CN102885636A - 产生组合的断层造影发射和透射显示的方法和检查系统 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及用于对呼吸的并由此周期性运动的、具有多个静止阶段的患者产生组合的断层造影发射和透射显示的方法以及组合的发射和透射断层造影系统，其中：在测量呼吸幅度（A）的同时测量患者（7）内的发射检测器数据并且确定呼吸幅度范围（A1-A2），从中将所有发射检测器数据计算为发射图像数据，在测量呼吸运动的同时通过产生数据冗余的CT扫描来测量透射检测器数据，并且重建仅仅来自所设定的呼吸幅度范围并且同时强制地覆盖来自所设定的呼吸幅度范围（A1-A2）的整个范围的透射检测器数据的透射检测器数据，将分别来自相同的呼吸幅度范围（A1-A2）的发射图像数据和透射图像数据组合成结果图像数据，以及进行存储和/或输出和/或显示。
Description
技术领域
本发明涉及一种用于对呼吸的以及由此周期性运动的、具有多个静止阶段的患者产生组合的断层造影发射和透射显示（Emissions-und Transmissions-Darstellungen）的方法，以及一种组合的发射射线和透射射线检查系统，具有控制和计算系统，包括用于存储在运行时实施的、用于执行上述方法的计算机程序的存储器。
背景技术
用于产生组合的断层造影发射和透射显示的类似的方法以及类似的设备从文献US2007/0232903A1中已知。根据该文献建议了一种方法，其中借助PET检查和同时对患者呼吸幅度的拍摄来确定具有最小运动的幅度范围（也就是呼吸的静止阶段），其中，为在多个呼吸周期上累加的幅度范围的持续时间预定一个使得能够收集到足够多的PET数据来从中重建具有预定质量的图像的值。此外，在该文献中还建议附加地实施由呼吸信号触发的或由呼吸信号选通的CT扫描并且重建来自静止阶段的CT图像数据，接着将所述CT图像数据与PET图像数据相组合。
即，该文献建议在PET测量中确定可使用的呼吸幅度范围，其中该幅度范围通过两个尽可能小的、描述了呼吸的静止阶段的幅度来限定，并且在与已进行了的PET测量求和的情况下提供足够的数据来显示图像。就CT扫描来说，只需要所重建的图像数据同样来自静止阶段的范围，但是不对这些图像数据应当包含哪个实际的幅度区域进行说明。
发明内容
本发明的任务是找到一种用于对呼吸的以及由此周期性运动的、具有多个静止阶段的患者产生组合的断层造影发射和透射显示的改进方法，并且找到一种用于该方法的相应的组合的发射射线和透射射线检查系统。
发明人已经认识到，影响组合的发射和透射图像、尤其是与CT图像组合的PET或SPECT图像的图像质量的一个重要因素是，这两种相互组合的图像数据所来自的运动幅度的一致性程度。由于常见的CT扫描相对于PET扫描来说具有明显更短的曝光时间以及缓慢的呼吸运动，因此假定正常的、具有明显更短的曝光时间的CT扫描比在静止阶段的整个幅度范围上收集图像数据的PET扫描采集明显更小的幅度范围。
因此，根据发明人的这一认识重要的是，注意在透射扫描中用于图像重建的检测器数据包括尽可能与在对发射数据的数据采集中出现的相同的幅度范围。最佳情况下，甚至应当使得在采集透射数据和发射数据时的运动幅度出现的频率尽可能相同。如果从这样的检测器数据中重建和组合图像数据，则总体上产生比在将具有大运动范围的发射图像数据与具有小运动范围的透射图像数据组合的情况下明显更好的图像结果。
