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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung von tomographischen
Bildern zu unterschiedlichen Bewegungsphasen eines sich periodisch
bewegenden Objekts, insbesondere eines sich zyklisch bewegenden
Organs eines Patienten oder Probanden, unter Einsatz eines Tomographiegeräts, welches
zumindest ein um eine z-Achse des Tomographiegeräts rotierbar
angeordnetes Aufnahmesystem mit einer mit einem Röhrenstrom
beaufschlagbaren Röntgenröhre und einem Detektor
zur Erfassung von Projektionen umfasst. Darüber hinaus
betrifft die Erfindung eine Steuereinrichtung für ein solches
Tomographiegerät, ein Tomographiegerät mit einer
derartigen Steuereinrichtung und ein Computerprogramm-Produkt für
eine programmierbare Steuereinrichtung eines Tomographiegeräts.
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Insbesondere
bei medizinischen Bildaufnahmen zur Abbildung des Herzens und der
herznahen Blutgefäße besteht generell das Problem,
dass der aufzunehmende Untersuchungsbereich infolge des Herzschlags
einer ständigen periodischen Bewegung unterliegt, aufgrund
derer tomographische Bilder nur dann miteinander vergleichbar sind,
wenn sie zu gleichen Phasen eines Herzzyklus aufgenommen wurden.
Dieser Umstand ist insbesondere bei Computertomographieuntersuchungen
problematisch, bei denen die zu erzeugenden tomographischen Bilder
durch Rückprojektion einer Vielzahl von aus unterschiedlichen
Projektionswinkeln erfassten Projektionen berechnet werden. Die
Rückprojektion gelingt in der Regel nur dann störungsfrei,
wenn die zugrunde gelegten Projektionen eine im Wesentlichen identische
Phase des Herzzyklus abbilden. Eine durch Arrhythmien des Herzschlages
verursachte Verschiebung der Abtastung in Bezug auf die Phase äußert
sich in Bewegungsartefakte im resultierenden tomographischen Bild.
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Um
eine Rekonstruktion eines das Herz darstellenden tomographischen
Bildes mit geringen Bewegungsartefakten zu ermöglichen,
können unter Auswertung eines vom Patienten abgeleiteten EKG-Signals
Projektionen zu ein und derselben Phase aus einer Vielzahl von unterschiedlichen
Projektionsrichtungen gewonnen werden. Es existieren zwei Verfahren
zur EKG-gesteuerten Erfassung von Projektionen, die sich vom Ansatz
prinzipiell unterscheiden lassen.
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Eine
Möglichkeit besteht darin, dass während der gesamten
Zyklusdauer der Herzbewegung Projektionen erfasst und zusammen mit
dem EKG-Signal abgespeichert werden. Die Rekonstruktion eines tomographischen
Bildes erfolgt im Anschluss an die Datenerfassung, wobei mit Hilfe
des EKG-Signals retrospektiv Projektionen zu definierten Phasen
ausgewählt werden. Ein Vorteil dieses Verfahrens besteht
darin, dass sich beliebige Bewegungsphasen des Herzens durch geeignete
Wahl der Datenintervalle darstellen lassen. Voraussetzung für ein
solches retrospektives Gating bei der Rekonstruktion von tomographischen
Bildern ist jedoch, dass der Patient während der gesamten
Abtastung mit voller Röntgendosis bestrahlt wird, so dass
deutlich mehr Röntgendosis als erforderlich appliziert
wird.
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Eine
weitere Möglichkeit besteht darin, zur Minimierung der
Strahlungsdosis bei der Herzcomputertomographie prospektiv durch
das EKG getriggerte sequentielle Scans durchzuführen. Bei
einem solchen sequentiellen Scan wird das Aufnahmesystem relativ
zum untersuchten Objekt an verschiedene z-Positionen entlang der
z-Achse verfahren und es werden jeweils an der betreffenden z-Position
Projektionen angefertigt, wobei das Zeitfenster, in dem die Projektionen
erzeugt werden, in Abhängigkeit vom EKG-Signal festgelegt
wird. Beispielsweise kann ein bestimmtes Zeitfenster durch einen
Startpunkt und einen Endpunkt definiert werden, die relativ zu einer zuvor
gemessenen letzten R-Zacke im EKG bestimmt werden. Meist erfolgt
die Datenaufnahme dabei in einem genau festgelegten Zeitfenster
im Bereich der Enddiastole, um die Koronargefäße
bewegungsfrei darzustellen.
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Für
eine funktionelle Herzbildgebung, insbesondere zur Bestimmung der
Ejektionsfraktion, d. h. des Anteils des bei der Kontraktion des
Herzens ausgeworfenen Blutvolumens zum Gesamtvolumen der Herzkammer,
muss zusätzlich auch ein Bild in der Phase der maximalen
Kontraktion, d. h. zum Zeitpunkt der Endsystole, angefertigt werden.
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Es
ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren und eine
Steuereinrichtung für ein Tomographiegerät sowie
ein entsprechendes Tomographiegerät der eingangs genannten
Art dahingehend weiter zu entwickeln, dass mit einer geringen Röntgendosis
ausreichend gute Tomographiebilder in unterschiedlichen Bewegungsphasen
für eine funktionelle Bildgebung erfasst werden können.
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Diese
Aufgabe wird durch ein Verfahren gemäß Patentanspruch
1 bzw. durch eine Steuereinrichtung nach Patentanspruch 12 sowie
ein Tomographiegerät nach Patentanspruch 13 gelöst.
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Das
erfindungsgemäße Verfahren ist dabei durch folgende
Verfahrensschritte charakterisiert:
- a) Zunächst
wird das Aufnahmesystem relativ zum Objekt in einer ersten z-Position
entlang der z-Achse positioniert.
- b) Es werden dann Projektionen aus einer Vielzahl von unterschiedlichen
Projektionsrichtungen an dieser ersten z-Position erfasst. Vorzugsweise werden
hierbei jeweils so viele Projektionen erfasst, dass Messdaten für
Parallelprojektionen über ein Winkelintervall von insgesamt
mindestens 180° plus dem systembedingten Fächerwinkel
(sowie ggf. noch einem Winkelzuschlag von 30° zur Überblendung
zwischen Start- und Endprojektionen) vorliegen. Dabei werden getriggert durch
ein die Bewegung des Objekts repräsentierendes Bewegungssignal,
beispielsweise ein EKG, zu einer ersten Bewegungsphase des Objekts
Projektionen in einem prospektiv festgelegten ersten Zeitfenster
und zu einer zumindest zweiten Bewegungsphase des Objekts Projektionen
in einem prospektiv festgelegten zweiten Zeitfenster erfasst, wobei
erfindungsgemäß eine Modulation des Röhrenstroms
derart erfolgt, dass in dem ersten und dem zweiten Zeitfenster zur
Erzielung eines vorgebbaren unterschiedlichen Signal-zu-Rausch-Verhältnisses
in den erzeugten Bildern unterschiedliche Werte des Röhrenstroms eingestellt
werden.
