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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren zur Abbildung eines Organs gemäß dem Patentanspruch
1 sowie eine Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens dem Patentanspruch
12.
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In
der modernen Medizin sind vielfältige
minimal-invasive Verfahren, wie z. B. Röntgenverfahren, zur Abbildung
eines Organs bekannt. Ziel dieser Verfahren ist es, im Wesentlichen
ohne Körperöffnung eine
umfassende Kenntnis von dem jeweiligen Organ und dessen Zustand
zu erhalten. In einer bekannten Anwendung wird beispielsweise ein
C-Arm eines Röntgengeräts mit einer
Röntgenröhre und
einem Röntgendetektor
mit konstanter Rotationsgeschwindigkeit bzw. Winkelgeschwindigkeit ω über einen
Winkel von z. B. 300 Grad um einen Patienten, in der Regel um die
Körperlängsachse
herum, gedreht. Statt einer nur punktuellen Ansicht durch einen Katheter
mit Kamera etc. können
mit solchen bildgebenden Verfahren und einer dementsprechenden Vorrichtung
eine Anzahl von Einzelaufnahmen des betreffenden Organs aus verschiedenen
Raumrichtungen aufgenommen werden, auf deren Basis schließlich dreidimensionale
Bilder oder sonstige Darstellungen wie insbesondere beliebige Querschnitte
angefertigt werden. Mit diesen Verfahren können beispielsweise der Herzmuskel
und die Herzkranzgefäße ohne
Katheter untersucht werden.
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Für eine 3D-Rekonstruktion
können
jedoch nur diejenigen Bilder genutzt werden, die das Organ in jeweils
gleichbleibendem Zustand darstellen. In einem bevorzugten und wichtigsten
Anwendungsfall, der Aufnahme des Herzens, wird die Füllungsphase oder
Diastole als eine relative Ruhephase des Herzens als Darstellungszustand
gewählt.
Diese Ruhephase dauert bei einem lebenden Menschen auch in einer
Ruhelage bei Entspannung weniger als 200 Millisekunden an. Während der
Aufnahme können
in einem Zeitfenster in der o. g. Ruhephase des Herzens von der
sich bewegenden Aufnahmevorrichtung jedoch nur wenige Projektionen
für die
3-D-Rekonstruktion und Modellierung gesammelt werden. Die jeweils
außerhalb
des Aufnahme-Zeitfensters bzw. außerhalb der untersuchungsrelevanten
Herzruhephase gesammelten Daten können wegen der Herzbewegung
nicht zur Bildgebung genutzt werden. Diese Datenausfälle führen zu
großen
Lücken
im Raum der Projektionswinkel und damit zu einer unvollständigen Darstellungsgrundlage
des gesamten Organs. Innerhalb dieser Darstellungslücken können allenfalls
Interpolationen mit relativ unsicheren Annahmen vorgenommen werden.
Eine ähnliche
Problematik tritt auch bei anderen Organen auf, deren Form und/oder Lage
sich zeitlich verändert.
Die Aufnahmevorrichtung darf jedoch aus Gründen einer gering zu haltenden
Gesamt-Strahlenbelastung bei ständig
im Betrieb befindlicher Röntgenröhre keine
beliebig langsam umlaufende Drehgeschwindigkeit aufweisen, um möglichst
viele Aufnahmen aus unterschiedlichen Raumrichtungen zu günstigen
Aufnahmemomenten zu erhalten. Auch kann aus den gleichen Gründen eine
Messung nicht beliebig häufig
wiederholt werden.
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Aus
diesem Grunde wird in der
US
6,324,254 B1 für
die Aufnahme eines rhythmisch bewegten Gefäßes vorgeschlagen, den C-Arm
zwar mit möglichst langsamer
Drehgeschwindigkeit, vorzugsweise weniger als 2 Grad pro Sekunde,
zu bewegen, dabei aber getriggert durch die Gefäßbewegung oder eine für die Bewegung
des Gefäßes ursächlichen
Organbewegung Einzelbildaufnahmen durchzuführen. D. h. es wird jeweils
nur zu bestimmten Zeiten von der Röntgenröhre Strahlung emittiert und
eine Aufnahme gemacht, während
sich der C-Arm mit möglichst langsamer,
konstanter Geschwindigkeit um den Patienten bewegt. Die konstante
Drehgeschwindigkeit wird hierbei vor der Messung bevorzugt in Abhängigkeit
von der Frequenz der rhythmischen Gefäß- bzw. Organbewegung festgelegt,
um sicherzustellen, dass während
einer Messung eine Mindestanzahl von Aufnahmen erzeugt werden kann.
