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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung
zur Erzeugung eines CT-Bildes (CT: Computertomographie) eines Objektes,
das mit Kontrastmittel angereicherte Strukturen und Weichteile aufweist,
mit einem Computertomographen, der über mindestens n = 2 Aufnahmesysteme verfügt, die
an einem Drehrahmen um einen Winkel von 180°/n gegeneinander winkelversetzt
angeordnet sind und bei unterschiedlichen Röntgenenergien betrieben werden.
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Derartige
Computertomographen sind im Falle von zwei Aufnahmesystemen auch
als Dual-Source CT-Geräte
bekannt. Unter einem Aufnahmesystem wird hierbei die Kombination
aus einer Röntgenquelle
und einem gegenüberliegenden
Röntgendetektor
verstanden. Dual-Source CT-Geräte werden
u. a. für
Aufnahmen des Herzens eingesetzt. Bei EKG-synchronisierten Aufnahmen
des Herzens werden pro Aufnahmesystem Daten eines Viertelumlaufs
(in Parallelgeometrie) des Drehrahmens zur Erzeugung eines CT-Bildes
verwendet, um die zeitliche Auflösung
zu optimieren. Gegenüber
CT-Systemen mit nur einem Aufnahmesystem wird hierdurch die Zeitauflösung verdoppelt.
In Drehzentrumsnähe
beträgt
die zeitliche Auflösung
mit einem Dual-Source CT-Gerät
ein Viertel der Rotationszeit des Drehrahmens. Die Bildrekonstruktion
aus den Messdaten der beiden Aufnahmesysteme setzt jedoch voraus,
dass beide mit gleichem Röntgenenergiespektrum
betrieben werden, um ein artefaktfreies Bild zu erhalten.
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Werden
beide Aufnahmesysteme mit unterschiedlichen Röntgenenergien bzw. Röntgenenergiespektren
betrieben, wie es bei EKG-synchronisierten Dual-Energy-Aufnahmen
der Fall ist, so können
nicht einfach zwei Viertelumlauf-Datensätze zur Erzeugung eines Bildes
aneinander gefügt
werden, da durch die unterschiedlichen Röntgenenergiespektren und die
damit verbun denen unterschiedlichen mittleren Röntgenenergien die Daten inkonsistent
sind. Folge dieser Inkonsistenz sind Artefakte und CT-Wert-Verschiebungen
in CT-Bildern, bei denen der zur Bildrekonstruktion mindestens erforderliche Halbumlauf
für die
Erfassung der Messdaten aus einem Viertelumlauf pro Aufnahmesystem
zusammengesetzt ist. Deshalb wurden bei EKG-synchronisierten Dual-Energy-Aufnahmen
mit einem Dual-Source CT-Gerät
bisher pro Aufnahmesystem Messdaten eines Halbumlaufs verwendet,
die zur Erzeugung eines separaten Bildes pro Aufnahmesystem ausreichend
sind. Die beiden separaten Bilder wurden dann in geeigneter Weise
zu einem Mischbild zusammengefasst. Dadurch beträgt allerdings die zeitliche Auflösung nur
noch die Hälfte
der Rotationszeit des Drehrahmens, so dass der eigentliche Vorteil
der Verwendung von Dual-Source CT-Geräten verloren geht, nämlich EKG-synchronisierte
Bilder mit optimierter Zeitauflösung
von einem Viertel der Rotationszeit zu erzeugen.
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Die
DE 10 2004 004 295
A1 beschreibt ein Verfahren zur Erzeugung eines CT-Bildes
eines Objekts, das mit Kontrastmittel angereicherte Strukturen und
Weichteile aufweist. Der hierzu eingesetzte Computertomograph umfasst
zwei Aufnahmesysteme, die um 90° gegeneinander
winkelversetzt angeordnet sind und mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren
betrieben werden. Für
jedes der Aufnahmesysteme wird in einer Ausgestaltung des Verfahrens
aus den Messdaten ein vorläufiges
CT-Bild rekonstruiert.