- c) Anschließend wird das Aufnahmesystem jeweils analog
zum Verfahrensschritt a) sequentiell an weiteren z-Positionen entlang
der z-Achse relativ zum Objekt positioniert und es werden jeweils
an den z-Positionen entsprechende Projektionen für zumindest
die beiden Bewegungsphasen gemäß Verfahrensschritt
b) erfasst. Diese Schritte werden so lange wiederholt, bis ein vorgegebener
Untersuchungsbereich, der zumindest einen vorgegebenen Teil des
zu untersuchenden Objekts, ggf. sogar das ganze Objekt erfasst,
an den gewünschten z-Positionen abgetastet ist.
- d) Außerdem erfolgt eine Rekonstruktion der tomographischen
Bilder für zumindest die beiden Bewegungsphasen auf Grundlage
der gewonnenen Projektionen. Eine solche Rekonstruktion kann schritthaltend,
d. h. jeweils während der Durchführung der Schritte
a) bis c), oder auch nachgeschaltet erfolgen, wenn sämtliche
Projektionen aufgenommen wurden.
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Es
wird an dieser Stelle darauf hingewiesen, dass unter einer Bewegungsphase
ein beliebiger festgelegter Zeitabschnitt innerhalb eines Bewegungszyklus
zu verstehen ist. Eine solche Bewegungsphase kann beispielsweise
in Form von Zahlenwerten, z. B. prozentual oder in Zeiteinheiten,
relativ zu einem charakteristischen Wert im Bewegungssignal definiert
werden. Ein typisches Beispiel wäre die Festlegung eines
Zeitraums in Millisekunden nach Auftreten der letzten R-Zacke oder
vor dem geschätzten Auftreten der nächsten R-Zacke
in einem EKG. Ebenso ist es aber auch möglich, eine Bewegungsphase
durch eine bestimmte charakteristische Aktion innerhalb des Bewe gungssignals
zu charakterisieren, beispielsweise bei einer Herzbewegung den Bereich
der Systole, der Endsystole, der Diastole oder der Enddiastole.
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Die
Erfinder haben erkannt, dass sich die applizierte Röntgendosis
zur Erzeugung tomographischer Bilder zu unterschiedlichen Bewegungsphasen dann
weiter reduzieren lässt, wenn die Abtastung entsprechend
einer zur Beantwortung der jeweiligen Untersuchung zugrunde liegenden
Fragestellung notwendigen Mindestbildqualität der darzustellenden Bewegungsphase
durchgeführt wird. Es wird also berücksichtigt,
dass in den Bildern, z. B. für spätere Diagnosezwecke,
meist unterschiedliche Bildmerkmale betrachtet werden, wobei sich
die Bildmerkmale mit einer unterschiedlichen Mindestbildqualität
extrahieren lassen. So ist es z. B. bei einer funktionellen Herzbildgebung
nicht nötig, dass sowohl in der Enddiastole als auch in
der Endsystole hochqualitative tomographische Bilder erzeugt werden.
Beispielsweise reicht es aus, in nur einer der Phasen, in der Regel der
Enddiastole, ein Bild mit einem sehr geringen Rauschen anzufertigen,
um nicht nur die Herzkammer, sondern auch die Koronargefäße
bewegungsfrei darzustellen. Da das zusätzliche Bild der
Endsystole dann nur noch benötigt wird, um beispielsweise die
Ejektionsfraktion zu bestimmen, reicht hierfür ein Bild
mit einem höheren Bildrauschen aus, weil im Gegensatz zu
den Koronargefäßen die Herzkammer auch bei rauschstärkeren
Bildern gut erkennbar ist. Daher ist es sinnvoll, die Aufnahmen
für diese Bewegungsphase mit einer geringeren Dosis zu
messen.
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Die
erfindungsgemäße Durchführung der Messung
als sequentielle Messung trägt ebenfalls zur Dosisreduzierung
bei. So könnte zwar eine Funktionsauswertung im Prinzip
auch mit Hilfe eines Spiralscans durchgeführt werden, wobei
zur Reduzierung der Röntgendosis der Röhrenstrom
in Abhängigkeit vom EKG in analoger Weise moduliert werden könnte.
Ein solcher Spiralscan ist zwar insgesamt schneller, hat aber den
Nachteil, dass die Vorschubgeschwindigkeit des Tisches, der sog.
Pitch, auch prospektiv eingestellt werden muss. Dabei muss der Pitch so
gewählt werden, dass der Vorschub beim längsten
RR-Zyklus des EKGs weniger als eine Detektorbreite beträgt,
da sonst Lücken im abgetasteten Volumen entstehen könnten.
Daher muss bei einem solchen Vorgehen – insbesondere, falls
die Herzrate während des Scans stark schwankt – der
Pitch kleiner als optimal gewählt werden. Dies würde
zu einer deutlich überlappenden Abtastung des Volumens führen,
die nur redundante Daten liefert und die Dosis der Untersuchung
erhöht. Bei dem erfindungsgemäßen Sequenzscan
kann vorzugsweise einfach darauf geachtet werden, dass die erfassten
Projektionen für benachbarte z-Positionen aneinander angrenzen oder
sich allenfalls sehr gering überlappen, um dennoch den
gewünschten Untersuchungsbereich lückenlos abzutasten.
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Zur
Durchführung des Verfahrens wird eine erfindungsgemäße
Steuereinrichtung für ein Tomographiegerät benötigt,
welches zumindest ein um eine z-Achse rotierbar angeordnetes Aufnahmesystem
mit einer mit einem Röntgenstrom beaufschlagten Röntgenröhre
und einen Detektor zur Erfassung von Projektionen sowie eine Positionierungseinrichtung
aufweist, um das Aufnahmesystem relativ zu einem zu untersuchenden
Objekt an vorgegebenen z-Positionen entlang der z-Achse zu positionieren. Die
erfindungsgemäße Steuereinrichtung benötigt eine
Schnittstelle zur Erfassung eines die Bewegung des Objekts repräsentierenden
Bewegungssignals, eine Schnittstelle zur Ansteuerung des Aufnahmesystems
und eine Schnittstelle zur Ansteuerung der Positionierungseinrichtung.
