DE19957083B4

DE19957083B4 - Verfahren zur Untersuchung eines eine periodische Bewegung ausführenden Körperbereichs

Info

Publication number: DE19957083B4
Application number: DE1999157083
Authority: DE
Inventors: Christoph Dr. Becker; Thomas Dr. Flohr; Bernd Ohnesorge
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1999-11-28
Filing date: 1999-11-28
Publication date: 2004-11-18
Anticipated expiration: 2019-11-29
Also published as: US6560309B1; DE19957083A1; JP2001190547A

Abstract

Verfahren zur Untersuchung eines eine periodische Bewegung ausführenden Körperbereichs eines Untersuchungsobjektes mittels eines Diagnostik-Geräts mit einer Strahlungsquelle zur Erzeugung einer das Untersuchungsobjekt durchdringenden Strahlung und einem Detektorsystem für die von der Strahlungsquelle ausgehende Strahlung, wobei mittels einer elektronischen Recheneinrichtung aus den der detektierten Strahlung entsprechenden Ausgangsdaten des Detektorsystems ein Bild zumindest des die periodische Bewegung ausführenden Körperbereichs ermittelt, aufweisend den Verfahrensschritt, daß die Intensität der von der Strahlungsquelle ausgehenden Strahlung wenigstens im wesentlichen synchron mit der Bewegung derart zwischen einem Sollwert und einem gegenüber dem Sollwert abgesenkten Wert moduliert wird, daß der Sollwert während einer mit dem Diagnostik-Gerät abzubildenden Phase der periodischen Bewegung vorliegt, und zur Ermittlung des Bildes wenigstens im wesentlichen nur solche Daten herangezogen werden, die von dem Detektorsystem während des Vorliegens des Sollwertes der Strahlung abgegeben wurden.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Untersuchung eines eine periodische Bewegung ausführenden Körperbereichs eines Untersuchungsobjektes mittels eines ein Computertomographie(CT)-Geräts mit einer kontinuierlich um eine Systemachse rotierenden Röntgenstrahlenquelle, von der ein das Untersuchungsobjekt durchdringendes Röntgenstrahlenbündel ausgeht, und einem Detektorsystem für die von der Röntgenstrahlenquelle ausgehende Röntgenstrahlung, das wenigstens eine erste und eine letzte Detektorzeile aufweist, wobei während der Rotation der Röntgenstrahlenquelle das Untersuchungsobjekt einerseits und die Röntgenstrahlenquelle und das Detektorsystem andererseits in Richtung der Systemachse relativ zueinander verlagert werden, und wobei mittels einer elektronischen Recheneinrichtung aus den der detektierten Röntgenstrahlung entsprechenden Ausgangsdaten des Detektorsystems ein Schnittbild zumindest des die periodische Bewegung ausführenden Körperbereichs ermittelt.
Die Untersuchung des schlagenden Herzens mit einem CT-Gerät, solche Untersuchungen können z.B. die Bestimmung des Verkalkungsgrades ("Calcium-Scoring") oder die Suche nach Stenosen in den Koronargefäßen sein, erfordert besondere Maßnahmen zur Gewinnung von bewegungsartefaktarmen Bildern. Die EKGgetriggerte sequentielle Aufnahmetechnik kommt heute in CT-Geräten unterschiedlicher Bauart, wie CT-Geräten der 3. Generation (Röntgenstrahlenquelle und Detektorsystem rotieren gemeinsam um eine Systemachse) oder auch Elektronenstrahl-CT-Geräten (EBT = Electron Beam Tomography), zum Einsatz. Dabei wird die R-Zacke des EKG-Signals des Patienten dazu benutzt einen Scan an einer bestimmten z-Position, d.h. einer bestimmten Position in Richtung der Systemachse, in einer definierten Phase des Herzzyklus durchzuführen. Der Scan wird da bei mit einer wählbaren Verzögerung nach einer registrierten R-Zacke ausgelöst. Meist ist die Verzögerung und damit der Startzeitpunkt des Scans nach der R-Zacke aus der aktuellen RR-Intervall-Dauer T_RR zu ermitteln (z.B. prozentual). Da diese prospektiv aus der Dauer der vorangegangenen Herzzyklen abgeschätzt werden muß, ist das Verfahren anfällig gegenüber Arrhythmien des Herzschlags.