相应地，发明人建议了一种用于对呼吸的以及由此周期性运动的、具有多个静止阶段的患者产生组合的断层造影发射和透射显示的方法，该方法包括以下方法步骤：
-在以第一时间段期间的呼吸幅度的形式测量呼吸运动的同时，拍摄来自患者内的发射事件的发射检测器数据，并且设定静止阶段的呼吸幅度范围，从该呼吸幅度范围中将所有发射检测器数据计算为发射图像数据，
-在第二时间段期间测量呼吸运动的同时，通过对患者实施产生数据冗余的CT扫描来拍摄透射检测器数据，并且用仅仅来自所设定的呼吸幅度范围并且同时强制地覆盖来自所设定的呼吸幅度范围的整个范围的透射检测器数据的透射检测器数据重建透射图像数据，
-将分别来自相同的呼吸幅度范围的发射图像数据和透射图像数据组合成结果图像数据，以及
-存储和/或输出和/或显示所述结果图像数据。
由此实现了，相互组合的图像数据分别包括来自呼吸运动的相同的整个区域的信息，并由此在组合的情况下产生改善的图像。
有利的还有，透射检测器数据在呼吸幅度上的分布与发射检测器数据在呼吸幅度上的分布相对应。也就是说，这两种检测器数据不仅分别覆盖整个幅度范围，而且还在它们的呼吸运动幅度的分量方面相同，其中检测器数据在该呼吸运动幅度的情况下拍摄。这例如可以通过以下方式实现，即在静止阶段的整个时间期间进行透射数据收集并且在静止阶段内的所有这些透射数据都被用于重建。
此外建议，通过以下方式确定用于产生图像的呼吸幅度范围，即从出现的最小的第一幅度值出发在发射数据收集期间搜索位于该第一幅度值之上的最小的第二幅度值，其中第一和第二幅度值限制所述幅度范围并且在该幅度范围内累积足够的发射检测器数据的量，以计算具有预定质量的发射图像数据。
本发明的方法例如可以使用PET系统或SPECT系统来产生发射检测器数据。PET表示正电子发射断层造影，其中使得在分解时发射正电子的放射性弱的标记的物质在患者器官中的分布可见，由此对生化和生理功能进行成像。SPECT被理解为单光子发射计算断层造影（Single-Photon-Emission-Computed-Tomography），其中同样对放射药剂在体内的分布进行成像，但是这种类型的放射药剂发射光子。用于各自检查的这些设备是普遍已知的。
原则上，本发明的方法可以与采用离子化或非离子化的射线的所有透射检查一起使用，但是作为最有名和最广泛的检查是计算机断层造影（CT）。
在这样的CT检查的范围中一方面有利的是实施顺序的扫描。在此特别有利的是，分别在进入呼吸静止阶段时开始实际的扫描并且从静止阶段离开时实施以检测器宽度的进给（Vorschub）。此外有利的是，在执行顺序的扫描时实施每次冗余的旋转扫描而分别没有在整个静止阶段范围上的进给，其中特别有利地将剂量率（Dosisleistung）减小到产生冗余的倍数的倒数。
对此替换的，还建议，为了产生CT数据而实施螺旋扫描，其中应当设置产生冗余的进给速度，其中又可以有利地将剂量率减小到螺旋扫描在静止阶段期间冗余地扫描z位置的倍数的倒数。
为了避免不需要的射线负荷，还建议在拍摄透射检测器数据期间实施由呼吸幅度控制的管电流调制。
除了上面描述的本发明方法之外，发明人还建议了一种用于检查呼吸的患者的组合的发射射线和透射射线检查系统，其具有控制和计算系统，后者包括用于存储将在运行中实施的计算机程序的存储器，其中在该存储器中存储了在运行时实施上述方法的方法步骤的计算机程序。
附图说明