Zudem muss die Steuereinrichtung so ausgebildet sein, dass sie zur
Erzeugung von tomographischen Bildern zu unterschiedlichen Bewegungsphasen
eines sich periodisch bewegenden Objekts das Aufnahmesystem und
die Positionierungseinrichtung gemäß den über
die Bewegungssignal-Schnittstelle erfassten Bewegungssignalen entsprechend
den vorbeschriebenen Verfahrenschritten ansteuert.
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Ein
erfindungsgemäßes Tomographiegerät benötigt
neben dem üblichen um die z-Achse rotierbaren Aufnahmesystem
und der besagten Positionierungseinrichtung, um das Aufnahmesystem
re lativ zu einem zu untersuchenden Objekt an vorgegebenen z-Positionen
entlang der z-Achse zu positionieren, eine solche erfindungsgemäße
Steuereinrichtung. Darüber hinaus sollte das Tomographiegerät
auch eine Bildrechnereinheit aufweisen, die so ausgebildet ist,
dass sie auf Grundlage der gewonnenen Projektionen schritthaltend
oder nachgeschaltet tomographische Bilder rekonstruiert.
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Ein
Großteil der Komponenten zur Realisierung der Erfindung
in einer Steuereinrichtung können ganz oder teilweise in
Form von Softwaremodulen auf einem Prozessor realisiert werden.
Insbesondere können z. B. die Schnittstellen als reine
Hardwarekomponenten ausgebildet, aber auch als Softwaremodule realisiert
sein, beispielsweise, wenn die Daten von bereits auf dem gleichen
Gerät realisierten anderen Komponenten übernommen
werden können oder an eine andere Komponente nur softwaremäßig übergeben
werden müssen. Insbesondere können die Schnittstellen
auch aus Hardware- und Softwarekomponenten bestehen, wie z. B. eine
Standard-Hardware-Schnittstelle, die durch Software für den
konkreten Einsatz speziell konfiguriert wird.
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Die
Erfindung umfasst daher auch ein Computerprogrammprodukt, welches
direkt in einen Speicher einer programmierbaren Steuereinrichtung
eines Tomographiegeräts ladbar ist, welches Programmcodeabschnitte
aufweist, um alle Schritte des erfindungsgemäßen
Verfahrens auszuführen, wenn das Programm in der Steuereinrichtung
des Tomographiegeräts ausgeführt wird. Eine solche
softwaremäßige Realisierung ist insoweit vorteilhaft,
da hierdurch auch bereits vorhandene geeignete Tomographiegeräte
leichter nachgerüstet werden können, um nach dem
erfindungsgemäßen Verfahren zu arbeiten.
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Die
abhängigen Ansprüche enthalten jeweils besonders
vorteilhafte Weiterbildungen und Ausgestaltungen der Erfindung,
wobei die unabhängigen Ansprüche einer Kategorie
auch analog zu den abhängigen Ansprüchen einer
anderen Anspruchskategorie weitergebildet sein können.
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Wie
erläutert, wird zur Einsparung einer applizierten Dosis
die Abtastung der Bewegungsphasen vorteilhaft so durchgeführt,
dass für die erzeugten tomographischen Bilder gerade das
jeweils benötigte Signal-zu-Rausch-Verhältnis,
d. h. die Mindestbildqualität, erreicht wird. Das in den
jeweiligen Bildern benötigte bzw. geforderte Signal-zu-Rausch-Verhältnis
kann beispielsweise mittels einer Tastatur von einem Benutzer zu
Beginn der Untersuchung eingegeben werden. Alternativ können
auch in Abhängigkeit der ausgewählten darzustellenden
Phasen die für die spätere Diagnose notwendigen
Signal-zu-Rausch-Verhältnisse automatisch aus einer Datenbank
ausgelesen werden, in der z. B. experimentell oder durch eine Simulation
ermittelte optimale Werte abgespeichert sind. Insbesondere ist eine
Hinterlegung dieser Werte in Scan-Protokollen möglich,
welche jeweils die für die automatische Ansteuerung des
Tomographiegeräts für eine bestimmte Untersuchung
bzw. Studie benötigten Parameterwerte enthalten.
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Bei
einem bevorzugten Verfahren werden ein Anfangszeitpunkt und ein
Endzeitpunkt zu jedem der Zeitfenster prospektiv unter Berücksichtigung mindestens
eines Schwankungsparameters bestimmt, wobei der Schwankungsparameter
eine Unregelmäßigkeit der periodischen Bewegung
des Objekts charakterisiert. Auf diese Weise kann beispielsweise
bei einem EKG-Signal die Lage der Zeitfenster in Bezug auf die R-Zacke
des Herzzyklus prospektiv zuverlässiger geschätzt
werden, da eine Anpassung der Abschätzung dynamisch an
auftretende Änderungen der Herzfrequenz erfolgen kann. Änderungen der
Herzfrequenz könnten beispielsweise durch ergometrische
Belastung und durch den Einsatz von Kontrastmittel, beispielsweise
durch den Einsatz von Adenosin, entstehen.
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Vorzugsweise
wird der Schwankungsparameter durch eine Analyse einer vorgegebenen
Anzahl vorausgegangener Perioden der Bewegung des Objekts bestimmt,
wobei sich als Schwankungsparameter ganz besonders bevorzugt ein
Trend der Periodendauer der analysierten Perioden anbietet. Eine entsprechende
Möglich keit zur Bestimmung der Anfangszeitpunkte und der
Endzeitpunkte unter Nutzung des Trends der Periodendauer der vorhergehenden
Perioden innerhalb eines EKGs ist beispielsweise aus der
DE 10 2005 036 963
B3 bekannt, auf die insoweit hier inhaltlich verwiesen
wird.