Dieses Vorgehen hat jedoch den Nachteil, dass die Messung relativ
lange dauert. In dieser Zeit ist dafür zu sorgen, dass der Patient
absolut ruhig liegt. Schon minimale La geänderungen können zu einer Beeinträchtigung
der Messung führen.
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Ein ähnliches
Verfahren wird in der
US 6,370,217
B1 für
eine Messung eines sich periodisch bewegenden Objekts mit einem
Computertomographen vorgeschlagen. Bei einer Messung mit einem solchen
Computertomographie-System rotiert die Röntgenröhre mit sehr hoher Geschwindigkeit,
z. B. mit einer Geschwindigkeit in der Größenordnung von ca. 1 Sekunde
pro Umdrehung, mehrfach um den Patienten. Um dabei das sich zyklisch
verändernde
Objekt immer im gleichen Zustand aufzunehmen, wird auch hier getriggert
durch den Bewegungszyklus gesteuert, wann die Röntgenröhre kurzzeitig Röntgenstrahlung
emittiert, um so einzelne Aufnahmen zu machen. Hierbei wird ebenfalls
bevorzugt vor der Messung eine konstante Drehgeschwindigkeit in
Abhängigkeit
von der Frequenz der rhythmischen Gefäß- bzw. Organbewegung festgelegt.
Die Drehgeschwindigkeit wird dabei so eingestellt, dass während einer
Messung möglichst
Aufnahmen aus allen Raumrichtungen erzeugt werden. Dieses Verfahren ist
jedoch nicht für
eine Messung mit einem C-Arm oder ähnlichen Aufnahmeeinrichtungen
nutzbar, da anders als bei einem erheblich aufwendiger gebauten
Computertomographie-Gerät
bei einem solchen relativ einfachen Aufnahmegerät die Röntgenröhre und der Detektor nicht
beliebig schnell und oft um den Patienten verfahren werden können. Üblicherweise
steht nur ein Drehwinkel von maximal 300 Grad zur Verfügung.
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In
der Offenlegungsschrift
DE
103 36 278 A1 wird ein Verfahren zur Abbildung eines Organs
des menschlichen oder tierischen Körpers mittels einer über einen
Winkel rotierenden Aufnahmevorrichtung offenbart, bei dem die Drehgeschwindigkeit
der rotierenden Aufnahmevorrichtung in Abhängigkeit von einem Referenzsignal,
das einen aktuellen Bewegungszustand des abzubildenden Organs repräsentiert,
moduliert wird. Zusätzlich
oder alternativ kann jeweils das Messintervall, indem die Aufnahme
des Organs während
der Rotation erfolgt, mittels des Referenzsignals an eine Zyklusdauer
der Bewegung des abzubildenden Organs angepasst werden. Darüber hinaus wird
eine entsprechende Vorrichtung zur Durchführung eines solchen Verfahrens
beschrieben. Nachteil dieses Verfahrens ist, dass entweder Winkelbereiche überfahren
werden, für
die keine Aufnahmen erfolgen, oder dass eine Beschleunigungsphase
der Aufnahmevorrichtung zu Beginn und am Ende eines jeden Zyklus
auftritt.
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Der
Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein gattungsgemäßes Verfahren
zur Abbildung eines Organs sowie eine gattungsgemäße Vorrichtung
zur Durchführung
des Verfahrens bereitzustellen, das mit geringem Zeitaufwand ein
möglichst vollständiger Datensatz
aufgenommen wird.