Insbesondere mit der Einführung von Mehrschicht-CT-Geräten, d.h. CT-Geräten deren des nicht nur eine, sondern mehrere Detektorzeilen von Einzeldetektoren aufweisen, etabliert sich die retrospektiv EKG-gegatete Spiraltechnik für Untersuchungen des Herzens. Aus einem bei kontinuierlicher Rotation von Röntgenstrahlenquelle und Detektorsystem um die Systemachse bei gleichzeitiger kontinuierlicher Verlagerung von Patient einerseits und Röntgenstrahlenquelle und Detektorsystem andererseits relativ zueinander in Richtung der Systemachse aufgenommenen Scan werden mit Hilfe des EKG-Signals retrospektiv Datenintervalle gewählt um das Herzvolumen kontinuierlich in einer definierten Phase abbilden zu können. Diese sogenannte Mehrschicht-Spiraltechnik ist gegenüber der EKG-getriggerten sequentiellen Aufnahmetechnik maßgeblich im Vorteil. Die kontinuierliche Datenerfassung erlaubt die Rekonstruktion von überlappenden Schnittbildern und damit eine erhebliche Verbesserung der 3D-Bildqualität. Die merkliche Steigerung der Scangeschwindigkeit ermöglicht Untersuchungen mit dünneren Schichtdicken innerhalb einer Atemanhaltephase und damit einer weitere Verbesserung der longitudinalen Auflösung, d.h. der Auflösung in Richtung der Systemachse. Die Lage der Datenintervalle, d.h. derjenigen Zeitintervalle, während derer zur Rekonstruktion von Schnittbilder verwertbare Daten gewonnen werden, im Herzzyklus richtet sich nicht nach einer prospektiven Schätzung sondern nach den korrekt gemessenen RR-Intervallängen T_RR, was eine erhöhte Stabilität der Methode bei Herzraten-Arrhytmien bewirkt. Darüber hinaus kann das Herzvolumen in einer beliebigen Phase des Herzzyklus aus dem demselben Datensatz berechnet werden, als Basis für funktionale Untersuchungen.
Für die meisten Anwendungen der retrospektiv EKG-gegateten Mehrschicht-Spiraltechnik ist das Herzvolumen nur in einer Herzphase, und zwar möglichst frei von Bewegungsartefakten, zu rekonstruieren. Dazu werden die Gating-Parameter (Verzögerung zur R-Zacke) so gewählt, dass alle Bilder in der bewegungsarmen Diastole berechnet werden. Gängige Verfahren benutzen beispielsweise Daten aus einem Zeitintervall von 350 msec in einem Herzzyklus. Bei derartigen Untersuchungen nimmt der Patient eine nicht unerhebliche Röntgendosis auf.

Aus der US 4 868 747 ist es bekannt, bei der Computertomographie von periodisch bewegten Bereichen eines Untersuchungsobjekts, z.B. bei Herzuntersuchungen, Bilder aus Daten zu rekonstruieren, die, z.B. mit Hilfe des EKG des Untersuchungsobjekts, mit der periodischen Bewegung synchronisiert sind.

In der US 5 379 333 ist ein Computertomographie-Verfahren beschrieben, bei dem zur Reduzierung der einem Patienten zugeführten Dosis der Röhrenstrom einer als Röntgenstrahlenquelle vorgesehenen Röntgenröhre in Abhängigkeit von dem Rotationswinkel der Röntgenröhre gemäß einem Modulationsprofil moduliert wird, das auf Basis eines Testscans des Patienten gewonnenen wird.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren der eingangs genannten Art anzugeben, bei dem ein eine periodische Bewegung ausführender Körperbereich eines Untersuchungsobjektes mit verringerter Dosis aufgenommen werden kann.

Nach der Erfindung wird diese Aufgabe gelöst durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Patentanspruchs 1.

Im Falle der erfindungsgemäßen Verfahrens wird also eine EKG-gesteuerte Modulation der Röntgendosis, z.B. durch Steuerung des Röhrenstroms, vorgenommen, wobei ein gewünschter Dosis-Sollwert nur in der interessierenden Phase des Herzzyklus erreicht wird. Das erfindungsgemäße Verfahren ist einfach technische realisierbar und zeichnet sich durch hohe Flexibilität und Stabilität bei Patienten mit arrhythmischem Herzschlag aus. Die Modulation der Röntgendosis über eine Anpassung des Röhrenstroms ist wegen ihrer Einfachheit zu bevorzugen. Trotzdem sind auch andere Vorgehensweisen, wie z.B. ein mechanisches Einbringen einer Strahlvorfilterung, denkbar.