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Besonders
bevorzugt wird auch in Abhängigkeit von einer Periodendauer
der Bewegung des Objekts prospektiv festgelegt, in welchem der beiden Zeitfenster
ein niedrigerer Wert des Röhrenstroms eingestellt wird
und in welchem der beiden Zeitfenster ein relativ dazu höherer
Wert des Röhrenstroms eingestellt wird. So kann es beispielsweise
von der Periodendauer abhängen, ob es günstiger
ist, in einem ersten Zeitfenster ein qualitativ höherwertiges Bild
zu machen und dafür in einem zweiten Zeitfenster ein qualitativ
schlechteres Bild oder umgekehrt. Z. B. eignet sich bei einer Herzuntersuchung
der Bereich der Enddiastole in der Regel besser, um ein hochqualitatives
Bild zu erzeugen, in dem die Koronargefäße bewegungsfrei
dargestellt werden. Mit steigender Herzrate, d. h. mit einer Verringerung
der Periode des EKGs, wird jedoch der zeitliche Bereich der Enddiastole
im Verhältnis zum Bereich der Endsystole immer kleiner.
Der Grund liegt darin, dass die Dauer der Kontraktion des Herzens
relativ unabhängig von der Herzrate ist. Erhöht
sich also die Herzrate, ändert sich in erster Linie die
Lage der Diastole, die mit steigender Herzrate somit kürzer
wird.
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Daher
kann es sinnvoll sein, für niedrige Herzraten die qualitativ
höherwertige Aufnahme zur Erkennung der Koronargefäße
wie üblich zum Zeitpunkt der Enddiastole, d. h. im zweiten
Zeitfenster, durchzuführen und hier einen höheren
Röhrenstrom einzustellen. Für höhere
Herzraten müsste dagegen im ersten Zeitfenster, welches
zumindest einen Teil der Endsystole erfasst, das qualitativ höherwertige Bild
angefertigt werden, wogegen dann bei der Aufnahme der Enddiastole
ein niedrigerer Röhrenstrom eingestellt wird. Diese Festlegung,
welcher Röhrenstrom in welchem Fenster verwendet wird,
kann automatisch erfolgen. Als niedrige Herzraten, in denen die
qualitative höherwertige Aufnahme im Bereich der Enddiastole
durchgeführt wird, können beispielsweise Herzraten
unterhalb von 75 bpm (Schläge pro Minute) angesehen werden.
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Sinnvollerweise
erfolgt vor und nach dem Erfassen der Projektionen in den gewünschten
Zeitfenstern an der betreffenden z-Position, d. h. während
eines Umpositionierens des Aufnahmesystems in eine neue z-Position,
keine Aussendung von Röntgenstrahlung Vorzugsweise wird
aber auch zwischen den Zeitfenstern der Röhrenstrom auf
einen Wert abgesenkt, der unterhalb der Werte des Röhrenstroms in
den beiden Zeitfenstern liegt. Dabei erfolgt vorteilhafterweise
eine ganz erhebliche Absenkung. So beträgt vorzugsweise
der Wert in einem der beiden Zeitfenster gleich oder weniger als
ca. 1/5 des Wertes in dem anderen Zeitfenster und zwischen den Zeitfenstern
wird der Röhrenstrom vorzugsweise nur noch auf gleich oder
weniger als ca. 1/20 des bei der höher qualitativen Aufnahme
benötigten maximalen Stroms abgesenkt. Besonders bevorzugt
wird zur Dosisminimierung zwischen den beiden Zeitfenstern der Röhrenstrom
sogar auf den Wert 0 abgesenkt.
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Da
die beiden Zeitfenster jeweils separat voneinander prospektiv bestimmt
werden können, kann es prinzipiell zu einem Überlapp
der beiden Zeitfenster kommen. In diesem Fall sollte dafür
gesorgt werden, dass in dem Überlappungsbereich der beiden
Zeitfenster automatisch der jeweils höhere Wert des Röhrenstroms
eingestellt wird.
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Um
Rechenzeit zu sparen, könnte das Verfahren prinzipiell
auch so durchgeführt werden, dass ein vorhergehendes Zeitfenster
und ein nachfolgendes Zeitfenster innerhalb eines Zyklus unmittelbar aneinandergrenzen.
D. h. es wird dann ein erster Startzeitpunkt für das erste
Fenster bestimmt, dann ein weiterer Zeitpunkt, welcher gleichzeitig
den Endzeitpunkt für das erste Fenster und den Startzeitpunkt
für das zweite Fenster bildet und schließlich
ein Endzeitpunkt für das Ende des zweiten Fensters.
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Die
Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten
Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher
erläutert. Es zeigen:
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1 ein
erfindungsgemäßes Computertomographiegerät
in einer perspektivischen Darstellung,
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2 eine
erste Variante eines Zeitverhaltens einer Strommodulation des Röhrenstroms
in Relation zu einem EKG-Signal,
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3 eine
zweite Variante eines Zeitverhaltens einer Strommodulation des Röhrenstroms
in Relation zu einem EKG-Signal,
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4 eine
dritte Variante eines Zeitverhaltens einer Strommodulation des Röhrenstroms
in Relation zu einem EKG-Signal und,
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5 eine
vierte Variante eines Zeitverhaltens einer Strommodulation des Röhrenstroms
in Relation zu einem EKG-Signal.
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1 zeigt
eine schematische perspektivische Ansicht eines erfindungsgemäßen
Tomographiegeräts. Das Tomographiegerät weist
in einem Gantrygehäuse 11 eine um eine im Allgemeinen
als z-Achse A bezeichnete Systemachse drehbare Gantry 10 mit
zumindest einem Aufnahmesystem 5, bestehend aus einem Röntgenstrahler 15 und
einem radial gegenüberliegenden Röntgendetektor 17,
auf. Optional kann das Tomographiegerät auch noch weitere
Aufnahmesysteme aufweisen. In 1 ist ein um
90° zum ersten Aufnahmesystem 5 versetztes zweites
Aufnahmesystem 6 mit einer weiteren Röntgenröhre 16 und
einem zweiten Detektor 18 dargestellt. Der Einsatz mehrerer
gegeneinander winkelversetzter Aufnahmesysteme hat den Vorteil,
dass Aufnahmen in erheblich kürzerer Zeit gefertigt werden
können, da gleichzeitig ein größerer
Winkelbereich abgedeckt wird und somit gleichzeitig verschiedene
Projektionen erfasst werden können. Dies ist insbesondere
bei einer Aufnahme von sich schnell bewegenden Organen vorteilhaft.