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Die
nachveröffentlichte
DE 10 2008 051 043 B3 beschreibt
ein verfahren zur Optimierung der Zeitauflösung bei EKG-synchronisierten
Dual-Energy-Dual-Source CT-Aufnahmen. Die mit unterschiedlichen
Röntgenspektren
aufgenommenen inkonsistenten Messdaten der beiden Aufnahmesysteme werden
hierbei in einen räumlich
niederfrequenten Anteil und einen räumlich hochfrequenten Anteil
zerlegt. Die Frequenzgrenze wird so gewählt, dass relevante Bewegungen
der Koronararterien im Wesentlichen im räumlich hochfrequenten Anteil
der Daten enthalten sind, die durch die unterschiedliche mittlere Energie
der Messdaten erzeugten Inkonsistenzen dagegen im Wesentlichen im
räumlich
niederfrequenten Anteil. Aus den niederfrequenten Daten wird ein
Bild mit mindestens einem Halbumlauf pro Aufnahmesystem erzeugt,
für die
diagnostisch relevanten hochfrequenten Messdaten dagegen wird nur
ein Viertelumlauf pro Aufnahmesystem zur Optimierung der Zeitauflösung verwendet.
Allerdings ist bei diesem Verfahren die zeitliche Auflösung im
Bild von der Ortsfrequenz der abgebildeten Strukturen abhängig und
eine saubere Trennung von räumlich
hochfrequenten bewegten Struk turen, insbesondere Koronararterien,
und niederfrequenten Artefakten nicht immer gewährleistet.
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Die
Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein Verfahren
und eine Vorrichtung zur Erzeugung von CT-Bildern hoher Zeitauflösung mit einem
Computertomographen anzugeben, der über mindestens zwei Aufnahmesysteme
verfügt,
die mit unterschiedlichen Röntgenenergien
betrieben werden, wobei die CT-Bilder möglichst geringe Artefakte aufweisen
sollen.
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Die
Aufgabe wird mit dem Verfahren und der Vorrichtung gemäß den Patentansprüchen 1 und
6 gelöst.
Vorteilhafte Ausgestaltungen des Verfahrens sowie der Vorrichtung
sind Gegenstand der abhängigen
Patentansprüche
oder lassen sich der nachfolgenden Beschreibung sowie dem Ausführungsbeispiel
entnehmen.
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Bei
dem vorgeschlagenen Verfahren wird ein Computertomograph eingesetzt,
der über
mindestens n = 2 Aufnahmesysteme verfügt, die an einem Drehrahmen
des Computertomographen um einen Winkel von 180°/n gegeneinander winkelversetzt
angeordnet sind und mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren und damit
unterschiedlichen mittleren Röntgenenergien
betrieben werden. Im Falle eines Computertomographen mit n = 2 Aufnahmesystemen entspricht
dies den bekannten Dual-Source CT-Geräten. Das Verfahren lässt sich
jedoch auch mit CT-Geräten
durchführen,
die über
mehr als zwei Aufnahmesysteme verfügen, die in der oben angegebenen
Weise gegeneinander winkelversetzt am Drehrahmen angeordnet sind.
Die einzelnen Aufnahmesysteme setzen sich dabei in bekannter Weise
aus einer Röntgenquelle,
insbesondere einer Röntgenröhre, und
einem gegenüberliegenden
Röntgendetektor
zusammen. Die unterschiedlichen mittleren Röntgenenergien oder Röntgenenergiespektren
lassen sich bspw. durch Anlegen unterschiedlicher Röhrenspannungen,
bspw. von 80 kV und 140 kV, an den beiden Röntgenröhren erzeugen. Dies führt dann
zu unterschiedlichen mittleren Röntgenenergien
pro Aufnahmesystem. Bei dem Verfahren werden während eines Halbumlaufs des
Drehrahmens mit den Aufnahmesystemen Messdaten bei den unterschiedlichen
Röntgenenergiespekt ren
von dem Objekt aufgezeichnet und für jedes der Aufnahmesysteme
aus den Messdaten jeweils ein vorläufiges CT-Bild des Objektes
rekonstruiert. Unter einem Halbumlauf wird hierbei ein CT-Scan über 180° plus Fächerwinkel
des Röntgenstrahlbündels, unter
einem Viertelumlauf ein CT-Scan um 90° plus Fächerwinkel – sowie ggf. Übergangswinkel – verstanden.
