DE3522113C2

DE3522113C2 - Computertomographie-Abbildungsgerät

Info

Publication number: DE3522113C2
Application number: DE3522113A
Authority: DE
Inventors: Tokunori Kimura; Naotoshi Kobayashi
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1984-06-20
Filing date: 1985-06-20
Publication date: 1994-08-25
Anticipated expiration: 2005-06-21
Also published as: JPS615835A; DE3522113A1; US4718432A; JPH0622495B2

Description

Die Erfindung betrifft ein Computertomographie-Abbildungsgerät nach dem Oberbegriff des Patentanspruches 1.

Eine eingriffsfreie Technik der Messung des zerebralen bzw. Gehirn-Blutstroms ist in neuerer Zeit durch z. B. Radiology, "Imaging of Xenon-enhanced cerebral blood flow with high resolution", Okt. 1984, Teeter and Colsher, bekannt geworden.

Üblicherweise erfolgt die Messung des lokalen zerebralen Blutstroms allgemein wie folgt:

Eine vorbestimmte Schnitt-Scheibe eines Patienten wird während Leitisotopgas-, kurz Leitisotop-Inhalation über eine Zeitspanne mehrmals abgetastet, um damit tomographische Bilder zu gewinnen. Eine zeitabhängige Änderung der Leitisotopkonzentration in einem Bereich i des zerebralen Regionalgewebes (im folgenden als Ci(t) bezeichnet) und eine zeitabhängige Leitisotopkonzentration in einer Arterie (im folgenden als Ca(t) bezeichnet) werden auf der Grundlage der gewonnenen Tomographiebilder abgeleitet.

Zerebrale Blutstromparameter, d. h. Verteilungskoeffizient λi, Aufbaugeschwindigkeit ki und Blutstromgeschwindigkeit fi werden auf der Grundlage der ermittelten Änderungen Ci(t) und Ca(t) gemäß dem Fickschen Prinzip nach den folgenden Gleichungen (Kety-Schmidtsche Gleichung) berechnet:

oder

(d/dt) Ci(t) = ki {λi · Ca(t) - Ci(t)} (1′)

In obigen Gleichungen bedeutet: Ci(T) = Leitisotopkonzentration i zum Zeitpunkt T.

Das obige Verfahren verwendet eine Aufbaukurve während der Leitisotop-Inhalation zur Ermittlung der Änderungen Ca(t) und Ci(t). Aus diesem Grund ist zur Ermittlung der richtigen Größen der Parameter λi, ki und fi, insbesondere des Verteilungskoeffizienten λi eines weißen Stoffs, eine Leitisotop-Inhalationszeit einer Größenordnung von 20-30 min erforderlich. Bei einer derart langen Leitisotop-Inhalationszeit erhöhen sich die Kosten für das Leitisotop, die Belastung des Patienten und des Operators sowie der Kohlendioxidgasgehalt (PaCO₂) im Blut des Patienten. Außerdem verringert sich die Blutstrommenge des Patienten infolge der anästhetischen Wirkung des Leitisotops von einer normalen Größe.

Die Änderung Ca(t) wird normalerweise durch Überwachung der Leitisotop-Konzentration im Ausatmungsgas ermittelt. Wenn die Änderung Ca(t) entsprechend dem Maßstab der Änderung Ci(t) in eine Größe umgesetzt wird, muß Arterienblut mindestens zweimal vor der Leitisotop-Inhalation und zweimal nach Leitisotopsättigung als Proben abgenommen werden. Dieses Verfahren kann daher nicht als eingriffsfreies Verfahren im strengen Sinne bezeichnet werden; zudem erfordert es komplexe Arbeitsgänge.

In neuerer Zeit ist die zerebrale Blutstrommessung für die Diagnose von neurotischen Erkrankungen, für Therapiewahl und für die Einschätzung der therapeutischen Wirkung unabdingbar geworden. Wie vorstehend beschrieben, ist das bisherige Meßverfahren jedoch schwierig durchzuführen, und es gewährleistet nur einen geringen Meßgenauigkeitsgrad, so daß es insgesamt ein praktisch ungünstiges Verfahren darstellt.

Aus der Zeitschrift "Deutsche Medizinische Wochenschau" 108 (1983), Nr. 23, Seiten 887 bis 890, ist die Positronen- Emission-Tomographie des Gehirns bekannt, bei welcher die Wechselwirkung der beim Zerfall bestimmter Radio-Nuklide freiwerdenden Positronen mit überall vorkommenden Elektronen ausgenutzt wird: Zwei in entgegengesetzten Richtungen abgestrahlte Gammaquanten können durch einander gegenüberliegende, in Koinzidenz geschaltete Detektoren ohne weitere Kollimation gezählt werden, wodurch der Ursprungsort der Strahlung auf der die beiden Detektoren verbindenden Linie bestimmt ist.

In ähnlicher Weise beschäftigt sich die Zeitschrift "Electromedica" 52 (1984), Heft 2, Seiten 66 bis 80, mit der Einzelphotonen-Emissionscomputertomographie, also der Bilddaten mittels einer rotierenden Gammakamera gewonnen werden.

Schließlich ist aus der Zeitschrift "Fortschr. Röntgenstr." 126.1 (1977), Seiten 52 bis 60, ein Gerät zur Bestimmung der regionalen Hirndurchblutung mit einer Gammakamera bekannt. Es wird hier eine computerisierte Gammakamera zur regionalen und globalen Hirndurchblutungsmessung zur Bestimmung der regionalen Hirndurchblutungszeit und des relativen regionalen Hirnblutvolumens herangezogen. Bei allen diesen Messungen wird Technetium 99m bzw. Xenon 133 in eine Arterie injiziert.

