellinie, die diese verbindet, sind allgemein bekannt, wie in den oben erwähnten Artikeln dargelegt ist. Nachdem die Punkte auf dieser Linie berechnet worden sind, wird diese Linie in die Displayüberlagerungsebene eingeschrieben.
• Als nächstes definiert der Operator einen dritten Punkt in einer derartigen Weise, daß das sich ergebende Parallelogramm die Region von Interesse einschließt, die im analogen Bild erscheint. Ist einmal der dritte Punkt P&sub3; definiert, ist es für die Prozessoreinheit einfach, den vierten und endgültigen Punkt P&sub4; zu berechnen.
• Die Berechnung des Punktes P&sub4; wird auf folgende Weise erzielt, wobei X&sub1; und Y&sub1; die Koordinaten von P&sub1; usw. sind. Dann gilt
• X&sub4; = (X&sub3; - X&sub2;) + X&sub1;
• Y&sub4; = (Y&sub3; - Y&sub2;) + Y&sub1;.
• Sind einmal P&sub1; bis P&sub4; bekannt, verwendet die Prozessoreinheit eine bekannte Linienzeichnungstechnik, um die verbleibenden drei Seiten des Parallelogramms in der Überlagerungsebene zu schreiben. Es seien die Basis und die Seiten parallel zur Basis (beide parallel zur Rippenkante) beides "Basen" des Parallelogramms genannt und die anderen beiden Seiten "Seiten" genannt. Auch seien die "Längen" des Parallelogramms als die Länge von (Anzahl von Pixeln in) jeder der Basen bezeichnet und die "Breite" des Parallelogramms sei die Länge von (Anzahl von Pixeln in) jeder der Seiten. Diese Nomenklatur ist in der folgenden Diskussion von Nutzen.
• Nachdem das Parallelogramm vollständig definiert und dargestellt ist, wirkt die Prozessoreinheit dann dahingehend, daß sie das Summationsprofil gemäß bekannter Technik bildet. Pixelsummationen werden parallel zu den Seiten des Parallelogramms durchgeführt.
• Die Technik zur Profilerzeugung wird nun diskutiert.
• Man beginnt mit der Pixellinie (Parallelogrammseite), die zwischen P&sub1; und P&sub4; definiert ist. Dann addiert man sämtliche Werte der Pixel in dieser Linie. Dies repräsentiert die erste "Projektion" (Punkt, Wert oder Element),des Profils. Im nächsten Schritt bewegt man sich zum nächsten Punktpaar der jeweiligen Parallelogrambasen unter Verwendung der Liniendefinitionstechnik, die oben beschrieben wurde, um eine Pixellinie zwischen diesen Punkten zu definieren. Dann addiert man sämtliche der Werte der Pixel in dieser neuen Linie. Dies ist die zweite "Projektion" des Profils. Dann fährt man fort, sich zu sukzessiven Paaren jeweiliger Basispunkte zu bewegen, bis die andere Seite des Parallelogramms erreicht ist, d. h. die Punkte P&sub2;, P&sub3;. Das Profil wird auf diese Weise erzeugt. Dies ist das Profil, das dann, wie detailliert in Verbindung mit den Fig. 7 und und folgenden beschrieben wurde, der "Schwanzsubtraktion" und "Integration" unterzogen wird.
• Ist die Integration des Bereichs unter einer Kurve erforderlich, beläuft sich die Integration einfach auf die Aufsummation der Profilprojektionen nach Subtraktion des "Schwanzhintergrundes".
• Es wird deutlich, daß in Verbindung mit der obigen Näherung zur Profilerzeugung, bei der Pixellinien durch Rückprojektion approximiert werden, einige Pixel mehr als einmal während der Summationen verwendet werden und andere Pixel überhaupt nicht verwendet werden. Dies bedeutet, daß die Gesamtzahl bei der Erzeugung des Profils verwendeten Pixel nicht notwendigerweise gleich der Gesamtzahl von Pixeln ist, die im Parallelogramm enthalten sind, und zwar wegen der Zeilenapproximationstechnik, die erforderlich ist und die in Verbindung mit den hier eingeschlossenen Veröffentlichungen von Joseph und Newman diskutiert ist. Falls man das Profil nehmen würde und sämtliche der Werte im Profil ohne eine "Schwanzhintergrundkorrektur" aufsummieren würde, würde man idealerweise dieselbe Antwort bzw. dasselbe Ergebnis erhalten, wie beim Summieren sämtlicher Pixel im Parallelogramm. Da dies in der Praxis nicht zutrifft, muß man einen Korrekturfaktor auf das Ergebnis der Profilintegration anwenden. Der Korrekturfaktor ist einfach das Verhältnis der tatsächlichen Anzahl von Pixeln im Parallelogramm, einschließlich der, die die Basen und Seiten repräsentieren, zur Anzahl von Pixeln, die bei der Erzeugung des Profils verwendet werden. Die Anzahl von Pixeln N, die bei der Erzeugung des Profils verwendet werden, ist einfach die Länge mal der Breite des Parallelogramms. Die tatsächliche Anzahl von Pixeln im Parallelogramm (A) wird aus einer Formel für die Fläche eines Parallelogramms berechnet:
• A = (X&sub1; Y&sub2;) + (X&sub2; Y&sub3;) + (X&sub3; X&sub1;) -
• (X&sub3; Y&sub2;) - (X&sub2; Y&sub1;) - (X&sub1; Y&sub3;).
• Infolgedessen wird Gleichung (4) der Beschreibung zu:
• B = (A/N) (KAp/M²) S (5)
• Einige der oben diskutierten Gleichungen enthalten eine Konstante K, die aus den speziellen Charakteristiken des verwendeten Systems abgeleitet ist und hierfür charakteristisch ist. K wird praktischerweise in Milligramm pro Quadratzentimeter (mg/cm²) pro Pixelzählung oder -zählwert ausgedrückt.
• Es wird ein Stufen-Keilphantom, das Abstufungen oder Stufen verschiedener bekannter Dicken (mg/cm²) von Calcium enthält, abgebildet, und diese Dicken werden gegenüber den Knochenbils-Pixelwerten aufgetragen, die die Dicken von Calcium ergeben. Die resultierende Kurve (bzw. Plot) ist eine gerade Linie mit Neigung K.