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Die
das Verfahren betreffende Teilaufgabe wird bei einem gattungsgemäßen Abbildungsverfahren
dadurch gelöst,
dass während
einer ersten Bewegungsphase die Aufnahmevorrichtung mit einer Nenn-Winkelgeschwindigkeit
gedreht wird, wobei Bilder des Organs aus Winkelpositionen eines
ersten Winkelbereichs aufgenommen werden, und dass während einer
auf die erste Bewegungsphase unmittelbar folgende zweiten Bewegungsphase
die Aufnahmevorrichtung derart verzögert, zurückgedreht und wieder beschleunigt
wird, dass die Aufnahmevorrichtung spätestens zu Beginn einer auf
die zweite Bewegungsphase unmittelbar folgenden ersten Bewegungsphase,
am Ende des ersten Winkelbereichs die Nenn-Winkelgeschwindigkeit
erreicht. Der Gesamtwinkelbereich von z. B. 300 Grad, welcher während der
Untersuchung abgefahren wird, setzt sich aus mehreren Winkelbereichen,
z. B. jeweils 10 Grad, zusammen, die während jeweils ersten Bewegungsphasen
des Organs abgefahren werden. Jede Position eines Winkelbereichs,
bei der ein Bild aufgenommen wird, wird als Winkelposition bezeichnet. Während die
beispielsweise 10 Grad eines Winkelbereichs überfahren werden und dabei
Bilder aufgenommen werden, dreht sich die Aufnahmevorrichtung mit
einer konstanten Winkelgeschwindigkeit, die hier als Nenn-Winkelgeschwindigkeit
bezeichnet wird. Die Nenn-Winkelgeschwindigkeit besitzt Betrag und
Richtung und ist somit eine vorzeichenbehaftete Größe. Aus
Zeitgründen
ist es vorteilhaft, die Aufnahme für eine Winkelposition nicht doppelt
auszuführen,
was insbesondere beim Übergang
von zwei Winkelbereichen von Bedeutung ist. Alternativ kann jedoch
eine Überschneidung
von Winkelpositionen vorgesehen werden, da die Unsicherheit gegen
Ende der ersten Bewegungsphase zunimmt, für eine Abbildung ungeeignete
Bilder aufzunehmen, da die Dauer der ersten Bewegungsphase des Organs
Schwankungen unterliegen kann. Das Verfahren ermöglicht somit eine quasilückenlose
Erfassung des Gesamtwinkelbereichs mit einer Nenn-Winkelgeschwindigkeit
der Aufnahmevorrichtung.
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In
einer vorteilhaften Ausführungsform
der Erfindung unterscheiden sich jeweils unmittelbar benachbarte
Winkelpositionen um einen konstanten Differenz-Winkel. Dies schließt nicht
aus, dass zu einer Winkelposition mehrere Aufnahmen erfolgen. Die Konstanz
der Differenzwinkel ermöglicht
eine vereinfachte Auswertung der erhaltenen Bilder und gegebenenfalls
deren Umsetzung in eine räumliche
Darstellung.
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In
einer weiteren vorteilhaften Ausbildung der Erfindung wird der Differenz-Winkel über eine Bildaufnahmerate
der Vorrichtung eingestellt. Durch Erhöhung oder Erniedrigung der
Bildaufnahmerate, d. h. der aufgenommenen Bilder pro Zeitintervall, lässt sich
bei konstanter Nenn-Winkelgeschwindigkeit der Differenz-Winkel für die Winkelpositionen verändern. Damit
kann die Genauigkeit des Resultats sowie die Strahlendosis für den Patienten
gesteuert werden.
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In
einer alternativen Ausbildung der Erfindung wird der Differenz-Winkel über die
Nenn-Winkelgeschwindigkeit eingestellt. Durch eine vorgebbare Nennwinkel-Geschwindigkeit
bei beispielsweise konstanter Bildaufnahmerate kann die Zeit für die Untersuchung
verringert werden, da ein größerer Winkelbereich
mit der Aufnahmevorrichtung in einer ersten Bewegungsphase überstrichen
werden kann. Andererseits lässt
sich hiermit ebenfalls der Differenz-Winkel zwischen benachbarten
Winkelpositionen bestimmen. Idealerweise wird stets eine möglichst
hohe Nenn-Winkelgeschwindigkeit gewählt und der Differenz-Winkel über die
Bildaufnahmerate bestimmt. Damit ist ei ne möglichst geringe Untersuchungszeit
gewährleistet,
und die Genauigkeit der Abbildung kann über die Bildaufnahmerate gesteuert werden.
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In
einer bevorzugten Ausführungsform
der Erfindung wird mit der drehbaren Aufnahmevorrichtung eine Abbildung
eines schlagenden Herzens aufgenommen und die Modulation der Winkelgeschwindigkeit
erfolgt auf Grundlage eines den Herzschlag repräsentierenden Referenzsignals.
Die periodische Bewegung eines Herzens kann mit dem erfindungsgemäßen Verfahren
sehr gut erfasst werden, da die Ruhephasen des Herzens, welche die
ersten, zur Abbildung geeigneten Bewegungsphasen darstellen, mit
dem Verfahren gut erfasst werden können. Die Modulation der Winkelgeschwindigkeit
erfolgt vorteilhafterweise so, dass die Aufnahmen stets in der Ruhephase
des Herzens aufgenommen werden. Während des Herzschlags wird
die Aufnahmevorrichtung erfindungsgemäß verzögert, zurückgedreht und wieder beschleunigt,
so dass in der nächsten
Ruhephase des Herzens wieder Bilder aufgenommen werden können.