Die Injektionszeit beträgt dabei etwa 2 bis 3 Sekunden, während ein Auswaschvorgang für eine Zeitdauer von 12,5 min von der Gammakamera registriert wird. Die Berechnung der regionalen Hirndurchblutung selbst wird mittels der sog. stochastischen Methode bzw. durch Ermittlung des initialen Flußindex bzw. durch Kompartimentanalyse durchgeführt. Die stochastische Methode nutzt dabei den Verteilungskoeffizienten λ aus, der das Löslichkeitsverhältnis von z. B. Xenon 133 zwischen Hirngewebe und Blut angibt. Die Messung selbst erfolgt an frisch entnommenem Hirngewebe nach einem 24ständigem Diffusionsausgleich.

Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Computertomographie-Abbildungsgerät zu schaffen, mit dem zerebrale Blutstromparameter mit hoher Genauigkeit innerhalb einer kurzen Leitisotop-Inhalationszeit und ohne die Notwendigkeit für Blutentnahme gewonnen werden können.

Diese Aufgabe wird bei einem Computertomographie-Abbildungsgerät nach dem Oberbegriff des Patentanspruches 1 erfindungsgemäß durch die in dessen kennzeichnendem Teil enthaltenen Merkmale gelöst.

Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprüchen.

Im folgenden sind bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigt

Fig. 1 eine schematische Darstellung eines Abbildungsgeräts gemäß der Erfindung für die rechnergestützte Tomographie,

Fig. 2 ein Blockschaltbild der Bildauswerteeinheit gemäß Fig. 1,

Fig. 3 eine Darstellung von mittels des Geräts nach Fig. 1 aufgenommenen Tomographiebildern des Kopfes und eines Ausatmungsschlauches,

Fig. 4 eine graphische Darstellung der mittels des Geräts nach Fig. 1 gemessenen Leitisotopkonzentration und

Fig. 5 eine schematische Darstellung eines Abbildungsgeräts gemäß einer anderen Ausführungsform der Erfindung.

Vor der Beschreibung bevorzugter Ausführungsformen sei zunächst das der Erfindung zugrundeliegende Prinzip erläutert.

Wie eingangs erwähnt, müssen zur richtigen Bestimmung des lokalen zerebralen Blutstroms dessen Parameter, wie Verteilungskoeffizient λi, Aufbaugeschwindigkeit ki und Blutstromgeschwindigkeit fi, einwandfrei gemessen werden. Als weitere Bedingung muß die Inhalation eines Leitisotopgases innerhalb einer kurzen Zeitspanne beendet sein.

Im Hinblick hierauf wurde das sog. "Bereichs"- oder "Flächenverfahren" entwickelt, d. h. ein Verfahren zur Ermittlung des Verteilungskoeffizienten λi wie folgt:

Darin bedeutet: T2 = eine Zeitdauer, in welcher die Leitisotopkonzentration praktisch auf null abnimmt und die im Zusammenhang mit einer vorbestimmten Leitisotop-Inhalationszeit bestimmt wird.

Der Koeffizient λi wird bestimmt, indem die zeitliche Änderung der Leitisotop-Konzentration in einem gegebenen Gewebebereich i, ausgedrückt als Fläche im Verhältnis zur zeitlichen Änderung der Leitisotop-Konzentration in einer Arterie in dieser Fläche ermittelt wird.

Die Aufbaugeschwindigkeit ki und die Blutstromgeschwindigkeit fi werden von dem auf diese Weise ermittelten Verteilungskoeffizienten λi abgeleitet.

Eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung ist nachstehend anhand der Figuren im einzelnen erläutert.

Fig. 1 zeigt in schematischer Blockdarstellung den Aufbau eines Abbildungsgeräts für rechnergestützte Tomographie (im folgenden auch nur noch als CT-Abbildungsgerät oder kurz als Abbildungsgerät bezeichnet) zum Messen des lokalen zerebralen Blutstroms gemäß einer Ausführungsform der Erfindung. Das Gerät 100 umfaßt eine rechnergestützte Röntgen-Tomographieeinheit (CT-Einheit) 50, eine Leitisotop-Inhalationseinheit 60 und eine Datenerfassungs-Steuereinheit 20.

Die im folgenden auch als CT-Einheit bezeichnete rechnergestützte Röntgen-Tomographieeinheit 50 weist eine durchgehende Öffnung 3 auf, in welche der Kopf eines Patienten 2, der auf einer Liege 1 auf dem Rücken liegt, einbringbar ist. Eine Brücke oder Bühne 5 dient zur Gewinnung eines Tomographiebilds bzw. Tomogramms einer Schnitt-Scheibe 4 mittels einer Röntgenprojektion von einer nicht dargestellten, um den Kopf des Patienten 2 herum drehbaren Röntgenröhre. Eine Projektionssteuerung 45 bestimmt die Röntgenprojekion durch Steuerung oder Regelung z. B. einer an die Röntgenröhre in der Bühne 5 angelegten Hochspannung. Eine Datenerfassungseinheit 6 dient zum Erfassen von Daten von einem nicht dargestellten Detektor in der Bühne 5 sowie zur Gewinnung einer Anzahl von Projektionsdaten. Eine Bildrekonstruktionseinheit 7 rekonstruiert ein Tomogramm des Transversalschnitts auf der Grundlage der Projektionsdaten von der Datenerfassungseinheit 6. Eine Bildauswerteeinheit 8 wertet Leitisotopkonzentrationen Ca(t) und Ci(t) auf der Grundlage der Bilddaten für eine Anzahl von Tomogrammen einer programmierten Erfassungssequenz von der Einheit 7 aus. Eine Anzeigeeinheit 9 dient zur Wiedergabe der von der Bildrekonstruktionseinheit 7 erhaltenen Tomogramme und/oder der zerebralen Blutstromparameter λi, ki und fi von der Bildauswerteeinheit 8 sowie von Funktionsbildern.

