DE3522113C2 - Computertomographie-Abbildungsgerät - Google Patents
Computertomographie-AbbildungsgerätInfo
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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:
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.
Der Hämatocrit-Wert Ht (%) wird gemessen, und der Umwandlungskoeffizient
α wird nach folgender Gleichung
berechnet:
α = {ρχ × (0,0011 × Ht + 0,10)} / {(μρ w/μρ χ) × 100} (8)
In obiger Gleichung bedeuten:
ρχ = Dichte des Leitisotops χ (mg/cm³),
5,15 (mg/m³) bei 37°C und 1 bar,
μρ w = Massenabsorptionskoeffizient von Wasser,
μρ χ = Massenabsorptionskoeffizient des Leitisotops.
μρ w = Massenabsorptionskoeffizient von Wasser,
μρ χ = Massenabsorptionskoeffizient des Leitisotops.
Es ist zu beachten, daß die Massenabsorptionskoeffizienten
von Wasser w und Leitisotop χ, d. h. μρ w und μρ 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 (7)
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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