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Vorteilhaft
erweist sich bei der Untersuchung des Herzens, dass zur Ermittelung
eines Referenzsignals ein EKG-(Elektrokardiogramm-)Signal
gemessen wird. Je nachdem für
welches Organ eine Untersuchung durchzuführen, ist können verschiedenste Signale
herangezogen werden. Alternativ oder zusätzlich können hierbei auch der Puls
des Patienten und/oder Ultraschall-Signale etc. genutzt werden.
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In
einer vorteilhaften Ausführungsvariante der
Erfindung wird eine Zeitdauer der ersten Bewegungsphase an eine
Zyklusdauer der Bewegung des abzubildenden Organs angepasst, deren
Länge über eine
Anzahl von Bewegungszyklen gemittelt wird. Es erfolgt also auf Grundlage
eines Referenzsignals oder bereits durchgeführter Bildaufnahmen eine Anpassung
der Dauer der ersten Bewegungsphase, in anderen Worten der Messdauer,
an den Bewegungszyklus des abzubildenden Organs. Die Zyklusdauer kann
beispielsweise, vorzugsweise auch vorab, über eine ge wisse Anzahl von
Bewegungszyklen gleitend gemittelt werden. Die Messdauer kann dabei
zum Beispiel in Prozentanteilen der Zyklusdauer angegeben werden.
Wird anhand des Referenzsignals festgestellt, dass sich die Zyklusdauer
während
der Aufnahme ändert,
kann eine synchrone Anpassung der Messdauer erfolgen. Alternativ
können
auf Grundlage des Referenzsignals in Echtzeit Informationen über die
Bewegungsphase des Organs an eine Steuerung weitergegeben werden,
welche auf Grundlage dieser Informationen die Aufnahmevorrichtung
steuert.
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In
einer weiteren vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung wird
als Aufnahmevorrichtung ein mit einer Winkelgeschwindigkeit um den
Körper drehbarer
C-bogenförmiger
Arm mit einer Röntgenquelle
und mit einem der Röntgenquelle
gegenüberliegend
angeordneten Röntgendetektor
verwendet. Da C-Bogen-Röntgengeräte heute
vielfach für
Untersuchungen an Patienten, insbesondere bei medizinischen Interventionen,
eingesetzt werden, ist eine Verbesserung auch für die Abbildung sich bewegender
Organe erwünscht.
Grundsätzlich
ist das Verfahren aber auch bei anderen ähnlichen Aufnahmegeräten einsetzbar.
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Vorteilhafterweise
erfolgt während
der zweiten Bewegungsphase eine Abschaltung einer zur Aufnahme von
Bildern verwendeten Röntgenstrahlung
oder zumindest eine Reduktion der Intensität der Röntgenstrahlung. Durch dieses
Vorgehen kann die Strahlenbelastung für den Patienten so gering wie möglich gehalten
werden. Alternativ zur Abschaltung der Röntgenstrahlung kann ein Absorber
zur Absorption der Röntgenstrahlung
vorgesehen werden, der während
der zweiten Bewegungsphase derart angeordnet werden kann, dass die
Strahlenbelastung für den
Patienten vernachlässigbar
gering ist. Damit wird sowohl die Röntgenquelle als auch der Patient
geschont. Vorzugsweise wird die Röntgenstrahlung mit der letzten
Aufnahme durch Abschaltung und/oder Absorber reduziert und ist zur
Aufnahme des ersten Bildes nach der Wiederbeschleunigung der Aufnahmevorrichtung
auf Nenn-Winkelgeschwindigkeit wieder einsatzbereit. Hierdurch wird
eine effektive Reduktion der Gesamtstrahlenbelastung für den Patienten
auch bei nur einem Durch lauf der Vorrichtung nach dem erfindungsgemäßen Verfahren
erreicht.
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Vorzugsweise
erfolgt bei Erfassung von Arrhythmien oder zeitlichen Schwankungen
in der Ausführung
von Bewegungsphasen oder Bewegungszyklen des Organs eine Anpassung
eines Startzeitpunkts und/oder einer Dauer der ersten Bewegungsphase.