Eine ortsabhängige Modulation der Röntgendosis wird derzeit für Untersuchungen z. B. der Schulter und des Beckens, aber auch am Thorax verwendet. Die Röntgendosis wird hier abhängig von der zu erwartenden Schwächung im Objekt für die betrachtete Röhrenposition geregelt, um einen homogenen Bildeindruck bei verringerter Gesamtdosis zu erhalten (vgl. US 5 822 393 ). Die erfindungsgemäße die EKG-gesteuerte Modulation der Röntgendosis kann mit diesem etablierten Verfahren gekoppelt und damit eine gleichzeitig orts- und zeitabhängige Modulation der Röntgendosis vorgenommen werden.

Die retrospektiv EKG-gegatete Mehrschicht-Spiraltechnik erlaubt die kontinuierliche Abbildung des Herzvolumens mit dünnen, überlappenden Schichten in beliebiger Phase. Durch geeignete Rekonstruktions- und Gewichtungsverfahren (z.B. projektionsabhängige Gewichtung zwischen den Daten der einzelnen Detektorzeilen) läßt sich innerhalb eines von der Vorschubgeschwindigkeit und damit von dem sogenannten pitch abhängigen Bereichs in z-Richtung eine lückenlose Volumenabdeckung erreichen. Die Vorschubgeschwindigkeit wird in Abhängigkeit von der Periodendauer der Herzzyklen, d.h. der Herzfrequenz, unter Berücksichtigung der Detektorbreite so gewählt, daß in jedem Herzzyklus ein Teilumlauf- bzw. Vollumlaufdatensatz aufgenommen werden kann und daß die von aufeinanderfolgenden Datensätzen abgedeckten Bereiche sich in z-Richtung überdekken oder – im Grenzfall – lückenlos aneinanderstoßen. Dann ist das ganze Herzvolumen in z-Richtung lückenlos mit Schnittbildern abdeckbar bzw. in einem 3D-Bild darstellbar. Zur Rekonstruktion eines 3D-Bildes in einer bestimmte Phase (z.B. die Diastole) des Herzzyklus werden nur während dieser Phase gewonnene Daten zur Rekonstruktion herangezogen. Die Auswahl der Daten erfolgt mit einem bestimmten zeitlichen Abstand zur letzten R-Zacke der sich z.B. retrospektiv als fester Bruchteil der bekannten RR-Intervallänge T_RR ermitteln läßt. Die Röntgendosis bzw. der Röhrenstrom wird mit Hilfe des EKG-Signals so geregelt, daß während der Datenaufnahme für diese Phase einen bestimmten Sollwert der Röntgendosis vorliegt, im übrigen aber auf einen erheblich niedrigeren Wert (z.B. 1/5 des Sollwertes) heruntergeregelt wird.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand der beigefügten Zeichnungen beispielhaft beschrieben. Es zeigen:
1 eine Ansicht eines zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens dienenden CT-Geräts,
2 eine Ansicht der Detektoreinheit des CT-Geräts gemäß 1,
3 und 4 die Wirkungsweise des erfindungsgemäßen Verfahrens verdeutlichende Diagramme.
In den 1 und 2 ist schematisch ein CT-Gerät zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens dargestellt.
Das CT-Gerät weist eine Meßeinheit aus einer Röntgenstrahlenquelle 1, die ein Röntgenstrahlenbündel 18 aussendet, und einer Detektoreinheit 2 auf, welche aus mehreren in Richtung einer Rotationsachse 6 aufeinanderfolgenden Zeilen von Einzeldetektoren, z.B. jeweils 512 Einzeldetektoren, zusammengesetzt ist. Der Fokus der Röntgenstrahlenquelle 1, von dem das Röntgenstrahlenbündel 18 ausgeht, ist mit 24 bezeichnet. Das Untersuchungsobjekt, im Falle des dargestellten Ausführungsbeispiels ein menschlicher Patient 8, liegt auf einem Lagerungstisch 20, der sich durch die Meßöffnung 21 eines ringförmigen Trägers 7, der sogenannten Gantry, erstreckt.
Die Detektoreinheit 2 weist gemäß 2 eine erste Detektorzeile 3 und eine letzte Detektorzeile 4 auf. Zwischen der ersten und der letzten Detektorzeile 3, 4 können eine oder wie dargestellt auch mehrere weitere Detektorzeilen 5 angeordnet sein.
Die Detektorzeilen 3 bis 5 verlaufen rechtwinklig zu der Rotationsachse 6, die in 2 strichpunktiert angedeutet ist. Parallel zur Rotationsachse 6 sind die erste Detektorzeile 3 und die letzte Detektorzeile 4 um eine Detektorbreite D voneinander beabstandet. Die Detektorbreite D wird dabei von Zeilenmitte zu Zeilenmitte gemessen.