Die Leitisotop-Inhalationseinheit 60 stellt ein geschlossenes System dar, das die Rückgewinnung und Wiederverwendung eines Leitisotops erlaubt. In einem Mischgas-Behälter 12 der Inhalationseinheit 60 wird ein Leitisotop, z. B. von einer Leitisotop-Flasche 10 zugeführtes gasförmiges Xenon, mit von einer Sauerstoff-Flasche 11 geliefertem Sauerstoff vermischt. Ein Sauerstoff- oder O₂-Konzentrationsmonitor 14 dient zur Überwachung der Sauerstoffkonzentration im Behälter 12. Der Monitor 14 steuert automatisch ein Gasdurchsatz-Regelventil 13 zur Einstellung der zugeführten Sauerstoffmenge, um die Sauerstoffkonzentration im Behälter 12 auf einer vorbestimmten Größe zu halten. Eine Maske 15 bedeckt Mund und Nase des Patienten 2. In einen in der Nähe der Maske 15 befindlichen Abschnitt eines Ausatem-Schlauches 16 ist ein Rückschlagventil zur Zufuhr des Gasgemisches in die Maske 15 und zur Verhinderung eines Vermischens des Ausatemgases vom Patienten 2 mit dem Gasgemisch eingeschaltet. Der Schlauch 16 ist dabei zwischen den Behälter 12 und die Maske 15 geschaltet. Ein Gasdurchsatzumschalt-Ventil 46 zum Umschalten zwischen dem Gasgemisch und Sauerstoff wird durch einen Ventiltreiber 42 angesteuert. An der Maske 15 ist ein Pufferbeutel 17 zur Beruhigung des über den Schlauch 16 zugeführten Gasgemisches angebracht. An einem in der Nähe der Maske 15 befindlichen Abschnitt eines Ausatem-Schlauches 19 ist ein Rückschlagventil zur Lieferung des Ausatemgases von der Maske 15 zum Behälter 12 und zur Verhinderung einer Rückströmung des Ausatemgases zum Patienten 2 vorgesehen. Der Schlauch 19 ist über einen noch näher zu beschreibenden Kohlendioxidgas- oder CO₂-Adsorber 18 zwischen die Maske 15 und den Behälter 12 geschaltet. Der Adsorber 18 dient zum Adsorbieren und damit Entfernen von gasförmigem Kohlendioxid aus dem Ausatemgas.

Die Datenerfassungs-Steuereinheit 20 steuert den Röntgenprojektionstakt über die Einheit 60 bzw. 50 sowie den Wechseltakt zwischen dem Gasgemisch und dem Sauerstoff über den Ventiltreiber 42.

Der genaue Aufbau der Bildauswerteeinheit 8 ist im folgenden anhand von Fig. 2 erläutert.

Fig. 2 zeigt in einem Blockschaltbild ein Beispiel für den Aufbau der Bildauswerteeinheit 8. Gemäß Fig. 2 speichert ein erster Speicher 21 die von der Bildrekonstruktionseinheit 7 vor der Leitisotopinhalation (Fig. 1) gelieferten Bilddaten (im folgenden mit P(0) bezeichnet). Ein zweiter Speicher 22 speichert eine Anzahl von durch die Bildrekonstruktionseinheit 7 nach der Leitisotopinhalation gelieferten Bilddaten (im folgenden als P(t) bezeichnet). Eine Subtrahierstufe 23 führt eine Subtraktion der in den Speichern 22 bzw. 21 gespeicherten Bilddaten P(t) - P(0) aus. Ein dritter Speicher 25 speichert eine von der Subtrahierstufe 23 gelieferte Ausatem-Leitisotopkonzentration Cair(t), die extern über einen externen Eingabeanschluß EXT1 zugeführt wird, in Beziehung zum Zeitverlauf. Jede Leitisotopkonzentration wird im dritten Speicher 25 durch Modusumschaltung mittels eines ersten Schalters 24 gespeichert. Ein vierter Speicher 26 speichert die Leitisotopkonzentration des Gewebes in Beziehung zum Zeitverlauf, Ci(t) (i = 1, 2, . . ., N), von der Subtrahierstufe 23. Mit "i" ist dabei ein vorbestimmtes Voxel als kleinste Wiedergabe- oder Abtasteinheit (Voxel = kleinste Einheit bei Anzeige oder Abtastung, entsprechend "pixel", der kleinsten Einheit von Bilddaten) im ROI (region of interest = interessierender Bereich) bezeichnet.

Die Bildauswerteeinheit 8 enthält ferner eine α-Berechnungsstufe 28, die zum Berechnen eines Umwandlungskoeffizienten α der Leitisotopkonzentration im Blut auf der Grundlage eines extern eingegebenen Hämatocrit-Wertes Ht(%). Der Umwandlungskoeffizient α wird über einen zweiten Schalter 29 einer Ca(t)-Berechnungsstufe 30 zugeführt.

