DE102006027045A1

DE102006027045A1 - Kardiale CT-Bildgebung mit schrittweiser Aufzeichnung

Info

Publication number: DE102006027045A1
Application number: DE102006027045A
Authority: DE
Inventors: Jiang Brookfield Hsieh; Jianying New Berlin Li; Xiangyang Waukesha Tang
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2005-06-10
Filing date: 2006-06-08
Publication date: 2007-03-22
Also published as: US20060280283A1; JP5101045B2; US7570733B2; JP2006346455A; CN1895174A; CN100581474C

Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und ein System zum Mischen (sog. Blending) von Daten, die von benachbarten partialen Scanns akquiriert werden. Es werden Daten von einem Bildgebungsvolumen (122) in einer Folge von Teilscanns oder partialen Scanns (124, 128) akquiriert. Jeder partiale Scann (124, 128) tastet einen Bruchteil des Bildgebungsvolumens (130, 126) ab. Während einer Rekonstruktion werden Daten von den partialen Scanns (124, 128) miteinander kombiniert, um den nicht abgetasteten Teil (126, 130) des Bildgebungsvolumens (122), der bei jedem alleinigen partialen Scann angetroffen wird, zu kompensieren.

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf diagnostische Bildgebung und betrifft insbesondere ein Verfahren und eine Vorrichtung zur kardialen CT-Bildgebung, die eine Reihe von Teilscanns zur Abtastung eines Bildvoumens und Bildmischung (sog. Image Blending) während der Bildrekonstruktion verwenden.

Die Verengung oder Konstriktion von Gefäßen, die Blut zum Herzen führen, stellt eine allgemein bekannte Ursache für Herzanfälle dar und kann, falls sie nicht behandelt wird, zum plötzlichen Tod führen. Es ist bekannt, dass in solchen stenotischen Gefäßen die Region, die unmittelbar stromabwärts von der Verengung liegt, dadurch charakterisiert ist, dass sie hohe Strömungsgeschwindigkeiten und/oder komplexe Strömungsmuster hat. Im Allgemeinen führt eine Verengung von Blut führenden Gefäßen, die ein Organ versorgen, schließlich im besten Falle zu einer beeinträchtigten Funktion des betroffenen Organs und im schlimmsten Falle zu einem Organversagen. Quantitative Strömungsdaten können leicht eine Diagnose und Versorgung von Patienten unterstützen und auch für das Grundverständnis für die Krankheitsprozesse hilfreich sein. Es gibt viele Verfahren, die zur Messung der Blutdurchströmung zur Verfügung stehen, einschließlich auf der Bildgebung basierter Verfahren, die radiographische Bildgebung mit Kontrastmitteln verwenden, sowohl in der Projektions- als auch in der Computer(CT)-tomographie, dem Ultraschall und bei Verfahren in der Nuklearmedizin. Radiographische und Nuklearmedizinverfahren erfordern häufig die Verwendung ionisierter Strahlung und/oder von Kontrastmitteln. Zu einigen Verfahren gehört es, dass Annahmen über die Strömungseigenschaften getroffen werden, die in vivo nicht notwendigerweise wahr sein müssen oder ein Wissen über den Querschnittsbereich des Gefäßes oder die Strömungsrichtung erfordern.

CT ist ein Verfahren zur Akquisition von Blutströmungs- und anderen Herzdaten. In einem CT-Bildgebungssystem emittiert typischerweise eine Röntgenquelle einen fächerförmigen Strahl oder einen konusförmigen Strahl in Richtung auf ein Subjekt oder Objekt. Im Folgenden soll unter Bezug auf ein „Objekt" alles verstanden werden, was abgebildet werden kann. Der Strahl trifft, nachdem er durch das Objekt abgeschwächt wurde, auf eine Anordnung bzw. ein Array von Strahlungsdetektoren auf. Die Intensität des abgeschwächten Strahlbündels, wie es an der Detektoranordnung empfangen wird, hängt typischerweise von der Abschwächung des Röntgenstrahls durch das Objekt ab. Jedes Detektorelement des Detektorarrays erzeugt ein gesondertes elektrisches Signal, das für den abgeschwächten Strahl, der durch jedes Detektorelement empfangen wird, kennzeichnend ist. Die elektrischen Signale werden zur Analyse zu einem Datenverarbeitungssystem weitergeleitet, das schließlich ein Bild generiert. Im Allgemeinen werden die Röntgenquelle und das Detektorarray über der Gantry innerhalb einer Bildgebungsebene und um das Objekt herum rotiert. Röntgenquellen beinhalten gewöhnlich Röntgenröhren, die die Röntgenstrahlen in einem Brennpunkt emittieren. Röntgendetektoren beinhalten gewöhnlich einen Kollimator zur Kollimation von Röntgen strahlen, die an dem Detektor empfangen werden, einen zu dem Kollimator benachbart angeordneten Szintillator, um die Röntgenstrahlen in Lichtenergie umzuwandeln, und Photodioden, um die Lichtenergie von dem benachbarten Szintillator zu empfangen und hieraus elektrische Signale zu generieren. Gewöhnlich wandelt jeder Szintillator einer Szintillatoranordnung bzw. eines Szintillatorarrays Röntgenstrahlen in Lichtenergie um. Jeder Szintillator leitet Lichtenergie zu einer benachbarten Photodiode ab. Jede Photodiode erfasst die Lichtenergie und erzeugt ein zugehöriges elektrisches Signal. Die Ausgangssignale der Photodioden werden dann zur Bildrekonstruktion zu dem Datenverarbeitungssystem übermittelt.

Die CT-Bildgebung wird zunehmend in der kardialen Bildgebung benutzt. Der Zuwachs von CT-Implementierungen in der kardialen Bildgebung ist vorwiegend durch die relativ schnellen Scangeschwindigkeiten, die heutzutage mit CT-Systemen möglich sind, und die Akquisition von Mehrschichtdaten begründet. Herkömmliche CT-Systeme sind heutzutage in der Lage, 0,35 Sekunden pro Gantryrotation zu unterstützen, wenn nicht schneller. In der Tat ist in den vergangenen zehn Jahren fast eine dreifache Steigerung der zeitlichen Auflösung erzielt worden. Die Mehrschicht-CT-Akquisition hat ebenfalls zu der steigenden Zahl von kardialen CT-Bildgebungen für herzbezogene Diagnosen beigetragen. CT-Systeme sind nun zur erheblichen Mehrschichten-Akquisitionen in der Lage.

Eine Anwendung der kardialen CT-Bildgebung betrifft die Herzgefäßbildgebung (CAI, Coronary Artery Imaging). Das Ziel der CAI ist es, Bilder aufzunehmen und auf diese Weise die Gefäßversorgung des Herzens zu visualisieren, um Gefäß verengungen, -krankheiten und -anomalitäten zu entdecken. CAI wird oft von Kardiologen, Radiologen und anderen Ärzten zur Untersuchung der dynamischen Bewegung der Herzmuskel benutzt, um Abnormitäten zu entdecken. Um die Verengung oder Konstriktion eines kleinen Gefäßes zu visualisieren, muss der CT-Scann eine hohe zeitliche Auflösung aufweisen, so dass die Herzbewegung in dem und um das Gefäß „eingefroren" wird, als auch eine hohe räumliche Auflösung bieten, um genau die Größe des untersuchten Gefäßes darzustellen.

Um die zeitliche Auflösung zu verbessern, werden CAI-Untersuchungen gewöhnlich unter Zuhilfenahme von Elektrokardiogrammsignalen (EKG-Signalen) durchgeführt, die unter Verwendung eines EKG-Monitors von dem Patienten akquiriert werden. Ein EKG-Monitor zeichnet die elektrische Aktivität des Herzens unter Verwendung von Elektroden auf, die auf der Brust, den Armen und Beinen des Patienten platziert werden. Ein EKG-Monitor wird gewöhnlich zur Bereitstellung von Informationen über die Herzrate, den Herzrhythmus, eine angemessene Blutversorgung zu dem Herzen, das Vorliegen eines Herzanfalls, eine Vergrößerung des Herzens, eine Perikarditis (Herzbeutelentzündung) und Auswirkungen von Arzneimitteln und Elektrolyten auf das Herz benutzt. EKG-Signale können auch verwendet werden, um Herzphasendaten bereitzustellen, so dass die Akquisition von CT-Daten von dem Herzen mit der Phasenaktivität des Herzens synchronisiert werden kann. Das CT-System verwendet insbesondere EKG-Signale, um während des CT-Scanns konsistent Daten während derselben Phase des Herzzyklus zu akquirieren. Eine derartige Vorgehensweise reduziert Bildartefakte.