An dem Träger 7 sind die Röntgenstrahlenquelle 1 und die Detektoreinheit 2 derart einander gegenüberliegend angebracht, daß das von der Röntgenstrahlenquellel ausgehende Röntgenstrahlenbündel 18 auf die Detektoreinheit 2 trifft. Der Träger 7 ist um die Rotationsachse 6 des CT-Geräts, die die Systemachse darstellt, drehbar gelagert und rotiert zur Abtastung des Patienten 8 mit einer Drehzahl n um die Rotationsachse 6. Dabei erfaßt das von der mittels einer Generatoreinrichtung 22 betriebenen Röntgenstrahlenquelle 1 ausgehende Röntgenstrahlenbündel 18 ein Meßfeld 23 kreisförmigen Querschnitts. Der Fokus 24 der Röntgenstrahlenquelle 1 bewegt sich auf einer um ein auf der Rotationsachse 6 liegendes Drehzentrum kreisförmig gekrümmten Fokusbahn 25.
Das Röntgenstrahlenbündel 18 durchstrahlt den Patienten 8 und die an der Detektoreinheit 2 ankommenden Röntgenstrahlen werden während der Rotation an einer Vielzahl von Projektionswinkeln α detektiert und die Ausgangsdaten der Einzeldetektoren für jede der Detektorzeilen 3 bis 5 zu je einer zu dem jeweiligen Projektionswinkel α gehörigen Projektion zusammengefaßt. Zu jedem Projektionswinkel α gehört also eine der Anzahl von Detektorzeilen 3 bis 5 entsprechende Anzahl von Projektionen.
Unter Heranziehung der während eines Rekonstruktionsintervalls, das mehrere Datenintervalle umfassen kann, aufgenommenen Projektionen, die von der Detektoreinheit 2 zu einer elektronischen Recheneinrichtung 31 gelangen, rekonstruiert letztere auf Basis an sich bekannter Algorithmen ein Schnittbild eines zu untersuchenden Objektes. Um sinnvoll Schnitt bilder des untersuchten Objektes rekonstruieren zu können, ist die Aufnahme von Projektionen zu aufeinanderfolgenden Projektionswinkeln α erforderlich, welche sich über einen Rekonstruktionsintervall erstrecken, das wenigstens gleich 180° + β sein muß, wobei β der in 1 veranschaulichte, auch als Fächerwinkel bezeichnete Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels 18 ist.
Der dem Träger 7 zugeordnete Antrieb 26 ist wie erwähnt geeignet, den Träger 7 kontinuierlich rotieren zu lassen. Außerdem ist ein weiterer in den Fig. nicht gezeigter Antrieb vorgesehen, der eine Relativverschiebung des Lagerungstisches 20 und damit des Patienten 8 einerseits und des Trägers 7 mit der Meßeinheit 1, 2 andererseits in Richtung der Rotationsachse 6 mit einer Vorschubgeschwindigkeit v ermöglicht.
Es besteht also die Möglichkeit, dreidimensionale Bereiche des Patienten 8 in Form einer Spiralaufnahme abzutasten, indem der Träger 7 mit der Meßeinheit 1, 2 kontinuierlich rotiert und gleichzeitig eine Relativverschiebung von Lagerungstisch 20 und Träger 7 in Richtung der Rotationsachse 6 mit einer Vorschubgeschwindigkeit v erfolgt.
Zur Durchführung von Untersuchungen des Herzens oder herznaher, im Rhythmus der Herzaktion bewegter Bereiche des Körpers des Patienten 8 weist das CT-Gerät gemäß 1 außerdem einen an sich bekannten Elektrokardiographen 27 auf, der über Elektroden, von denen eine in 1 dargestellt und mit 28 bezeichnet ist, mit dem Patienten 8 verbunden werden kann und zur Erfassung des EKG-Signals des Patienten 8 parallel zu der Untersuchung mittels des CT-Geräts dient. Dem EKG-Signal entsprechende vorzugsweise digitale Daten sind der elektronischen Recheneinrichtung 31 zugeführt.
Die Elektroden des Elektrokardiographen 27 sind nach Möglichkeit derart am Körper des Patienten 8 angebracht, daß sie die Untersuchung des Patienten 8 nicht beeinträchtigen.
An die elektronische Recheneinrichtung 31 sind eine Tastatur 29 und eine Mouse 30 angeschlossen, die die Bedienung des CT-Geräts ermöglichen.
Soweit Körperpartien des Patienten 8 aufgenommen werden sollen, die sich ruhigstellen lassen, stellen sich für die Aufnahme der Projektionen keine nennenswerten Probleme. Kritisch hingegen ist die Aufnahme von Projektionen eines sich periodisch bewegenden Objektes. Ein Beispiel eines derartigen Objektes ist das menschliche Herz 9, welches in 1 schematisch dargestellt ist.