In den vorläufigen CT-Bildern
werden dann die mit Kontrastmittel angereicherten Strukturen segmentiert,
um jeweils ein Kontrastmittelbild und ein Weichteilbild zu erhalten. Die
Kontrastmittel- und Weichteilbilder werden einer Re-Projektion unterzogen,
so dass Kontrastmittel-Projektionsdaten und Weichteil-Projektionsdaten erhalten
werden. Die Technik der Re-Projektion ist dem Fachmann bekannt.
Hierbei werden in der jeweiligen Projektionsrichtung Strahlen durch
das CT-Bild (Volumenbild) gelegt und die Grauwerte bzw. CT-Werte
der auf den jeweiligen Strahlen liegenden Pixel aufaddiert, um die
Projektionsdaten der jeweiligen Projektion bzw. Projektionsrichtung
zu erhalten. Aus den somit erhaltenen Projektionsdaten und bekannten
mittleren Absorptionskoeffizienten des eingesetzten Kontrastmittels
und der Weichteile bei den unterschiedlichen Röntgenenergien werden für jede Projektion
die jeweils durchstrahlten Längen
der mit Kontrastmittel angereicherten Strukturen und der Weichteile
berechnet. Auf Basis dieser berechneten durchstrahlten Längen für jede Projektion
wird dann für
eine vom Anwender wählbare
gemeinsame Röntgenenergie
oder ein gemeinsames Röntgenenergiespektrum
für jedes
Aufnahmesystem ein künstlicher Messdatensatz
für einen
Winkelbereich von 180°/n berechnet,
wobei sich die Winkelbereiche zu einem Halbumlauf ergänzen. Aus
den künstlichen
Messdatensätzen
der Aufnahmesysteme, die nun zur gleichen gemeinsamen Röntgenenergie
bzw. zum gleichen gemeinsamen Röntgenenergiespektrum
gehören,
wird dann das CT-Bild rekonstruiert. Bei zwei Aufnahmesystemen entspricht
diese Rekonstruktion der Vorgehensweise, wie sie bei Dual-Source CT-Geräten bei
gleichen Röntgenenergiespektren der
beiden Aufnahmesysteme eingesetzt werden, um die Zeitauflösung zu
optimieren. Die gemeinsame Röntgenenergie
wird dabei vorzugsweise zwischen den mittleren Röntgenenergien der Aufnahmesysteme
gewählt
und kann bei spielsweise der Mittelwert aus den mittleren Röntgenenergien
der Röntgenenergiespektren
der Aufnahmesysteme sein.
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Die
für die
Berechnung der durchstrahlten Längen
sowie für
die Generierung der künstlichen Messdatensätze erforderlichen
mittleren Absorptionskoeffizienten für Kontrastmittel und Weichteile
bei den unterschiedlichen Röntgenenergiespektren
oder mittleren Röntgenenergien
können
beispielsweise vorab in einer Tabelle zusammengestellt werden, auf die
dann bei dem Verfahren zugegriffen wird.
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Durch
die vorgeschlagene Vorgehensweise wird eine Zeitauflösung eines
Viertelumlaufs bei n = 2 Aufnahmesystemen erreicht, wie sie von
Dual-Source CT-Systemen mit gleichen Röntgenenergiespektren bekannt
ist. Gleichzeitig kann jedoch der Vorteil der Dual-Energie-Aufnahmen
genutzt werden, um bspw. zusätzliche
Information über
die Zusammensetzung des Untersuchungsobjektes zu erhalten.