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In
z-Richtung vor dem Gantrygehäuse 11 befindet sich
ein Patiententisch 2, der auf einem Sockel 4 mit
Hilfe einer Positioniereinrichtung 3 zumindest in Richtung
der z-Achse verfahren werden kann. Auf diesem Wege kann ein auf
dem Patiententisch 2 liegender Patient P in den Messbereich
innerhalb der Gantry 10 des Gantrygehäuses 11 gefahren
und dabei der Bereich des zu untersuchenden Objekts, hier beispielsweise
das Herz H des Patienten P, an der passenden Position im Isozentrum
des Tomographen positioniert werden. Die Positioniereinrichtung 3 kann beispielsweise
in üblicher Weise durch eine in geeigneter Weise von Elektromotoren
und/oder durch elektrisch ansteuerbare, pneumatische und/oder hydraulische
Aggregate angesteuerte Mechanik realisiert werden.
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In
dem in 1 dargestellten Ausführungsbeispiel wird
der Patiententisch 2 in ein feststehendes Gantrygehäuse 11 eingefahren
und somit der Patient bzw. das zu untersuchende Objekt H passend zum
Gantrygehäuse 11 positioniert. Grundsätzlich sind
aber auch Ausführungsbeispiele möglich, bei denen
das Gantrygehäuse verschoben wird und der Patient selber
beispielsweise auf einem an einer fixen Position befindlichen Untersuchungstisch
liegt. Wesentlich ist lediglich die relative Positionierung des Untersuchungsobjekts
H zum Aufnahmesystem 5, 6.
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Es
wird an dieser Stelle auch darauf hingewiesen, dass anstelle des
dargestellten Ausführungsbeispiels das Tomographiegerät
auch in völlig anderer Form aufgebaut sein kann. Beispielsweise ist
in den meisten Fällen die Gantry zusätzlich quer zur
z-Achse verschwenkbar ausgebildet, um nicht nur senkrecht zur z-Achse
liegende, sondern auch schräg liegende Schnittbilder zu
erzeugen. Ebenso können die Aufnahmesysteme anders ausgebildet sein.
Beispielsweise kann ein nicht mit der Röntgenquelle rotierender,
sondern ringförmig um die ganze Gantry verlaufender Detektor
eingesetzt werden. Der genaue Aufbau des Aufnahmesystems ist für
die vorliegende Erfindung weitgehend unerheblich.
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Die
Steuerung des Tomographiegeräts erfolgt mit einer Steuereinrichtung 20,
die über geeignete Steuer- und Datenleitungen mit dem Gantrygehäuse 11 verbunden
ist. In 1 ist eine Steuerleitung dargestellt, über
die Ansteuersignale AS für das Aufnahmesystem sowie Positionssteuersignale
PS für die Positionssteuerung 3 des Patiententischs übergeben
werden, welche wiederum über Kabel mit dem Gantrygehäuse 11 verbunden
ist. Hierzu weist die Steuereinrichtung 20 geeignete Schnittstellen 22 zur
Ansteuerung der Aufnahmesysteme 5, 6 und eine Schnittstelle 23 zur
Ansteuerung der Positioniereinrichtung 3 auf, welche hier
als eine gemeinsame Schnittstelle 22, 23 dargestellt
ist.
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Über
eine weitere Leitung werden Rohdaten RD, die von den Detektoren 17, 18 der
Aufnahmesystem erfasst werden, an eine Rohdaten-Schnittstelle 24 der
Steuereinrichtung 20 weitergeleitet. Es ist klar, dass
anstelle einer Rohdatenleitung und einer Ansteuerleitung auch eine
Vielzahl von weiteren Steuer- und Datenleitungen zwischen Steuereinrichtung 20 und
Gantrygehäuse 11 bzw. auch dem Patiententisch 2 vorhanden
sein können. Ebenso können auch sämtliche
Leitungen in eine Leitung zusammengefasst werden. Dementsprechend
müssen die Schnittstellen angepasst sein.
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Die über
die Rohdaten-Schnittstelle 24 erfassten Rohdaten werden
einer Bildrechnereinheit 25 zugeführt, die hier
Teil der Steuereinrichtung 20 ist und die aus den mit den
Detektoren 17, 18 erfassten Projektionen die gewünschten
Schnittbilder B rekonstruiert. Diese können auf einem Display
der Steuereinrichtung 20 dem Benutzer gleich dargestellt und/oder
in einem Speicher 27 hinterlegt werden. Sie können
auch über eine nicht dargestellte Schnittstelle an weitere
Komponenten, beispielsweise Befundungsstationen, die mit der Steuereinrichtung über ein
Netzwerk verbunden sind, übermittelt oder auf an dieses
Netzwerk angeschlossenen Massenspeichern hin terlegt werden oder
auf Filmingstationen oder dergleichen ausgedruckt werden.
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Die
Steuereinrichtung 20 weist zur eigentlichen Ansteuerung
des Aufnahmesystems 5, 6 und der Positioniereinrichtung 3 eine
Messsteuereinheit 26 auf, welche z. B. basierend auf im
Speicher 27 hinterlegten oder über einen Netzwerkanschluss
erhaltenen Scanprotokollen, welche die für die automatische
Steuerung notwendigen Parameter enthalten, Steuersignale generiert,
die über die Schnittstellen 22, 23 an
die betreffenden Komponenten des Tomographiegeräts übermittelt
werden.
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Über
eine Benutzerschnittstelle, die beispielsweise wie hier dargestellt
eine Tastatur, ein Display und ggf. auch weitere Eingabemittel wie
eine Maus oder dergleichen aufweist, kann ein Benutzer die geeigneten
Scanprotokolle auch auswählen und ggf. verändern,
um so letztlich die Messung vorzugeben.
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Wie
in 1 zu sehen ist, ist der Patient P mittels Elektroden
(von denen hier schematisch nur zwei dargestellt sind) in üblicher
Weise an ein Elektrokardiogramm-Gerät 12 angeschlossen.
Ein damit während der Aufnahme der Tomographiebilder B
simultan erfasstes EKG-Signal BS wird als Bewegungssignal BS an
eine Bewegungssignal-Schnittstelle 21 der Steuereinrichtung 20 übermittelt.
Es kann dort genutzt werden, um das Tomographiegerät 1 in
der nachfolgend beschriebenen Weise getriggert durch das EKG-Signal
BS anzusteuern und so in erfindungsgemäßer Weise
Aufnahmen des sich zyklisch bewegenden Herzens H des Patienten P
in ganz bestimmten Bewegungsphasen zu erzeugen. Das Bewegungssignal
BS wird vom Elektrokardiogramm-Gerät 12 vorzugsweise
in digitaler Form übergeben. Alternativ kann auch die Bewegungssignal-Schnittstelle 21 einen
Digital/Analog-Wandler aufweisen, um ein analoges Bewegungssignal
in digitale Daten umzuwandeln und diese dann in der Messsteuereinheit 26 zu
nutzen.