Die Berechnungsstufe 30 berechnet die Leitisotopkonzentration Ca(t) auf der Grundlage des von der Berechnungsstufe 28 gelieferten Umwandlungskoeffizenten α oder eines extern über einen externen Eingabeanschluß EXT2 eingegebenen Umwandlungskoeffizienten α. Die Berechnungsstufe 30 berechnet nach folgender Gleichung:

Ca(t) = α · Cair(t) (3)

Der von der Berechnungsstufe 28 gelieferte Umwandlungskoeffizient α oder der extern eingegebene Umwandlungskoeffizient α wird mittels einer Modusumschaltung des zweiten Schalters 29 gewählt. Eine λi-Berechnungsstufe 31 berechnet einen Verteilungskoeffizienten λi auf der Grundlage des von der Berechnungsstufe 30 gelieferten Parameters Ca(t) und der im vierten Speicher 26 gespeicherten Leitisotopkonzentration Ci(t). Die Berechnungsstufe 31 führt eine Berechnung nach folgender Gleichung durch:

Eine ki-Berechnungsstufe 33 berechnet die Aufbaugeschwindigkeit ki auf der Grundlage des von der Stufe 31 gelieferten Parameters λi oder eines extern über einen externen Eingabeanschluß EXT3 eingegebenen Verteilungskoeffizienten λi, der Leitisotopkonzentration vom vierten Speicher 26 und der Leitisotopkonzentration Ca(t) von der Berechnungsstufe 30. Die Berechnungsstufe 33 führt eine Berechnung nach folgender Gleichung durch:

Der von der Berechnungsstufe 31 gelieferte oder der extern über den Anschluß EXT3 eingegebene Verteilungskoeffizient λi wird entsprechend der Modusumschaltung des zweiten Schalters 29 benutzt. Eine fi-Berechnungsstufe 33 dient zum Berechnen eines Parameters fi nach Maßgabe des zur Berechnungsstufe 33 gelieferten Koeffizienten λi und der von der Berechnungsstufe 33 gelieferten Aufbaugeschwindigkeit ki. Eine Stufe 34 berechnet nach folgender Gleichung:

fi = 100 · λi · ki [mℓ/100 g/min] (6)

Nachstehend ist die Arbeitsweise des den vorstehend beschriebenen Aufbau besitzenden CT-Geräts 100 zum Messen des lokalen zerebralen Blutstroms näher erläutert.

Zunächst wird das Ventil 46 mittels des Ventiltreibers 42 unter der Steuerung durch die Steuereinheit 20 von der Sauerstoff- auf die Gasgemischseite umgeschaltet. Sodann wird ein Gasgemisch mit einem vorbestimmten Sauerstoffgehalt, der durch Überwachung mittels des Monitors 14 geregelt wird, vom Behälter 12 über den Schlauch 16 und die Maske 15 zum Patienten 2 geleitet. Ein im Gasgemisch enthaltenes Leitisotop wird in der Lunge des Patienten 2 vom Blut absorbiert, und das vom Blut mitgeführte Leitisotop wird im Hirngewebe verteilt. Das durch das Hirngewebe zirkulierte Leitisotop wird sodann in das Ausatemgas ausgeschieden. Das das Leitisotop enthaltende Ausatemgas wird über den Schlauch 19 zum Adsorber 18 geführt, der gasförmiges Kohlendioxid aus diesem Gas adsorbiert. Das restliche Gas wird zum Behälter 12 zurückgeführt, so daß ein geschlossenes System zur Rückgewinnung des benutzten Leitisotops gegeben ist. Aus den vorstehenden Ausführungen geht hervor, daß ein direkt proportionales Verhältnis zwischen der Leitisotopkonzentration in dem in einem Blutgefäß von der Lunge zum Herzen strömenden Blut und derjenigen des Gases im Inhalationsschlauch besteht.

Praktisch gleichzeitig mit dem Öffnen des Ventils 46 erfolgt eine Röntgenprojektion von der nicht dargestellten Röntgenröhre in der Bühne 5 über die Projektionssteuerung 45 und unter der Steuerung durch die Steuereinheit 20. Mit dieser Röntgenprojektion beginnt die tomographische Untersuchung des Transversalschnitts des Kopfes des Patienten 2. Der Datenausgang vom nicht dargestellten Detektor in der Bühne 5 wird durch die Datenerfassungseinheit 6 in Form einer Anzahl von Projektionsdaten erfaßt. Die Projektionsdaten werden bei einer Umdrehung der Röntgenröhre über 360° um die Längsachse des Körpers des Patienten 2 gewonnen und der Bildrekonstruktionseinheit 7 zugeliefert. Die Einheit 7 liefert Bilder P(t), welche die programmierte Zeitsequenz t0, t1, . . ., tn gemäß Fig. 3 besitzen und die aus den Projektionsdaten rekonstruiert werden. Die Bilder umfassen ein Tomographiebild oder ein Tomogramm 70 des Kopfes des Patienten 2 sowie ein Tomogramm 71 des Schlauches 19. In Fig. 3 bezeichnet ein Symbol Pair(t) einen mittleren CT-Wert zu einem Zeitpunkt t, wenn ein kreisförmiger oder quadratischer ROI (interessierender Bereich) im Tomogramm 71 des Schlauches 19 gesetzt ist.

Das Symbol Pi(t) bezeichnet einen mittleren CT-Wert in einem lokalen Gewebe i (i = 1, 2, . . ., N) zu einem Zeitpunkt t im Tomogramm 70. Die Zeitsequenz-Bilddaten für durch die Einheit 7 rekonstruierte Bilder (Tomogramme) werden der Bildauswerteeinheit 8 zugeführt, welche die Leitisotopkonzentration Ca(t) der Arterie und die Leitisotopkonzentration Ci(t) des lokalen zerebralen Gewebes auswertet.

Innerhalb einer vorbestimmten Zeitspanne (4-6 min) nach Beginn der Zufuhr des Mischgases (Leitisotops) wird das Ventil 46 durch den Ventiltreiber 42 von der Gasgemischseite auf die Sauerstoffseite umgeschaltet. Damit wird die Inhalation des Gasgemisches durch den Patienten 2 beendet (Ende der Leitisotopinhalation). Die Röntgen(strahlungs)projektion unter der Steuerung der Steuereinheit 20 wird jedoch für etwa 15-20 min vom Beginn der Datenerfassung fortgesetzt, um dabei die Datenerfassung durchzuführen.

