DE102004006548A1

DE102004006548A1 - Verfahren zur Planung der Strahlentherapie eines Patienten

Info

Publication number: DE102004006548A1
Application number: DE102004006548A
Authority: DE
Inventors: Herbert Dr. Bruder; Thomas Dr. Flohr; Christoph Panknin
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2004-02-10
Filing date: 2004-02-10
Publication date: 2005-08-25
Anticipated expiration: 2024-02-11
Also published as: DE102004006548B4; US20050185758A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erstellung von CT-Aufnahmen, insbesondere zur Planung einer Strahlentherapie eines Patienten im Thoraxbereich, wobei durch ausschließliche Verwendung von CT-Daten auf die jeweilige Bewegungsphase eines gescannten Bereiches zurückgeschlossen wird und diese Information zur Erstellung phasenspezifischer CT-Bilder genutzt wird und diese Bilder insbesondere zur Bestrahlungsplanung im Thoraxbereich verwendet werden.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erstellung von CT-Aufnahmen, insbesondere zur Planung einer Strahlentherapie eines Patienten im Thoraxbereich, wobei zur optimierten Bestrahlung eines erkrankten Bereiches, meist eines Tumors, die Lage und Ausdehnung dieses Bereiches und des Patienten durch computertomographische Aufnahmen bestimmt wird, anschließend an Hand dieser Lagedaten, eine Bestrahlungsverteilung gewählt wird, die eine möglichst effektive spezifische Dosisbelastung für den erkrankten Bereich und eine möglichst geringe spezifische Dosisbelastung für das restliche Gewebe des Patienten erzeugt.

Die Bestrahlungsplanung in der Strahlentherapie bezieht sich im allgemeinen auf die Optimierung zeitlicher und räumlicher Dosisverteilung zur Festlegung eines Strahlentherapieverfahrens, mit dem ein bestimmter klinischer Effekt, meist die Ausschaltung eines Tumors, erzielt werden soll. Das Ziel der Bestrahlungsplanung besteht darin, eine homogene Dosis von Strahlung in ein Zielvolumen zu bringen und gleichzeitig die Dosis im umgebenden normalen Gewebe möglichst minimal zu halten. Das Zielvolumen wird allgemein ein Tumor sein, der gegebenenfalls mit einem entsprechenden Sicherheitsbereich umgeben ist. Das Volumen, das bestrahlt werden soll, wird dabei durch klinische Untersuchungen, wie beispielsweise die Computertomographie, definiert. Bezüglich der Berechnungsmethoden der Bestrahlungsplanung nach Kenntnis der geometrischen Vorgaben wird auf das Buch „Bestrahlungsplanung", Thieme-Verlag, ISBN 3137850029, hingewiesen. Der Offenbarungsgehalt dieser vorgenannten Veröffentlichung wird vollinhaltlich übernommen.

Ein Problem bei der Bestrahlungsplanung, insbesondere bei Bestrahlungen im Thoraxbereich, liegt darin, dass der Patient über die Dauer der Bestrahlung, die mehrere 10 Minuten betra gen kann, atmet, wodurch zyklische Lageveränderdung des zu bestrahlenden Bereiches stattfindet. Bisher werden derartige zyklische Lageveränderungen eines Zielvolumens bei Thoraxbestrahlungen in der Bestrahlungsplanung nicht berücksichtigt, wodurch sich eine Unsicherheit bei der Bestrahlungsplanung ergibt. Insbesondere besteht dieses Problem auch dadurch, dass es schwierig ist, für die Bewegung der Lunge beziehungsweise des Thoraxbereiches ein korreliertes Signal zu finden, welches ähnlich einem EKG, das mit der Herzbewegung einhergeht, mit der Bewegung des Thorax korreliert ist.

Es ist daher Aufgabe der Erfindung, eine Methode zur Bestrahlungsplanung zu finden, in der die Bewegung des zu bestrahlenden Volumens im Thoraxbereich während der Bestrahlung berücksichtigt wird.

Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.