Bekanntlich führt das menschliche Herz 9 im wesentlichen eine periodische Bewegung aus. Die periodische Bewegung besteht dabei aus einer abwechselnden Folge einer Ruhe- bzw. Erschlaffungsphase und einer Bewegungs- bzw. Schlagphase. Die Erschlaffungsphase hat eine Dauer zwischen üblicherweise 500 bis 800 ms, die Schlagphase eine Dauer von 200 bis 250 ms.
Die Drehzahl n des Trägers 7 liegt üblicherweise bei 45 bis 120 Umdrehungen/Minute. Durch Vergleich der Drehzahl n mit der Dauer der Erschlaffungsphase des Herzens 9 läßt sich somit leicht feststellen, daß der Träger 7 in der Erschlaffungsphase des Herzens 9 um einen Drehwinkel γ rotiert, der zwischen 135° (500 ms bei 45 Umdrehungen/Minute) und 576° (800 ms bei 120 Umdrehungen/Minute) liegt.
Wenn die Drehzahl n hoch genug gewählt wird, rotiert der Träger 7 während der jeweils aufzunehmenden Phase eines Herzzyklus, z.B. während einer Ruhephase, um einen Winkel, der größer ist als das erforderliche Rekonstruktionsintervall. Somit ist es möglich, während der jeweils aufzunehmenden Phase eines Herzzyklus die zur Rekonstruktion eines Schnittbildes des aufgenommenen Bereichs Herzens 9 erforderlichen Projektionen aufzunehmen.
Ist die Herzfrequenz so hoch, 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 aufeinanderfolgender Herzzyklen erfolgen. Das Rekonstruktionsintervall setzt sich dann aus mehreren zu unterschiedlichen Herzzyklen gehörigen Datenintervallen zusammen.
Wie bereits erwähnt, wird das Elektrokardiogramm 10 des menschlichen Herzens 9 mit aufgenommen, um aus ihm die Ruhephasen 13 des menschlichen Herzens 9 bestimmen zu können.
Im Falle des erfindungsgemäßen Verfahrens wird das EKG-Signal genutzt, um die Intensität der von der Röntgenstrahlenquelle 1, z.B. eine Röntgenröhre, ausgehenden Röntgenstrahlung nach einem trapezförmigen Verlauf so zu modulieren, daß sie nur während der jeweils aufzunehmenden Phase eines Herzzyklus, z.B. der Ruhephasen des Herzens 9, ihren Sollwert I₀ erreicht und ansonsten erheblich abgesenkt ist, z.B. auf I₀/5. Dies bewirkt die mit der Generatoreinrichtung 22 verbundene elektronische Recheneinrichtung 31 beispielsweise über eine entsprechende Modulation des Röhrenstromes der Röntgenstrahlenquelle 1.
Auf diese Weise wird die Strahlenbelastung des Patienten 8 verringert, da sich die Applikation von Röntgenstrahlung mit voller Intensität auf diejenigen Zeitintervalle, nämlich die Rekonstruktions- bzw. Datenintervalle, beschränkt, in denen zur Bildrekonstruktion brauchbare Projektionen aufgenommen werden.
Dies ist aus 3 ersichtlich, in der Pegel L des mit EKG bezeichneten EKG-Signal eines Patienten und die Intensität I der von der Röntgenstrahlenquelle 1 ausgehenden Röntgenstrahlung übereinander jeweils über der Zeit t aufgetragen sind. Das EKG-Signal veranschaulicht die periodische Bewegung des Herzens des Patienten, wobei der Beginn eines Herzzyklus je weils durch eine R-Zacke R und die Dauer des jeweiligen Herzzyklus durch das RR-Intervall, d.h. den Abstand der den jeweiligen Herzzyklus einleitenden R-Zacke von der den folgenden Herzzyklus einleitenden R-Zacke, bestimmt ist. Die im Falle des dargestellten Beispiels aufzunehmende Ruhephase des Herzens ist jeweils schraffiert angedeutet.
Wie aus dem Verlauf der Intensität I der Röntgenstrahlung, die zwischen dem Sollwert I₀ und dem abgesenkten wert I₀/5 wechselt, wird die Röntgenstrahlenquelle 1 derart moduliert, daß nur während der aufzunehmenden Herzphase, d.h. der Ruhephase, der Sollwert I₀ wirksam ist.
Dies geschieht, indem die Intensität I Röntgenstrahlung sozusagen prospektiv jeweils um eine Verzögerungszeit D_I nach dem Auftreten für eine Zeitdauer T_a auf den Sollwert I₀ angehoben wird.