Damit kann eine Phasenverschiebung zwischen Messzeitpunkt und/oder
-dauer und der ersten Bewegungsphase des Organs frühzeitig
erkannt und behoben werden. Damit wird die Anzahl an Aufnahmen verringert,
die aufgrund einer Phasenverschiebung in der zweiten anstatt in
der ersten Bewegungsphase des Organs aufgenommen werden. Die in
der zweiten Bewegungsphase des Organs aufgenommenen Bilder sind
für die
Abbildung des Organs nicht nutzbar und können am Ende der Untersuchung
in einem Nachbearbeitungsschritt selektiert werden, um das Ergebnis
nicht zu verfälschen
oder durch Interpolation nutzbar zu machen. Diese Maßnahme ist
insofern sinnvoll, da in der Regel ohnehin alle während der
Messung in einem Durchlauf ermittelten Bilddaten zwischengespeichert
werden, so dass sie für
eine Nachbereitung in jedem Fall zur Verfügung stehen.
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In
einer weiteren vorteilhaften Ausführung der Erfindung wird dem
Körper
wenigstens einmal Kontrastmittel zugeführt. Um entsprechende Topologien
sichtbar zu machen, z. B. im oder am Herzen, kann es erforderlich
sein, Kontrastmittel zuzuführen. Vorzugsweise
wird dem Patienten nur so viel Kontrastmittel zugeführt, wie
zur Erfassung der Untersuchungsstruktur erforderlich ist. Besonders
vorteilhaft ist dabei die einmalige Zuführung von Kontrastmittel vor
der ersten Bildaufnahme. Das zugeführte Kontrastmittel ist ausreichend
für die
Durchführung
der Untersuchung, da sie zusammenhängend erfolgt.
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Die
die Vorrichtung betreffende Teilaufgabe wird bei einer gattungsgemäßen Abbildungsvorrichtung
dadurch gelöst,
dass eine Messeinrichtung zur Ermittlung eines Referenzsignals,
welches einen aktuellen Bewegungszustand des abzubildenden Organs
repräsentiert,
vorhanden ist, und eine Steuereinrich tung, die die Antriebseinrichtung
derart ansteuert, dass während
einer ersten Bewegungsphase die Aufnahmevorrichtung mit einer Nenn-Winkelgeschwindigkeit
drehbar ist, wobei Bilder des Organs aus Winkelpositionen eines
ersten Winkelbereichs aufnehmbar sind, und dass während einer
auf die erste Bewegungsphase unmittelbar folgende zweiten Bewegungsphase
die Aufnahmevorrichtung derart verzögerbar, zurückdrehbar und wieder beschleunigbar
ist, dass die Aufnahmevorrichtung spätestens zu Beginn einer auf
die zweite Bewegungsphase unmittelbar folgende ersten Bewegungsphase,
am Ende des ersten Winkelbereichs die Nenn-Winkelgeschwindigkeit
erreicht.
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Die
erfindungsgemäße Steuereinrichtung bzw.
deren Komponenten können
vorzugsweise überwiegend
in Form von Software in einem Prozessor einer herkömmlichen
rechnergestützten
Steuerung der Aufnahmevorrichtung realisiert werden. Auf diese Weise
ist es möglich,
das vorstehend beschriebene Verfahren auch in Form eines Computerprogrammproduktes,
insbesondere eines Updates, in bestehenden Vorrichtungen nachzurüsten.
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Im
Folgenden sind das erfindungsgemäße Verfahren
sowie die erfindungsgemäße Vorrichtung anhand
eines Ausführungsbeispiels
näher erläutert. Insbesondere
sind in
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1 eine
erfindungsgemäße Abbildungsvorrichtung,
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2 in
einem Diagramm ausschnittsweise der Verlauf des Winkels der Aufnahmevorrichtung
in Abhängigkeit
von der Zeit bei der Durchführung
des erfindungsgemäßen Verfahrens,
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3 in
einem Diagramm ausschnittsweise der Verlauf der Winkelgeschwindigkeit
der Aufnahmevorrichtung in Abhängigkeit
von der Zeit bei der Durchführung
des erfindungsgemäßen Verfahrens schematisch
veranschaulicht.
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Die
in 1 dargestellte erfindungsgemäße Abbildungsvorrichtung umfasst
eine Aufnahmevorrichtung 1 in Form eines C-Bogens, an dessen
gegenüberliegenden
Enden eine Röntgenquelle 2 und ein
Röntgendetektor 3,
z. B. ein Flachdetektor, angebracht sind. Ein abzubildendes Organ,
hier das Herz H, eines tierischen oder menschlichen Körpers K, welcher
auf einem nicht dargestellten Untersuchungstisch angeordnet ist
und sich mittig zwischen Röntgenquelle 2 und
Röntgendetektor 3 befindet.