Der Aufbau der Bildauswerteeinheit 8 ist anhand von Fig. 2 bereits beschrieben worden.

Zunächst werden die Bilddaten P(0) und P(t) vor und nach der Leitisotopinhalation von der Bildrekonstruktionseinheit 7 geliefert und über ersten und zweiten Speicher 21 bzw. 22 der Subtrahierstufe 23 zugeführt. Letztere führt eine digitale Subtraktion P(t)-P(0) durch und liefert die Leitisotopkonzentration Cair(t) in der Ausatemluft und die Leitisotopkonzentration Ci(t) im Hirngewebe. Die Leitisotopkonzentration Cair(t) wird über den ersten Schalter 24 im dritten Speicher 25 abgespeichert, und die Leitisotopkonzentration Ci(t) wird im vierten Speicher 26 abgespeichert.

Wenn die Leitisotopkonzentration Cair(t) mittels eines Massenspektrometer od. dgl. gemessen wird, kann sie durch Betätigung des ersten Schalters 24 über den externen Eingabeanschluß EXT1 extern ausgegeben werden.

Im folgenden ist die Berechnung des Umwandlungskoeffizenten α der Leitisotopkonzentration im Blut beschrieben.

Die zeitabhängige Änderung der Leitisotopkonzentration in der Arterie, d. h. Ca(t), kann als Produkt aus der zeitabhängigen Änderung der Leitisotopkonzentration in der Ausatemluft, d. h. Cair(t), und dem Umwandlungskoeffizenten α der Leitisotopkonzentration im Blut ausgedrückt werden.

Sie läßt sich somit durch die Gleichung (3) ausdrücken

Ca(t) = α · Cair(t) (3)

Der Umwandlungskoeffizient α kann entsprechend dem Verfahren zur Messung der Leitisotopkonzentration Cair(t) nach den folgenden beiden Verfahren gemessen werden:

(A) Ausatemschlauch-Abtastverfahren

Bei diesem Verfahren wird der Hämatocrit-Wert Ht (%) im Blut zur Bestimmung des Umwandlungskoeffizienten gemessen:

α = 0,0011 × Ht + 0,10 (7)

Hierdurch wird die zeitabhängige Änderung der Leitisotopkonzentration in der Ausatemluft, d. h. Cair(t) [H. U.], erhalten. Die Einheit H. U. ist eine Einheit für CT-Werte und steht für Hounsfield Unit.

(B) Massenspektrometerverfahren

Der Hämatocrit-Wert Ht (%) wird gemessen, und der Umwandlungskoeffizient α wird nach folgender Gleichung berechnet:

α = {ρχ × (0,0011 × Ht + 0,10)} / {(μ_ρ ^w/μ_ρ ^χ) × 100} (8)

In obiger Gleichung bedeuten:

ρχ = Dichte des Leitisotops χ (mg/cm³), 5,15 (mg/m³) bei 37°C und 1 bar,
μ_ρ ^w = Massenabsorptionskoeffizient von Wasser,
μ_ρ ^χ = Massenabsorptionskoeffizient des Leitisotops.

Es ist zu beachten, daß die Massenabsorptionskoeffizienten von Wasser w und Leitisotop χ, d. h. μ_ρ ^w und μ_ρ ^χ Konstanten sind, die durch das verwendete rechnergestützte Tomographie- bzw. CT-Gerät bestimmt werden. Sodann wird das Volumen (%) der Leitisotopkonzentration Cair(t) berechnet.

Die obige Berechnung des Umwandlungskoeffizienten α wird durch die α-Berechnungsstufe 28 ausgeführt.

Wenn der Umwandlungskoeffizient α auf diese Weise bestimmt worden ist, kann die Leitisotopkonzentration Cair(t) in die Leitisotopkonzentration Ca(t) umgewandelt werden, indem eine nur geringe Blutmenge zur Messung des Hämatocrit-Werts Ht (%) abgenommen wird. Da diese Umwandlung insbesondere beim Ausatemschlauch- Abtastverfahren mit lediglich dem Hämatocrit-Wert und unabhängig von Umgebungstemperatur und -druck sowie der Art des verwendeten CT-Geräts durchgeführt werden kann, werden hohe Genauigkeit und einfache Arbeitsweise erzielt.

Der durch die Berechnungsstufe 28 berechnete Umwandlungskoeffizient α wird über den zweiten Schalter 29 der Berechnungsstufe 30 eingegeben und zur Berechnung der Leitisotopkonzentration Ca(t) nach Gleichung (3) benutzt. Auf diese Weise kann die Leitisotopkonzentration Ca(t) ohne die Notwendigkeit für eine Blutprobenabnahme berechnet werden. Es ist darauf hinzuweisen, daß sich die vorstehende Beschreibung auf den Fall bezieht, in welchem das Ausatemschlauch-Abtastverfahren (A) angewandt wird.

Der Umwandlungskoeffient α kann mittels des zweiten Schalters 29 über den externen Eingabeanschluß EXT2 nach außen ausgegeben werden.