Bei der Zeitdauer T_a, während derer Projektionen für einen Vollumlauf- oder Teilumlauf-Scan aufgenommen werden, kann es sich um ein vollständiges Rekonstruktionsintervall RI oder nur um ein Datenintervall DI handeln.
Die Verzögerungszeit D_I und die Zeitdauer T_a ermittelt die elektronische Recheneinrichtung 31 indem sie den Mittelwert der Dauer der RR-Intervalle T_RR aus einer vorwählbaren Anzahl vorangegangener RR-Intervalle ermittelt und hieraus die Verzögerungszeit D_I und die Zeitdauer T_a als vorwählbare Prozentsätze oder Bruchteile dieses Mittelwertes bestimmt. Alternativ können die Verzögerungszeit D_I und die Zeitdauer T_a auch als Zeitdauern, beispielsweise in Millisekunden, vorgewählt werden.
Die Vorschubgeschwindigkeit v stellt die elektronische Recheneinrichtung 31 unter Berücksichtigung des Mittelwerts der Dauer der RR-Intervalle T_RR aus einer vorwählbaren Anzahl vorangegangener RR-Intervalle so ein, daß die während eines Rekonstruktionsintervalles RI bzw. Datenintervalles DI auftretende Verschiebung des Lagerungstisches 20 in Richtung der Systemachse 6, d.h. die Verlagerung der Meßeinheit 1, 2 und des Patienten 8 relativ zueinander in Richtung der Systemachse 6, eine Detektorbreite D (siehe 2) nicht übersteigt. Die von aufeinanderfolgenden Rekonstruktionsintervallen RI bzw. Datenintervallen DI abgedeckten Bereiche des Patienten 8 überdecken sich somit in Richtung der Systemachse 6 oder stoßen im Grenzfall lückenlos aneinander an. Somit ist das gesamte in Richtung der Systemachse abgetastete Volumen des Patienten 8 lückenlos mit Schnittbildern abdeckbar.
Wie in 3 veranschaulicht ist, werden zur Rekonstruktion eines 3D-Bildes in einer bestimmte Phase des Herzzyklus (z.B. der Diastole, d.h. Ruhephase) nur Projektionen dieser Phase zur Rekonstruktion herangezogen. Die Auswahl der Projektionen erfolgt mit einem bestimmten zeitlichen Abstand DR, zur letzten R-Zacke der sich z.B. retrospektiv als fester Bruchteil der bekannten RR-Intervallänge T_RR ermitteln läßt.
3 zeigt beispielhaft eine trapezförmige Modulationskurve für die Intensität I der Röntgenstrahlung. Auch andere Modulationskurven (z.B. rechteck- oder sinusförmig) sind möglich. Die EKG-basierte Modulation der Intensität I der Röntgenstrahlung auf ihren Sollwert I₀ muß während des Scans prospektiv unter Abschätzung der aktuellen RR-Intervallänge T_RR mit einem bestimmten zeitlichen Abstand zur letzten R-Zacke erfolgen. Die entsprechende Verzögerung D_I ist der gewünschten Herzphase entsprechend anzupassen. Die nach einer R-Zacke aktuell gültige RR-Intervallänge T_RR kann z.B. aus den vorangegangenen Herzzyklen näherungsweise bestimmt werden. Im Beispiel von 3 ergibt sich für eine RR-Intervallänge T_RR von 1 sec und eine Zeitdauer T_a = 350 msec, während der die Intensität I der Röntgenstrahlung in jedem Herzzyklus ihren Sollwert I₀ aufweist, eine Dosisersparnis von etwa 50%.
Notwendigerweise erfolgt die Modulation der Intensität I der Röntgenstrahlung in Echtzeit während der Aufnahme der Projektionen. Die zeitliche Verzögerung D_I, ab der die Intensität I der Röntgenstrahlung auf den Sollwert I₀ hochgeregelt wird, bestimmt sich in der Regel aus der prospektiv abgeschätzten RR-Intervallänge T_RR des jeweiligen Herzzyklus (z.B. : D_I = 0.5 T_RR für die Diastole). Wie in 4 dargestellt können bei Patienten mit Herzraten-Arrhythmien prospektiv geschätzte und tatsächliche RR-Intervallängen T_RR erheblich abweichen. Dennoch können mit einer EKG-gesteuerten Dosismodulation so hervorgerufene Bildqualitätseinbußen vermieden werden.
