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Die
Erfindung betrifft eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Bestimmung
der optimalen Bildrekonstruktionsphase für sich quasiperiodisch bewegende
Objekte, insbesondere hinsichtlich der Röntgen-Computertomographie (CT)
des Herzens.
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Die
Möglichkeit,
bewegte Objekte in einem Quasi-Momentzustand bewegungsfrei darzustellen,
ist sehr stark von der zeitlichen Auflösung des Aufnahmesystems abhängig. Im
Rahmen dieser Beschreibung ist die Aufnahme durch Computertomographen
(CT, Mikro-CT, C-Bogen-CT) erläutert,
wobei die vorgestellte Technik für
jedes andere Aufnahmesystem mit mehrdimensionalen Daten anwendbar
ist. Insbesondere in der hochauflösenden klinischen CT besteht
die Schwierigkeit, daß sich
durch Bewegungen von Organen, wie z.B. Herz, Lunge, Bildunschärfen ergeben.
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Speziell
in der klinischen CT kann die Darstellung des Herzens zu charakteristischen
Bewegungsartefakten in den rekonstruierten Bildern führen. Unter
der Vorraussetzung einer quasiperiodischen Objektbewegung läßt sich
jedoch der Rekonstruktionsalgorithmus mit der Objektbewegung synchronisieren.
Dabei werden lediglich Projektionsdaten aus gleichen Bewegungsphasen
(vorzugsweise solchen mit minimalen Bewegungen des zu untersuchenden
Objektes) für
eine Bildrekonstruktion verwendet und die restlichen Daten werden nicht
oder mit reduziertem Gewicht berücksichtigt.
Hierdurch kann die zeitliche Auflösung des bildgebenden Systems
erhöht werden
und die Objekte werden in einem quasistatischen Zustand dargestellt.
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In
der humanen Kardio-CT ist die Verwendung eines simultan aufgezeichneten
Elektrokardiogramms (EKG) als Synchronisationssignal für die Bildrekonstruktion
am weitesten verbreitet. Darüber
hinaus ist es bekannt, die Kymogrammfunktion, welche z.B. die zeitabhängige Schwerpunktsbewegung
einer untersuchten Schicht wiedergibt, als Synchronisationssignal
zu verwenden.
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Unabhängig von
dem verwendeten Synchronisationssignal werden für die Bildrekonstruktion periodisch
wiederkehrende Objektzustände
detektiert. Lediglich die Projektionsdaten innerhalb eines zeitlichen Fensters
um den definierten Objektzustand werden für eine phasenkorrelierte Bildrekonstruktion
verwendet und liefern somit einen Bildbeitrag, die restlichen Projektionsdaten
bleiben unberücksichtigt.
Diese Vorgehensweise ist bei allen gängigen Rekonstruktionsverfahren,
wie der analytischen „Filtered
Back Protection" (FBP) oder
der statistischen „Algebraic
Reconstruction Technique" (ART),
identisch.
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Da
einige der Projektionsdaten bei der Bildrekonstruktion unbeachtet
bleiben, kann man durch eine Röhrenstrommodulation
(„tube
current modulation" TCM)
die Dosisbelastung bei einem Kardio-CT-Scan reduzieren. Hierbei
wird in den bewegungsreichen Herzphasen, die geringe Bildbeiträge liefern,
der Röhrenstrom des
CT-Gerätes
reduziert. Hierzu sind aber eine Verfügbarkeit des Synchronisationssignals
und eine Kenntnis der gewünschten
Rekonstruktionsphase bereits während
des CT-Scan erforderlich. Eine Abweichung der später tatsächlich verwendeten von der
vorher geplanten Rekonstruktionsphase würde zu einem starken Verlust an
Bildqualität
führen.