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Sowohl
die Messsteuereinheit 26 als auch die Bildrechnereinheit 25 sowie
ggf. eine Vielzahl von weiteren nicht darge stellten Komponenten
in der Steuereinrichtung 20 sind vorzugsweise in Form von Softwaremodulen
auf einem oder ggf. mehreren untereinander vernetzten Prozessoren
in der Steuereinrichtung 20 realisiert.
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In
dem dargestellten Ausführungsbeispiel ist ein typischer
Fall dargestellt, bei dem die Breite der Detektoren 17, 18 in
z-Richtung nicht ausreicht, um Projektionen des kompletten Herzens
H entlang der z-Richtung auf einmal zu erfassen. Daher müssen nacheinander
an verschiedenen z-Positionen, von denen hier beispielhaft nur drei
z-Positionen z1, z2,
z3 eingezeichnet sind, Projektionen angefertigt
werden, um ein Abbild des kompletten Herzens zu bekommen.
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Wie
eingangs dargelegt, besteht das Problem darin, dass zur Darstellung
einer bestimmten Bewegungsphase sämtliche Projektionen
aus dieser Bewegungsphase stammen müssen. Dies wäre möglich,
indem einfach Projektionen vom kompletten Bewegungszyklus des Herzens
in allen z-Positionen angefertigt werden und mit Hilfe des parallel
aufgezeichneten EKG-Signals retrospektiv für die Erzeugung
der gewünschten Bilder nur die Projektionen verwendet werden,
die in den passenden Phasen aufgezeichnet werden. Dies bedeutet
aber für den Patienten eine relativ hohe Röntgenstrahlenbelastung,
die vermieden werden sollte. Daher arbeitet das System in der erfindungsgemäßen
Weise zur Erfassung von Computertomographiebildern in mehreren Bewegungsphasen
in der erfindungsgemäßen Weise durch Festlegung
geeigneter Fenster für die einzelnen interessierenden Bewegungsphasen
und Festlegung einer genau für die jeweilige Bewegungsphase zur
Erzeugung eines nutzbaren Bildes erforderlichen Röntgendosis
bzw. des hierfür vorzugebenden Röhrenstroms.
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In 2 ist
eine Variante für ein bevorzugt einstellbares Zeitverhalten
der Strommodulation des Röhrenstroms I in Relation zum
EKG-Signal BS des Patienten P über die Zeit t gemäß einem
Ausführungsbeispiel der Erfindung gezeigt. Dabei werden
in einem ersten Zeitfenster F1 in einer
ersten Bewegungsphase P1 (d. h., dass das
Zeitfenster F1 zumindest einen Teil der
ersten Bewegungsphase P1 überdeckt)
und in einem zweiten Zeitfenster F2 in einer zweiten
Bewegungsphase P2 (d. h., dass das Zeitfenster
F2 zumindest einen Teil der zweiten Bewegungsphase P2 überdeckt)
des Herzens H tomographische Bilder mit unterschiedlicher Bildqualität durch
entsprechende Modulation des Röhrenstroms I erzeugt. Im
unteren Teil der Figur ist dabei ein typisches EKG-Signal BS dargestellt,
in dem die Bewegungsphasen P1, P2 festgelegt sind. Ein solches EKG-Signal
BS zeigt als besonders charakteristisches Merkmal bei jedem Herzschlag
eine sogenannte R-Zacke R. Diese eignet sich besonders gut, um eine
Steuerung des Tomographiegeräts zu triggern. Bei der ersten
Bewegungsphase P1 handelt es sich hier um
die sog. Endsystole, in welcher das Herz zusammengezogen ist. Die
zweite Bewegungsphase P2 ist hier die Enddiastole,
in der das Herz erweitert ist, d. h. mit Blut gefüllt ist.
In dem darüber eingezeichneten Diagramm ist der Röntgenröhrenstrom
I über der Zeit t aufgetragen. Es wird an dieser Stelle darauf
hingewiesen, dass die Modulation hier als sehr scharfe Rechteckmodulation
dargestellt ist. In der Realität sind solche Rechtecke
in der Regel nicht erreichbar, sondern es ist mit größeren
Anstiegs- und Abstiegszeiten zu rechnen.
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Für
eine einfache Aufnahme zur bewegungsfreien Wiedergabe der Koronargefäße
des Herzens würde eines der Zeitfenster F2 ausreichen.
In der Regel wird hierfür die Enddiastole P2 verwendet,
da diese im Allgemeinen länger dauert und daher ein etwas größeres
Zeitfenster gewählt werden kann, um bewegungsfrei die gewünschten
Projektionen zu erfassen.
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Für
eine funktionelle Herzbildgebung wird jedoch auch eine Aufnahme
in der Phase der maximalen Kontraktion benötigt. In den
daraus erzeugten Schnittbildern muss lediglich die Größe
der Herzkammer bestimmt werden, um diese dann mit der aus den zum
Zeitpunkt der Enddiastole erzeugten Schnittbildaufnahmen gewonnenen
Herzkammergröße zu vergleichen. Daraus kann die
Ejektionsfraktion bestimmt werden. Im Gegensatz zu einer Aufnahme,
welche Auskunft über den Zustand der Koronargefäße
ge ben soll, ist für die Ermittlung der Herzkammergröße
eine besonders gute Aufnahmequalität nicht nötig,
da auch noch in Bildern mit einem relativ hohen Bildrauschen die
Kammerwand gut detektierbar ist. Um also die gesamte Röntgendosis
so niedrig wie möglich zu halten, werden bei dem Verfahren
gemäß 2 zunächst für
die Endsystole P1 und die Enddiastole P2 die Fenster F1,
F2 festgelegt, wozu jeweils die Anfangszeitpunkte
t1, t3 und die Endzeitpunkte
t2, t4 der Zeitfenster
F1, F2 prospektiv
bestimmt werden.