Claims (11)

1. Verfahren zur Bestimmung der Menge einer speziellen Substanz innerhalb eines Gegenstandes von Interesse (102, 119, 134, 144, 156) in einem Tierkörper (P), worin die Substanz im Objekt von Interesse (102, 119, 134, 144, 156) zumindest teilweise durch eine zusätzliche Menge (100, 110, 130, 152 154) derartiger Substanz unsichtbar ist, welches Verfahren ein digitales Abbildungssystem (S) benutzt, das eine Quellen- (X) und eine Detektor-(D) Einrichtung zur Verwendung durchdringender Strahlung aufweist und eine Einrichtung (C, 16) zum Erzeugen und Speichern von Pixelwerten, die Signale entsprechend der detektierten Strahlung, die aus dem Tierkörper (P) austritt, umfassen, wobei das Verfahren gekennzeichnet ist durch die Schritte: a) Aktivierung der Quelle (X), so daß diese durchdringende Strahlung sowohl durch das Objekt von Interesse als auch die unsichtbarmachende Menge der Substanz zum Austreten in einem Muster hindurchtreten läßt; b) Detektieren des austretenden Musters; c) Erzeugen von Signalen, die einen Satz von Pixelwerten definieren, die auf das austretende Muster bezogen sind; d) Identifizieren erster und zweiter Abschnitte (106, 118, 120, 122) des Musters, wobei ein erster Satz von Pixelwerten entsprechend dem ersten Musterabschnitt und ein zweiter Satz von Pixelwerten entsprechend dem zweiten Musterabschnitt identifiziert werden, wobei der erste Musterabschnitt (106, 118) das Objekt von Interesse (102) und die zusätzliche Menge (109) der unsichtbarmachenden Substanz enthält und der zweite Musterabschnitt (106, 120, 122) nicht das Objekt von Interesse (102) jedoch eine ähnliche Menge (108) der unsichtbarmachenden Substanz wie die enthält, die im ersten Abschnitt enthalten ist; e) Summieren der Pixelwerte des ersten Satzes; f) Summieren der Pixelwerte des zweiten Satzes und hierdurch Erzeugen abgeschätzter Pixelwerte entsprechend der zusätzlichen Menge (109, 110, 130) im ersten Abschnitt (106, 118); und g) Subtrahieren der Summe, die durch Summieren der Pixelwerte des zweiten Satzes gewonnen wird, von der Summe, die durch Summieren der Pixelwerte des ersten Satzes gewonnen wird, um eine Anzeige dieser Menge zu gewinnen.