Fig. 4 veranschaulicht Beispiele für den Verlauf der Leitisotopkonzentration Ci(t) und der Leitisotopkonzentration Ca(t), wie diese von der Subtrahierstufe 23 geliefert sind; obgleich diese Werte als diskrete Werte oder Größe erhalten werden, sind sie aus Vereinfachungsgründen in kontinuierlicher Darstellung ausgedrückt. In Fig. 4 entsprechen eine Zeitspanne T0-T1 einer Leitisotopinhalations-Zeitspanne und eine Zeitspanne T0-T2 einer Datenerfassungs-Zeitspanne. Die gewünschten Parameter λi, ki und fi werden in Übereinstimmung mit den beiden Arten der programmierten Erfassungssequenzdaten berechnet, d. h. der Leitisotopkonzentration (in) der Arterie Ca(t) und der Leitisotopkonzentration des lokalen zerebralen Gewebes Ci(t). Die Parameter λi, ki und fi werden nach der Kety-Schmidtschen Gleichung (1) oder (1′) auf der Grundlage des Fickschen Prinzips berechnet.

Insbesondere wird der Verteilungskoeffizient λi durch die λi-Berechnungsstufe 31 nach Gleichung (4) berechnet. Der berechnete Verteilungskoeffizient λi wird über den dritten Schalter 32 der ki-Berechnungsstufe 33 zugeführt und zur Berechnung der Aufbaugeschwindigkeit benutzt.

Durch Betätigung des dritten Schalters 32 kann der Verteilungskoeffizient λi über den externen Eingabeschluß EXT3 nach außen ausgegeben werden.

Jedem weißen und grauen Stoff ist ein vorbestimmter Verteilungskoeffizient λi zugeordnet. Der über den Anschluß EXT3 ausgegebene Verteilungskoeffizent λi kann daher 0,8-1,0 für einen grauen Stoff, 1,2-1,5 für einen weißen Stoff und im Mittel 1,0 für das Gesamtgewebe betragen. Dies ermöglicht eine einfache, schnelle Verarbeitung mit einer kleinen Menge an erfaßten Daten.

Die Aufbaugeschwindigkeit ki wird durch die Berechnungsstufe 33 nach Gleichung (6) berechnet. Die Auswertezeiten T und T0 der Aufbaugeschwindigkeit ki sind so vorgegeben, daß T0 = 0 und T = T1 oder T0 = T1 und T = T1 gelten. Die ersteren Vorgabewerte entsprechen dem Fall eines Anstiegsabschnitts (0 t T1) der Leitisotopkonzentrationskurve in Fig. 4, während die letzteren Vorgabewerte einem abfallenden Abschnitt (T1 t < T2) dieser Kurve entsprechen. Es kann daher die Größe der Aufbaugeschwindigkeit ki in jedem Abschnitt benutzt werden. Der Rauschabstand kann jedoch verbessert werden, wenn die Größen der Aufbaugeschwindigkeit ki in beiden Abschnitten ermittelt werden und der Mittelwert als die gewünschte Aufbaugeschwindigkeit ki benutzt wird.

Die Blutströmungsgeschwindigkeit fi wird durch die fi-Berechnungsstufe 34 nach Gleichung (6) berechnet.

Die auf diese Weise berechneten Parameter λi, ki und fi werden auf dem Kathodenstrahlröhren-Bildschirm der Anzeigeeinheit 9 in Form von numerischen Größen oder Funktionsbildern für die Dichtemuster durch Leuchtdichtemodulation wiedergegeben. Da ein Funktionsbild eine funktionelle Information, etwa eine lokale zerebrale Blutstrominformation, enthält, kann es eine Information zusätzlich zur anatomischen Information, z. B. als normales Röntgen-Tomogramm, liefern, was auf dem Gebiet der klinischen Untersuchung vorteilhaft ist.

Im folgenden ist anhand von Fig. 5 eine zweite Ausführungsform der Erfindung beschrieben, bei welcher den Teilen von Fig. 1 entsprechende Teile mit denselben Bezugsziffern wie vorher bezeichnet sind.

Gemäß Fig. 5 umfaßt ein CT-Abbildungsgerät 200 zum Messen des lokalen zerebralen Blutstroms eine rechnergestützte Röntgen-Tomographieeinheit 50, eine Datenerfassungs-Steuereinheit 80 und eine Leitisotop-Inhalationseinheit 90. Mit Ausnahme der Inhalationseinheit 90 besitzen die Einheiten 50, 80 und 90 denselben Aufbau wie die entsprechenden Einheiten nach Fig. 1. Im folgenden sind daher nur die Inhalationseinheit 90 und die zugeordneten Teile näher erläutert.

Bei dieser Ausführungsform befindet sich das in einem vorbestimmten Verhältnis gemischte Mischgas in einem Behälter 92; es enthält ein Leitisotop, wie gasförmiges Xenon, sowie gasförmigen Sauerstoff. Der Gasbehälter 92 ist über ein Regelventil 94 mit einem Ausatem-Schlauch 16 verbunden. Das Regelventil 94 wird durch einen Ventiltreiber 42 angesteuert, der unter der Steuerung der Datenerfassungs-Steuereinheit 20 so betätigt wird, daß Beginn und Ende der Inhalation eines Leitisotops durch einen Patienten 2 geregelt werden kann.

An das andere Ende des Schlauches 16 sind eine Maske 15 und ein Pufferbeutel 17 angeschlossen, so daß der Patient 2 das Leitisotop aufnehmen bzw. einatmen kann.

Bei dieser Ausführungsform wird das vom Patienten 2 eingeatmete Leitisotop über die Lunge vom Blut aufgenommen, wobei die inhalierten und ausgeatmeten Gase sodann über die Maske 15 zu einem Massenspektrometer 96 geleitet werden. Letzteres mißt die Masse z. B. des gasförmigen Xenons.

Wie aus der Darstellung von Fig. 5 hervorgeht, enthält die Bühne 5 keinen Schlauch bzw. keine Leitung, durch welche(n) das Leitisotop geführt wird. Die Konzentration des Leitisotops im ausgeatmeten Gas wird mittels des Massenspektrometers 96 gemessen. Da ersichtlicherweise die Leitisotop-Konzentration im ausgeatmeten Gas eine Beziehung zu derjenigen im Arterienblut besitzt, kann die letztere Leitisotopkonzentration berechnet werden.