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Die
Festlegung dieser Zeitpunkte t
1, t
2, t
3, t
4 erfolgt
hier in Bezug auf die vorgehende R-Zacke R im EKG-Signal BS prospektiv
auf der Grundlage einer Auswertung zumindest der vergangenen Periodendauer
des Herzzyklus, d. h. durch eine Abschätzung. Bevorzugt
wird jedoch zur Verbesserung der Schätzung ein Trend in
der zeitlichen Änderung der Periodendauer durch eine Auswertung
einer Mehrzahl von in der Vergangenheit registrierten Periodendauern
bestimmt und dieser Trend dann berücksichtigt. Bei der
Schätzung können zudem neben dem Trend auch weitere
Schwankungsparameter wie die Streuung der Periodendauer berücksichtigt
werden. Vorzugsweise werden alle leicht verfügbaren Parameter
verwendet, mit denen sich Änderungen der Periodendauern
mathematisch beschreiben lassen. Die Optimierung der Phasenlage
der Endsystole P
1 liegt typisch zwischen
30% und 40% des RR-Zyklus des EKG-Signals, wogegen die Enddiastole
P
2 oft zwischen 60% und 70% des RR-Zyklus
zu finden ist. Verschiedenste Methoden, wie solche Parameter berücksichtigt
werden können, sind in der
DE 10 2005 036 963 B3 beschrieben.
-
Es
werden dann für jedes der Fenster F1,
F2 die für die zu erreichende Bildqualität
der Bilder in den zugehörigen Bewegungsphasen P1, P2 gerade benötigten
Röhrenstromwerte I1, I2 festgelegt.
In dem in 1 dargestellten Ausführungsbeispiel
wird für die Messung der Projektionen der Enddiastole ein
relativ niedriger Strom I1 von ca. 100 mA
vorgegeben. Für die Messung der Projektionen im Zeitfenster
F2 für die Enddiastole P2 wird dagegen ein erheblich höherer
Strom I2 von ca. 500 mA vorgegeben, da hier ein
besseres Signal-zu-Rausch-Verhältnis erreicht werden soll.
-
Innerhalb
des Aufnahmeverfahrens wird dann die Positioniereinrichtung 3 so
angesteuert, dass zunächst eine Positionierung des Herzens
relativ zum Aufnahmesystem 5, 6 in einer ersten
z-Position z1 erfolgt. D. h. die Positionierung
des Patienten P erfolgt so, dass die in 1 relativ
zum Herzen H eingezeichnete, als z-Position z1 gekennzeichnete Schnittlinie
im Isozentrum der Gantry 10 liegt, um dort die gewünschte
Schnittbildaufnahme zu erzeugen. Nachdem die korrekte Positionierung
der Aufnahmesysteme 5, 6 am Ort z1 erfolgt
ist, werden passend zum EKG-Signal an den in 2 dargestellten Zeitfenstern
F1, F2 mit den vorgegebenen
Röhrenströmen I1 bzw.
I2 die Projektionen erfasst.
-
In
dem gezeigten Beispiel schlägt das Herz mit einer Frequenz
von 60 bpm. Zur Rekonstruktion eines eine Bewegungsphase P1, P2 abbildenden
tomographischen Bildes müssen so viele Projektionen erfasst
werden, dass Messdaten für Parallelprojektionen über
ein Winkelintervall von mindestens 180 Grad vorliegen. Dies ist
bei der Abtastgeometrie eines in 1 gezeigten
Computertomographiegerätes in der Regel dann der Fall,
wenn von dem Aufnahmesystem ein Winkelbereich 180 Grad plus Fächerwinkel überstrichen
werden. Die Rotationsgeschwindigkeit der Gantry ist in der Regel
so gewählt, dass in einem Zeitfenster von typischerweise
weniger als 250 ms die zur Rekonstruktion eines Schichtbildes benötigten
Projektionen mit einem Aufnahmesystem erfasst werden könnten.
Bei dem dargestellten Computertomographiegerät mit zwei
Aufnahmesystemen halbiert sich das benötigte Zeitintervall,
so dass auch bei hohen Herzfrequenzen alle erforderlichen Projektionen
in einem Herzzyklus erfasst werden können.
-
Sollte
die Herzfrequenz so hoch werden, so dass es nicht möglich
ist, die zu einem vollständigen Rekonstruktionsintervall
gehörigen Projektionen während eines einzigen
Herzzyklus aufzunehmen, kann dies während der jeweils aufzunehmenden Phase mehrerer
aufeinander folgender Herzzyklen erfolgen, wobei das Aufnahmesystem
solange an der jeweiligen z-Position stehen bleibt. Das Rekonstruktionsintervall
setzt sich dann aus mehreren, zu unterschiedlichen Herzzyklen gehörigen
Datenintervallen zusammen. Dieses Vorgehen ist als Mehrsegment-Rekonstruktion
bekannt.
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Sind
alle gewünschten Projektionen an einer z-Position z1 aufgenommen worden, so kann die Positionseinrichtung 3 so
angesteuert werden, dass die nächste z-Position z2 angefahren wird, welche vorzugsweise so
liegt, dass vom Aufnahmesystem 5, 6 erfasste Bereiche
in z-Richtung nahtlos in den an der Position z1 erfassten
Bereich angrenzen oder sich allenfalls geringfügig überdecken,
so dass eine lückenlose Aufnahme des Herzens erfasst werden
kann. Dort werden dann die erforderlichen Projektionen erzeugt.
-
Anschließend
werden sequentiell die weiteren Positionen angefahren und auch dort
entsprechend dem erfindungsgemäßen Verfahren die
Projektionen in den beiden Zeitfenstern F1,
F2 gefertigt. In 1 sind der
Einfachheit halber nur drei z-Positionen z1,
z2, z3 eingezeichnet.
Es ist klar, dass in der Realität meist eine Vielzahl weiterer
z-Positionen angefahren wird. Dies hängt letztlich von
der Breite der Detektoren und der Ausdehnung des betreffenden zu untersuchenden
Objekts in z-Richtung ab.
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In 2 ist
dargestellt, dass der Röhrenstrom zwischen den beiden Zeitfenstern
F1, F2 innerhalb
des RR-Zyklus auf 0 abgesenkt wird, um eine minimale Röntgendosis
abzustrahlen. Während einer Umpositionierung innerhalb
des sequentiellen Messvorgangs, d. h. vor dem Messen im ersten Zeitfenster F1 und nach dem Messen im letzten Zeitfenster
F2 an einer bestimmten z-Position sollte
die Röntgenröhre ohnehin so eingestellt werden,
dass keine Röntgendosis abgegeben wird.
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3 zeigt
eine Variante, bei der jedoch die Absenkung zwischen den Zeitfenstern
(und ggf. auch vor dem ersten Zeit fenster F1 und
nach dem letzten Zeitfenster F2, wobei sich
das Objekt allerdings schon in der jeweiligen passenden z-Position
befinden sollte) mit einem sehr geringen Röhrenstrom I3 weiter gemessen wird. Dieser Röhrenstrom
kann beispielsweise 5% des höheren Röhrenstroms
I2 sein. Diese Variante würde dann
eingesetzt, wenn in einem speziellen Fall noch Bildinformationen
außerhalb der einzelnen festgelegten Fenster für
weitere Analysen gewünscht werden, was jedoch mit einer
höheren Dosis erkauft wird.