Die Abbildungsvorrichtung weist einen Antrieb 4 auf, mit dem
die Aufnahmevorrichtung 1 mit einer Winkelgeschwindigkeit ω um den
Körper
K gedreht werden kann. Während
der Bildaufnahme überstreicht
dabei die Aufnahmevorrichtung 1 Winkelbereiche αn,
wobei n = 1, 2, 3, .... In 1 sind aus
Gründen
der Übersichtlichkeit
nur drei verschiedene Winkelbereiche dargestellt, nämlich ein
Winkelbereich αn, ein nächster
sich daran anschließender
Winkelbereich αn+1 sowie ein übernächster Winkelbereich αn+2.
Die Summe der Winkelbereiche αn ergibt den Gesamtwinkelbereich von 300
Grad der Aufnahmevorrichtung 1. In jedem Winkelbereich αn nimmt
die Aufnahmevorrichtung 1 Bilder aus verschiedenen Winkelpositionen αn i, wobei i = 1, 2, ..., k auf, wovon in 1 für den Winkelbereich αn die
beiden ersten Winkelposition αn 1 und αn 2 sowie die letzte Winkelposition αn k eingezeichnet sind. Zwischen αn 2 und αn k existieren weitere Winkelpositionen.
Die Anzahl k der Winkelpositionen αn 1 ist vorgegeben durch die Nenn-Winkelgeschwindigkeit ωN und die Bildaufnahmerate der Aufnahmevorrichtung 1.
Analog gelten diese Aussagen für
weitere Winkelbereiche, z. B. αn+1, αn+2, für
die die jeweils ersten Winkelpositionen αn+1 1 bzw. αn+2 1 angegebenen
sind.
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Der
Differenz-Winkel Δα bezeichnet
winkelbereichsübergreifend
den Winkelabstand zwischen unmittelbar benachbarten Winkelpositionen,
z. B. αn 2 – αn 1. Der Differenz-Winkel Δα kann bei einer gegebenen Nenn-Winkelgeschwindigkeit ωN der Aufnahmeeinrichtung 1, welche
möglichst
hoch gewählt wird,
z. B. 40 Grad pro Sekunde, durch die Bildaufnahmerate vorgegeben
werden. Die Anzahl der Winkelpositionen k in einem Winkelbereich αn bei
einem konstanten Differenzwinkel Δα zwischen
benachbarten Winkelpositionen beeinflusst wesentlich die Qualität der räumlichen
Darstellung des Organs H.
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Mit
einer Messeinrichtung 5, hier ein EKG-(Elektrokardiogramm-)Gerät, wird
der Bewegungszyklus des Herzens H erfasst, und daraus eine Dauer
für eine
erste, zur Abbildung geeignete Bewegungsphase T1 und
für eine
zweite, zur Abbildung ungeeignete Bewegungsphase T2 ermittelt.
Die sich wiederholenden ersten und zweiten Bewegungsphasen T1 bzw. T2 sind im
Folgenden für
die n-te Bewegungswiederholung mit T1 n bzw. T2 n bzw. für
die n + 1te Bewegungswiederholung T1 n+1 bzw. T2 n+1, usw. bezeichnet. Die Ermittlung der
Dauer der jeweiligen Bewegungsphase T1 bzw.
T2 kann vorab geschehen, wobei über eine
Vielzahl von Bewegungszyklen gemittelt wird. Die Dauer der ersten
Bewegungsphasen T1 bestimmt wesentlich die
Größe des Winkelbereichs
mit einer vorgegebenen Nenn-Winkelgeschwindigkeit ωN überstreichbaren, über den
die Aufnahmevorrichtung 1 mit Nenn-Winkelgeschwindigkeit ωN gedreht werden kann. Vorteilhafterweise
werden aber die Informationen über
die Bewegung des Herzens H durch das EKG-Gerät in Echtzeit von einer Steuerung 6 in
Verbindung mit einem Datenverarbeitungssystem 7 ausgewertet,
welche auf Grundlage dieser Informationen die Aufnahmevorrichtung 1 und
den Antrieb 4 steuert. Die aufgenommenen Bilder werden
dem Datenverarbeitungssystem 7 zugeführt, wo diese gespeichert und
weiterverarbeitet werden. Zum Beispiel können durch Abgleich von EKG-Daten und Aufnahmezeitpunkten
von Bildern, in der zweiten Bewegungsphase aufgenommene Bilder selektiert
und/oder korrigiert werden. Im Weiteren führt das Datenverarbeitungssystem 7 die
Rekonstruktion zur räumlichen
Darstellung des Herzens H aus und leitet die ermittelten Bilddaten
auf einen Monitor 8 zur Ansicht durch das medizinische
Personal weiter.