In herkömmlichen spiralförmigen CAI-Scanns verschiebt der Tisch den Patienten fortlaufend mit einer relativ lang samen Geschwindigkeit, d.h. bei niedrigem Pitch (Tischvorschub pro Umdrehung), um sicherzustellen, dass das gesamte Herzvolumen ordnungsgemäß abgedeckt bzw. erfasst wird. Dies ist in 1 veranschaulicht, in der die Detektorreihen- bzw. -zeilenposition als Funktion der Zeit aufgezeichnet ist. Wie veranschaulicht, sind die Herzzyklen durch horizontale Linien 2 getrennt. Die Positionen der Detektorzeilen sind durch durchgezogene Diagonallinien 4 dargestellt. Jeder Punkt auf diesen Linien repräsentiert eine Einzeilen-Projektion, die bei einer bestimmten Position z und zu einer bestimmten Zeit (deshalb unter einem bestimmten Projektionswinkel) aufgenommen wird. Wie in 2 dargestellt, erstreckt sich die z-Achse entlang der Längserstreckung des Bildgebungstisches. Zur Vereinfachung der Darstellung ist ein vierzeiliges System dargestellt. Die schattierten Boxen 6 zeigen die Rekonstruktionsfenster für die Herzbilder. Die Boxen 6 stellen deshalb einen eindeutigen Satz von Zeitintervallen und z-Positionen dar. Die Breite jeder Box 6 kennzeichnet das Volumen in z, das mit Rekonstruktionen, die bestimmten Herzzyklen entsprechen, erfasst werden kann. Der nachfolgende Satz von Rekonstruktionen erfolgt erst dann, nachdem das Herz die gleiche Phase im nächsten Herzzyklus erreicht hat. Wenn die Kombination aus Gantrygeschwindigkeit und Spiral-Pitch nicht richtig gewählt ist, wird das gesamte Herzvolumen in den rekonstruierten Bildern nicht gleichmäßig erfasst. Wenn sich beispielsweise der Tisch zu schnell bewegt (also der Spiral-Pitch zu hoch ist), werden Lücken 8 zwischen benachbarten Volumina vorhanden sein. Obwohl kleine Lücken mit Hilfe von Interpolation im Bildraum gefüllt werden können, führen größere Lücken zu Unstetigkeiten bzw. Unterbrechungen und Artefakten in den volumengerenderten Bildern. Dies ist insbesondere dann problematisch, wenn die Schwankung der Herzrate eines gewönlichen Patienten betrachtet wird.

Herkömmliche CAI-Untersuchungen werden typischerweise mit Spiral-Pitchfaktoren zwischen 0,1 und 0,4 durchgeführt. Ein derartiger Spiral-Pitch wird gewöhnlich verwendet, um den ungünstigsten Umständen hinsichtlich der zeitlichen Koordinierung gerecht zu werden, d.h. um eine gesamte Volumenabdeckung bei einer spezifizierten Herzrate für eine gegebene Rekonstruktion sicherzustellen. Dies wirkt sich als eine höhere Dosis für die Patienten aus, weil Regionen, die der Röntgenstrahlung ausgesetzt sind, stark einander überlappen. Da bei einem typischen Spiral-Scann Röntgenstrahlen fortlaufend in Richtung auf das Objekt projiziert werden, bedeutet das, dass diese sich überlappenden Regionen Regionen entsprechen, die mehrfachen Bestrahlungen durch Röntgenstrahlen ausgesetzt sind. Zur Reduktion der Bestrahlungsdosis für den Patienten während der CAI-Untersuchungen sind viele Dosis reduzierende Verfahren entwickelt worden. In einem Verfahren wird der der Röntgenröhre zugeführte Strom derart moduliert, dass der Strom außerhalb des Rekonstruktionsfensters, das zwischen jedem Herzschlag definiert ist, reduziert ist. Während diese Verfahren vorteilhaft die Dosis reduzieren, stellt die kardiale Bildgebung weiterhin eine der Anwendungen der CT mit der höchsten Röntgenstrahlendosis dar.

Eine vorgeschlagene Lösung zur Reduktion der Röntgenstrahlendosis während einer kardialer CT wird üblicherweise als „Halbscann" bezeichnet. Bei der Halbscann-Bildgebung wird die Datenakquisition in eine Anzahl von Halbscanns segmentiert, wobei jeder Halbscann ungefähr die Hälfte eines Abtastvolumens erfasst. Gewöhnlich weist jedoch jeder Halbscann einen räumlichen Erfassungsbereich, der den eines benachbarten Halbscanns deutlich überlappt. Infolgedessen wird die Dosis reduziert, aber nicht signifikant, so dass die Bildwiedergabetreue erhalten bleibt.

Deshalb ist es wünschenswert, eine Vorrichtung und ein Verfahren für eine kardiale CT zu entwerfen, die die Röntgenstrahlendosis weiter reduzieren sowie die zeitliche und räumliche Auflösung von CT-Bildern verbessern. Es wäre ferner wünschenswert, ein Verfahren und ein System zur Durchführung von Teilscann-Akquisitionen mit reduzierter Überlappung des räumlichen Erfassungsbereichs aufeinander folgender Teilscanns zu haben, um eine Reduktion der Bestrahlungsdosis eines Objektes während einer Datenakquisition wahrzunehmen.

KURZBESCHREIBUNG DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur kardialen CT-Bildgebung, die die vorerwähnten Nachteile überwinden.

Die Erfindung umfasst ein Bildgebungsverfahren, bei dem ein Objekt für die Akquisition von CT-Daten von einer Herzregion des Objektes inkrementell durch eine Anzahl diskreter Scannpositionen verschoben bzw. geführt wird. In dieser Hinsicht wird das Objekt nicht in die nächste Scannposition überführt, bevor gültige oder akzeptable Daten für die momentane Scannposition akquiriert worden sind. Als solche berücksichtigt die Erfindung Herzirregularitäten, wie z.B. Arrhythmien, während der Akquisitionen von Daten. Das heißt, wenn eine Abnormalität entdeckt wird, wird das Objekt nicht in die nächste Scannposition überführt. Viel mehr werden Daten bei der momentanen Scannposition während des nächsten Herzzyklus erneut akquiriert. Die Erfindung ist auch auf andere physiologisch getriggerte Akquisitionen, wie z.B. eine atemgetriggerte CT-Bildgebung, anwendbar.

Die Erfindung umfasst auch ein Rekonstruktionsverfahren, wobei ein Bildvolumen in einer Reihe von Teil- oder Bruchteilscanns abgetastet wird. Jeder Teilscann tastet weniger als das gesamte Bildvolumen ab. Während der Rekonstruktion werden Daten von einem benachbarten Teilscann verwendet, um den nicht abgetasteten Teil des Bildvolumens, der in einem alleinigen Teilscannnvorgang vorkommt, zu kompensieren bzw. zu ersetzen.

Deshalb ist gemäß einer Ausführungsform eine CT-Scanneinrichtung offenbart, die eine Röntgenquelle, die konfiguriert ist, um Röntgenstrahlen auf ein zu scannendes Objekt zu projizieren und eine Röntgenstrahlendetektorvorrichtung aufweist, die konfiguriert ist, um Röntgenstrahlen zu erfassen, die durch eine Röntgenquelle projiziert und durch ein Objekt gedämpft werden. Die CT-Scanneinrichtung weist auch einen Computer auf, der programmiert ist, um ein Bildgebungsvolumen, das durch ein Paar von benachbarten Teilscanns abgebildet werden soll, zu definieren und eine Akquisition eines ersten Satzes von CT-Daten aus weniger als dem gesamten Bildgebungsvolumen in einem ersten Teilscann zu veranlassen. Der Computer ist ferner programmiert, um eine Akquisition eines zweiten Satzes von CT-Daten aus weniger als dem gesamten Bildgebungsvolumen in einem zweiten Teilscann zu veranlassen und um den ersten und den zweiten Satz der CT-Daten zu einem Verbunddatensatz miteinander zu verknüpfen, der einen räumlichen Erfassungsbereich des Bildgebungsvolumens aufweist. Der Computer rekonstruiert dann aus dem Verbunddatensatz ein CT-Bild des Bildgebungsvolumens.

Gemäß einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, weist ein Verfahren zur CT-Bildgebung die Schritte einer Definition eines Bildgebungsvolumens, aus dem CT-Daten akquiriert werden sollen, und eines Verschiebens bzw. Überführens eines zu scannenden Objekts in eine von mehreren diskreten Scannpositionen auf. Das Verfahren enthält ferner eine wiederholte Akquisition von CT-Daten aus dem Bildgebungsvolumen in einer Folge von Bruchteilscanns, während das Objekt in einer diskreten Scannpostion positioniert ist, und ein Mischen der mit der Folge von Bruchteilscanns akquirierten CT-Daten zu einem einzigen Datensatz für eine Rekonstruktion.

Gemäß einer weiteren Ausführungsform gehört zu der Erfindung ein Computer lesbares Speichermedium, auf dem ein Computerprogramm gespeichert ist, das einen Satz von Anweisungen repräsentiert, die, wenn sie von einem Computer ausgeführt werden, den Computer veranlassen, einen ersten Satz Herz getriggerter CT-Daten in einem ersten Halbscann zu akquirieren und einen zweiten Satz Herz getriggerter CT-Daten in einem zweiten Halbscann zu akquirieren, der den zweiten Satz Herz getriggerter CT-Daten aus einem Teil einer Abtastregion erfasst, die zu einem weiteren Teil der Abtastregion benachbart ist, aus dem der erste Satz Herz getriggerter CT-Daten akquiriert wird. Der Computer wird ferner veranlasst, den ersten Satz Herz getriggerter CT-Daten mit dem zweiten Satz Herz getriggerter CT-Daten zu vergleichen, um eine Gewichtungsfunktion zu bestimmen, und den ersten Satz Herz getriggerter CT-Daten durch die Gewichtungsfunk tion zu gewichten. Der Computer verknüpft bzw. kombiniert dann den gewichteten ersten Satz Herz getriggerter CT-Daten mit dem zweiten Satz Herz getriggerter CT-Daten zur Bildrekonstruktion der abgetasteten Region.