Die Erfinder haben erkannt, dass es möglich ist, Grundzüge eines an sich bekannten Verfahrens zur Detektion von Herzbewegungen, allein aus computertomographischen Rohdaten, auch auf die Thoraxbewegung anzuwenden und dadurch CT-Bilddaten zu erhalten, in welchen einzelne spezifische Bewegungsphasen des gesamten Bewegungszyklus des Thorax extrahiert werden. Hierdurch können beispielsweise Bewegungsmaxima von im Thorax befindlichen Tumoren dargestellt werden, so dass bei der Bestrahlungsplanung gezielt diese Volumina, in denen sich ein Tumor während der Bestrahlung aufhält, intensiv bestrahlt werden, wobei andere gesunde Bereiche gezielt ausgelassen werden. Hierdurch kann der bisher verwendete „Sicherheitsbereich" um den Tumor, der auch bisher bei der Strahlenbehandlung mit in die Intensivbestrahlung einbezogen wird, um gute Erfolgsaussichten für die Abtötung des Tumorgewebes zu erreichen, wesentlich verkleinert werden. Auf diese Weise wird we niger gesundes Gewebe durch die Strahlenbehandlung in Mitleidenschaft gezogen.

Demgemäss schlagen die Erfinder vor, das an sich bekannte Verfahren zur Erstellung von CT-Aufnahmen, insbesondere zur Planung einer Strahlentherapie eines Patienten im Thoraxbereich, bei dem zur optimierten Bestrahlung eines erkrankten Bereiches, meist eines Tumors, die Lage und Ausdehnung dieses Bereiches und des Patienten durch computertomographische Aufnahmen bestimmt wird, anschließend an Hand dieser Lagedaten, eine Bestrahlungsverteilung gewählt wird, die eine möglichst effektive spezifische Dosisbelastung für den erkrankten Bereich und eine möglichst geringe spezifische Dosisbelastung für das restliche Gewebe des Patienten erzeugt, dahingehend zu verbessern, dass die Erstellung der computertomographische Aufnahmen an der durch Atmung zyklisch bewegten Lunge erfolgt, wobei Bewegungsinformationen aus bildgebenden Projektionsdaten des CT's selbst entnommen und mindestens zwei unterschiedliche Zyklusphasen dargestellt werden. Bei der Durchführung der Bestrahlungsplanung kann dann eine Positionsverschiebung des erkrankten Bereiches durch die zyklische Bewegung berücksichtigt werden.

Durch dieses erfindungsgemäße Verfahren können zumindest die extremen Bewegungsräume des zu bestrahlenden Volumens sehr exakt bestimmt werden, so dass in der Bestrahlungsplanung nur noch eine sehr geringe Unsicherheit über den tatsächlichen Aufenthaltsort des Zielvolumens aufgrund der Bewegung des Thorax durch Atmung besteht, wodurch weniger Unsicherheiten in Kauf genommen und der „Sicherheitsbereich" bei der Bestrahlungsplanung verringert werden kann.

Bevorzugt wird zur Detektion der Bewegungsinformation aus den CT-Daten ein zweidimensionales Ortsintegral der Schwächungskoeffizienten gebildet.

Weiterhin kann es vorteilhaft sein, wenn zur Detektion der Bewegungsinformation aus den CT-Daten eine projektionsweise und zeilenweise Summation direkter Projektionsdaten stattfindet.

Auch kann zur Detektion der Bewegungsinformation aus den CT-Daten eine projektionsweise und zeilenweise Summation direkter Projektionsdaten, vorzugsweise in Zeilenrichtung oder Kanalrichtung eines verwendeten Mehrzeilendetektors, stattfinden.

Bei den zuletzt genannten Varianten wird also die Bewegungsinformation nur aus den direkten Projektionsdaten gezogen, also ohne die Verwendung komplementärer Projektionsdaten. In einer Fortbildung hierzu können jedoch auch Bewegungsinformationen aus den Differenzwerten direkter Projektionsdaten und komplementärer Projektionsdaten bestimmt werden. Unter den komplementären Projektionsdaten sind die Daten zu verstehen, die um 180° zu den direkten Projektionsdaten versetzt aufgenommen sind und sich somit – bei einem statischen Objekt – lediglich durch die gegenläufige Strahlenrichtung unterscheiden. Findet jedoch eine Objektbewegung statt, so entsteht ein Unterschied in den ermittelten Schwächungskoeffizienten je nach Strahlungsrichtung.