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Da
es sich besonders bei der Herzbewegung um eine ungleichförmige quasiperiodische
Bewegung handelt, sind nicht alle Phasenabschnitte gleichwertig
im Sinne der phasenkorrelierten Bildrekonstruktion. In der systolischen
Phase beispielsweise, in der das Herz die Auswurfbewegung ausführt, weist
das Herz eine hohe Bewegungsgeschwindigkeit auf. In der diastolischen
Phase dagegen befindet sich das Herz nach der Relaxation in einer
kurzen bewegungsarmen Ruhephase. Somit ist in den meisten Fällen die
diastolische Phase, die zwischen 60% und 80% eines RR-Zyklus eines
EKG-Signals liegt,
die optimale Rekonstruktionsphase. Mit steigender Herzrate gewinnt,
im Hinblick auf eine artefaktfreie Rekonstruktion jedoch auch die
systolische Phase, die zwischen 20% und 40% eines RR-Zyklus liegt,
an Bedeutung. Sowohl die Ungewißheit über eine
Rekonstruktion in der systolischen oder in der diastolischen Phase
als auch eine leichte patientenspezifische Abweichung innerhalb
der typischen Phasenbezüge
(Systole, Diastole) ermöglicht
keine klare Aussage über
eine generelle optimale Rekonstruktionsphase.
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Deshalb
versuchte man bisher zum einen, durch wiederholte Rekonstruktionen
zu unterschiedlichen Phasenpunkten sich iterativ einer optimalen
Bildqualität
anzunähern.
Zum anderen existieren bildbasierte Ansätze, sowohl global (über die
gesamte Aufnahmezeit) als auch lokal (zu bestimmten Zeitpunkten)
die optimale Rekonstruktionsphase zu bestimmen. Beide Möglichkeiten
sind aber durch die vielen notwendigen Bildrekonstruktionen sehr
zeit- und ressourcenaufwendig. Darüber hinaus ist es nicht möglich, die
optimale Rekonstruktionsphase bereits während des CT-Scans zu bestimmen,
da für
die bisher bekannten Lösungen
die rekonstruierten Bilder und somit die kompletten Rohdaten benötigt werden.
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Eine
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, im Hinblick auf Reduktion
der Bewegungsartefakte eine automatische Bestimmung dieser optimalen
Rekonstruktionsphase zu ermöglichen.
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Diese
Aufgabe wird durch ein Verfahren zur Darstellung eines sich quasiperiodisch
bewegenden Objektes mit Hilfe eines Bildaufnahmesystems, insbesondere
eines Computertomographen, unter Verwendung einer phasenkorrelierten
Rekonstruktionstechnik gelöst,
bei dem eine optimale Bildrekonstruktionsphase unter Verwendung
einer Bewegungsfunktion des Objektes bestimmt wird.
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Darüber hinaus
wird diese Aufgabe durch ein Bildaufnahmesystem, insbesondere Computertomograph,
zur Darstellung eines sich quasiperiodisch bewegenden Objektes unter
Verwendung einer phasenkorrelierten Rekonstruktionstechnik gelöst, der
durch eine Vorrichtung zur Bestimmung der optimalen Bildrekonstruktionsphase
unter Verwendung einer Bewegungsfunktion des Objektes gekennzeichnet
ist.
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Schließlich wird
die Erfindung auch durch die Verwendung der Bewegungsfunktion eines
Objektes zur Bestimmung einer optimalen Bildrekonstruktionsphase
in einem Verfahren zur Darstellung eines sich quasiperiodisch bewegenden
Objektes unter Verwendung einer phasenkorrelierten Rekonstruktionstechnik
sowie durch ein Computerprogramm für ein oben genanntes Bildaufnahmesystem
gelöst,
welches Computerprogrammanweisungen umfaßt zum Ausführen des oben genannten Verfahrens,
wenn das Computerprogramm auf einem Rechner ausgeführt wird.
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Unter
einem quasiperiodischen Signal wird dabei ein Signal mit immer wiederkehrendem
Signalverlauf verstanden, dessen Periodendauer jedoch variabel und
nicht zwangsläufig
konstant ist. In diesem Sinne kann ein quasiperiodisches Signal
aber auch streng periodisch sein.
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Mit
Hilfe der vorliegenden Erfindung wird die derzeit vorhandene standardmäßige Rekonstruktionstechnik
für die
Computertomographie (CT)-basierte Darstellung von sich bewegenden
Objekten modifiziert. Um Bilder zu erhalten, die frei von Bewegungsartefakten
sind, wird eine phasenkorrelierte Rekonstruktionstechnik verwendet.