Verschiedene weitere Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung erschließen sich aus der folgenden detaillierten Beschreibung und den Zeichnungen.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die Zeichnungen veranschaulichen eine bevorzugte Ausführungsform, wie sie derzeit zur Ausführung der Erfindung vorgesehen ist.
1 zeigt ein Diagramm der Zeit gegenüber der Detektorzeilenposition in z unter Veranschaulichung der Erfassungslücke, die bei einer herkömmlichen kardialen CT-Akquisition möglich ist.
2 zeigt eine perspektivische Ansicht eines CT-Systems, das die vorliegende Erfindung enthält.
3 zeigt ein schematisiertes Blockschaltbild des in 2 dargestellten Systems.
4 zeigt ein Flussdiagramm, das die Schritte einer kardialen CT-Datenakquisition gemäß der vorliegenden Erfindung angibt.
5 zeigt ein Flussdiagramm, das die Schritte einer kardialen CT-Datenakquisition gemäß einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung angibt.
6 zeigt eine schematisierte Darstellung eines beispielhaften EKG-Signals.
7 zeigt eine schematisierte Darstellung unter Veranschaulichung von einander überlappenden Datenakquisitionsregionen gemäß einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
8 zeigt eine schematische Darstellung eines beispielhaften EKG-Signals, die eine Datenakquisitionszeit und eine Verzögerung zwischen den Scanns (Interscannverzögerung) in Bezug auf einen gegebenen Herzzyklus veranschaulicht.
9 zeigt eine schematische Darstellung, die ein sequentielles Scannen eines Herzens in konventioneller Weise veranschaulicht.
10 zeigt eine schematische Darstellung, die ein nicht sequentielles Scannen eines Herzens gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung veranschaulicht.
11 zeigt eine schematische Darstellung unter Veranschaulichung eines Bildgebungsvolumens, das in einem Paar einander ergänzender Halbscanns abgebildet wird.
12 zeigt ein Flussdiagramm, das die Schritte eines Teilscann-Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung angibt.
DETAILIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
Bezug nehmend auf 2 3 ist ein Computertomographie-Bildgebungssystem (CT-Bildgebungssystem) 10 veranschaulicht, wie es eine Gantry 12 mit einer Röntgenquelle 14 aufweist, die ein Röntgenstrahlbündel 16 in Richtung auf eine Detektoranordnung bzw. ein Detektorarray 18 auf der gegenüberliegenden Seite der Gantry 12 projiziert. Das Detektorarray 18 ist durch mehrere Detektoren 20 gebildet, die gemeinsam die projizierten Röntgenstrahlen, die durch einen medizinischen Patienten 22 hindurchtreten, erfassen. In einer bevorzugten Ausführungsform weist das Detektorarray 18 64 Detektorzeilen zur Akquisition von 64 Datenschichten während einer einzigen Gantryumdrehung auf. Jeder Detektor 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das die Intensität eines auftreffenden Röntgenstrahls und somit des abgeschwächten Strahlbündels, wie es durch den Patienten 22 passiert, repräsentiert. während eines Scanns zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten rotieren die Gantry 12 und die an dieser montierten Komponenten um ein Rotationszentrum bzw. einen Drehmittelpunkt 24.
Die Drehbewegung der Gantry 12 und der Betrieb der Röntgenquelle 14 sind durch eine Steuerungseinrichtung 26 des CT-Systems 10 gesteuert bzw. geregelt. Die Steuerungseinrichtung 26 enthält eine Röntgensteuerungseinrichtung 28, die Leistungs- und Zeitsteuerungssignale für die Röntgenquelle 14 bereitstellt, und eine Gantrymotorsteuerungseinrichtung 30, die die Drehgeschwindigkeit und Position der Gantry 12 steuert. Ein Datenakquisitionssystem (DAS) 32 in der Steuerungseinrichtung 26 tastet analoge Daten von den Detektoren 20 ab und wandelt die Daten für eine nachfolgende Verarbeitung in digitale Signale um. Wie weiter unten beschrieben, empfängt der Computer 36 auch EKG-Signale von einem Elektrokardiographen bzw. EKG-Messgerät 33, der bzw. das über Elektroden 35 an das Objekt angeschlossen ist, um Herzdaten des Objektes 22 zu akquirieren. Der Computer 36 korreliert die EKG-Signale, um die Phasen der Herzregion zu bestimmen. Vorzugsweise erhält das EKG-Gerät 33 eine EKG-Aufnahme des Patienten bevor das Scannen beginnt, so dass die Datenakquisition so zeitlich gesteuert werden kann, dass sie während der Ruheperioden zwischen den Spitzen eines Herzzyklus stattfindet. Während dieser Ruheperioden ist das Herz relativ still bzw. bewegungslos, so dass deshalb vorgezogen wird, dass die Datenakquisition zur Minimierung von Bewegungsartefakten in dem endgültigen rekonstruierten Bild während dieser Abschnitte des Herzzyklus stattfindet. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt abgetastete und digitalisierte Röntgendaten von dem DAS 32 und führt eine Hochgeschwindigkeitsrekonstruktion aus. Das rekonstruierte Bild wird als Eingangssignal einem Computer 36 zugeführt, der das Bild in einer Massenspeichervorrichtung 38 speichert.
Der Computer 36 empfängt ferner Anweisungen und Scannparameter von einem Bediener über eine Konsole 40, die eine Tastatur aufweist. Ein zugehöriger Kathodenröhrenmonitor bzw. Bildschirm 42 ermöglich es dem Bediener das rekonstruierte Bild und weitere Daten von dem Computer 36 zu beobachten. Die von dem Bediener gelieferten Anweisungen und Parameter werden von dem Computer 36 genutzt, um Steuerungssignale und Informationen an das DAS 32, die Röntgensteuerung 28, den EKG-Monitor 33 und die Gantrymotorsteuerung 30 zu liefern. Darüber hinaus betreibt der Computer 36 eine Tischmotorsteuerungseinrichtung 44, die den Motor betriebenen Tisch 46 zur Positionierung des Patienten 22 und der Gantry 12 steuert. Insbesondere bewegt der Tisch 46 Teile des Patienten 22 durch eine Gantryöffnung 48 hindurch.
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Herz-CT-Bildgebung, das mit dem in den 2–3 dargestellten System oder seinen äquivalenten Mitteln anwendbar ist.
Bei der herkömmlichen kardialen CT-Bildgebung wird ein Spiral-Scann angewandt. Es werden gewöhnlich Spiral-Scanns angewandt, weil sie vorteilhafterweise eine Interscannverzögerung, also eine Verzögerung zwischen den Scannvorgängen, eliminieren. Das heißt, dass bei einem Spiral-Scann die Röntgenstrahlenprojektion in Richtung auf das Objekt sowie die Tischverschiebung durch die Öffnung in der Gantry kontinuierlich bzw. fortlaufend erfolgen. Demzufolge sind Spiral-Scanns für physiologisch getaktete bzw. getriggerte Scanns, wie z.B. eine kardiale Bildgebung, in Folge einer fehlenden Flexibilität, Akquisitionslage und -zeitpunkte unabhängig voneinander auszuwählen, im Allgemeinen nicht gut geeignet. In Spiral-Scanns wird der Tisch mit einer konstanten Geschwindigkeit vorgeschoben bzw. weitergeschaltet. Es ist gezeigt worden, dass dies für Patienten, die während einer Datenakquisition eine Schwankung der Herzrate erfahren, problematisch ist.
Bezug nehmend nun auf 4 ist ein Verfahren 50 gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung beschrieben, das dazu dient, ein Objekt durch eine Anzahl diskreter Scannpositionen schrittweise inkrementell zu bewegen. Das Verfahren ist in Bezug auf eine kardiale Bildgebung beschrieben, wobei es jedoch im Zusammenhang mit anderen physiologisch getriggerten Akquisitionen anwendbar ist.
Ein Fachmann wird ohne weiteres erkennen, dass das in 4 veranschaulichte Verfahren in Form eines Satzes von Anweisungen eines Computerprogramms realisiert werden kann, die von einem oder mehreren Prozessoren des CT-Systems ausgeführt werden können. Außerdem kann das Computerprogramm auf einem Computer lesbaren Speichermedium, z.B. einer CD, gespeichert oder in einem Computerdatensignal enthalten sein, das in das CT-System herunter geladen werden kann.
Das Verfahren 50 beginnt bei 52 mit der Festsetung bzw. Vorschrift eines kardialen CT-Scanns. In dieser Hinsicht werden Elektroden eines EKG-Monitors an das Objekt angeschlossen, und das Objekt wird ordnungsgemäß auf dem Tisch positioniert, der konstruiert ist, um das Objekt durch die innerhalb der Gantry definierte Öffnung vor und zurück zu bewegen. Basierend auf der bei 52 identifizierten Vorschrift wird in 54 eine Anzahl diskreter Scannpositionen bestimmt. Zum Beispiel wäre für eine CAI-Untersuchung bei einem Detektorerfassungsbereich von 40 mm die Anzahl diskreter Scannpositionen gewöhnlich durch vier oder fünf Positionen gebildet. Das heißt, dass das gesamte Volumen des Herzens eines Objekts typischerweise in vier oder fünf Scannpositionen gescannt werden kann. Während der in 56 beginnenden Akquisition werden fortlaufend EKG-Daten von dem Objekt akquiriert. Wie oben beschrieben, korreliert der Computer des CT-Systems anschließend die EKG-Signale, um die Phasen der Herzbewegung des Objektes zu bestimmen. In dieser Hinsicht wird bevorzugt, mit der Ablesung und Analyse der EKG-Aufzeichnungen vor dem Beginn des Scannvorgangs anzufangen, so dass die Datenakquisition zeitlich derart festgelegt werden kann, dass sie zwischen den Spitzen eines Herzyklus stattfindet. Während dieser relativ ruhigen Perioden ist das Herz still, so dass deshalb vorgezogen wird, die Datenakquisition während dieser Abschnitte des Herzzyklus stattfinden zu lassen, um Bewegungsartefakte auf ein Minimum zu reduzieren. Daraufhin wird der Tisch, auf dem das zu scannende Objekt angeordnet ist, in der ersten Scannposition 58 eingestellt. In dieser Position werden CT-Daten für eine gegebene Phase des Herzzyklus 60 akquiriert.
Wenn die Daten für die gegebene Phase eines Herzzyklus mit dem in der ersten Scannposition positionierten Objekt akquiriert worden sind, wird eine Bestimmung darüber vorgenommen, ob die akquirierten CT-Daten gültig sind 62. Wenn gültige Daten nicht akquiriert worden sind 62, 64, springt das Verfahren 50 zum Schritt 60 zurück, um erneut Daten für die gegebene Phase des Herzzyklus mit dem weiterhin in der ersten Scannposition positionierten Objekt zu akquirieren. Wenn jedoch gültige CT-Daten akquiriert worden sind 62, 66, dann schreitet das Verfahren 50 zum Schritt 68 fort und bestimmt, ob noch weitere Scannpositionen verbleiben 68. Ist dies der Fall 68, 70, so wird der Tisch zu der nächsten Scannposition 72 vorgeschoben, woraufhin Daten für die gegebene Phase des Herzzyklus bei der Positionierung des Objekts in der nächsten Scannposition akquiriert werden. Wenn jedoch Daten für sämtliche Scannpositionen akquiriert worden sind 68, 73, endet das Scannen bei 74 mit einer Rekonstruktion eines Bildes.