Entsprechend schlagen die Erfinder auch vor, zur Detektion der Bewegungsinformation aus den CT-Daten eine projektionsweise und zeilenweise Differenzwertbestimmung zwischen direkten Projektionsdaten und komplementären Projektionsdaten durchzuführen. Vorzugsweise kann eine anschließende projektionsweise und zeilenweise Summation der Differenzwerte, vorzugsweise in Kanalrichtung eines verwendeten Mehrzeilendetektors, stattfinden. Hierbei kann vor der Berechnung eine projektionsweise Interpolation mehrzeiliger direkter Projektionsdaten und komplementärer Projektionsdaten auf eine gemeinsame z-Position stattfinden.

Vorteilhaft kann auch die Bewegungsinformation aus den CT-Daten als globale Bewegungsfunktion über die Scanzeit abgebildet werden, wobei gegebenenfalls auf die globale Bewegungsfunktion eine Bandpassfilterung zur Unterdrückung von möglichen Parasitärfrequenzen, die durch die Gantryrotation oder sonstige Artefakte verursacht sein können, angewendet wird.

Erfindungsgemäß können zur Erzeugung eines CT-Bildes einer bestimmten Zyklusphase auch Daten aus mindestens zwei Zyklen und der gleichen Zyklusphase verwendet werden. Hierdurch ist es möglich, die Bildqualität zu steigern, da die Belichtungszeiten beziehungsweise Länge der betrachteten Zyklusphasen entsprechend kürzer werden können, indem die vollständige 180°-Datensammlung auf mehrere Zyklen, vorzugsweise zwei Zyklen, verteilt wird. Grundsätzlich sind solche Methoden zur Datensammlung für CT-Aufnahmen beispielsweise aus EKG-gegateten Cardio-Aufnahmen bekannt, wobei hier jedoch nicht eine sekundäre Quelle für die Bewegungsinformation genutzt wird, sondern die Bewegungsinformation aus den CT-Daten selbst entnommen wird.

Es liegt auch im Rahmen der Erfindung, wenn anstelle von wenigen Aufnahmen der Bewegungsmaxima CT-Bilder einer Vielzahl von Zyklusphasen, also eine 3D-Bildreihe oder 3D-Film, über den Bewegungszyklus berechnet werden.

Im Rahmen der Erfindung liegt es weiterhin, wenn einerseits die Zusammensetzung der Daten bestimmter Zyklusphasen aus mehreren Bewegungszyklen vor der Berechnung unvollständiger CT-Bildstapel erfolgt, oder andererseits die Zusammensetzung der Daten bestimmter Zyklusphasen aus mehreren Bewegungszyklen nach der Berechnung unvollständiger CT-Bildstapel erfolgt. Beispielsweise können diese letztgeschilderten Varianten auch im Zusammenhang mit Cardio-CT-Aufnahmen durchgeführt werden.

Es wird außerdem darauf hingewiesen, dass zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens das CT sowohl mit einem Fokus, der eine Kreisbewegung, als auch eine Spiralbewegung um den Patienten durchführt, erfolgen kann. Außerdem kann vor der Durchführung der Berechnung zur Detektion der Bewegung aus den CT-Daten eine Parallelsortierung der Messdaten erfolgen.

Im folgenden wird die Erfindung anhand eines bevorzugten Ausführungsbeispieles mit Hilfe der 1 bis 7 näher beschrieben, wobei in den Figuren die folgenden Bezugszeichen verwendet werden: 1: Computertomographiegerät; 2: Röntgenröhre; 3: Mehrzeilendetektor; 4: Patiententisch; 5: Systemachse/z-Achse; 6: Gantry; 7: Patienten; 8: Steuer- und Recheneinheit; 9: Steuer- und Datenleitung; 10: Strahlentherapiegerät; 11: Gantry; 12: Patiententisch; 13: Rotationsachse der Strahlenquelle; 14: Steuer- und Recheneinheit; 15.1: Lungenflügel; 15.2: Lungenflügel; 16: Herz; 17: Wirbelsäule; 18.x: direkte Röntgenstrahlen; 18.x': komplementäre Röntgenstrahlen; 19: Kreis; 20: Verlauf der Bewegungsfunktion; P₁-P_n: Programme; Prg₁-Prg_n: Programme.