下面借助优选实施例和借助附图更详细地描述本发明，其中在附图中仅示出理解本发明所需要的特征。使用下面的参考标记：1：组合的PET或SPECT和CT系统；2：支架和检测器外壳；3：患者卧榻；4：系统轴；5：控制和计算系统；6：存储器；7：患者；8：计算机程序；9：控制导线；9.1：传感器；A：呼吸幅度；AS：预定的幅度值；A1：第一幅度值；A2：第二幅度值；A1至A2：幅度范围；I：管电流；I(t)：管电流的时间上的走向；R：呼吸幅度的走向；t:时间；Y：产量因子；W：时间窗；Δ：剂量节省。
具体示出了：
图1：在多个呼吸周期期间的呼吸幅度的走向；
图2：在多个呼吸周期期间的呼吸幅度的走向，其中在静止阶段期间在相同的时间窗中进行重叠的CT扫描；
图3：在静止阶段的整个范围期间进行CT扫描情况下在具有数据收集的可变时间窗的时间期间的呼吸幅度的走向；
图4：在数据采集期间管电流没有减小的本发明CT扫描情况下的呼吸走向的对比；
图5：在数据采集期间管电流均匀减小的本发明CT扫描情况下的呼吸走向的对比；
图6：在数据采集期间具有特定于静止阶段地减小的管电流的本发明CT扫描情况下的呼吸走向的对比；
图7：组合的透射和发射系统的3D显示。
具体实施方式
在诸如PET或SPECT的发射成像方面，存在不同的产生无运动伪影的图像的技术。由于从直接在患者内施加的放射性示踪分子发出的伽马或正电子射线被连续输出，因此在此一般采用其中紧接着检查之后仅将所拍摄的图像数据的时间上有限的部分被用于图像重建的方法。在这种情况下称为回溯性选通。在此，待使用的图像数据的选择基于与利用合适的设备与图像数据并行地绘制的呼吸曲线或EKG曲线的相关来进行。使用呼吸选通的PET检查的示例在文献US2007/0232903A1中示出。在此描述了一种简单的算法，该算法在所拍摄的数据的可自由选择的百分比（即所谓的产量因子Y）中恰好选择在注意产量因子的边界条件的情况下导致具有最小运动伪影的图像的图像原始数据。然后实际达到的时间分辨率既取决于当前的生理曲线也取决于由使用者指定的产量因子。在典型的Y≈30%的典型值的情况下，这导致在与呼吸相关的检查情况下大约1至5秒的时间分辨率。
图1示出了在超过多个呼吸周期期间的呼吸幅度A的走向R，也就是在呼吸时身体运动的走向R。在此与在横轴上的时间t对比地在纵轴上绘制出幅度A。从预定的时间部分或产量因子出发产生其中进行尽可能小的运动的下方的幅度范围A1至A2，即尽可能小的运动描述静止范围，在该静止范围中可以提取在发射测量情况下的测量数据，这些测量数据导致尽可能无伪影的图像。
在CT成像方面，采用很多不同的方法以便使运动伪影最小化。这些方法可以粗略地分类为回溯性（选通）和预期性（触发）方法。在回溯性选通的情况下，例如执行具有高度空间冗余、即小节距的CT螺旋拍摄。在拍摄了图像数据之后将图像数据与并行拍摄的生理数据（即呼吸曲线或EKG曲线）相关。然后可以根据不同的标准选择用于重建的图像数据—也就是其内所述图像数据被使用的“门”，例如据此估计生理曲线的哪些部分是最小的运动伪影或者确定合适的算法，其中实际上存在最小的运动。但是在大多数情况下简单地在呼吸/心脏周期的固定位置处重建具有技术上可达到的最小可能时间分辨率的图像。
在图2中示例性地在时间t期间示出了呼吸幅度A的这样的呼吸走向R，其中已进行的CT扫描和所使用的数据收集的时间窗W分别在低于预定的幅度As时开始并且与呼吸走向无关地总是在相同的时间间隔期间持续。