Die vorliegende Erfindung beschreibt einen Computertomographen mit
einer vollautomatischen, rechnergestützten Bestimmung der optimalen
Rekonstruktionsphase zur Minimierung der Bewegungsartefakte. Hierzu
wird aus einer Bewegungsfunktion des Objektes, insbesondere der
Kymogrammfunktion, der Phasenabschnitt der quasiperiodischen Bewegungsfunktion
des bewegten Objektes ermittelt, in dem eine minimale Bewegung stattfindet.
Die Größe des betrachteten
Phasenabschnittes wird durch die Systemparameter der verwendeten
bildgebenden Modalität
bestimmt. Mit der Erfindung wird die erzielbare Bildqualität deutlich
erhöht
und damit der diagnostische Wert der Aufnahmen vergrößert.
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Im
Gegensatz zu den bereits bestehenden Lösungsansätzen stützt sich die beschriebene Methode
auf die direkte Analyse der tatsächlichen
Bewegungsfunktion des Objektes, also beispielsweise der tatsächlichen Herzbewegungsfunktion,
und nicht auf eine Ähnlichkeitsberechnung
oder auf Drittdaten. Mit anderen Worten erfolgt die Bestimmung der
optimalen Rekonstruktionsphase nicht auf Daten, welche die Objektbewegung
lediglich mittelbar oder indirekt beschreiben, sondern auf der Grundlage
direkter und unmittelbarer Bewegungsdaten. Die Bestimmung der optimalen
Rekonstruktionsphase erfolgt dabei ausschließlich im Rohdatenraum, also
im speziellen unter Verwendung von CT-Rohdaten. Die Bildqualität wird somit
verbessert, ohne daß dafür über die
ohnehin durchgeführte
Bildrekonstruktion hinausgehende Schritte notwendig sind. Insbesondere
sind keine Berechnungen im Bildraum, also basierend auf bereits
rekonstruierten CT-Bildern, erforderlich. Damit wird die für den eigentlichen
CT-Scan benötigte
Gesamtzeit deutlich verringert, was einen spürbar verbesserten Ablauf der
CT-Untersuchung
zur Folge hat.
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Kern
der Erfindung ist ein Verfahren, das es erlaubt, individuell auf
den Patienten und auch in Echtzeit auf jede einzelne Periode der
Bewegung abgestimmt, die optimale Phase für eine Bildrekonstruktion zu
berechnen. Dadurch können
die für
die Bildrekonstruktion notwendige Zeit bzw. die Bildqualität verbessert
werden. Hierzu wird aus den Rohdaten in festen zeitlichen Abständen das
Kymogrammsignal berechnet, das den zeitlichen Verlauf des Massenschwerpunkts
widerspiegelt, aus dem wiederum dessen Geschwindigkeit und schließlich die
optimale Rekonstruktionsphase, nämlich
die mit minimalen Bewegungen, berechnet werden kann. In einer Ausführungsform
der Erfindung wird die aus dem Kymogrammsignal resultierende minimale
Objektgeschwindigkeit detektiert und somit die optimale Rekonstruktionsphase
bestimmt. In einer weiteren Ausführungsform
der Erfindung werden diese individuellen und periodenabhängigen Ergebnisse
mit gemittelten Kurven (Templates) verglichen, um den Einfluß des Rauschens
zu verringern.
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Darüber hinaus
wird eine Implementierung für
eine Berechnung in Echtzeit beschrieben, welches die Voraussetzung
für eine
optimale Röhrenstrommodulation
ist. Hierdurch ergibt sich, verglichen mit bildbasierten Methoden,
eine schnelle rohdatenbasierte Methode zur Bestimmung der patientenspezifischen
optimalen Rekonstruktionsphase bei gleichzeitiger Verringerung der
Strahlungsbelastung für
den Patienten.
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Die
Begriffe Kymogramm, Kymogrammfunktion und Kymogrammsignal werden
in dieser Beschreibung synonym verwendet. Unter einem Kymogramm
wird eine Bewegungsinformation verstanden, wie sie in den folgenden
Veröffentlichungen
beschrieben ist:
- Marc Kachelrieß, Dirk-Alexander Sennst, Wolfgang
Maxlmoser, und Willi A. Kalender: "Kymogram detection and kymogram-correlated image
reconstruction from subsecond spiral computed tomography scans of
the heart". Medical
Physics, 29(7): 1489–1503,
- W.A. Kalender und M. Kachelrieß: „Computertomograph mit objektbezogener
Bewegungsartefaktreduktion und Extraktion der Objektbewegungsinformation
Kymogramm". European Patent Application Nr.