Die Figuren zeigen im einzelnen:
1: Computertomographiegerät;
2: Strahlentherapiegerät;
3: Darstellung direkter Projektionsdaten;
4: Ungefilterte Bewegungsfunktion aus den CT-Daten;
5: Spektrale Verteilung der Bewegungsfunktion;
6: Gefilterte Bewegungsfunktion mit markierten Funktionsmaxima;
7: Darstellung direkter und komplementärer Projektionsdaten zur Differenzwertbildung.
In einer bevorzugten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens schlagen die Erfinder vor, zur Bestrahlungsplanung eines Tumors im Thoraxbereich die Lagedaten des Tumors mit Hilfe eines CT's zu bestimmen, wobei die CT-Aufnahmen beispielhaft durch ein CT gemäß der schematischen Darstellung in 1 erstellt werden können.
Die 1 zeigt ein solches Computertomographiegerät 1, welches zum Scan eines Patienten einen auf einer Gantry 6 um einen Patienten 7 rotierende Röntgenröhre 2 mit einem gegenüber angeordneten und mitrotierenden Mehrzeilendetektor 3 aufweist. Der Patient 7 wird zur Abtastung mit Hilfe eines entlang der Systemachse (z-Achse) 5 verfahrbaren Patiententisches 4 während der Rotation der Gantry 6 verschoben, so dass relativ zum Patienten 7 eine Spiralabtastung entsteht. Gesteuert wird dieser Vorgang durch eine Steuer- und Recheneinheit 8, die über Steuer- und Datenleitungen 9 mit den Antriebseinheiten des CT's, der Röntgenröhre, dem Antrieb des Patiententisches und dem Mehrzeilendetektor 3 verbunden ist. In dieser Steuer- und Recheneinheit 8 erfolgt auch die Auswertung der gesammelten CT-Daten und Berechnung der CT-Bilder. Hierzu dienen im wesentlichen auch die symbolisch dargestellten Programme P₁-P_n.
Bei entsprechender Ausgestaltung kann in dieser Recheneinheit auch nach der Lokalisierung des Zielvolumens beziehungsweise Tumors die Bestrahlungsplanung erfolgen, meist werden jedoch hierzu eigene Rechner verwendet, in die zuvor die CT-Bilder digital übertragen wurden. Nach erfolgter Bestrahlungsplanung erfolgt die therapeutische Bestrahlung des Patienten durch ein Strahlentherapiegerät, welches beispielhaft in der 2 dargestellt ist. Ein solches Strahlentherapiegerät 10 besteht im wesentlichen aus einer variabel einstellbaren Strahlenquelle, hier als Linearbeschleuniger mit Strahlenumlenkung dargestellt, welche in der Gantry 11 gesteuert von einer Steuer- und Recheneinheit 14 um eine Achse 13 um einen Patienten, der auf einem verfahrbaren Patiententisch 12 liegt, rotiert. In der Regel erfolgt dabei die Steuerung der Bestrahlung mit Hilfe von Software, die beispielhaft durch die Programme Prg₁-Prg_n dargestellt ist. Grundsätzlich kann die hier zur Verfügung stehende Recheneinheit auch zur Bestrahlungsplanung verwendet werden, wobei dann die CT-Bilddaten hierauf zu übertragen sind. Selbstverständlich muss bei der Lagerung des Patienten darauf geachtet werden, dass die Übertragung der Lagedaten des Tumors vom CT zum Strahlentherapiegerät korrekt erfolgt.
Erfindungsgemäß wird, zur Darstellung und Lagedefinition des Tumors, der Patient durch Röntgenstrahlen mit Hilfe eines CT's gescannt, wie es schematisch in der 3 dargestellt ist. Darin ist der Querschnitt eines Patienten 7 mit den Lungenflügeln 15.1 und 15.2 einschließlich Herz 16 und Wirbelsäule 17 gezeigt. Die Röntgenstrahlen 18.x sind parallel gezeigt, wie sie nach einem – nur optionalen – Parallel-Rebinning
erscheinen. Entsprechend dem Erfindungsgedanken wird nun aus den CT-Daten eine Bewegungsfunktion erstellt, die die Summe der Schwächungskoeffizienten eines Gebietes, beispielsweise des Kreises 19, erfasst. Als Formel ausgedrückt ergibt dies zum Beispiel folgendes Integral:
Hierin beschreibt I^global(θ(t)) die Bewegungsfunktion über den Rotationswinkel θ, p die Parallelkoordinate, h die Projektionsdaten und q die Zeilennummer.
Grundsätzlich besteht auch die Möglichkeit, zusätzlich über die Detektorzeilen z aufzusummieren, so dass sich ergibt:
Beide Varianten ergeben, wenn die Bewegungsfunktion über die Scan-Zeit t oder den dazu proportionalen Rotationswinkel θ aufgetragen wird, einen Verlauf 20, wie er in der 4 gezeigt ist. In erster Näherung wäre eigentlich davon auszugehen, dass sich das dargestellte Integral über die Schwä chungskoeffizienten trotz der Atembewegungen des Patienten und der damit verbundenen Ausdehnung des Brustkorbs nicht verändert, da die vom Integral umfasste Fläche durch die Atembewegung keine Massenveränderung erfahren sollte. Trotzdem sind in der Bewegungsfunktion Schwingungen erkennbar, die im Bereich der Atemfrequenz liegen. Bei näherer Betrachtung der Atembewegung zeigt sich jedoch, dass durch die Atembewegung auch Massenverschiebungen in z-Richtung stattfinden und sich dadurch auch eine Veränderung in den aufsummierten Schwächungskoeffizienten ergeben.
Die 5 zeigt das Ergebnis einer Fourier-Analyse aus der Bewegungsfunktion der 4, wobei die Größe Fourier-Transformierten gegen die Frequenz aufgetragen ist. Hier ist insbesondere im Bereich der Atemfrequenz bei ca. 0,5 Hz ein starker Anstieg zu erkennen.
Zur besseren Darstellung dieser Frequenzen kann eine Bandpassfilterung über die Bewegungsfunktion vorgenommen werden, deren Ergebnis in der 6 dargestellt ist. Dort zeigt sich, dass in der gefilterten Bewegungsfunktion klare Maxima und Minima erkennbar sind, die mit der Atembewegung korreliert sind.
Erfindungsgemäß können diese, daraus resultierenden Bewegungsinformationen genutzt werden, um CT-Aufnahmen bestimmter Bewegungsphasen des Thorax zu erhalten, wie es beispielsweise bei Cardio-Aufnahmen üblich ist. Gleichzeitig kann durch diese phasenabhängigen CT-Bilder des Thorax ein Bewegungsraum definiert werden, in dem sich ein Tumor bei der Atembewegung befindet und damit eine genauere Bestrahlungsplanung als bisher erfolgen.
Entsprechend dem Erfindungsgedanken können die Bewegungsfunktion und mit der dort erkennbaren Bewegungsfrequenz phasenselektierte CT-Bilddaten gewonnen werden und somit Bildmaterial über eine oder mehrer Bewegungszyklen gesammelt und phasenselektiert bearbeitet werden.
Ergänzend zu dem oben geschilderten Verfahren können allerdings auch anstelle der Betrachtung von direkten Projektionsdaten auch die direkten Unterschiede zwischen gegenläufigen, jedoch ortsgleichen Strahlen, die gegebenenfalls auch interpoliert sein können, zur Bewegungsdetektion verwendet werden.
Zur Verdeutlichung zeigt die 7 – nach einem vorherigen optionalen Parallel-Rebinning – direkte Strahlen 18.x, die als durchgezogene Linien dargestellt sind, und komplementäre Strahlen 18.x', die als gestrichelte Linien dargestellt sind, beim Durchtritt durch einen Patienten 7. Bezüglich der Darstellung der Strahlen ist noch anzumerken, dass der direkte und komplementäre Strahl eigentlich deckungsgleich verläuft und nur zur besseren Erkennbarkeit etwas versetzt gezeichnet ist. Wenn die Strahlen gleichzeitig aufgenommen werden, zeigen beide Strahlen die gleiche Gesamtschwächung. Werden die Strahlen leicht zeitversetzt aufgenommen und der Patient hat sich zwischendurch nicht bewegt, ergibt sich keine Änderung. Liegt jedoch zwischen den Aufnahmezeitpunkten der gegenläufigen Strahlen eine Bewegung des Patienten vor, ergibt sich eine Differenz in der Schwächung der gegenläufigen Strahlen. Diese Differenz kann genutzt werden, um die Thoraxbewegung eines Patienten zu detektieren und entsprechend des detektierten Bewegungszyklus gegatete CT-Bilder zu erstellen, die besonders bei der Bestrahlungsplanung genutzt werden können, um die Bewegungsräume von Tumoren genauer zu bestimmen und in die Dosisplanung einfließen zu lassen.
Entsprechend dieser geschilderten Variante kann das erfindungsgemäße Verfahren zum Beispiel die folgenden Schritte aufweisen:

– Akquisition eines Mehrzeilen CT – Spiraldatensatzes des Thoraxvolumens mit geeignetem Tischvorschub;
– optionale zeilenweise Parallelsortierung der Messdaten;
– projektionsweise Interpolation der mehrzeiligen, direkten Projektionsdaten h(θ,p,z_q) und der um 180° versetzten komplementären Projektionsdaten h(θ(t+T_rot/2), p, z^π _q) auf eine gemeinsame z-Position z^* _q mit θ: Projektionswinkel, p: Parallelkoordinate, q: Zeilennummer, z_q: z-Position des Detektorzentrums im Projektionswinkel θ, z^π _q: z-Position des Detektorzentrums im Projektionswinkel θ(t+T_rot/2), T_rot: Gantry Rotationszeit und t: Akquisitionszeit
– projektionsweise und zeilenweise Bestimmung der Differenz aus direkten Strahlen und den um 180° versetzten komplementären Strahlen h(θ(t+T_rot/2), –p,z^* _q)·h(θ,p,z^* _q)
– projektionsweise und zeilenweise Summation des Differenzwertsignals in Kanalrichtung (p-Richtung) S(θ(t),z^* _q);
– projektionsweise Summation in Zeilenrichtung (optional) (q-Richtung) S(θ(t),z^*q)';
– Bandpassfilterung von S(θ(t))' zur Unterdrückung von Parasitärfrequenzen, die durch die Gantryrotation verursacht sind, mit dem Ergebnis einer rekonstruierten Bewegungskurve S(θ(t))'')
– phasenkorrelierte Rekonstruktion von CT-Rohdaten, wobei zur bestmöglichen Zeitauflösung Teilumlaufdaten verwendet werden sollten; geeignete Rekonstruktionsalgorithmen sind in beispielsweise in T. Flohr, B. Ohnesorge, "Heart-Rate Adaptive Optimization of Spatial and Temporal Resolution for ECG-Gated Multi-slice Spiral CT of the Heart", JCAT vol. 25 No. 6, 2001 und in H. Bruder, K. Stierstorfer, B. Ohnesorge, S. Schaller, T. Flohr; "A Novel Rekonstruktion Scheme for Cardiac Volume Imaging with MSCT Providing Cone Correction ", SPIE Med. Imag. Conf., vol. 4684, pp. 60–71, 2002 veröffentlicht; der Offenbarungsgehalt dieser Veröffentlichungen wird hiermit vollinhaltlich übernommen;
– die Phasenwahl kann in der rekonstruierten Bewegungskurve S(θ(t))'''' geschehen; anschließend
– phasenrichtige Volumendarstellung der Tumorregion zur Be stimmung der maximalen Tumorbewegung beziehungsweise des Bewegungsbereiches des Tumors.