不太频繁地使用存在的投影数据的高度位置冗余来重建具有所有投影数据的唯一的一幅图像，然后该唯一的图像包含来自整个呼吸周期的图像信息。正是在与呼吸相关的螺旋拍摄中剂量问题特别大，因为由于与心率相比较低的呼吸频率而必须使用非常小的节距≈0.1以及缓慢的旋转时间（0.5-1.0s）。
在预期性触发的情况下，在检查之前就设定在呼吸周期的什么位置上应当进行图像数据的拍摄。然后，相应的生理值，也就是呼吸幅度用作“触发器”，在达到该生理值的情况下触发在所谓的顺序拍摄中对X射线的输出。由于在此仅恰好施加重建也需要的剂量，因此辐射剂量明显低于回溯性方法的情况。
既在回溯性方法又在预期性方法中根据现有技术重建具有固定的、相应于一半的检测器旋转时间的时间分辨率的CT图像。在例外情况下为了提高位置分辨率还将整个检测器旋转时间的图像数据用于重建。
在合并PET和CT图像或在选择合适的CT图像来进行PET衰减校正的情况下产生以下难题：CT时间分辨率（在与呼吸相关的检查情况下典型地是大约130-500ms）相差相应PET检查的时间分辨率的数量级，典型的是>>1s。
由此导致，实际上两种成像方法产生这样的图像数据，所述图像数据的原始的检测器数据来自不同的运动状况或运动频谱。从而例如PET或SPECT显示描述了在幅度范围A1至A2中运动的肿瘤的轮廓，而与此并行拍摄的CT显示是由来自幅度范围A1’至A2’的检测器数据重建的。由于CT成像的更好的时间分辨率，幅度范围A1’至A2’的跨度以大的概率明显小于幅度范围A1至A2的跨度，从而由此产生的显示也不会完全一致地对患者身上的相同状况成像。由此在组合这两种显示的情况下产生不期望的重建或图像伪影。
即，本发明的核心涉及上述问题的解决，其中应当导致在透射和发射扫描的范围内使得被扫描的患者的拍摄状况以及尤其是运动状况尽可能大地一致。
即，本发明的新颖性在于以下思想，即在透射扫描的情况下应当注意通过相应地“恶化”时间分辨率或者将时间分辨率与发射扫描的时间分辨率匹配还在两种产生图像的情况下采集运动幅度的可相互比较的区域，并由此尽可能最佳地组合可比较的图像数据。
也就是说，CT图像数据既没有用尽可能小的、依赖于旋转时间的时间分辨率重建（而这在选通和触发方法中是常见的），也没有用依赖于旋转时间和节距的尽可能粗略的时间分辨率重建（而这在所谓的平均CT是常见的）。而是不仅将待重建的数据的时间位置与检查的生理曲线或PET部分匹配，而且将两种图像产生所使用的呼吸幅度范围相互匹配。在此，时间分辨率尤其是依赖于在CT扫描期间的呼吸周期的当前持续时间，由此根据生理状况一个图像数据组内的时间分辨率对不同的z位置是不同的。为了在PET-CT检查的范围内最佳地产生相互调谐的PET和CT图像，可以采用具有不同复杂度的不同检查变型：
变型A：在拍摄了定位片（Topogramm）和规划了待显示的身体部位之后，除了PET拍摄之外还用较低的节距和缓慢的旋转时间（也就是与呼吸选通螺旋类似的值）拍摄CT螺旋。与两种检查并行地，利用合适的呼吸监视器绘制呼吸曲线。以哪种顺序来执行PET和CT检查在本发明的该应用中是无关的。但是应当注意，患者的呼吸已经稳定并且两种检查在时间上以快速的序列执行。由此保证了患者的呼吸在CT和PET检查期间遵循类似的模式。接着根据以下算法来重建PET图像，在该算法中确定用于产生图像的测量数据的幅度范围。在这方面示例性地参照在文献US2007/0232903A1中详细描述的计算算法。该算法的应用提供呼吸运动的最小和最大幅度A1和A2，在该呼吸运动内使用正电子分解测量来重建图像。代替从这些幅度值中提取一个幅度（在该幅度的情况下从CT检查中重建具有最清晰的时间分辨率的图像），将所有在这些幅度值之间测量的投影数据用于CT图像重建。