Bei dieser Ausführungsform wird das vorher angegebene zweite Verfahren (B) angewandt. Der Umwandlungskoeffizient α der Leitisotopkonzentration im Blut wird daher auf dieselbe Weise wie bei der ersten Ausführungsform berechnet. Die drei, für die Berechnung des Blutstroms im lokalen zerebralen Gewebe erforderlichen Parameter λi, ki und fi lassen sich durch die Bildauswerteeinheit 8 auf dieselbe Weise wie bei der ersten Ausführungsform ermitteln.

Aus den angegebenen Gründen kann auf eine nochmalige Erläuterung des Berechnungsverfahrens verzichtet werden.

Bei durchgeführten Versuchen betrugen die Xenon-Inhalationszeit T1 4-6 min, die Xenongaskonzentration 30-40% und die Probennahme- bzw. Abtastzeit T2 15-20 min.

Mit der Ausführungsform nach Fig. 5 lassen sich wiederum mit einem vergleichsweise einfachen Aufbau genaue Daten gewinnen.

Das bei den beschriebenen Ausführungsformen verwendete CT-Abbildungsgerät ist ein rechnergestütztes Röntgentomographie-Abbildungsgerät; es kann sich dabei aber auch um eines von verschiedenen anderen CT-Abbildungsgeräten handeln, z. B. ein mit kernmagnetischer Resonanz arbeitendes bzw. NMR-Diagnosegerät, ein Einzelphotonemissions-CT-Gerät oder ein Positronemissions-CT-Gerät. Ein solches Positronemissions-CT-Gerät (ECT-Gerät) hat einen Detektor, der um einen Patienten bewegt werden kann. Der Detektor erfaßt die Strahlen, die von einem Radioisotop ausgesandt werden, das dem Patienten eingegeben wurde. Das Gerät bestimmt die Verteilung des Radioisotops aus den Stärken dieser Strahlen und zeigt dann diese Verteilung an. Ein Positronemissions-ECT-Gerät hat zwei Detektoren, die um den Patienten rotieren können. Diese Detektoren erfassen die γ-Strahlen, die von Positron-Sonden ausgesandt werden, die dem Patienten eingegeben wurden. Das Positronemissions-ETC-Gerät bestimmt die Verteilung der Positron-Sender aus den Stärken dieser Strahlen und zeigt dann diese Verteilung an.

Die Datenerfassungs-Steuereinheit 20 bei den beschriebenen Ausführungsformen steuert den Röntgenprojektionstakt sowie auch den Umschalttakt zwischen Gasgemisch und Sauerstoff. Die Steuereinheit 20 kann einen beliebigen Aufbau besitzen, sofern sie den Datenerfassungstakt in vorbestimmten Zeitabständen für eine kurze Zeitspanne, d. h. von der Inhalation des Gasgemisches und mithin eines Leitisotops durch den Patienten bis zum Ausatmen desselben, zu steuern vermag.

Während Fig. 2 lediglich ein Beispiel für die Einzelheiten des Aufbaus der Bildauswerteeinheit zeigt, ist deren Konfiguration keineswegs auf die spezielle dargestellte Ausgestaltung beschränkt.

Bei der Ausführungsform nach Fig. 5 kann wie bei derjenigen gemäß Fig. 1 ein geschlossenes System vorliegen, um die Rückgewinnung und Wiederverwendung eines Leitisotopgases zu ermöglichen. In diesem Fall wird das Ausatemgas nicht in die Bühne 5 entlassen.

Bei dem erfindungsgemäßen Abbildungsgerät wird die kurze Leitisotop-Gasgemisch-Inhalationszeit durch die Datenauswerte-Steuereinheit gesteuert. Die Anstiegs- und Abfallabschnitte einer Kennlinienkurve der Leitisotopkonzentration werden gemessen, wodurch eine einfache Berechnung der zerebralen Blutparameter λi, ki und fi ermöglicht wird.

Da ein Patient ein Leitisotop nur während einer kurzen Zeitspanne einzuatmen braucht, sind die Zunahme der Kohlendioxidgaskonzentration (PaCO₂) und die anästhetisierende Wirkung auf den Patienten gering, während die zerebralen Blutstromparameter mit hoher Genauigkeit gewonnen werden können.

Der Verteilungskoeffizient λi kann extern als Konstante zugeführt oder intern durch Wahl mittels des zweiten Schalters 29 berechnet werden, so daß eine Wahlzwischen einem einfachen Schnellverfahren und einem Verfahren mit hoher Genauigkeit möglich ist.

Darüber hinaus ist keine Blutabnahme erforderlich, so daß die Messung eingriffsfrei erfolgen kann und die Belastung der Bedienungsperson herabgesetzt wird.