Das Verfahren 50, wie es vorstehend beschrieben ist, ist auf die Akquisition getriggerter CT-Daten von einer Herzregion eines Objektes gerichtet, wobei das Objekt für eine Datenakquisition inkrementell, schrittweise durch eine Anzahl von Scannpositionen vorgeschoben bzw. geführt wird. Im Gegensatz zu herkömmlichen getriggerten Akquisitionen ist die Tischbewegung nicht kontinuierlich. Das heißt, dass das Objekt in einer diskreten Scannposition positioniert wird, Daten von dem Objekts akquiriert werden, eine Ermittlung vorgenommen wird um zu bestimmen, ob die akquirierten Daten gültig sind, und wenn dem so ist, das Objekt in die nächste diskrete Scannposition überführt wird. Wenn die akquirierten Daten ungültig sind, bleibt das Objekt ortsfest in der derzeitigen Scannposition, und es werden Daten erneut akquiriert. Somit wird das Objekt erst in die nächste Scannposition weiter verfahren, wenn gültige Daten für die momentane Scannposition akquiriert worden sind.
Außerdem findet die Projektion der Röntgenstrahlen auf das Objekt in einer bevorzugten Ausführungsform lediglich während der Datenakquisition statt. Das heißt, dass während der Intervalle, in denen der Tisch von einer Scannposition zu der nächsten Scannposition bewegt wird, die Projektion der Röntgenstrahlung vorzugsweise deaktiviert bzw. ausgesetzt wird. Da Daten während der Verschiebung des Tisches nicht akquiriert werden, wird das Objekt auf diese Weise während der Verschiebung des Tisches nicht Röntgenstrahlen ausgesetzt. In dieser Hinsicht reduziert das Verfahren 50 im Vergleich zu herkömmlichen getriggerten Spiral-Akquisitionen vorteilhafterweise weiter die Strahlenbelastung eines Patienten.
Bezug nehmend nun auf 5 ist die vorliegende Erfindung nicht nur auf ein Verfahren gerichtet, das, wie das in 4 beschriebene, ein Objekt inkrementell in eine Anzahl diskreter Scannpositionen überführt, vielmehr umfasst die vorliegende Erfindung auch ein Verfahren 76 zur Unterbrechung oder vorübergehenden Einstellung der Datenakquisition bei einer gegebenen Scannposition auf der Basis einer erfassten Unregelmäßigkeit oder Abnormalität des empfange nen EKG-Signals. Während das Verfahren 76 unabhängig von dem Verfahren erläutert ist, das im Zusammenhang mit 4 beschrieben worden ist, wird ein Fachmann ohne weiteres verstehen, dass das Verfahren 76 in Verbindung mit dem Verfahren 50 nach 4 ausgeführt werden kann. Das Verfahren 76 beginnt mit der Vorschrift eines kardialen CT-Scanns im Schritt 78. Daraufhin wird in 80 auf der Basis der im Schritt 78 identifizierten Scannparameter eine Anzahl diskreter Scannpositionen bestimmt. Wie oben erläutert, werden zur Abbildung des Herzens eines typischen Patienten vier oder fünf diskrete Scannpositionen benötigt. Ähnlich dem Verfahren nach 4 werden vor dem Beginn des CT-Scanns in 82 EKG-Daten akquiriert. Die akquirierten CT-Daten werden von dem CT-System verwendet, um die Akquisitionen von CT-Daten von einer gegeben Phase des Herzzyklus miteinander in Beziehung zu setzen bzw. zu korrelieren. Ein Fachmann wird jedoch wissen, dass EKG-Signale auch während der Akquisition von CT-Daten akquiriert werden. Die CT-Daten werden für eine gegebene Phase des Herzzyklus akquiriert, 84, wobei das Objekt in einer gegebenen Scannposition positioniert ist. Während die CT-Daten akquiriert werden 84, werden die empfangenen EKG-Signale überwacht, um zu bestimmen, ob irgendwelche Herzunregelmäßigkeiten aufgetreten sind, 86. Wenn dies der Fall ist 86, 88, wird in 89 die Datenakquisition für die gegebene Scannposition einstweilig eingestellt bzw. außer Kraft gesetzt. Auf diese Weise wird die Datenakquisition für die gegebene Phase des Herzzyklus des Objektes in dem nächsten Herzzyklus wieder aufgenommen. Wenn eine Herzunregelmäßigkeit nicht erfasst wird 86, 90, geht das Verfahren 76 zum Schritt 92 über und bestimmt, ob der Scann fortgesetzt werden sollte 92, d.h. ob weitere Scannpositionen verbleiben. Ist dies der Fall 92, 94, so wird in 96 der Tisch in der nächsten Scannposition einge stellt, woraufhin Daten für die gegebene Phase des Herzzyklus des Objektes in der nächsten Scannposition akquiriert werden. Die Schritte 84 bis 92 werden dann erneut ausgeführt, bis Daten für alle Scannpositionen akquiriert worden sind. Wenn Daten für sämtliche Scannpositionen akquiriert worden sind 92, 98, schreitet das Verfahren 76 zum Schritt 100 fort, in dem der Scannvorgang endet und ein Bild rekonstruiert wird, 100.
Bezug nehmend nun auf 6 ist ein beispielhaftes EKG-Signal 102 veranschaulicht. Das EKG-Signal 102 veranschaulicht in graphischer Weise eine Bewegung des Herzens eines Objektes während eines Herzzyklus. Wie dargestellt, ist der Herzzyklus, d.h. Herzschlag, gewöhnlich durch ein Paar R-Spitzen 104 definiert. In dieser Hinsicht ist ein einzelner Herzschlag durch ein Intervall R-R 105 gekennzeichnet. Wie vorstehend beschrieben, reduziert die vorliegende Erfindung vorteilhafterweise die Röntgenstrahlendosis für den Patienten. Dies wird erreicht, indem innerhalb eines jeden R-R-Intervalls 105 ein Datenakquisitionsfenster 106 definiert wird. An sich werden die Röntgenstrahlen nur während des Datenakquisitionsfensters 106 gegen das Objekt projiziert. In diesem Zusammenhang wird die Röntgenstrahlemission während sonstiger Zeiträume des R-R-Intervalls 105 deaktiviert bzw. abgeschaltet. Ein Fachmann versteht ohne weiteres, dass das Datenakquisitionsfenster 106 der Herzphase entspricht, während der die Datenakquisition stattfinden soll. Als solche wird während jener Phasen des Herzzyklus, in denen die Datenakquisition nicht stattfinden soll, die Röntgenstrahlenröhre gesteuert, um keine Röntgenstrahlen in Richtung auf das Objekt zu projizieren. Da die Datenakquisition, Zeitsteuerung und Lage unabhängig voneinander behandelt werden können, ist ferner die Triggerung effektiver. Außerdem stellt die Akquisition sogar für den Fall, dass alle Kardialphasen akquiriert und rekonstruiert werden müssen, sicher, dass eine Überlappung der Röntgenbestrahlung in den erfassten Regionen nicht erforderlich ist. Das heißt, dass alle Regionen nur einmal gescannt werden, und zwar im Gegensatz zu Spiral-Akquisitionen mit geringem Pitch-Faktor, bei denen der größte Teil des Scannvolumens mehrmals gescannt wird. Tests haben gezeigt, dass mit der vorliegenden Erfindung im Vergleich zu konventionellen Spiral-Scanns mit niedrigem Pitch eine 67%-ige bis 83%-ige Reduktion der Dosis erwartet werden kann.
Bezug nehmend nun auf 7 und gemäß einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden einander überlappende Datenakquisitionen dazu benutzt, Artefakte zu reduzieren. Eine Datenakquisition 108 überlappt sich teilweise mit einer Datenakquisition 110 und einer Datenakquisition 112. Diese Überlappung wird ausgenutzt, um zwei große Probleme in der Herzbildgebung anzugehen: inkonsistente Herzfrequenz und Konusstrahl. Das bedeutet, dass die Herzrate eines typischen Patienten variiert. Sogar bei einer relativ konstanten Herzrate 108, 110, 112, gibt die Herzbewegung nicht exakt Zyklus für Zyklus wieder. Da Datenakquisitionen 108, 210, 112 in unterschiedlichen Herzzyklen stattfinden, kann eine nicht berücksichtigte Inkonsistenz zwischen den Herzzyklen verschobene Grenzen zur Folge haben. Zusätzlich können für Konusstrahldatenakquisitionen einige Konusstrahl bezogene Artefakte in den Bildern vorhanden sein. Als solche liefern die überlappten Regionen 108 ein Werkzeug, um die Regionen 108-112 in einer konsistenteren bzw. passenderen Weise miteinander zu „vermischen". Dieses Mischen (sog. Blending) kann entweder wäh rend der Rekonstruktion oder nach der Rekonstruktion eines Bildes erfolgen.
In einer noch weiteren Ausführungsform und Bezug nehmend auf 8 werden die Gantrydrehzahl, die Verzögerung zwischen den Scanns (Interscannverzögerung) und der Erfassungsbereich auf der Grundlage der Herzrate des Patienten ermittelt, was schematisiert durch das EKG-Signal 114 veranschaulicht ist. Für die hier beschriebene Akquisition mit schrittweiser Positionierung und Aufzeichnung, sog. Step-and-Shoot-Akquisition, ist die gesamte Scannzeit durch die Datenakquisitianszeit und die Interscannverzögerung definiert. Die Datenakquisitionszeit 116 ist die Zeitdauer, die zur Erfassung von Daten verwendet wird, während die Interscannverzögerung 118 dazu dient, den Patienten oder den Tisch zu der nächsten Position zu bewegen und den Patienten für das Scannen einzurichten. Wenn die gesamte Scannzeit weniger als die Herzzyklusdauer des Patienten beträgt, kann der nächste Scann ohne eine zeitliche Lücke in dem Herzzyklus des Patienten beginnen. Wenn die gesamte Scannzeit größer ist als die Herzzyklusdauer des Patienten, kann das Scannnen nicht bei dem nächsten Herzzyklus beginnen. Dieser nächste Herzzyklus muss ausgelassen werden. Wenn die gesamte Scannzeit mehr als die Dauer von zwei Herzzyklen des Patienten beträgt, sind zwei Leerlaufzyklen vorhanden, in denen keine Datenakquisition stattfindet. Durch Verändern der Gantryscanngeschwindigkeit (Ändern der Datenakquisitionszeit) und der Distanzweite, die der Tisch durchfahren muss (Ändern der Interscannverzögerung), kann die gesamte Scannzeit derart modifiziert werden, dass eine minimale Zeit im Leelauf bzw. ungenutzt verbracht wird. Wenn es erforderlich ist, die Tischwegdistanz zu reduzieren, kann die vor einem Patienten vorgenommene Kollimation verändert werden, um die Röntgenstrahlendosis für den Patienten zu reduzieren. Das heißt, wenn die größte Distanz, die der Tisch bewegt werden kann, um innerhalb eines einzigen Herzzyklus zu passen, 35 mm beträgt, kann der Erfassungsbereich der Röntgenstrahlung durch Kollimation auf einen kleinen Bereich entlang des primären Röntgenstrahlbündels auf 35 mm reduziert werden, d.h. zwischen 35 mm und 40 mm, so dass eine zusätzliche Dosis auf einen Patienten nicht angewandt wird.
Bezug nehmend nun auf 9 und 10 der vorliegenden Erfindung kann das gesamte Herz in einer weiteren Ausführungsform „nicht sequentiell" gescannt werden, um die Gesamtakquisitionszeit zu reduzieren und/oder um die Bildqualität zu verbessern. Wie in 9 dargestellt, wird beispielsweise das Herz 120 in einer herkömmlichen Akquisition von oben bis unten sequentiell erfasst. Für einen gegebenen Scann kann es jedoch vorteilhaft sein, von einer mittleren oder obersten Position anzufangen und eine Position zu überspringen bzw. auszulassen, um einen anderen Teil zu scannen, um den Kontrast zu optimieren, wie dies in 10 veranschaulicht ist.