该方法在图3中示意性地示出，其中又在时间t上绘制出呼吸幅度A的走向R，并且相应于变化的呼吸示出在幅度A1和A2之间的静止阶段范围中在CT扫描情况下数据收集的不同长度的时间窗W。
该方法导致具有一般更粗糙的并且动态地依赖于患者的呼吸的时间分辨率的图像，但是，其中两种测量（PET和CT）的呼吸幅度以及由此还有它们的图像数据最佳地重合。时间分辨率在患者的呼吸速率更强变化的情况下不会强制地与PET图像的时间分辨率相同，但是这也不是目标。为了获得叠加的PET-CT图像的最佳图像质量或PET检查的衰减校正的最佳图像质量，只需要使得两种模态的图像包含相同程度的运动模糊，这通过以下方式来保证，即，不仅在相同的幅度极限内拍摄图像数据，而且还包含来自相同呼吸幅度的数据。由于CT图像数据组内的时间分辨率在此随着呼吸周期的长度而改变，但是管电流保持恒定，但是在呼吸频率的波动较大的情况下可以使图像印象（即图像噪声的强度）随不同的图像而改变。但是由于图像的粗略时间分辨率（即在重建中拍摄很多投影数据），在任何情况下噪声都处于远比在重建情况下时间上更清晰的图像所处的更低的水平。
原则上，在该变型中附加地利用小的实现代价可以将该变型与类似于下面描述的变型C)的管电流下降相组合。
在该方法中有利的是，非常简单的实现是可能的，因为只有扫描仪-控制器-软件和图像重建-软件的变化是必需的。由于CT扫描是利用对于选通来说常见的管电流来执行的，因此附加地还可以重建时间上清晰的选通图像。因此完全的诊断灵活性未受影响。但是缺点是，在CT扫描的情况下部分地施加辐射剂量，而不会由此获得图像数据。
变型B：与变型A类似地首先执行定位片并且接着执行PET检查。在这里所描述的具体示例中，PET检查又在根据文献US2007/0232903A1对所使用的呼吸幅度范围进行优化的情况下进行，其中，该算法的结果、也就是对最小和最大幅度A1和A2（应当在所述最小和最大幅度内使用检测器数据）的确定，必须在实施CT检查之前就已存在。这些幅度值现在被用于对选通的CT扫描进行规划，例如用于在低节距≈0.1以及长的旋转时间0.5s-1.0s的情况下利用经过调制的管电流进行螺旋检查。
管电流调制也称为脉动（Pulsing）。对管电流调制的示意图在图4中示出。在此，在该图的下面的部分中再次示出在CT扫描期间相应于图2至图3的呼吸走向R。与此同时地绘制出管电流I的走向I(t)和由此绘制出所施加的剂量率。
在此，仅在从PET检查所导致的幅度值A1和A2（即静止阶段）内部在射线管中施加最大管电流Imax。在其幅度位于这些值之外的呼吸阶段期间，所施加的管电流被减小到在技术上可实现的最小分量d，其中Imin=d·Imax。依赖于该系统，d处于大约d=5%。根据用于最初的算法的产量因子Y，单单从它们就产生ΔDosis=(1-Y)·(1-d)的剂量节省。由此按照典型的值Y=30%和d=5%，相对于未脉动的螺旋可以实现67%的节省。然后类似于变型A，将介于A1和A2之间的高剂量稳定水平内的所有图像数据用于图像重建，以由此达到针对PET-CT图像的图像质量的相同优点。
在此有利的是，所述实现可以基于现有的、基于幅度的管电流调制，与变型A相比产生大的剂量节省，并且与管电流调制的简单应用相反基于自动化的确定来定义边界A1和A2，使得差错率很小。在此，也可以附加地对时间上清晰的CT图像进行重建。不利的是，在此也仍然没有进行最大可能的剂量节省。