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Die
Segmentierung der mit Kontrastmittel angereicherten Strukturen kann
in bekannter Weise, bspw. über
ein Schwellwertverfahren erfolgen, bei dem alle Pixel im CT-Bild
mit einem Grauwert unterhalb oder oberhalb einer vorgegebenen Schwelle
der Struktur und alle verbleibenden dem Weichteilgewebe zugeordnet
werden. Derartige Segmentierungstechniken sind dem Fachmann bekannt.
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Das
vorgeschlagene Verfahren eignet sie vor allem für Kardio-Untersuchungen, bspw. für die EKG-synchronisierte
Aufnahme des Herzens. Das Verfahren erlaubt dabei die Berechnung
von bspw. EKG-synchronisierten Dual-Energy-Dual-Source CT-Bildern
mit optimierter zeitlicher Auflösung
von einem Viertel der Rotationszeit des Drehrahmens. Dabei hängt die
zeitliche Auflösung
nicht von der Ortsfrequenz der abgebildeten Strukturen ab. Es ist
auch keine willkürliche
und möglicherweise
problematische Trennung von räumlich
niederfrequenten Artefakten und räumlich hochfrequenten relevanten
Bildstrukturen erforderlich.
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Eine
geeignete Vorrichtung für
die Durchführung
des Verfahrens umfasst in bekannter Weise ein Röntgen-CT-System mit mindestens
zwei Aufnahmesystemen, jeweils bestehend aus Röntgenquelle und Röntgendetektor,
die um einen Winkel von 180°/n
gegeneinander winkelversetzt am Drehrahmen des CT-Systems angeordnet
sind. In einer zum CT-System gehörigen
Steuer- und Recheneinheit ist ein Rekonstruktionsmodul vorgesehen,
das aus den Messdaten der Aufnahmesysteme gemäß dem vorgeschlagenen Verfahren über die
entsprechenden Zwischenschritte das endgültige CT-Bild hoher Zeitauflösung erzeugt.
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Das
vorgeschlagene Verfahren wird nachfolgend anhand der beigefügten Zeichnungen
nochmals näher
erläutert.
Hierbei zeigen:
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1 eine
schematische Darstellung der verwendeten Winkelbereiche in einer
Dual-Source CT-Rekonstruktion über
2 × 90°,
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2 eine
schematische Darstellung eines ersten Schrittes des vorgeschlagenen
Verfahrens mit Darstellung der verwendeten Winkelbereiche bei der Aufnahme,
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3 eine
schematische Darstellung weiterer Verfahrensschritte des vorgeschlagenen
Verfahrens zur Generierung künstlicher
Messdatensätze und
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4 ein
Röntgen-CT-System
zur Erzeugung von Dual-Energy-Scans und eines CT-Bildes gemäß dem vorgeschlagenen
Verfahren.
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Die 1 zeigt
schematisch die verwendeten Winkelbereiche bei einem CT-Scan mit
einem Dual-Source CT-Gerät,
um eine optimierte Zeitauflösung
zu erhalten. Die beiden Aufnahmesysteme sind hierbei am Drehrahmen
um 90° zueinander
winkelversetzt angeordnet, so dass während eines Viertelumlaufs
des Drehrahmens insgesamt Messdaten über einen Winkelbereich von 180° aufgezeichnet werden.
Jedes der beiden Aufnahmesysteme A bzw. B erfasst dabei einen Winkelbereich
von 90°.
Aus den zusammengefassten Messdaten lässt sich damit ein CT-Bild
mit einer Zeitauflösung
von einem Viertel der Rotationszeit des Drehrahmens rekonstruieren.
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Werden
die beiden Aufnahmesysteme jedoch mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren betrieben,
so sind die in den Roh- bzw. Messdaten der beiden Systeme vorhandenen
Kontrastinformationen in den verschiedenen Spektren unterschiedlich, so
dass bei einer Bildrekonstruktion Bildartefakte entstehen. Dies
führte
bisher dazu, dass nicht die Messdaten eines Viertelumlaufs sondern
eines Halbumlaufs für
die Rekonstruktion jedes CT-Bildes herangezogen werden mussten,
so dass die Zeitauflösung dementsprechend
geringer war.