99111708.6 .
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Der
Inhalt dieser beiden Veröffentlichungen
wird hiermit vollumfänglich
in die vorliegende Beschreibung aufgenommen. Einzelheiten zu der
Kymogrammfunktion und deren Erfassung sind aus den oben genannten
Veröffentlichungen
bekannt, so daß im
Rahmen dieser Beschreibung nicht näher darauf eingegangen werden
braucht.
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Weitere
vorteilhafte Ausführungen
der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben und werden nachfolgend
im Zusammenhang mit einem Ausführungsbeispiel
der Erfindung beschrieben, das anhand der folgenden Zeichnungen
näher erläutert wird.
Diese zeigen:
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1 ein
schematisches CT-System mit seinen für die vorliegende Erfindung
wesentlichen Bestandteilen,
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2 das
EKG-Signal und die korrespondierende Kymogrammfunktion (oben) sowie
den RR-Zyklus des EKG-Signals und die korrespondierende modulare
Phase p(t) (unten),
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3 Bewegungsfunktion
eines Beispielpatienten,
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4 ein
mit einer herkömmlicher
Rekonstruktionstechnik erstelltes Kardio-CT-Bild und ein mit einer phasenkorrelierten
Rekonstruktionstechnik erstelltes Kardio-CT-Bild.
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Die
vorliegende Erfindung beschreibt die Detektion der optimalen Bewegungsphase
für eine
phasenkorrelierte Bildrekonstruktion unter Verwendung der errechneten
Herzbewegungsfunktion, dem Kymogramm. Hierdurch wird eine bewegungsartefaktfreie
Bildrekonstruktion in der optimalen Rekonstruktionsphase ermöglicht.
Eine patientenspezifische Adaption der Rekonstruktionsphase ist
nicht mehr notwendig.
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Die
Erfindung wird nachfolgend am Beispiel eines Kardio-CT-Systems 1 beschrieben.
Dieses besteht im wesentlichen aus bildgebenden Elementen 2 (Röntgenröhre, Detektoren,
etc.) sowie einer damit verbundenen Steuerungskomponente 3 sowie
einer Bildrekonstruktionskomponente 4, die unter Verwendung
der von den bildgebenden Elementen 2 erhaltenen Rohdaten
CT-Bilder erstellt,
vgl. 1. Die nachfolgend beschriebenen erfindungswesentlichen
Schritte werden überwiegend
von der Steuerungskomponente 3 verwirklicht.
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Die
Steuerungskomponente 3 umfaßt dabei wenigstens eine Datenverarbeitungseinheit
mit einer Anzahl von weiter unten näher erläuterten Funktionsmodulen, wobei
jedes Funktionsmodul ausgebildet ist zur Durchführung einer bestimmten Funktion
oder einer Anzahl bestimmter Funktionen gemäß dem beschriebenen Verfahren.
Bei den Funktionsmodulen kann es sich um Hardwaremodule oder Softwaremodule
handeln. Mit anderen Worten kann die Erfindung, soweit es die Datenverarbeitungseinheit
betrifft, entweder in Form von Computerhardware oder in Form von
Computersoftware oder in einer Kombination aus Hardware und Software
verwirklicht werden. Soweit die Erfindung in Form von Software verwirklicht
ist, werden die nachfolgend beschriebenen Funktionen durch Computerprogrammanweisungen
realisiert, wenn das Computerprogramm auf einem Rechner ausgeführt wird.
Der Rechner kann beispielsweise ein Standard-Personalcomputer oder
eine dedizierte medizinische Workstation sein. Die Computerprogrammanweisungen
sind dabei auf an sich bekannte Art und Weise in einer beliebigen
Programmiersprache verwirklicht und können der Datenverarbeitungseinheit
in beliebiger Form bereitgestellt werden, beispielsweise in Form
von Datenpaketen, die über
ein Rechnernetz übertragen
werden, oder in Form eines auf einer Diskette, einer CD-ROM oder einem
anderen Datenträger
gespeicherten Computerprogrammprodukts.