2. Verfahren nach Anspruch 1, in welchem der erste und zweite Musterabschnitt (106) zueinander im wesentlichen kongruent sind.

3. Verfahren nach Anspruch 1, in welchem die Musterabschnitte innerhalb eines einzelnen Parallelogramms (116, 136, 146, 150) definiert sind, das das Objekt von Interesse (119, 134, 144, 156) und die zusätzliche unsichtbarmachende Menge (110, 130, 140, 152, 154) einschließt, wobei die Summationsschritte die separate Summierung von Pixelwerten entsprechend jeweiliger im wesentlichen parallelen Linien von Pixeln innerhalb dieses Parallelogramms umfassen und ferner die Erzeugung eines Profils (138, 148) der Summationen umfassen, wobei das den ersten Musterabschnitt (118) definierende Profil Pixellinien entspricht, die das Objekt von Interesse (119, 134, 144, 146) schneiden, und der zweite Musterabschnitt (120, 122) Pixellinien entspricht, die das Objekt von Interesse (119, 144, 156) nicht schneiden, wobei der zweite Musterabschnitt (120, 122) dazu verwendet wird, die Verteilung des Profils der unsichtbarmachenden Menge abzuschätzen, in welchem eine Darstellung des Summationsprofils abzüglich des ab geschätzten Werts der Verteilung der unsichtbarmachenden Menge erzeugt wird und eine Darstellung des Integrals des verbleibenden Teils des Summationsprofils erzeugt wird.

4. Verfahren nach Anspruch 3, in welchem die Summationsschritte entlang zu den Seiten des Parallelogramms (116, 136, 146, 150) im wesentlichen parallelen Linien durchgeführt werden.

5. Verfahren nach Anspruch 3 oder Anspruch 4, in welchem die zusätzliche unsichtbarmachende Menge der Substanz in einem störend beeinflussenden Objekt (110, 130, 140) liegt, das eine Kante (112, 132, 142) definiert, die sich einer geraden Linie nähert, wobei die Pixelsummationsschritte umfassen: Summieren der Pixel entlang jeweiliger Linien in einer Richtung im wesentlichen senkrecht zu dieser Kange (112, 132, 142).

6. Verfahren nach Anspruch 3 oder Anspruch 4, in welchem die zusätzliche unsichtbarmachende Menge der Substanz in einem störend beeinflussenden Objekt (110, 130, 140) liegt, das eine im wesentlichen gerade Linie (112, 132, 142) definiert, und in welchem das Parallelogramm (116, 136, 146) mit Seiten definiert ist, die im wesentlichen parallel zu dieser Kante liegen.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 6, in welchem das System (S) eine Vorrichtung und Schaltung zum Betrieb in einem Energiesubtraktionsmodus umfaßt.

8. Verfahren nach einem vorhergehenden Anspruch, in welchem die Substanz Calcium umfaßt.

9. Verfahren nach Anspruch 8, in welchem a) das Objekt von Interesse innerhalb einer Lunge liegt und b) die unsichtbarmachende Substanz in einer Rippe (100, 110, 130, 140, 152, 154) liegt.