变型C：剂量效率的进一步提高可以通过在幅度极限A1和A2内附加地减小管电流Imax来达到。为了在呼吸周期内的任何时刻都在所有z位置处拍摄投影数据，利用小的节距和缓慢的旋转速度拍摄如在此所使用的选通的CT螺旋。但是，在此考虑节距和旋转时间的该组合情况下的管电流比较高。因为在重建具有最清晰可能的时间分辨率的选通图像的情况下，仅使用一小部分的投影数据，该一小部分必须用足够高的剂量来拍摄以便重建对诊断/衰减校正来说足够的无噪声的图像。但是，在变型B中介绍的原理中，在所有z位置处存在来自多个不同检测器旋转的投影数据。在此，存在的数据集合在此依赖于患者的呼吸，尤其是依赖于呼吸周期Tresp的持续时间和产量因子Y。由于在幅度值A1和A2内的相应z位置处拍摄的所有投影数据的重叠被用于重建，因此可以相应地降低所输出的管电流。
在图5中示意性示出了管电流的所述降低。相应于图4又在时间上的呼吸走向R上用实线绘制出管电流I(t)的时间走向。相应于变型B或图4施加的剂量率或在该剂量率下积分的剂量同样用虚线曲线示出以便比较。由此产生的剂量节省用Δ表示。
在最简单的情况下这可以用以下静态自动机制（Automatismus）进行：在PET检查期间已经在若干秒期间监视和绘制出患者的呼吸走向。然后从这些记录中可以计算出呼吸周期的持续时间的平均值Tresp avg，以及该平均值的标准偏差σ，由此又产生期待的最小周期持续时间Tresp min=Tresp avg-σ。现在Imax是在脉动的选通螺旋情况下必需的管电流，以便在常见的180°快速重建中提供诊断质量的图像。于是Imax·Trot·180/360Imax近似地与拍摄该图像所需要的剂量成比例。
此外，在根据变型B所建议的CT检查或图像重建中平均地对于一幅图像使用在时间段Tresp·Y期间输出的剂量。由此，在B)中所建议的变型可以被这样来改变，使得在高剂量稳定水平期间仅输出
的管电流。为了避免在低于平均水平的短呼吸周期中所施加的辐射剂量对于诊断的图像质量来说过低，在针对Ired const的计算规则中采用期待的最小呼吸周期持续时间Tresp min来代替Tresp avg。但是，在此存在针对“精细调谐（Feintuning）”的潜力。由此，利用典型的值Trot=1s,Tresp min=6s和Y=30%，将管电流减小到Ired const＝Imax·28%并由此相对于B)或使用管电流调制的标准选通螺旋产生72%的剂量节省。
还要说明的是，来自变型C的静态管电流减小可以类似地带有成比例的剂量优点地在变型A中应用。
在此有利的是，进行所施加的剂量的高利用程度，并且通过自动的方法良好限定地确定幅度范围A1至A2，也就是剂量调制边界。不利的是，该实现比在变型A和B中明显更开销大，在呼吸频率过强地增加的情况下预期会出现图像噪声并且事后不能再重建出时间上清晰的CT图像。
变型D：为了进一步减小剂量而不使图像质量恶化，来自变型C的最大管电流可以附加地与当前呼吸速率动态地匹配。变型C的方式可以在两方面被进一步改善：a)如果在PET检查之后或在CT检查期间呼吸周期的持续时间Tresp增加，则可以通过进一步降低管电流节省更多的剂量。b)相反如果Tresp不期望地强烈下降，则会导致所施加的剂量过低并且由此导致图像流质量不足。出于这个原因可以通过以下方式实现进一步的改善，即最大管电流Imax不是在整个CT检查期间保持恒定，而是动态地在每个呼吸周期中都与预期的呼吸周期长度匹配。在此，取消用于计算Tresp min的对来自PET检查的呼吸周期的分析。相反，在新的呼吸周期开始时，在达到前一个呼吸周期的完整的吸气的情况下基于最后三到十个值持续地计算或估计下一个呼吸周期的预期值﹤Tresp﹥。然后还可以通过校正项σ（例如与﹤Tresp﹥的标准偏差）来修改该预期值，使得产生动态计算的、预期的最小呼吸周期长度Tresp dyn=<Tresp>-σ。然后基于该值匹配在当前呼吸周期内的最大管电流，其中类似于变型C获得