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Das
in 2 dargestellte Diagramm zeigt während der
Dauer der jeweils ersten Bewegungsphasen T1 einen
konstanten Anstieg des Winkels α der
Aufnahmevorrichtung mit der Zeit t. Die Steigung stellt die Nenn-Winkelgeschwindigkeit ωN dar, die im Hinblick auf die durch das
Organ (H) vorgegebene Dauer der jeweils ersten Bewegungsphasen T1 möglichst
hoch zu wählen
ist. Während
dieser Zeitdauer T1 werden Bilder des Organs
(H) mit einer vorgegebenen Bildaufnahmerate aufgenommen, welche
die Winkelpositionen αn 1 festlegt. Umgekehrt
kann ebenfalls über
die gewünschten
Winkelpositionen αn 1 die Bildaufnahmerate
festgelegt werden. Am Ende der jeweils ersten Bewegungsphase T1 wird durch die Steuerung 6 die
Bildaufnahme gestoppt und die Aufnahmevorrichtung 1 durch
Ansteuern des Antriebs 4 abgebremst. Aufgrund der Trägheit der
Aufnahmevorrichtung 1 ist ein abruptes Stoppen nicht möglich. Dies
ist zu Beginn der Intervalle der jeweils zweiten Bewegungsphasen
T2 im Diagramm sichtbar. Die Steigung nimmt
ab, bis diese den Wert Null erreicht. Dies stellt den Umkehrpunkt
der abgebremsten Aufnahmevorrichtung 1 dar. Anschließend wird
die Aufnahmevorrichtung 1 durch den Antrieb 4 in
die Gegenrichtung der ursprünglichen
Drehrichtung gedreht. Dies ist verdeutlicht im Diagramm durch die Abnahme
des Winkels α mit
der Zeit t. Die Anlage wird innerhalb der jeweils zweiten Bewegungsphasen
T2 durch die Steuerung 6 gesteuert
soweit zurückgedreht,
dass der Antrieb 4 die Aufnahmevorrichtung 1 auf
dem zurückgedrehten
Winkelteilbereich wieder auf Nenn-Winkelgeschwindigkeit ωN beschleunigen kann. Diese Position ist
am zweiten Umkehrpunkt der Aufnahmevorrichtung 1 erreicht,
welches sich im Diagramm als lokales Minimum des Winkels α innerhalb
des Intervalls der jeweils zweiten Bewegungsphase T2 darstellt.
Durch die Referenzsignale des EKG-Geräts 5 kann
der Antrieb 4 durch die Steuerung 6 derart gesteuert
werden, dass bei Eintritt des Organs (H) in die darauf folgende
erste Bewegungsphase T1 die Aufnahmevorrichtung 1 die Nenn-Winkelgeschwindigkeit ωN am Ende des vorher aufgenommenen Winkelbereichs α aufweist
und somit mit Nenn-Winkelgeschwindigkeit ωN in den nächsten Winkelbereich αn+1 eintritt.
Zeitgleich werden mit Eintritt des Herzens H in die jeweils nächsten ersten
Bewegungsphasen T1 die Bildaufnahmen wieder
gestartet, was zuvor durch die Steuerung 6 eingeleitet
wurde. Da beim Herzen H die Dauer der ersten Bewegungsphasen T1 die Dauer der zweiten Bewegungsphasen T2 deutlich unterschreitet, ergeben sich verschiedene
Ausführungsmöglichkeiten für das Zurückdrehen
der Aufnahmevorrichtung 1. Das Zurückdrehen kann abschnittsweise
mit konstanter Winkelgeschwindigkeit ω erfolgen oder als permanent
beschleunigte bzw. verzögerte
Bewegung. Die Höhe
der Beschleunigung bzw. der negativen konstanten Winkelgeschwindigkeit ω der Aufnahmevorrichtung 1 kann
derart gewählt
werden, dass die Verweildauer der Aufnahmevorrichtung 1 an
den Umkehrpunkten unterschiedlich ist. Die Aufnahmevorrichtung 1 könnte entweder
eine Wartestellung mit einer Verweildauer vorzugsweise beim zweiten
Umkehrpunkt verweilen, wie in 3 angedeutet,
oder aber derart verlangsamt bewegt werden, dass keine Drehpause
der Aufnahmevorrichtung 1 erforderlich ist, um jeweils
erste Bewegungsphasen T1 wieder mit Nenn-Winkelgeschwindigkeit ωN vermessen zu können.