Wie in 4 dargestellt kann das Zeitintervall T_a, in dem die Intensität I der Röntgenstrahlung ihren Sollwert I₀, aufweist, größer sein als die zeitliche Ausdehnung des benötigten Rekonstruktionsintervalls RI bzw. Datenintervalls DI. Phaseninkonsistenzen können dann durch retrospektives Anpassen der zeitlichen Lage des Rekonstruktionsintervalls RI bzw. Datenintervalls DI, unter Verwendung des aus den tatsächlichen RR-Intervallängen T_RR ermittelten Verzögerung D_R verhindert werden. Das retrospektiv plazierte Rekonstruktionsintervall RI bzw. Datenintervall DI kann auch Projektionen verwenden, die mit einer Intensität der Röntgenstrahlung unterhalb des Sollwertes I₀ aufgenommen wurden, wie in 4 veranschaulicht ist.
Der dann auftretende inhomogene Rauscheindruck in den Bildern ist abzuwägen gegen die Artefakte, die durch Rekonstruktion in inkonsistenter Phase des Herzzyklus verursacht werden. Bei leichten Einbußen in der Bildschärfe, kann inhomogenes Bildrauschen durch eine adaptive Filterung der Projektionen p(k) bei I < I₀, z.B. gemäß Gleichungen (1a) bis (1c), vermieden werden. paf(k) = A pf(k) + (1 – A) p(k) (1a) mit pf(k) = p(k)·tp(k) (1b) und A = 1 – F(I/I0) (1c)
Wie in der US 4 707 786 beschrieben, wird die adaptiv gefilterte Projektion p_af(k) z.B. durch "Mischung" der Orginalprojektion p(k) mit einer gefilterten Projektion p_f(k) berechnet. p_f(k) resultiert dabei aus der Filterung von p(k) mit der Impulsantwort eines Tiefpasses tp(k) im Ortsbereich. Das "Mischungsverhältnis" A hängt über die Funktion F(.) vom Verhältnis des Röhrenstroms 1 zum Sollwert I₀ ab. Für I = I₀ gilt beispielsweise F(1/I0) = 1 und A = 0. Es sind aber auch andere Arten der adaptiven Filterung möglich.
Auch für Spiralaufnahmen mit prospektiv getriggerte Akquisition der Projektionen kann die Technik angewendet werden, die Dauer, während der die Intensität der Röntgenstrahlung ihren Sollwert I₀ aufweist, nach einem Trigger-Impuls größer zu wählen, als die zeitliche Ausdehnung des benötigten Rekonstruktionsintervalls RI bzw. Datenintervalls DI. Auch hier kann analog zu 4 retrospektiv die zeitliche Lage des Rekonstruktionsintervalls RI bzw. Datenintervalls DI im Herzzyklus angepaßt werden. Außerhalb des Akquisitionsfensters können aber keine Projektionen mehr verwendet werden.
Anstelle des EKG-Signals können auch andere physiologische Parameter bzw. Signale verwendet werden, die Informationen über die jeweils vorliegende Phase des Herzzyklus geben, z.B. Herzwand-Bewegung oder stetoskopische Herzschlag-Analyse.
Die Erfindung wird vorstehend am Beispiel von Untersuchungen des Herzens erläutert. Es können aber auch andere periodisch bewegte Körperbereiche mit dem erfindungsgemäßen Verfahren untersucht werden.
Im Zusammenhang mit den vorstehend Beschreibung der Erfindung findet ein CT-Gerät der dritten Generation Verwendung, d.h. die Röntgenstrahlenquelle und die Detektoreinheit werden während der Bilderzeugung gemeinsam um die Systemachse verlagert. Die Erfindung kann aber auch im Zusammenhang mit CT- Geräten der vierten Generation, bei denen nur die Röntgenstrahlenquelle um die Systemachse verlagert wird und mit einem feststehenden Detektorring zusammenwirkt, Verwendung finden, sofern der Detektorring mehrere Detektorzeilen aufweist
Auch kann die Erfindung außer in der Computertomographie bei anderen mit einer durchdringenden Strahlung arbeitenden bildgebenden Verfahren zum Einsatz kommen.
Die Erfindung wird vorstehend anhand einer medizinische Anwendung erläutert. Die Erfindung kann jedoch auch außerhalb der Medizin Anwendung finden.