Außerdem wird überlegt, dass verschiedene Teile des Herzens in geringfügig unterschiedlichen Herzphasen gescannt werden können. Es ist allgemein bekannt, dass sich das gesamte Herz nicht völlig synchron bewegt. An sich kann die beste Ruhephase für den rechten Herzvorhof nicht die beste Stelle für die linke Herzkammer sein. Entsprechend ermöglicht die vorliegende Erfindung, jede Stelle unabhängig zu erfassen. Als solche können Modifikationen vorgenommen werden, um die Akquisition an die Anatomie genau anzupassen.
In einer weiteren Ausführungsform betrifft die vorliegende Erfindung die Steuerung der Rotationsgeschwindigkeit bzw. Drehzahl der Gantry während der Datenakquisition, um eine gewünschte Beziehung zwischen den Projektionswinkeln benachbarter Halbscanns aufrechtzuerhalten. Eine Halbscann-Bildgebung ist eine gebräuchliche Bildgebungstechnik in der kardialen CT-Bildgebung, um die zeitliche Auflösung zu verbessern. Mit der Halbscann-Bildgebung werden Projektionen über einen Projektionswinkel von π + 2γ_m anstatt von 2π verwendet, wobei γ_m der Fächerwinkel des Detektors ist. Eine derartige Rekonstruktion kann durch die folgende Gleichung gekennzeichnet werden:
wobei w(s, β) die Halbscann-Gewichtung darstellt: w(s, β) = 3θ2(γ, β) – 2θ3(γ, β) Gl. (2)
wobei D die Distanz von einer Röntgenquelle zu einem Isozentrum des Systems ist, s und ν die Projektionskanal- und die -zeilenstelle entsprechend dem rekonstruierten Pixel (x, y, z) darstellen, β der Projektionswinkel und γ der zu s zugehörige Detektorfächerwinkel ist. Für eine Step-and-Shoot-Akquisition, wie sie hier beschrieben ist, ist die vollständig abgetastete Region kleiner als eine zylindri sche Scheibe, deren Höhe mit dem Isozentrum-Erfassungsbereich des Detektors gleich ist. Wie in 11 dargestellt, heißt das, dass die Konusstrahlgeometrie den Erfassungsbereich jeder Projektion auf eine Region mit Datenakquisitionsbereichen reduziert, die viel schmäler sind als das gewünschte Volumen in der Nähe der Quelle. Das Volumen 122, von dem Daten akquiriert werden, wird in einem einzelnen Halbscann nicht vollständig abgetastet. In dieser Hinsicht unterlässt es das Fächerstrahlbündel 124 eines ersten Halbscanns, Daten von einer Region 126 des abzutastenden Volumens 122 zu akquirieren. Infolgedessen können Bildartefakte in dem Winkelbereich 2π auftreten.
Um das Auftreten von Bildartefakten in einer kardialen getriggerten Step-and-Shoot-CT-Akquisition zu reduzieren, ist die vorliegende Erfindung ferner auf eine Steuerung der Gantryrotation während der Datenakquisition gerichtet, so dass der Unterschied zwischen den Projektionswinkeln eines Paares von einander ergänzenden Halbscanns ungefähr π im Bogenmaß beträgt. Dies bedeutet, dass aufgrund der konusförmigen Strahlbündelgeometrie eines Röntgenfächerstrahls, die Region, die näher am Detektor ist, eine z-Weite erfasst, der wesentlich größer ist als der Erfassungsbereich im Detektor-Isozentrum. Deshalb gibt es bei zwei Projektionen, die voneinander (im Isozentrum) um eine Detektorbreite entfernt sind und deren Projektionswinkel sich um π im Bogenmaß unterscheiden, wenig Abtastlücken in dem abgetasteten Volumen. Die zwei Projektionen bilden deshalb ein komplementäres Paar. Die ist in 11 veranschaulicht.
Wie veranschaulicht, bilden die durch das Fächerbündel 128 definierten Projektionen ein komplementäres Paar mit den Projektionen des Fächerstrahlbündels 124. Darüber hin aus erfasst das Fächerstrahlbündel 128 Daten von der unabgetasteten Region 126 des Fächerstrahlbündels 124 und hat eine unabgetastete Region 130 zu Folge, die von dem Fächerstrahlbündel 124 abgetastet wird. Für eine getriggerte Herz-CT-Bildgebung ist es erwünscht, eine gewünschte Beziehung zwischen den Fächerstrahlbündeln 124 und 128 aufrechtzuerhalten. Diese Beziehung wird durch Steuerung der Drehzahl, mit der sich die Gantry dreht, und infolgedessen die Röntgenquelle rotiert, aufrechterhalten. Darüber hinaus muss die Gantrydrehung derart gesteuert werden, dass die CT-Datenakquisition mit der Herzbewegung des Objektes synchronisiert ist. Dies wird durch die Akquisition von kardialen Bewegungsdaten mit einem EKG-Monitor vor der Datenakquisition erreicht. Durch die Messung der EKG-Daten vor der Datenakquisition kann die Herzrate des Objekts vor der Datenakquisition der CT-Daten bestimmt werden. Somit kann die Gantrysteuerungseinrichtung oder eine sonstige Steuerungseinrichtung die Gantryrotation bei einer Drehzahl festlegen, die sicherstellt, dass sich die Zentralwinkel zweier benachbarter Halbscanns in einem Bereich von π im Bogenmaß unterscheiden. Insbesondere setzt die Gantrysteuerungseinrichtung die Gantrydrehzahl auf der Basis des folgenden Ausdrucks fest: π – Γ ≤ βA – βB ≤ π + Γ Gl. (4),wobei Γ ein Parameter ist, der die zulässige Abweichung von π beschreibt, und β_A und β_B die Zentralprojekionswinkel benachbarter Halbscanns darstellen. Während für Γ mehrere Werte verwendet werden können, wird in einer bevorzugten Ausführungsform ein Wert von π/4 verwendet. Vorzugsweise wird der Wert für Γ so ausgewählt, dass eine Balance oder ein Gleichgewicht zwischen der Bildqualität und Robustheit gegen Herzratenschwankung gefunden wird. Während in Erwägung gezogen wird, dass für Γ auch Werte, die größer sind als π/4, verwendet werden können, wird es bevorzugt, dass ein Γ-Wert von π/4 oder weniger verwendet wird. Somit unterscheiden sich die Zentralprojekionswinkel zwischen benachbarten Halbscanns um grob π im Bogenmaß.
Die vorliegende Erfindung ist in Bezug auf eine Segmentierung voller Gantryumdrehungen in ein Paar von Halbscanns beschrieben; ein Fachmann wird jedoch ohne weiteres verstehen, dass eine volle Gantryumdrehung in mehrere Teilscanns segmentiert werden kann. In dieser Hinsicht wird die Gantryrotation so gesteuert, dass eine gewünschte Beziehung zwischen den Zentralprojekionswinkeln benachbarter Teilscanns aufrechterhalten wird, um Bildartefakte zu reduzieren.
Bezug nehmend nun auf 12 ist ein Verfahren, das die Schritte einer Datenakquisitions- und Bildrekonstruktionstechnik angibt, die insbesondere auf Teilscanns angewandt werden kann, veranschaulicht. Wie beschrieben, vereinigt dieser Rekonstruktionsprozess die Beiträge benachbarter Teilscanns, d.h. Halbscanns, um die ausgelassenen oder nicht abgetasteten Regionen in einem einzelnen Teilscann auszugleichen bzw. zu kompensieren. Aus Gründen der Veranschaulichung ist dieses Rekonstruktionsverfahren im Zusammenhang mit Halbscanns beschrieben, wobei es jedoch selbstverständlich, dass das Verfahren auf andere Arten von Teilscanns erweitert werden kann.
Das Bildgebungsverfahren 132 beginnt bei 134 mit der Abtastung eines Bildvolumens in mehreren bruchteilhaften Scanns oder Teilscanns 136. Wie vorstehend beschrieben, wird bevorzugt, dass sich die Zentralwinkel benachbarter Halbscanns innerhalb eines Bereichs voneinander unterscheiden, der durch (π – Γ, π + Γ) definiert ist. Nachdem mehrere Projektionsdatensätze von dem Abtastvolumen akquiriert worden sind, wird dann, wie unten beschrieben, jeder Projektionsdatensatz einem Gewichtungs- und Umverteilungsprozess (Rebinning-Prozess) unterzogen.
Das Verfahren 132 fährt mit der Auswahl eines Projektionsdatensatzes 138 zur Verarbeitung fort. Der ausgewählte Projektionsdatensatz wird Zeile für Zeile einer Fächerstrahl-zu-Parallelstrahl-Umverteilung 140 unterworfen. In dieser Hinsicht wird für den Projektionsdatensatz p_A(s, v, β) ein benachbarter Projektionsabtastdatensatz p_B(s', v', β') untersucht 142, wobei |β' – β| = nπ, wobei n eine ungerade ganze Zahl darstellt. Aus dem Vergleich der benachbarten Datensätze wird eine Gewichtungsfunktion bestimmt 144. Insbesondere wird durch den Vergleich zwischen v und v' eine Gewichtsfunktion ξ_A(x, y, z) während des Rückprojektionsschrittes der Rekonstruktion definiert, wie sie in dem folgenden Ausdruck definiert ist:
∊_B ist in ähnlicher Weise definiert. Die Gewichtsfunktion wird dann auf den ausgewählten Datensatz 146 angewandt, und es wird ein Bild des ausgewählten Projektionsdatensatzes gemäß der folgenden Rekonstruktionsgleichung rekonstruiert, 148:
Das Verfahren schreitet dann zum Schritt 150 fort, um festzustellen, ob irgendwelche weiteren Projektionsdatensätze vorhanden sind, die verarbeitet werden sollen. Ist dies der Fall 150, 152, so werden die Schritte 138–148 für jeden Projektionsdatensatz wiederholt. Wenn einmal alle Projektionsdatensätze verarbeitet worden sind 150, 154, wird aus der Aufsummierung benachbarter Rekonstruktionen ein endgültiges Bild rekonstruiert, 156. Der Rekonstruktionsprozess endet dann in 158.
Während die vorgenannten Schritte in Hinblick auf die Verarbeitung von rohen Projektionsdaten beschrieben worden sind, ist es vorgesehen, dass die vorerwähnten Schritte in äquivalenter Weise im Bildraum durchgeführt werden können. Dies bedeutet, dass ein Qualitätsfaktor η(x, y, z) für jedes rekonstruierte Pixel eines einzelnen Halbscann-Datensatzes definiert wird. Der Qualitätsfaktor kann wie folgt definiert werden:
wobei:
Es ist zu beachten, dass für die Zenralregionen, in denen die Abtastung vollständig ist, d.h. keine Unterabtastung, η = 0. Für Regionen, die eine signifikante Unterabtastung erfahren, ist η groß. Das endgültige rekonstruierte Bild stellt dann die Kombination von zwei benachbarten Halbscann-Bildern, wie in der folgenden Gleichung definiert:
Die vorliegende Erfindung ist im Hinblick auf keine Scannüberlappung zwischen benachbarten Step-and-Shoot-Scanns beschrieben. Alternativ wird überlegt, dass die Halbscanns definiert werden können, um zur Verbesserung der Bildqualität eine Überlappung zur Verfügung zu stellen. In dieser Hinsicht wird somit überlegt, dass während der Rekonstruktion weiteres Vermischen von Daten (Datenblending) in den sich überlappenden Regionen durchgeführt werden kann.
Es ist auch zu erkennen, dass die vorliegende Erfindung außer auf Halbscanns und Teilscanns auch auf Sektor basiertes Scannen angewandt werden kann. In dieser Hinsicht bleibt die Objektposition für einige Herzzyklen fixiert. Innerhalb jedes Zyklus wird ein Bruchteil eines benötigten Projektionsdatensatzes akquiriert. Wenn die Scanngeschwindigkeit ausgewählt wird, um mit der Herzrate asynchronisiert zu sein, können nichtredundante Projektionen über mehrere Herzzyklen hinweg akquiriert werden. Während des Rekonstruktionsprozesses werden die akquirierten Datensätze miteinander gemischt, um einen vollständigen Datensatz zu bilden. Diese Vorgehensweise ermöglicht eine verbesserte zeitliche Auflösung. Alternativ kann der Tisch in jedem Herzzyklus um einen Teil des Detektorerfassungsbereiches vorgeschoben werden. Der Teil ist durch die Anzahl von für die Rekonstruktion benötigten Sektoren bestimmt. Wenn zum Beispiel eine Akquisition mit zwei Sektoren verwendet wird, wird der Tisch in jedem Herzzyklus etwa um 50% des Scannererfassungsbereiches bewegt.