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Beim
vorgeschlagenen Verfahren wird nun zwar ebenfalls ein Halbumlauf
pro CT-Bild durchgeführt,
die Rekonstruktion des endgültigen
CT-Bildes erfolgt jedoch auf Basis von künstlich erzeugten Messdaten
eines Viertelumlaufs und damit mit erhöhter Zeitauflösung. In
diesem Beispiel wird ebenfalls ein Dual-Source CT-System mit zwei
Aufnahmesystemen vorausgesetzt, die um 90° gegeneinander winkelversetzt
am Drehrahmen angeordnet sind. Beide Aufnahmesysteme werden mit
unterschiedlicher Röhrenspannung
und damit unterschiedlicher mittlerer Energie des Röhrenspektrums
betrieben. Zunächst
erfolgt eine Aufnahme mit beiden Aufnahmesystemen über einen
Halbumlauf des Drehrahmens. Die beiden damit abgedeckten Winkelbereiche
für die
Aufnahmesysteme A bzw. B sind in der 2 angedeutet.
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Aus
den Messdaten der beiden Aufnahmesysteme A und B wird aus diesem
mindestens einem Halbumlauf ein vollständiges Bild IA und
IB pro Aufnahmesystem berechnet. Wesentliche
Strukturen in diesem Bild sind bei Kardio-Aufnahmen Weichteile und
mit Kontrastmittel gefüllte
Gefäße und Herzkammern,
die leicht durch einen Schwellwert im Bild getrennt werden können. Durch
eine darauf basierende Segmentierung wird pro Aufnahmesystem ein
Weichteilbild IW,A bzw. IW,B und
ein Kontrastmittelbild IK,A bzw. IK,B erhalten. Die bei unterschiedlichen mittleren Röntgenenergien
unterschiedliche Röntgenabsorption
der Kontrastmittel gefüllten
Strukturen in den Kontrastmittelbildern IK,A bzw.
IK,B ist die wesentliche Ursache für die oben
beschriebenen Dateninkonsistenzen.
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Als
nächster
Schritt werden durch Re-Projektion aus den Weichteilbildern IW,A bzw. IW,B und
den Kontrastmittelbildern IK,A bzw. IK,B Weichteil-Projektionen PW und
Kontrastmittel-Projektionen
PK für
den jeweiligen Winkelbereich für
jedes Aufnahmesystem erzeugt. Dies ist in 2 ebenfalls
angedeutet. Die Weichteil- und Kontrastmittel-Projektionen von Aufnahmesystem
A gehören
zur mittleren Energie EA, die Weichteil-
und Kontrastmittel-Projektionen von Aufnahmesystem B gehören zur
mittleren Röntgenenergie
EB. Aus den bekannten mittleren Absorptionskoeffizienten
für Weichteilgewebe
und Kontrastmittel, in der Regel Jod, bei den Energie EA und
EB lassen sich die durchstrahlten Längen dW,A bzw. dW,B von Weichteilgewebe
und dK,A bzw. dK,B von
Kontrastmittel für
jede Projektion berechnen.
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Für beide
Messsysteme wird nun eine gemeinsame mittlere Energie EM,
vorteilhaft zwischen EA und EB,
angenommen. Aus den bekannten Absorptionskoeffizienten für Weichteilgewebe
und Kontrastmittel bei EM lassen sich mit
Kenntnis von dW,A bzw. dW,B und
dK,A bzw. dK,B neue
Gesamtprojektionen P' pro
Aufnahmesystem zur gleichen mittleren Energie EM erzeugen.
Diese Berechnungen erfolgen jeweils in bekannter Weise über das
Absorptionsgesetz.