Claims

1. Computertomographie-Abbildungsgerät zum Messen des lokalen zerebralen Blutstroms eines zu untersuchenden Patienten (2), mit:

- einer Leitisotop-Inhalationseinheit (90), um den Patienten (82) ein Leitisotopgas aufnehmen zu lassen,
- einer Detektionseinrichtung (96) zur Ermittlung der Masse des vom Patienten (2) aufgenommenen Leitisotopgases und
- einer Anzeigeeinheit (9) zur Wiedergabe eines aus Tomographie-Bilddaten gewonnenen, rekonstruierten Tomographiebilds und eines anhand des gemessenen lokalen zelebralen Blutstroms gewonnenen Funktionsbilds,
gekennzeichnet durch
- eine Steuereinrichtung (20, 42), die die Leitisotop-Inhalationseinheit (90) so steuert, daß die Inhalation des Leitisotopgases beginnt und innerhalb einer vorbestimmten Zeitdauer ab dessen Inhalation endet,
- einen Röntgen-Computertomographen (50) mit mindestens einer Röntgenquelle (5), einem Röntgendetektor mit einer Datenerfassungseinheit (6) und einer Bildrekonstruktionseinheit (7), die den Patienten (2) für eine Zeitdauer, die die Zeitdauer (T₀-T₁) der Inhalation des Leitisotopgases und eine vorbestimmte Zeitdauer (T₁-T₂) nach Abschluß der Inhalation des Leitisotopgases einschließt, abtastet, um Tomographie-Bilddaten einer vorbestimmten Schnitt-Scheibe des Patienten (2) zu erzeugen, welche den lokalen zerebralen Blutstrom enthält, wobei
- die Bildrekonstruktionseinheit (7) die gesammelten Tomographie-Bilddaten zum Gewinnen rekonstruierter Tomographie-Bilddaten rekonstruiert, und
- eine Auswerteeinheit (8), die während der Zeitdauer, die die Zeitdauer (T₀-T₁) der Inhalation des Leitisotopgases und die vorbestimmte Zeitdauer (T₁-T₂) nach Abschluß der Inhalation des Leitisotopgases einschließt, die rekonstruierten Tomographie-Bilddaten und die ermittelte Masse des Leitisotopgases zwecks Messung des lokalen zerebralen Blutstroms aus einem Verteilungskoeffizienten λi für einen zerebralen Gewebebereich auswertet, wobei die Auswerteeinheit (8) eine Recheneinheit (31) hat, die den Verteilungskoeffizienten λi mittels der folgenden Gleichung berechnet: in welcher Ci(t) die zeitliche Änderung der Leitisotop-Konzentration in dem zerebralen Gewebebereich i, Ca(t) die zeitliche Änderung der Leitisotop-Konzentration in einer Arterie und T₂ die Zeitdauer, in welcher die Leitisotop-Konzentration praktisch auf null abnimmt, bedeuten.

2. Computertomographie-Abbildungsgerät nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Detektoreinrichtung (96) die Bestimmung der Leitisotopgas-Konzentration im zerebralen Gewebe vor Sättigung durch das Leitisotopgas abschließt.

3. Computertomographie-Abbildungsgerät nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Auswerteeinheit (8) eine Umwandlungskoeffizient-Berechnungsvorrichtung (28) zum Berechnen des Verhältnisses einer ersten Fläche zu einer zweiten Fläche zwecks Ermittlung von Umwandlungskoeffizienten (α) für die Leitisotopgas-Konzentration aufweist, wobei die erste Fläche durch eine erste Kurve bestimmt ist, welche die Leitisotopgas-Konzentration in einem gesamten zerebralen Abschnitt angibt, die zwischen Beginn und Ende der Inhalation des Leitisotopgases gemessen wird, und die zweite Fläche durch eine zweite Kurve bestimmt ist, welche die Leitisotopgas-Konzentration in der vom Patienten (2) ausgeatmeten Luft (Cair(t)) angibt, die zwischen Beginn und Ende der Inhalation des Leitisotopgases gemessen wird.

4. Computertomographie-Abbildungsgerät nach einem der Ansprüche 1 bis 3,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Rechenheit (31) das Verhältnis einer ersten Fläche zu einer zweiten Fläche zwecks Ermittlung der Verteilungskoeffizienten λi berechnet, wobei die erste Fläche durch eine erste Kurve bestimmt ist, welche die Leitisotopgas-Konzentration in einem vorgewählten lokalen zerebralen Gewebe (Ci(t)) angibt, die zwischen Beginn und Ende der Inhalation des Leitisotopgases gemessen wird, und die zweite Fläche durch eine zweite Kurve bestimmt ist, welche die Leitisotopgas-Konzentration in arteriellen Blutströmen (Ca(t)) angibt, die zwischen Beginn und Ende der Inhalation des Leitisotopgases gemessen wird.

5. Computertomographie-Abbildungsgerät nach einem der Ansprüche 1 bis 3,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Recheneinheit (31) das Verhältnis einer ersten Fläche zu einer zweiten Fläche zwecks Ermittlung der Verteilungskoeffizienten λi berechnet, wobei die erste Fläche durch eine erste Kurve bestimmt ist, welche die Leitisotopgas-Konzentration in einem vorgewählten lokalen zerebralen Gewebe (Ci(t)) angibt, die zwischen Beginn und Ende der Inhalation des Leitisotopgases gemessen wird, und die zweite Fläche durch eine zweite Kurve bestimmt ist, welche die Leitisotopgas-Konzentration in gesamten zerebralen Abschnitten innerhalb mindestens eines Bereichs des rekonstruierten Tomographiebilds angibt.

6. Computertomographie-Abbildungsgerät nach Anspruch 4 oder 5,
dadurch gekennzeichnet,
das die Messung der Leitisotopgas-Konzentration des vorgewählten lokalen zerebralen Gewebes (Ci(t)) vor der Sättigung der Leitisotopgas-Konzentration des vorgewählten lokalen zerebralen Gewebes im Patienten (2) abschließbar ist.

7. Computertomographie-Abbildungsgerät nach einem der Ansprüche 1 bis 6, gekennzeichnet durch eine Einrichtung (18) zum Absorbieren unerwünschten Gases aus dem vom Patienten (2) ausgeatmeten Gas, die mit einer Einheit (60) zum Führen des Leitisotopgases durch den Patienten (2) unter Bildung eines geschlossenen Durchgangs (12; 16; 19) für die Leitisotopgasinhalation verbunden ist.