Es sollte verständlich sein, dass die oben beschriebene Akquisition einfach auf den Akquisitionsmodus ausgedehnt werden kann, in dem mehrere Phasen des Herzens gescannt werden müssen. In einem derartigen Protokoll wird der Röntgenstrahl solange eingeschaltet, bis die Projektionsdaten für alle Herzphasen akquiriert werden, bevor der Tisch zu der nächsten Position weitergeschaltet wird. Es ist z.B. möglich, einen Patienten in Enddiastolen- und Endsystolenphasen zu scannen. Während der Datenakquisition werden die zu den beiden Phasen zugehörigen Datensätze akquiriert, bevor der Tisch in die nächste Position bewegt wird.
Deshalb umfasst die vorliegende Erfindung ein CT-Bildgebungssystem, das eine drehbare Gantry, in der eine Öffnung zur Aufnahme eines Objektes vorgesehen ist, das gescannt werden soll, und einen Tisch aufweist, der durch die Öffnung nach vorne und hinten bewegbar ist. Das System weist ferner eine Steuerungseinrichtung auf, die konfiguriert ist, um ein auf dem Tisch angeordnetes Objekt zu einer ersten Datenakquisitionsposition zu bewegen. Die Steuerungseinrichtung ist ferner konfiguriert, um eine Akquisi tion von Bildgebungsdaten von dem Objekt in der ersten Datenakquisitionsposition mit einem Herzzyklus des Objektes zu koordinieren. Darüber hinaus ist die Steuerungseinrichtung konfiguriert, um das Objekt nur dann in eine Objektdatenakquisitionsposition, die sich von der ersten Datenakquisitionsposition unterscheidet, zu überführen, wenn die in der ersten Datenakquisitionsposition akquirierten Bilddaten als akzeptabel erachtet worden sind.
Die vorliegende Erfindung umfasst ferner ein Verfahren zur Herz-CT-Bildgebung, wobei ein Objekt in einer ersten Datenakquisitionsposition von einer Anzahl diskreter Datenakquisitionspositionen positioniert wird. Dann wird ein Datensatz von getriggerten CT-Daten von einer Herzregion des Objektes akquiriert, während das Objekt in der ersten Datenakquisitionsposition positioniert ist. Das Verfahren enthält weiterhin eine Bestimmung, ob der Datensatz gültig ist, und wenn dem so ist, eine Positionierung eines Objektes in einer zweiten Datenakquisitionsposition, die sich von der ersten Datenakquisitionsposition unterscheidet. Wenn der Datensatz ungültig ist, enthält das Verfahren ferner eine erneute Akquisition des Datensatzes getriggerter CT-Daten von der Herzregion des Objekts, während das Objekt in der ersten Datenakquisitionsposition positioniert ist.
Die Erfindung ist auch beschrieben, wie sie ferner in einem Computer lesbaren Speichermedium enthalten ist, das ein darin gespeichertes Computerprogramm aufweist, das einen Satz von Anweisungen darstellt. Wenn der Anweisungssatz von einem Computer ausgeführt wird, veranlasst er den Computer, ein zu scannendes Objekt, das auf einem Tisch eines CT-Systems positioniert ist, durch eine Anzahl diskreter Scannpositionen zu verschieben. Der Computer wird ferner veranlasst, physiologisch getriggerte CT-Daten in jeder Scannposition zu akquirieren und eine physiologische Bewegungsaktivität des Scannobjektes während einer Datenakquisition in jeder Scannposition zu überwachen. Der Satz von Anweisungen veranlasst den Computer weiterhin, eine Datenakquisition von dem Scannobjekt in einer Scannposition aufzuheben bzw. außer Kraft zu setzen, wenn eine Unregelmäßigkeit der physiologischen Bewegungsaktivität des Scannobjektes während einer Datenakquisition des Scannobjektes festgestellt wird, währen dieses in der Scannposition positioniert ist.
Die vorliegende Erfindung betrifft ferner eine Scanneinrichtung mit einer Gantry, die eine Röntgenquelle aufweist, die in der Gantry angeordnet und konfiguriert ist, um um eine Öffnung herum zu rotieren, in der ein zu scannendes Objekt angeordnet ist. Die Scanneinrichtung weist ferner einen EKG-Monitor, der konfiguriert ist, um Herzbewegungsdaten von dem zu scannenden Objekt zu akquirieren, und eine Steuerungseinrichtung auf, die konfiguriert ist, um eine vollständige Gantryumdrehung in Form einer Anzahl von Teilscanns zu definieren. Die Steuerungseinrichtung ist ferner konfiguriert, um die Gantry derart zu drehen, dass sich Zentralprojektionswinkel benachbarter Teilscanns in etwa um π im Bogenmaß unterscheiden.
Es ist auch ein CT-Bildgebungssystem offenbart, wie es eine drehbare Gantry, in der eine Öffnung enthalten ist, um ein zu scannendes Objekt aufzunehmen, und eine Röntgenquelle aufweist, die innerhalb der drehbaren Gantry angeordnet und konfiguriert ist, um während einer CT-Datenakquisition ein Fächerstrahlbündel von Röntgenstrahlen auf das Objekt zu projizieren. Das System weist ferner einen durch die Öffnung vorwärts und rückwärts bzw. hin und her bewegbaren Tisch und einen Computer, der programmiert ist, um getriggerte Herz-CT-Daten von einer Abtastregion in einem Paar komplementärer Halbscanns zu akquirieren. Der Computer ist weiterhin programmiert, um eine Drehung der drehbaren Gantry mit einer Gantrydrehzahl während einer CT-Datenakquisition von der Abtastregion in einer derartigen Weise zu veranlassen, dass sich ein Zentralprojektionswinkel von Röntgenstrahlen in einem Halbscann von dem Zentralprojektionswinkel von Röntgenstrahlen in einem komplementären Halbscann um ungefähr π im Bogenmaß unterscheidet.
Es ist ferner ein Verfahren zur CT-Bildgebung beschrieben. Das Verfahren weist eine Definition einer Anzahl von diskreten Scannpositionen, durch die ein zu scannendes Objekt zur Datenakquisition verschoben werden soll, und eine Drehung einer Röntgenquelle durch eine Folge von Projektionswinkeln und bei einer Rotationsgeschwindigkeit bzw. Drehzahl um das zu scannende Objekt entlang eines kreisringförmigen Drehwegs auf, wenn das zu scannende Objekt in einer diskreten Scannposition positioniert ist. Das Verfahren enthält ferner eine Festlegung jeder vollständigen Umdrehung der Röntgenquelle in Form eines ersten Halbscanns und eines zweiten Halbscanns und, für jeden Projektionswinkel des ersten Halbscanns, eine Definition eines komplementären Projektionswinkels des zweiten Halbscanns. Das Verfahren enthält weiterhin eine Steuerung der Drehgeschwindigkeit der Röntgenquelle in einer derartigen Weise, dass sich die Projektionswinkel des ersten Halbscanns von ihren komplementären Projektionswinkeln des zweiten Halbscanns ungefähr um π (in Radiant) unterscheiden.
Es ist eine CT-Scannereinrichtung beschrieben, die eine Röntgenquelle, die konfiguriert ist, um Röntgenstrahlen auf ein zu scannendes Objekt zu projizieren, und eine Röntgendetektorvorrichtung enthält, die konfiguriert ist, um Röntgenstrahlen zu erfassen, die von der Röntgenquelle projiziert und von dem Objekt abgeschwächt werden. Die CT-Scannereinrichtung enthält ferner einen Computer, der programmiert ist, um ein Bildgebungsvolumen, das abgebildet werden soll, in Form eines Paars benachbarter Teilscanns zu definieren, und um in einem ersten Teilscann eine Akquisition eines ersten Satzes von CT-Daten aus weniger als dem gesamten Bildgebungsvolumen zu veranlassen. Der Computer ist darüber hinaus programmiert, um in einem zweiten Teilscann eine Akquisition eines zweiten Satzes von CT-Daten aus weniger als dem gesamten Bildgebungsvolumen zu veranlassen und um den ersten und den zweiten Satz der CT-Daten zu einem Verbunddatensatz miteinander zu verknüpfen, der einen räumlichen Erfassungsbereich des Bildgebungsvolumens aufweist. Der Computer rekonstruiert dann aus dem Verbunddatensatz ein CT-Bild des Bildgebungsvolumens.
Ein Verfahren zur CT-Bildgebung ist ebenso beschrieben und weist die Schritte auf: Definiren eines Bildgebungsvolumens, aus dem CT-Daten akquiriert werden sollen, und Vorschieben eines zu scannenden Objekts zu einer von einer Anzahl diskreter Scannpositionen. Das Verfahren enthält ferner ein wiederholtes Akquirieren von CT-Daten aus dem Bildgebungsvolumen in einer Folge von Bruchteilscanns auf, während das Objekt in einer einzelnen diskreten Scannpostion positioniert ist, und ein Mischen (ein Blending) der mit einer Folge von Bruchteilscanns akquirierten CT-Daten zu einem einzigen Datensatz für eine Rekonstruktion.
Die Erfindung enthält auch ein Computer lesbares Speichermedium, auf dem ein Computerprogramm gespeichert ist, das einen Satz von Anweisungen repräsentiert, die, wenn sie von einem Computer ausgeführt werden, den Computer veranlassen, einen ersten Satz getriggerter Herz-CT-Daten in einem ersten Halbscann zu akquirieren und einen zweiten Satz getriggerter Herz-CT-Daten in einem zweiten Halbscann zu akquirieren, der den zweiten Satz getriggerter Herz-CT-Daten aus einem Teil einer Abtastregion erfasst, der zu einem weiteren Teil der Abtastregion benachbart liegt, aus dem der erste Satz getriggerter Herz-CT-Daten akquiriert worden ist. Der Computer wird ferner veranlasst, den ersten Satz von getriggerten Herz-CT-Daten mit dem zweiten Satz von getriggerten Herz-CT-Daten zu vergleichen, um eine Gewichtungsfunktion zu bestimmen, und den ersten Satz von getriggerten Herz-CT-Daten mit der Gewichtungsfunktion zu gewichten. Der Computer kombiniert dann den gewichteten ersten Satz von getriggerten Herz-CT-Daten mit dem zweiten Satz von getriggerten Herz-CT-Daten zur Bildrekonstruktion der abgetasteten Region.
Die vorliegende Erfindung ist in Bezug auf bevorzugte Ausführungsformen beschrieben worden, und es ist offensichtlich, dass weitere Äquivalente, Alternativen und Abwandlungen neben denen, die ausdrücklich genannt wurden, möglich sind und in dem Rahmen der beigefügten Ansprüche liegen können.
Die vorliegende betrifft ein Verfahren und ein System zum Mischen (sog. Blending) von Daten, die von benachbarten partialen Scanns akquiriert werden. Es werden Daten von einem Bildgebungsvolumen 122 in einer Folge von Teilscanns oder partialen Scanns 124, 128 akquiriert. Jeder partiale Scann 124, 128 tastet einen Bruchteil des Bildgebungsvolumens 130, 126 ab. Während einer Rekonstruktion werden Daten von den partialen Scanns 124, 128 miteinander kombiniert, um den nicht abgetasteten Teil 126, 130 des Bildgebungsvolumens 122, der bei jedem alleinigen partialen Scann angetroffen wird, zu kompensieren.