Insgesamt wird also durch die Erfindung eine Möglichkeit geschaffen durch ausschließliche Verwendung von CT-Daten auf die jeweilige Bewegungsphase eines gescannten Bereiches zurückzuschließen und diese Information zur Erstellung phasenspezifischer CT-Bilder zu nutzen, wobei diese Bilder insbesondere zur Bestrahlungsplanung im Thoraxbereich dienen können.
Es versteht sich, dass die vorstehend genannten Merkmale der Erfindung nicht nur in der jeweils angegebenen Kombination, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung verwendbar sind, ohne den Rahmen der Erfindung zu verlassen.

Claims

Verfahren zur Erstellung von CT-Aufnahmen, insbesondere zur Planung einer Strahlentherapie eines Patienten im Thoraxbereich, wobei zur optimierten Bestrahlung eines erkrankten Bereiches, meist eines Tumors, die Lage und Ausdehnung dieses Bereiches und des Patienten durch computertomographische Aufnahmen bestimmt wird, anschließend an Hand dieser Lagedaten, eine Bestrahlungsverteilung gewählt wird, die eine möglichst effektive spezifische Dosisbelastung für den erkrankten Bereich und eine möglichst geringe spezifische Dosisbelastung für das restliche Gewebe des Patienten erzeugt, dadurch gekennzeichnet, dass die Erstellung der computertomographische Aufnahmen an der durch Atmung zyklisch bewegten Lunge erfolgt, wobei Bewegungsinformationen aus bildgebenden Projektionsdaten des CT's selbst entnommen und mindestens zwei unterschiedliche Zyklusphasen selektiv dargestellt werden.
Verfahren nach dem voranstehenden Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Bestrahlungsplanung eine Positionsverschiebung des erkrankten Bereiches durch die zyklische Bewegung berücksichtigt wird.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass zur Detektion der Bewegungsinformation aus den CT-Daten ein zweidimensionales Ortsintegral der Schwächungskoeffizienten gebildet wird.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass zur Detektion der Bewegungsinformation aus den CT-Daten eine projektionsweise und zeilenweise Summation direkter Projektionsdaten stattfindet.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass zur Detektion der Bewegungsinformation aus den CT-Daten eine projektionsweise und zeilenweise Summation direkter Projektionsdaten, vorzugsweise in Zeilenrichtung oder Kanalrichtung eines verwendeten Mehrzeilendetektors, stattfindet.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass zur Detektion der Bewegungsinformation aus den CT-Daten eine projektionsweise und zeilenweise Differenzwertbestimmung zwischen direkten Projektionsdaten und komplementären Projektionsdaten mit anschließender projektionsweiser und zeilenweiser Summation der Differenzwerte, vorzugsweise in Kanalrichtung eines verwendeten Mehrzeilendetektors, stattfindet.
Verfahren nach dem voranstehenden Anspruch, dadurch gekennzeichnet, dass vor der Berechnung, gemäß dem kennzeichnenden Merkmal des voranstehenden Anspruches, eine projektionsweise Interpolation mehrzeiliger direkter Projektionsdaten und komplementärer Projektionsdaten auf eine gemeinsame z-Position stattfindet.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Bewegungsinformation aus den CT-Daten als globale Bewegungsfunktion über die Scan-Zeit abgebildet wird.
Verfahren nach dem voranstehenden Anspruch, dadurch gekennzeichnet, dass auf die globale Bewegungsfunktion eine Bandpassfilterung angewendet wird.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass zur Erzeugung eines CT-Bildes einer bestimmten Zyklusphase Daten aus mindestens zwei Zyklen und der gleichen Zyklusphase verwendet werden.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass CT-Bilder einer Vielzahl von Zyklusphasen im Bewegungszyklus berechnet werden.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Zusammensetzung der Daten bestimmter Zyklusphasen aus mehreren Bewegungszyklen vor der Berechnung unvollständiger CT-Bildstapel erfolgt.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Zusammensetzung der Daten bestimmter Zyklusphasen aus mehreren Bewegungszyklen nach der Berechnung unvollständiger CT-Bildstapel erfolgt.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass eine Kreisabtastung um den Patienten erfolgt.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass eine Spiralabtastung um den Patienten erfolgt.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass vor der Berechnung eine Parallelsortierung der Messdaten erfolgt.
Computertomographiegerät, dadurch gekennzeichnet, dass zusätzlich Mittel, vorzugsweise Programm-Mittel, zur Durchführung einer der voranstehenden Verfahrensansprüche, vorgesehen sind.