在该方法中的剂量节省处于与变型C相似的数量级，但是可以通过以下方式得到提高，即，在此只需要更小的校正项σ，因为呼吸速率可以被更精确地预测并且可以对在检查期间的患者呼吸的变化做出反应。﹤Tresp﹥和σ可以按照极为不同的方式计算，它们的最佳值必须在应用中加以证明。
在图6中示出该措施的相应示意图。与图5类似，在此又在时间上的呼吸走向R上用实线绘制管电流I(t)的时间走向。相应于变型B或图4施加的剂量率或在该剂量率下积分的剂量同样用虚曲线示出以用于比较。与图5或变型C相反，在不同宽度的时间窗W中分别获得不同的剂量率水平并且由此获得不同大小的剂量节省Δ，这些剂量节省分别至少如来自图5或变型C的剂量节省那样大。
在该变型中有利的是，获得剂量的进一步减小并且所施加的剂量总是高到足以达到诊断的图像质量。此外，可以应用该方法而无需对以前的呼吸曲线进行分析。此外，良好限定幅度范围A1至A2，也就是剂量调制边界。缺点是，软件的实现是开销大的并且由于缺乏剂量事后不能再重建时间上清晰的选通图像。
要明确地指出，本发明的范围还包括组合地发射/CT方法，其中针对CT扫描进行顺序的扫描方法，其中，优选地所述CT系统分别在呼吸的静止阶段中仅旋转地扫描患者，并且随着静止阶段的每次结束（也就是在超过预定的最大呼吸幅度时）进行以检测器宽度的进给。在此当然还可以进行剂量调制，其中在顺序的进给期间关闭剂量率并且将在旋转扫描期间所施加的剂量率减小到使得该剂量率在以大概率从前面的呼吸周期中预测的静止阶段持续时间和由此获得的N个半旋转的情况下只有剂量率的1/N。
最后图7示出了组合的PET或SPECT和CT系统1，其中在支架和检测器外壳2（未详细示出）中一方面设置CT系统的辐射器-检测器系统并且另一方面具有PET或SPECT检测器系统。在此，患者7位于可沿着系统轴4移动的患者卧榻3上，患者7随着该患者卧榻可以按照限定的方式穿过外壳2中的测量场。为了确定呼吸幅度A，例如可以将传感器9.1通过传感器导线9与控制和计算系统5连接，该控制和计算系统还借助存在于存储器6中的程序8既控制整个系统又实施在此所描述的本发明方法。
因此，总之描述了用于对呼吸并且由此周期性运动的、具有多个静止阶段的患者产生组合的断层造影发射和透射显示的一种方法以及一种组合的发射和透射断层造影系统，其中：
-在测量呼吸幅度的同时测量患者内的发射检测器数据，并且确定呼吸幅度范围，从该呼吸幅度范围中将所有发射检测器数据计算为发射图像数据，
-在测量呼吸运动的同时通过产生数据冗余的CT扫描来测量透射检测器数据，并且重建仅仅来自所设定的呼吸幅度范围并且同时强制地覆盖来自所设定的呼吸幅度范围的整个范围的透射检测器数据的透射检测器数据，
-将分别来自相同的呼吸幅度范围的发射图像数据和透射图像数据组合成结果图像数据，以及存储和/或输出和/或显示所述结果图像数据。
优选地，发射检查涉及PET和SPECT方法，并且透射检查涉及计算机断层造影X射线检查。