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Auch
die Bildrekonstruktionskomponente 4 umfaßt wenigstens
eine Datenverarbeitungseinheit sowie eine entsprechend zur Bildrekonstruktion
ausgebildete Computersoftware. Eine derartige Bildrekonstruktionskomponente
ist aus dem Stand der Technik bekannt. Es kann sich dabei insbesondere
um eine entfernt von den bildgebenden Elementen 2 installierte
Rechnereinheit handeln.
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Die
Steuerungskomponente 3 umfaßt ein erstes Funktionsmodul 5,
das zur Bereitstellung der Kymogrammfunktion des untersuchten Herzens
ausgebildet ist. Hierzu ist das erste Funktionsmodul 5 mit
den bildgebenden Elementen 2 des CT-Systems 1 über eine Datenleitung 101 verbunden.
Das Kymogramm wird dabei von dem ersten Funktionsmodul 5 direkt
aus den CT-Rohdaten
berechnet. Im Gegensatz zu einem EKG, bei dem dies nur indirekt
der Fall ist, werden mit dem Kymogramm die tatsächlichen Bewegungen des Herzens erfaßt. Auf
den an sich bekannten Aufbau und die Arbeitsweise dieses ersten
Funktionsmoduls 5 der Steuerungskomponente 3 wird
nachfolgend nicht weiter eingegangen. Das Kymogrammsignal wird von
dem ersten Funktionsmodul 5 einem zweiten Funktionsmodul 6 der
Steuerungskomponente 3 bereitgestellt bzw. zu diesem über eine
Datenleitung 103 übertragen.
Dieses zweite Funktionsmodul 6 führt dann die nachfolgend im Detail
beschriebenen Einzelschritte durch.
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Das
zweidimensionale Kymogrammsignal
spiegelt die Bewegung des
Massenschwerpunkts (center-of-mass, COM-Punkt) der durchleuchteten
Schicht des Herzens in x- und y-Richtung wieder. Durch die Pumpbewegung
des Herzens variiert der COM-Punkt mit der Zeit und gibt daher die
Herzbewegung wieder. In
2 (oben) ist ein EKG-Signal
7 und
die korrespondierende Kymogrammfunktion
8 dargestellt.
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Da
es sich bei dem Kymogrammsignal um ein quasiperiodisches Signal
handelt, ist für
die Erfindung lediglich die Phasenbewegungsfunktion r
c(p)
eines Bewegungszyklus (Bewegungsperiode) bezüglich der Bewegungsphase p
von Interesse. Dazu werden innerhalb des kontinuierlichen Zeitsignals
r
c(t) mit t ∊ [t
Start,
t
End] die einzelnen Bewegungszyklen mit
der Periodenlänge
T betrachtet. Dabei stellt die Bewegungsphase p den relativen Zeitpunkt
innerhalb der Periode dar, d.h. den Zeitpunkt innerhalb einer Periode
t
p ∊ [0, T[ normiert auf die Periodendauer
T:
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Eine
repräsentative,
patientenspezifische Phasenbewegungsfunktion wird vorzugsweise dadurch
erhalten, indem die Bewegungsfunktion r
c(t) über die
Aufnahmedauer für
eine gewählte
Bewegungsphase p gemittelt wird:
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Mit
anderen Worten wird eine Bewegungsfunktion der COM-Punkte erzeugt,
die repräsentativ
ist für einen
Bewegungszyklus des Herzens. Dabei stellt p(t) ∊ [0, 1[
die modulare Phase
9 des Signals dar, welche der Bewegungsphase
p zum Zeitpunkt t ∊ [t
Start, t
End] entspricht und beispielhaft in
2 (unten)
abgebildet ist:
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Die
variable Herzrate wird hierbei durch 1/Tn =
1/(tn+1 – tn)
und die Synchronisationspunkte durch tn+1, tn mit tn+1 > tn angegeben.
Die modulare Phase bezieht sich dabei auf ein beliebiges Synchronisationssignal, welches
die quasiperiodische Objektbewegung widerspiegelt.
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Als
Synchronisationssignal kann beispielsweise die Kymogrammfunktion
selbst verwendet werden. Insbesondere in der Kardio-CT wird ein
zusätzliches
EKG 10 eingesetzt, das über
eine Datenleitung 102 an die Steuerungskomponente 3 des
CT-Systems 1 angeschlossen wird. Der RR-Zyklus 11 eines
solchen EKG-Signals ist in 2 (unten)
abgebildet.