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Damit
stehen künstliche
Messdaten für
jedes der beiden Aufnahmesysteme A bzw. B bei der Röntgenenergie
EM, d. h. bei der für beide Aufnahmesysteme gleichen
Röntgenenergie,
zur Verfügung.
Nun kann aus je einem Viertelumlauf pro Aufnahmesystem ein CT-Bild
mit optimierter zeitlicher Auflösung aus
diesen künstlichen
Messdaten berechnet werden. Dies ist anhand der 3 nochmals
veranschaulicht, die die Winkelbe reiche für die künstlichen Messdaten der beiden
Aufnahmesysteme andeutet, aus denen das endgültige CT-Bild I berechnet wird.
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4 zeigt
schließlich
ein Röntgen-CT-System,
das für
die Durchführung
des vorgeschlagenen Verfahrens ausgebildet ist. In dieser Figur
ist beispielhaft ein Dual-Energy CT-System mit einem Gehäuse 5 für den Drehrahmen
dargestellt. An dem Drehrahmen ist ein erstes Aufnahmesystem in
Form einer Röntgenröhre 1 mit
einem gegenüberliegenden
ersten Detektor 2 für
den Scan mit einem ersten Röntgenenergiespektrum
befestigt. Zusätzlich
ist ein zweites Aufnahmesystem mit einer zweiten Röntgenröhre 3 mit
einem gegenüberliegenden
zweiten Detektor 4 am Drehrahmen angeordnet, womit ein Scan mit
einem anderen Röntgenenergiespektrum
durchgeführt werden
kann. Somit erlaubt dieses System eine gleichzeitige Abtastung mit
den zwei um 90° Winkel versetzt
angeordneten Aufnahmesystemen mit zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren.
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Ein
Patient 6 befindet sich auf einer in Richtung der Systemachse 8 verschiebbaren
Patientenliege 7, mit der er während der Abtastung kontinuierlich
oder sequentiell entlang der Systemachse 8 durch ein Messfeld
zwischen den Röntgenröhren und den
jeweils zugeordneten Detektoren geschoben werden kann. Falls der
Detektor eine ausreichende Breite für ein vorgesehenes Untersuchungsfeld
aufweist, besteht auch die Möglichkeit,
den Patienten mit diesem Untersuchungsfeld, z. B. die Herzregion, in
den Messbereich des Detektors zu verschieben und dort stationär, also
ohne weitere Verschiebung, Kreisscans durchzuführen. Besonders vorteilhaft kann
diese Art des Scans, welcher keinen sequentiellen oder kontinuierlichen
Vorschub erfordert, im Zusammenhang des erfindungsgemäßen Verfahrens für Perfusionsmessungen
verwendet werden. Dabei kann mit Hilfe eines Kontrastmittelapplikators 10,
der über
eine Steuerleitung 12 mit der Steuer- und Recheneinheit 9 verbunden
ist, Kontrastmittel vor oder während
des Abtastvorganges dem Patienten appliziert werden. In bekannter
Weise kann durch Beobachtung dieses Kontrastmittels im Herzbereich die Perfusion
des Kontrastmittels beobachtet werden und es können medizinisch relevante
Perfusionsparameter in an sich bekannter Weise bestimmt werden.
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Die
Abtastvorgänge
werden durch die Rechen- und Steuereinheit 9 mit Hilfe
von Computerprogrammen gesteuert. Ergänzend können von dem Patienten 6 mit
Hilfe einer EKG-Leitung 11 während des Abtastvorganges Herzpotentiale
aufgezeichnet werden, so dass zeitlich korrelierte Information zwischen aufgenommenen
CT-Datensätzen
und der Herzbewegung gespeichert werden können. Ebenso kann die Rechen-
und Steuereinheit 9 die Rekonstruktion durchführen. Erfindungsgemäß verfügt die Rechen- und Steuereinheit 9 auch über ein
Modul 13 zur Erzeugung des CT-Bildes über die Zwischenschritte des
vorgeschlagenen Verfahrens.