虽然通过优选实施例详细图示和描述了本发明的细节，但是本发明不通过所公开的示例受限制，并且专业人员可以从中推导出其它变型，而不会脱离本发明的保护范围。
Claims (15)
1.一种用于对呼吸的以及由此周期性运动的、具有多个静止阶段的患者产生组合的断层造影发射和透射显示的方法，该方法包括以下方法步骤：
1.1在以第一时间段期间的呼吸幅度（A）的形式测量呼吸运动的同时拍摄来自患者（7）内的发射事件的发射检测器数据，并且设定静止阶段的呼吸幅度范围（A1-A2），从该呼吸幅度范围中将所有发射检测器数据计算为发射图像数据，
1.2在第二时间段期间测量呼吸运动的同时通过对患者（7）实施产生数据冗余的CT扫描来拍摄透射检测器数据，并且用仅仅来自所设定的呼吸幅度范围（A1-A2）并且同时强制地覆盖来自所设定的呼吸幅度范围（A1-A2）的整个范围的透射检测器数据的透射检测器数据重建透射图像数据，
1.3将分别来自相同的呼吸幅度范围（A1-A2）的发射图像数据和透射图像数据组合成结果图像数据，以及
1.4存储和/或输出和/或显示所述结果图像数据。
2.根据上述权利要求1所述的方法，其特征在于，所述透射检测器数据在呼吸幅度上的分布与所述发射检测器数据在呼吸幅度上的分布相对应。
3.根据上述权利要求1至2之一所述的方法，其特征在于，通过以下方式确定用于产生图像的呼吸幅度范围，即，从出现的最小的第一幅度值（A1）出发在发射数据收集期间搜索位于该第一幅度值之上的最小的第二幅度值（A2），其中，第一和第二幅度值（A1，A2）限制所述幅度范围（A1-A2）并且在该幅度范围（A1-A2）内累积足够的发射检测器数据的量，以便计算具有预定质量的发射图像数据。
4.根据上述权利要求1至3之一所述的方法，其特征在于，使用PET检测器数据作为发射检测器数据。
5.根据上述权利要求1至3之一所述的方法，其特征在于，使用SPECT检测器数据作为发射检测器数据。
6.根据上述权利要求1至5之一所述的方法，其特征在于，使用CT数据作为透射检测器数据。
7.根据上述权利要求6所述的方法，其特征在于，为了产生CT数据实施顺序的扫描。
8.根据上述权利要求7所述的方法，其特征在于，在执行所述顺序扫描的情况下，分别在进入呼吸静止阶段时开始所述扫描并且在从静止阶段离开时实施以检测器宽度的进给。
9.根据上述权利要求8所述的方法，其特征在于，在执行所述顺序的扫描时，实施每次冗余的旋转扫描而分别没有在整个静止阶段范围上的进给。
10.根据上述权利要求9所述的方法，其特征在于，在没有进给的冗余的旋转扫描时将剂量率减小到产生冗余的倍数的倒数。
11.根据上述权利要求6所述的方法，其特征在于，为了产生CT数据而实施螺旋扫描。
12.根据上述权利要求11所述的方法，其特征在于，在所述螺旋扫描时设置产生冗余的进给速度。
13.根据上述权利要求12所述的方法，其特征在于，将剂量率减小到螺旋扫描在静止阶段期间冗余地扫描z位置的倍数的倒数。
14.根据上述权利要求1至13之一所述的方法，其特征在于，在拍摄所述透射检测器数据期间实施由呼吸幅度控制的管电流调制。
15.一种用于检查呼吸的患者（7）的组合的发射射线和透射射线检查系统（1），其具有控制和计算系统，后者包括用于存储将在运行中实施的计算机程序（8）的存储器（6），其特征在于，所述计算机程序（8）实施根据上述方法权利要求之一所述的方法步骤。
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