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Eine
Phasenbewegungsfunktion 12 eines Beispielpatienten rc(p) für
p(t) ∊ [0, 1[ mit 100 Abtastwerten ist in 3 dargestellt.
Die Graustufenkodierung ermöglicht
dabei eine Zuordnung zu dem korrespondierenden EKG-Signal in 2 (unten).
Die in dem linken unteren Bereich der 3 dargestellten
hellgrauen Meßpunkte
entsprechend dabei der systolischen Phase (p(t) = 20%–40%) und
die im Mittelbereiche dargestellten dunkleren Meßpunkte entsprechen der diastolischen
Phase (p(t) = 60%–80%).
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Die
Geschwindigkeit des Herzens hinsichtlich der Bewegungsphase kann
dabei mit Hilfe des Abstandes zweier benachbarter phasenbasierter
COM-Punkte rc(p) und rc(p
+ Δp) zueinander
bestimmt werden. Bei einer konstanten phasenbasierten Abtastrate Δp weisen
zwei benachbarte COM-Punkte
bei höheren
Geschwindigkeiten einen größeren Abstand
|rc(p + Δp) – rc(p)| auf als bei niedrigeren Geschwindigkeiten.
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Die
optimale Rekonstruktionsphase p
opt wird
durch das Lösen
eines Minimierungsproblems in dem zweiten Funktionsmodul
6 der
Steuerungskomponente
3 bestimmt. Hierbei wird der Abstand
des Phasen-COM-Punktes r
c(p) bzgl. des Phasenpunktes
p zu den Nachbarphasenpunkten r
c(p + p
i) um einen relevanten Bereich 2·p
w minimiert:
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Der
relevante Bereich 2·pw (Weite des Zeitfensters für die phasenkorrelierte
Bildrekonstruktion) ist in dem speziellen Beispiel einer phasenkorrelierten
Bildrekonstruktion in der Kardio-CT durch die relative Zeitauflösung definiert.
Diese ist von der Herzrate des Patienten, dem verwendeten Rekonstruktionsalgorithmus
(u.a. single-segment, multi-segment)
und den Systemparametern des CT-Systems 1 abhängig. So
würde sich
beispielsweise die Fensterweite bei höheren Herzraten vergrößern und
bei der Verwendung eines Multisegmentrekonstruktionsalgorithmus
mit beispielsweise zwei Fenstern annähernd halbieren.
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Nachdem
die optimale Rekonstruktionsphase popt in
dem zweiten Funktionsmodul 6 der Steuerungskomponente 3 bestimmt
ist, erfolgt eine entsprechende Ansteuerung der Komponente 4 zur
Bildrekonstruktion über
eine Datenleitung 106. Insbesondere werden an ein Auswahlelement
der Bildrekonstruktionskomponente 4 Steuersignale übertragen,
die das Auswahlelement dazu befähigen,
nur solche CT-Rohdaten zur Bildrekonstruktion auszuwählen, die
eine minimal mögliche
Objektbewegung beinhalten. Die notwendigen Meßdaten zur Bildrekonstruktion
erhält
die entsprechende Komponente 4 über die Datenleitung 107 von
dem bildgebenden Element 2. Eine Gegenüberstellung eines mit herkömmlicher
Rekonstruktionstechnik erstellten Kardio-CT-Bildes 13 und
eines mit einer phasenkorrelierten Rekonstruktionstechnik erstellten
Bildes 14, wie in 4 dargestellt,
macht die verbesserte Bildqualität
deutlich.
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In
einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung wird in dem zweiten Funktionsmodul
eine online-(d.h. Echtzeit-)fähige
Berechnung der optimalen Rekonstruktionsphase für eine Röhrenstrommodulation (TCM) durchgeführt. Hierfür wird die
Kymogrammfunktion r
c(t) bereits während des
CT-Scans berechnet. Die Phasenbewegungsfunktion r
c(p)
kann dann jedoch nicht durch eine Mittelung über die gesamte Aufnahmedauer
der Kymogrammfunktion r
c(t) berechnet werden,
sondern es ergibt sich eine vom Aufnahmezeitpunkt abhängige Phasenbewegungsfunktion:
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Unter
Verwendung des oben genannten Minimierungsverfahrens ergibt sich
somit für
die optimale Rekonstruktionsphase popt(t)
eine Zeitabhängigkeit.