10: CT-Bildgebungssystem
12: Gantry
14: Röntgenquelle
16: Röntgenstrahl
18: Detektorarray
20: mehrere Detektoren
22: Patient
24: Rotationszentrum, Drehmittelpunkt
26: Steuerungseinrichtung
28: Röntgensteuerungseinrichtung
30: Gantrymotorsteuerungseinrichtung
32: Datenakquisitionssystem (DAS)
33: EKG-Monitor
34: Bildrekonstruktionseinrichtung
35: Elektroden
36: Computer, Rechner
38: Massenspeichervorrichtung
40: Bedienerkonsole
42: Kathodenstrahlröhrenanzeige, Bildschirm
44: Tischmotorsteuerungseinrichtung
46: Tisch
48: Gantryöffnung
50: Verfahren zur inkrementellen schrittweisen Überführung eines Objektes durch diskrete Scannpositionen
52: Herz-CT-Scann vorschreiben
54: mehrere diskrete Scannpositionen bestimmen
56: EKG-Daten kontinuierlich akquirieren
58: erste Scannposition einstellen
60: CT-Daten für gegebene Herzzyklusphase akquirieren
62: Bestimmen, ob CT-Daten gültig sind
64: CT-Daten sind nicht gültig
66: CT-Daten sind gültig
68: Bestimmen, ob weitere Scannpositionen bleiben
70: weitere Scannpositionen bleiben
72: nächste Scannposition einstellen
73: Daten für sämtliche Scannpositionen akquiriert
74: Scann endet – Rekonstruktion eines Bildes
76: Verfahren zur Unterbrechung der Datenakquisition
78: Herz-CT-Scann vorschreiben
80: mehrere diskrete Scannpositionen bestimmen
82: EKG-Daten akquirieren
84: CT-Daten akquirieren
86: Bestimmen, ob Herzunregelmäßigkeiten aufgetreten sind
88: Herzunregelmäßigkeiten sind aufgetreten
89: Datenakquisition unterdrücken
90: Herzunregelmäßigkeiten nicht erfasst
92: Bestimmen, ob Scannvorgang durchgeführt wird/ob weitere Scannpositionen bleiben
94: weitere Scannpositionen bleiben
96: nächste Scannposition einstellen
98: Daten für sämtliche Positionen akquiriert
100: Ende des Scannvorgangs/Rekonstruktion eines Bildes
102: beispielhaftes EKG-Signal
104: ein Paar von R-Spitzen
105: R-R-Intervall
106: Datenakquisitionsfenster
108: Datenakquisition
110: Datenakquisition
112: Datenakquisition
114: EKG-Signal
116: Datenakquisitionszeitdauer
118: Interscannverzögerung
120: Herz
122: Abtastvolumen
124: Fächerstrahl
126: nicht abgetastete Region
128: Fächerstrahl
130: nicht abgetastete Region
132: Bildgebungsverfahren
134: Abtasten eines Bildgebungsvolumens
136: mehrere Teil- bzw. Partialscanns
138: Auswahl eines Projektionsdatensatzes
140: Fächerstrahl-zu-Parallelstrahl-Umverteilung, -Rebinning
142: Projektionsabtastung
144: Gewichtungsfunktion bestimmen
146: Gewichtungsfunktion auf ausgewählten Datensatz anwenden
148: Bild rekonstruieren
150: Bestimmen, ob weitere Projektionsdatensätze verarbeitet werden müssen
152: weitere Projektionsdatensätze müssen verarbeitet werden
154: sämtliche Projektionsdatensätze verarbeitet
156: endgültiges Bild rekonstruieren
158: Rekonstruktionsprozess endet