Claims

Verfahren zur Untersuchung eines eine periodische Bewegung ausführenden Körperbereichs eines Untersuchungsobjektes mittels eines Diagnostik-Geräts mit einer Strahlungsquelle zur Erzeugung einer das Untersuchungsobjekt durchdringenden Strahlung und einem Detektorsystem für die von der Strahlungsquelle ausgehende Strahlung, wobei mittels einer elektronischen Recheneinrichtung aus den der detektierten Strahlung entsprechenden Ausgangsdaten des Detektorsystems ein Bild zumindest des die periodische Bewegung ausführenden Körperbereichs ermittelt, aufweisend den Verfahrensschritt, daß die Intensität der von der Strahlungsquelle ausgehenden Strahlung wenigstens im wesentlichen synchron mit der Bewegung derart zwischen einem Sollwert und einem gegenüber dem Sollwert abgesenkten Wert moduliert wird, daß der Sollwert während einer mit dem Diagnostik-Gerät abzubildenden Phase der periodischen Bewegung vorliegt, und zur Ermittlung des Bildes wenigstens im wesentlichen nur solche Daten herangezogen werden, die von dem Detektorsystem während des Vorliegens des Sollwertes der Strahlung abgegeben wurden.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Modulation in Abhängigkeit von einem der periodischen Bewegung entsprechenden Signal erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 2, bei dem die Modulation der Intensität der Strahlung von dem abgesenkten Wert auf den Sollwert jeweils um eine erste Verzögerungszeit nach dem Beginn einer Periode des Signals und die Modulation der Intensität der Strahlung von dem Sollwert auf den abgesenkten Wert jeweils um eine zweite Verzögerungszeit nach dem Beginn einer Periode des Signals stattfindet, wobei die erste Verzögerungszeit kürzer als die zweite Verzögerungszeit ist.
Verfahren nach Anspruch 2, bei dem die mittlere Dauer der Periode des Signals ermittelt wird die Modulation der Intensität der Strahlung von dem abgesenkten Wert auf den Sollwert jeweils um einen ersten Bruchteil der Periode des Signals nach dem Beginn einer Periode des Signals und die Modulation der Intensität der Strahlung von dem Sollwert auf den abgesenkten Wert jeweils um einen zweiten Bruchteil der Periode des Signals nach dem Beginn einer Periode des Signals stattfindet, wobei der erste Bruchteil kleiner als der zweite Bruchteil ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem die Zeitdauer, während welcher die Intensität der Strahlung während einer Periode ihren Sollwert aufweist, größer ist als die Dauer eines Datenintervalls, das erforderlich ist, um die Meßdaten zur Ermittlung eines Bildes erforderlichen Meßdaten zu gewinnen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem Meßdaten während eines Akquisitionsintervalls aufgenommen werden, dessen Dauer größer ist als die Dauer eines Datenintervalls, das erforderlich ist, um die Meßdaten zur Ermittlung eines Bildes erforderlichen Meßdaten zu gewinnen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 6 bei dem der zeitliche Verlauf des Signals und die Meßdaten gespeichert werden und die zur Ermittlung eines Bildes herangezogenen Meßdaten unter Berücksichtigung des Signals derart ausgewählt werden, daß sie während der abzubildenden Phase gewonnen wurden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, bei dem für den Fall, daß Meßdaten zur Ermittlung eines Bildes herangezogen werden, die während der abzubildenden Phase gewonnen werden, die Meßdaten einer adaptiven Filterung zur Rauschminderung unterzogen werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, bei dem zur Durchführung der Untersuchung ein CT-Gerät verwendet wird, das als Strahlungsquelle eine um eine Systemachse um das Un tersuchungsobjekt verlagerbare Röntgenstrahlenquelle und sowie ein Detektorsystem für die von der Strahlungsquelle ausgehende Röntgenstrahlung aufweist.
Verfahren nach Anspruch 9, bei dem das Detektorsystem wenigstens eine erste und eine letzte Detektorzeile aufweist, die in Richtung der Systemachse um eine Detektorbreite voneinander entfernt sind.
Verfahren nach Anspruch 9 oder 10, bei dem die Röntgenstrahlenquelle kontinuierlich um die Systemachse rotiert und während der Rotation der Röntgenstrahlenquelle das Untersuchungsobjekt einerseits und die Röntgenstrahlenquelle und das Detektorsystem andererseits in Richtung der Systemachse relativ zueinander verlagert werden.
Verfahren nach Anspruch 10 oder 11, bei dem Untersuchungsobjekt einerseits und Röntgenstrahlenquelle und Detektorsystem andererseits in Richtung der Systemachse relativ zueinander mit einer solchen Vorschubgeschwindigkeit verlagert werden, daß die während eines Datenintervalles auftretende Verlagerung eine Detektorbreite nicht übersteigt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, bei dem der eine periodische Bewegung ausführende Körperbereich die Lunge des Untersuchungsobjekts enthält.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, bei dem der eine periodische Bewegung ausführende Körperbereich das Herz des Untersuchungsobjekts enthält.
Verfahren nach Anspruch 14, bei dem das der periodischen Bewegung entsprechende Signal das EKG-Signal des Untersuchungsobjekts ist.