Aus dieser Zeitabhängigkeit
läßt sich
der Zeitpunkt der optimalen Rekonstruktionsphase innerhalb des nächsten Bewegungszyklus
vorhersagen. Dies erfolgt unter Verwendung entsprechend angepaßter Berechnungsalgorithmen
in dem zweiten Funktionsmodul 6 der Steuerungskomponente.
Mit anderen Worten läßt sich
aus bereits ermittelten Werten die optimale Rekonstruktionsphase
für den
nächsten
Bewegungszyklus des Herzen vorhersagen. In Abhängigkeit davon erfolgt anschließend eine
Ansteuerung der bildgebenden Elemente 2 des CT-Systems 1 über eine
Datenleitung 104, insbesondere der Röntgenröhre, durch das zweite Funktionsmodul 6 derart,
daß in
bewegungsreichen Phasen, die geringe Bildbeiträge liefern, der Röhrenstrom
als eine Funktion der Herzphase p(t) gestaltet und somit die Dosisbelastung
reduziert wird.
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In
einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung erfolgt eine Korrelationsberechnung
mit einer Templatekurve (Musterbeispielbewegungskurve). Hierfür werden
im Vorfeld der Anwendung zuvor ermittelte patientenspezifische Phasenbewegungsfunktionen
rc(p) über
eine gewisse Anzahl an Patienten zu einer repräsentativen Templatekurve gemittelt.
Die Templatekurve wird dann in dem zweiten Funktionsmodul 6 abgelegt
oder dem zweiten Funktionsmodul 6 zur Nutzung bereitgestellt,
beispielsweise von einer externen Datenbank über eine Datenleitung 105,
die auch zum Datentransport von Ergebnis- oder Kontrolldaten der
Steuerungskomponente 3 an eine externe Empfangsstation
(nicht dargestellt) verwendet werden kann.
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Während eines
CT-Scans werden durch das zweite Funktionsmodul mit Hilfe des oben
beschriebenen Minimierungsverfahrens die optimalen Rekonstruktionsphasen
global, innerhalb eines Bewegungszyklus, oder auch lokal, beispielsweise
innerhalb der systolischen oder diastolischen Phase, in der Templatekurve
bestimmt. Über
eine ebenfalls durch das zweite Funktionsmodul ausgeführte Korrelationsberechnung
der patientenspezifischen Phasenbewegungsfunktion rc(p)
oder rc(p, t) mit der Templatekurve können dann
sowohl die optimale Rekonstruktionsphase, als auch charakteristische
Bewegungsphasen, wie beispielsweise die midsystolische und die diastolische
Phase, bestimmt werden. Mit anderen Worten findet ein Vergleich
von gemessenen Daten mit Musterdaten statt, so daß sehr schnell
eine bereits im Vorfeld bestimmte optimale Rekonstruktionsphase
gefunden werden kann. Diese Korrelationsberechnung ist sowohl für eine online-(d.h.
Echtzeit-) als auch eine standardmäßige offline-Berechnung anwendbar.
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Templatekurven
können
insbesondere für
verschiedene Herzfrequenzbereiche bereitgestellt werden. Somit kann
der Herzfrequenzabhängigkeit
der optimalen Rekonstruktionsphase auf einfache Art und Weise begegnet
werden.
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Alle
in der Beschreibung, den nachfolgenden Ansprüchen und der Zeichnung dargestellten
Merkmale können
sowohl einzeln als auch in beliebiger Kombination miteinander erfindungswesentlich
sein.
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- 1
- CT-System
- 2
- bildgebende
Elemente
- 3
- Steuerungskomponente
- 4
- Bildrekonstruktionskomponente
- 5
- erstes
Funktionsmodul
- 6
- zweites
Funktionsmodul
- 7
- EKG-Signal
- 8
- Kymogramm
- 9
- modulare
Phase
- 10
- EKG
- 11
- RR-Zyklus
- 12
- Phasenbewegungsfunktion
- 13
- herkömmliches
CT-Bild
- 14
- verbessertes
CT-Bild
- 101–107
- Datenleitungen