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In
den 1 und 2 ist dargestellt, dass die
Röntgenröhre im zweiten Zeitfenster F2 im
Bereich der Enddiastole P2 mit einem höheren
Strom I2 betrieben wird, um das qualitativ
bessere Bild zu erzeugen. Dies muss nicht notwendig so sein. In
der Regel wird die Enddiastole zwar zur Erzeugung der qualitativ
besseren Bilder zur Beobachtung der Koronargefäße
verwendet. Bei höheren Herzraten kann es jedoch auch sinnvoll
sein, das qualitativ höherwertige Bild in der Bewegungsphase
P1 der Enddiastole anzufertigen, da mit
steigender Herzrate die Bewegungsphase P2 der
Enddiastole relativ zur Bewegungsphase P1 der
Endsystole immer kürzer wird. Die Messsteuereinheit kann
hierzu gemäß einer bevorzugten Ausbildung der
Erfindung so arbeiten, dass automatisch oberhalb einer beispielsweise
einstellbaren Herzfrequenz das Röhrenstromniveau für das
erste Zeitfenster F1 im Bereich der Endsystole
P1 auf einen höheren Wert und im
Gegenzug das Röhrenstromniveau im zweiten Zeitfenster F2 im Bereich der Enddiastole P2 auf
den niedrigeren Wert I1 eingestellt wird.
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Da
sich die Herzfrequenz bzw. die Form des Bewegungssignals bzw. insbesondere
die Länge der einzelnen Phasen drastisch ändern
kann und die jeweiligen Startzeitpunkte t1,
t3 der Zeitfenster F1,
F2 sowie die Endzeitpunkte t2,
t4 separat unter Berücksichtigung
der genannten Schwankungsparameter prospektiv bestimmt werden können,
kann es vorkommen, dass der Endzeitpunkt t2 des
ersten Fensters F1 hinter dem prospektiv
ermittelten Startzeitpunkt t3 des zweiten
Fensters F2 liegt. In diesem Fall überlappen
sich die Fenster F1, F2,
wie dies in 4 dargestellt ist. Um auf jeden
Fall sicherzustellen, dass für die Phase, für
die ein qualitativ höherwertiges Bild benötigt
wird, das zugehörige Zeitfenster, in dem der benötigte
hohe Röhrenstrom anliegen sollte, breit genug ist, wird
bevorzugt bei einer Überlappung der Fenster dafür
gesorgt, dass das höhere Stromniveau I2 im Überlappungsbereich
Vorrang hat, so wie dies in 4 gezeigt
ist.
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5 zeigt
ein weiteres Ausführungsbeispiel, in dem der Rechenaufwand
für die Bestimmung der Zeitfenster F1,
F2 etwas vereinfacht wurde. Hier wurde der
Endzeitpunkt t2 für das erste Zeitfenster mit
dem Startzeitpunkt t3 für das zweite
Zeitfenster F2 zu einem gemeinsamen Grenzzeitpunkt
t', welcher zugleich der Endzeitpunkt des ersten Zeitfensters und
Startzeitpunkt des zweiten Zeitfensters ist, zusammengefasst. Damit
grenzen also die Fenster F1 und F2 immer direkt aneinander. Der Vorteil besteht darin,
dass nicht mehr vier, sondern nur noch drei Zeitpunkte prospektiv
bestimmt werden müssen. Allerdings ist auch diese Variante
mit einer gegenüber der Variante der 1 erhöhten
Dosis verbunden, so dass diese Variante dann sinnvoll ist, wenn
z. B. die Herzrate so hoch ist, dass die beiden separat bestimmten
Fenster F1, F2 ohnehin
sehr eng aneinander liegen oder sich sogar überlappen würden.
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Bei
dem in 5 dargestellten Ausführungsbeispiel wäre
sinnvollerweise analog zu dem Ausführungsbeispiel in 4 dafür
zu sorgen, dass der gemeinsame Grenzzeitpunkt t' immer so bestimmt
wird, dass der Stufenverlauf durch das Zeitfenster dominiert wird,
in dem der höhere Stromwert eingestellt werden soll, d.
h. in dem die qualitativ besseren Bilder zu erzeugen sind. Bei dem
in 5 dargestellten Ausführungsbeispiel,
bei dem im Zeitfenster F2 der höhere
Strom eingestellt wird, wäre also der Grenzzeitpunkt t'
entsprechend dem Startzeitpunkt t3 des zweiten
Zeitfensters F2 zu wählen. In einem
umgekehrten Fall, in dem im Fenster F1 der
höhere Strom eingestellt werden soll, wäre der
gemeinsame Grenzzeitpunkt entsprechend dem Endzeitpunkt des ersten Fensters
zu wählen.
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Es
wird an dieser Stelle noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich
bei den vorbeschriebenen Aufbauten lediglich um Ausführungsbeispiele
handelt und dass das Grundprinzip der Entkoppelung auch in weiten
Bereichen vom Fachmann variiert werden kann, ohne den Bereich der
Erfindung zu verlassen, soweit er durch die Ansprüche vorgegeben
ist. Insbesondere eignet sich dieses Verfahren zur Erzeugung tomographischer
Bilder von mehr als zwei Bewegungsphasen. Die Modulation des Röhrenstroms
erfolgt dann entsprechend so, dass in jedem Zeitfenster ein bestimmter
Röhrenstromwert erreicht wird. Die Erfindung ist insbesondere
auch nicht auf die Anwendungen bei der Erzeugung von Bildern des
Herzens beschränkt, sondern kann grundsätzlich
für alle sich zyklisch bewegenden Objekte, d. h. andere
Organe oder auch unbelebte technische Objekte im Bereich der Materialprüfung
eingesetzt werden.
-
Es
wird der Vollständigkeit halber auch darauf hingewiesen,
dass die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein” bzw. „eine” nicht
ausschließt, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach
vorhanden sein können. Ebenso schließt der Begriff „Einheit” nicht
aus, dass diese aus mehreren Komponenten besteht, die gegebenenfalls
auch räumlich verteilt sein können.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- - DE 102005036963
B3 [0020, 0048]