10. System zur Quantifizierung der Menge einer speziellen Substanz innerhalb eines Objekts von Interesse (102, 119, 134, 144, 156) in einem Tierkörper (P), in welchem die Substanz im Objekt von Interesse teilweise durch eine zusätzliche Menge (100, 110, 130, 152, 154) derartiger Substanz unsichtbar gemacht wird, wobei das System ein digitales Abbildungssystem (S) verwendet, das eine Einrichtung (X) umfaßt, die durchdringende Strahlung sowohl durch das Objekt von Interesse als auch die unsichtbarmachende Menge der Substanz zum Austreten in einem Muster treten läßt, eine Einrichtung (D) zur Detektion des austretenden Musters, eine Einrichtung (C) zum Erzeugen von Signalen, die einen Satz von Pixelwerten definieren, der auf das austretende Muster bezogen ist, wobei das System gekennzeichnet ist durch eine Einrichtung zur Identifizierung erster und zweiter Abschnitte (106, 118, 120, 122) dieses Musters, wobei ein erster Satz von Pixelwerten dem ersten Musterabschnitt entspricht und ein zweiter Satz von Pixelwerten dem zweiten Musterabschnitt entspricht, wobei der erste Satz von Pixelwerten einen ersten Musterabschnitt (106, 118) des Objekts beschreibt, das den Gegenstand von Interesse (102) und die zusätzliche Menge (109) unsichtbarmachender Substanz enthält, und der zweite Satz von Pixelwerten einen zweiten Musterabschnitt (106, 120, 122) dieses Objekts beschreibt, der nicht den Gegenstand von Interesse (102) jedoch eine ähnliche Menge (108) der unsichtbarmachenden Substanz wie die enthält, die im ersten Musterabschnitt (106, 118) enthalten ist, eine Einrichtung zum Summieren von Pixelwerten des ersten Satzes, eine Einrichtung zum Summieren von Pixelwerten des zweiten Satzes, und wobei abgeschätzte Pixelwerte entsprechend der zusätzlichen Menge (109) im ersten Musterabschnitt (106) erzeugt werden, und eine Einrichtung zum Subtrahieren der Summe, die durch Summation der Pixelwerte des zweiten Satzes gewonnen wird, von der resultierenden Größe, die durch Summation der Pixelwerte des ersten Satzes gewonnen wird, um eine Anzeige dieser Menge zu gewinnen.

11. System nach Anspruch 10, in welchem die Musterabschnitte innerhalb eines einzelnen Parallelogramms (116, 136, 146, 150) definiert sind, das den Gegenstand von Interesse (119, 134, 144, 156) und die zusätzliche unsichtbarmachende Menge (110, 130, 140, 152, 154) einschließt, wobei die Summationseinrichtungen Einrichtungen zur separaten Summierung von Pixelwerten entsprechend der jeweiligen im wesentlichen parallelen Linien der Pixel innerhalb des Parallelogramms umfassen, und wobei das System ferner Einrichtungen zum Erzeugen eines Profils (138, 14) der Summationen umfaßt, wobei das den ersten Musterabschnitt (118) definierende Profil den Pixellinien entspricht, die den Gegenstand von Interesse schneiden, und der zweite Musterabschnitt (120, 122) Pixellinien entspricht, die den Gegenstand von Interesse nicht schneiden; eine Einrichtung zur Ausnutzung des zweiten Musterabschnitts (120, 122) des Profils zur Abschätzung der Verteilung der zusätzlichen Menge dieser Substanz, die außerhalb des Gegenstandes von Interesse (119, 134, 144, 156) liegt; eine Einrichtung zur Erzeugung einer Darstellung des Summationsprofils abzüglich des abgeschätzten Wertes der Verteilung des Profils der zusätzlichen Menge der Substanz und eine Einrichtung zur Erzeugung einer Darstellung des Integrals des verbleibenden Teils des Summationsprofils.