Claims

CT-Scannereinrichtung (10): mit einer Röntgenquelle (14), die konfiguriert ist, um Röntgenstrahlen (16) auf ein scannendes Objekt (22) zu projizieren, und mit einer Röntgendetektoranordnung (18), die konfiguriert ist, um Röntgenstrahlen, die von der Röntgenquelle (14) projiziert und durch das Objekt (22) abgeschwächt werden, zu erfassen; und mit einem Computer (36), der programmiert ist, um: ein abzubildendes Bildgebungsvolumen (122) in Form eines Paars benachbarter Teilscanns(124, 128) zu definieren; eine Akquisition eines ersten Satzes von CT-Daten aus weniger als dem gesamten Bildgebungsvolumen (130) in einem ersten Teilscann (124) zu veranlassen; eine Akquisition eines zweiten Satzes von CT-Daten aus weniger als dem gesamten Bildgebungsvolumen (126) in einem zweiten Teilscann (128) zu veranlassen; den ersten und den zweiten Satz von CT-Daten zu einem Verbunddatensatz miteinander zu verknüpfen, der einen räumlichen Erfassungbereich des Bildgebungsvolumens (122) aufweist; und aus dem Verbunddatensatz (156) ein CT-Bild des Bildgebungsvolumens zu rekonstruieren.
CT-Scannereinrichtung (10) nach Anspruch 1, wobei der Computer (36) ferner programmiert ist, um einen räumlichen Erfassungsbereich (130) für den ersten Teilscann (124) zu definieren, der teilweise einem räumlichen Erfassungsbereich des zweiten Teilscanns (128) überlappt.
CT-Scannereinrichtung (10) nach Anspruch 1, wobei der Computer (36) ferner programmiert ist, um den ersten und den zweiten Teilscann (124, 126) in einer derartigen Weise zu definieren, dass sich die zentralen Projektionswinkel der Teilscanns (124, 126) innerhalb eines spezifizierten Bereichs von π aus voneinander unterscheiden.
CT-Scannereinrichtung (10) nach Anspruch 1, wobei der Computer (36) ferner programmiert ist, um eine zeilenweise Fächerstrahl-zu-Parallelstrahl-Umverteilung (140) des ersten und des zweiten Satzes von CT-Daten durchzuführen.
CT-Scannereinrichtung (10) nach Anspruch 4, wobei der Computer (36) ferner programmiert ist, um entweder den ersten Satz von CT-Daten basierend auf dem zweiten Satz von CT-Daten zu gewichten (146) oder den zweiten Satz von CT-Daten basierend auf dem ersten Satz von CT-Daten zu gewichten (146).
CT-Scannereinrichtung (10) nach Anspruch 1, wobei der Computer (36) ferner programmiert ist, um eine inkrementelle Verschiebung des Objekts (22) durch eine Anzahl von Scannpositionen (54) zu bewirken und eine Verschiebung des Objekts (22) von einer momentanen Scannposition (58) zu einer nächsten Scannposition (72) lediglich dann zuzulassen, wenn in der momentanen Scannposition (58) akquirierte CT-Daten als gültig erachtet werden (66).
CT-Scannereinrichtung (10) nach Anspruch 1, die ferner einen EKG-Monitor (33) aufweist, der die Herzbewegung (114) des Objektes (22) überwacht, und wobei der Computer (36) ferner programmiert ist, um eine CT-Datenakquisition (84) mit der Herzbewegung (114) des Objektes (22) zu synchronisieren.
CT-Scannereinrichtung (10) nach Anspruch 1, wobei der Computer (36) ferner programmiert ist, um eine Akquisition (84) des ersten und des zweiten Satzes von CT-Daten zu veranlassen, während sich das Objekt (22) ortsfest in einer vorgegebenen Tischposition befindet.
CT-Scannereinrichtung (10) nach Anspruch 1, wobei der Computer (36) ferner programmiert ist, um die benachbarten Teilscanns als Halbscanns (124, 128) zu definieren.
CT-Scannereinrichtung (10) nach Anspruch 1, wobei der Computer (36) ferner programmiert ist, um innerhalb eines jeden Herzzyklus (114), der von dem Objekt (22) gemessen wird, eine Verschiebung des Objekts (22) durch die Öffnung (48) um einen Bruchteil des Erfassungsbereiches des Detektors (18) zu veranlassen.