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Zur
Verdeutlichung des Bewegungsablaufs ist in 3 die Winkelgeschwindigkeit ω der Aufnahmevorrichtung 1 in
Abhängigkeit
von der Zeit t dargestellt. In den jeweils ersten Bewegungsphasen
T1 besitzt die Aufnahmevorrichtung 1 eine
konstante Nenn-Winkelgeschwindigkeit ωN und überstreicht
mit dieser Nenn-Winkelgeschwindigkeit ωN einen
Winkelbereich an. Tritt das Herz H in eine jeweils darauf folgende
zweite Bewegungsphase T2 ein, wird die Aufnahmevorrichtung
verzögert,
d. h. die Winkelgeschwindigkeit ω verringert
sich bis zu einem Wert Null, und wird negativ, d. h. die Richtung
der Winkelgeschwindigkeit ω weist
nun in entgegensetzte Richtung zur ursprünglichen Nenn-Winkelgeschwindigkeit ωN. Die Aufnahmevorrichtung 1 wird
somit in Gegenrichtung der ursprünglichen
Richtung zurückgedreht.
Die Aufnahmevorrichtung 1 erreicht in Gegenrichtung einen
Umkehrpunkt. Damit verbunden ist die Abnahme des Betrags der negativen
Winkelgeschwindigkeit ω auf
Null. Der Winkel α des
Umkehrpunkts liegt in der Regel weiter zurück als die letzte Winkelposition αn k des vorher aufgenommenen Winkelbereichs αn.
Von diesem Umkehrpunkt aus wird die Aufnahmevorrichtung 1 derart
beschleunigt, dass die im vorhergehenden Winkelbereich αn erreichte Nenn-Winkelgeschwindigkeit ωN spätestens
wieder mit dem Eintritt der Aufnahmevorrichtung 1 in den sich
anschließenden
Winkel bereich αn+1 zu Beginn der darauf folgenden ersten
Bewegungsphase T1 n+1 des
Herzens H erreicht wird. Alternativ kann eine Redundanz von Daten
erzeugt dadurch erzeugt werden, dass die Bildaufnahme mit Nenn-Winkelgeschwindigkeit ωN bereits vor Eintritt in den nächsten Winkelbereich αn+1 erfolgt
und somit Aufnahmen aus Winkelpositionen αn i des Winkelbereichs αn während den
jeweiligen ersten Bewegungsphasen T1 mit
aufgenommen werden, mit deren Hilfe z. B. fehlerhafte Bilder bei
der Nachbearbeitung ersetzt werden können.
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Ausnutzung
des Gesamtwinkelbereichs von 300 Grad der Aufnahmevorrichtung 1 kann
entweder nur durch die Hinfahrt, oder auch durch Hin- und Rückfahrt
genutzt werden. Vorteilhaft bei letzterer Methode ist, dass nicht
abgewartet werden muss, bis die Aufnahmevorrichtung 1 wieder
in eine Nullposition fährt,
sondern sofort nach der Untersuchung wieder uneingeschränkter Zugang
zum Patienten besteht. Eine solche Methode kann ohne weitere zeitliche
Verluste bei der Untersuchung realisiert werden, indem auf der Hinfahrt
z. B. jede zweite erste Bewegungsphase des Organs zur Aufnahme genutzt
wird, und auf der Rückfahrt
genau für
diejenigen Winkelbereiche Aufnahmen erfolgen, die bei der Hinfahrt
ohne Aufnahmen überfahren
wurden. So könnte
man auch bei Methoden gemäß Stand
der Technik die Vollständigkeit
eines Datensatzes um den Faktor 2 verbessert werden.
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Während der
Untersuchung werden die aufgenommenen Bilder vom Detektor 3 einem
Datenverarbeitungssystem 7 zugeführt und dort gesichert. Es
kann eine Nachbearbeitung stattfinden, z. B. im Falle von Arrhythmien
des Herzens (H). Dazu kann das zeitlich erfasste EKG-Signal des
EKG-Geräts 5 und
die Zeitpunkte der Bildaufnahmen aufeinander abgeglichen werden,
um Bildaufnahmezeitpunkte ausfindig zu machen, die keiner ersten
Bewegungsphase T1 zuordenbar sind. Diese
werden selektiert und nicht zur Rekonstruktion der räumlichen
Darstellung des Herzens (H) herangezogen, da diese einen verfälschenden
Einfluss auf das Ergebnis der Rekonstruktion nehmen. Nach Ab schluss
der Rekonstruktion wird die ermittelte räumliche Darstellung auf einem
Monitor 8 ausgegeben.