DE102010041781B4

DE102010041781B4 - Verfahren und ein CT-Gerät zur computertomographischen Spiralabtastung eines Patienten

Info

Publication number: DE102010041781B4
Application number: DE102010041781.5A
Authority: DE
Inventors: Dr. Allmendinger Thomas; Dr. Flohr Thomas
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2010-09-30
Filing date: 2010-09-30
Publication date: 2017-01-05
Anticipated expiration: 2030-10-01
Also published as: CN102440799A; US20120082291A1; CN102440799B; US8712006B2; DE102010041781A1

Abstract

Verfahren zur computertomographischen Spiralabtastung eines Patienten (7) im Bereich eines sich bewegenden Organs, insbesondere eines schlagenden Herzens, mit einem CT-Gerät (1) mit mindestens einem Detektor (3, 5), aufweisend die folgenden Verfahrensschritte: 1.1. Durchführung eines relativ zum Patienten spiralförmigen Scans mit einem Pitch, der kleiner ist als der maximale Pitch, mit dem noch 180°-Bilddaten rekonstruiert werden können, unter Verwendung von mindestens einem Detektor (3, 5) mit einer vorgegebenen z-Breite und einem darauf gerichteten Strahlenbündel, wobei 1.2. während des Scans projektionswinkelabhängig die verwerteten Detektordaten bezüglich der z-Breite und Position auf dem mindestens einen bestrahlten Detektor (3, 5) derart eingeschränkt werden, dass jeweils ein wirksamer virtueller Detektor mit geringerer z-Breite und mit einem z-Geschwindigkeitsprofil entsteht, das sich vom z-Geschwindigkeitsprofil des realen Detektors (3, 5) unterscheidet, und 1.3. auf der Basis der Detektordaten des mindestens einen virtuellen Detektors der Bereich des sich bewegenden Organs rekonstruiert wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und ein CT-Gerät zur computertomographischen Spiralabtastung eines Patienten im Bereich eines sich bewegenden Organs, insbesondere eines schlagenden Herzens, mit einem CT-Gerät mit mindestens einem Detektor.
Derartige CT-Geräte und Verfahren zur Spiralabtastung eines Patienten, insbesondere auch zur bewegungsgetriggerten Spiralabtastung und tomographischen Darstellung eines schlagenden Herzens, sind allgemein bekannt. Beispielhaft wird diesbezüglich auf die Druckschrift DE 10 2007 056 801 A1 verwiesen.
Ein wesentliches Problem dieser bekannten Geräte und Verfahren besteht in der immer noch nicht ausreichenden Zeitauflösung, um ein Herz mit normaler Herzfrequenz im Bereich von etwa 80 Schlägen pro Minute und mehr in einer Ruhephase abzubilden. Es wird daher versucht, die CT-Geräte mit immer breiteren Detektoren auszustatten, wobei gemäß den zur Zeit verwendeten Verfahrensweisen beim Scan auch die Vorschubgeschwindigkeit beziehungsweise der Pitch immer stärker ansteigt, was aufgrund der damit verbundenen hohen Beschleunigungskräfte, die vor beziehungsweise bei Scannbeginn auf den Patienten einwirken, auf Grenzen stößt und die zu negativen Nebeneffekten führt.
Auf die Druckschrift US 2010/0054395 A1 wird verwiesen. Diese zeigt ein CT-System mit während einer Spiralabtastung sich bewegenden Blenden, welche abhängig von der z-Position die Detektordaten bezüglich z-Breite und Position auf dem Detektor einschränken.
Es ist Aufgabe der Erfindung, ein Abtastverfahren zu finden, mit dem sich bei zukünftigen Dual-Source-CT-Geräten mit breiteren Detektoren eine kürzere Gesamtaufnahmezeit und eine bewegungsartefaktarme Darstellung des Herzens auch bei höheren Herzraten als mit der bisherigen Flash-Spirale erreichen lässt, ohne dass die Vorschubgeschwindigkeit gegenüber dem bisherigen Stand der Technik erhöht werden muss. Ferner besteht die Aufgabe darin, ein entsprechendes CT-Gerät anzugeben.
Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
Die Erfinder haben folgendes erkannt:
Es hat sich gezeigt, dass statt dem maximalen Pitch von etwa 1.5 bei einem Single-Source-CT-Gerät mit einem Dual-Source-CT-Gerät in Abhängigkeit vom rekonstruierten Messfeld ein Maximalpitch von 3.2–3.4 realisiert werden kann. Pitch ist der Vorschub pro Umdrehung dividiert durch die kollimierte Breite des Detektors in z-Richtung. Bei einem Detektor mit 64 × 0.6 mm Kollimierung als Beispiel ist die kollimierte Breite in z-Richtung, auch z-Breite genannt, 38.4 mm. Bei einem maximalen Pitch werden beim Dual-Source-CT-Gerät Daten aus etwa einer Viertelrotation pro Detektor zur Bildrekonstruktion verwendet, die zeitliche Auflösung der mit diesem Scanmode erzeugten Bilder beträgt also etwa ein Viertel der Rotationszeit des Dual-Source-CT-Gerätes. Es ist möglich, die Datenaufnahme an einer vom Benutzer wählbaren z-Position, z. B. der Herzbasis, in einer vom Benutzer wählbaren Phase des Herzzyklus des Patienten zu starten. Bei hinreichend großer z-Breite der beiden Detektoren, z. B. 64 × 0.6 mm je Detektor, ist es damit möglich, das gesamte Herz des Patienten in einer vorgegebenen Herzphase in nur einem Herzzyklus aufzunehmen.
Bei zwei Detektoren mit je 64 × 0.6 mm Kollimierung und 0.285 s Rotationszeit z. B. beträgt der maximale Tischvorschub bei Pitch 3.2–3.4 etwa 430–460 mm/s. Das Herz mit einer z-Ausdehnung von etwa 12 cm kann so in etwa 0.26–0.28 s abgedeckt werden. Dazu kommt die Aufnahmezeit eines Bildes von in diesem Beispiel etwa 75 ms, was einer gesamten Datenaufnahmezeit von etwa 0.34–0.36 s entspricht. Diese Zeit reicht aus, um das Herz bei niedrigen Herzraten in der Ruhephase (Diastole) bewegungsartefaktfrei abzubilden. Dieses Verfahren wird als sog. „Flash-Spirale” im SOMATOM Definition Flash der Anmelderin eingesetzt. Allerdings muss die Herzrate für dieses Verfahren bei zwei Detektoren mit je 64 × 0.6 mm Kollimierung wie im „Definition Flash” sehr niedrig sein, typischerweise nach bisherigen klinischen Erfahrungen unter 60 Schlägen pro Minute. Bei höheren Herzraten ist die gesamte Datenaufnahmezeit zu lang, und Teile des Herzvolumens werden in relativ bewegteren Herzphasen aufgenommen, was zu Bewegungsartefakten und damit zu klinisch nur eingeschränkt brauchbaren Ergebnissen führt.
Für eine breitere Einsetzbarkeit und größere Stabilität der Flash-Spirale in der klinischen Routine auch bei Patienten mit höheren Herzraten ist es daher sehr wünschenswert, die gesamte Datenaufnahmezeit weiter zu verkürzen, so dass es auch bei höheren Herzraten vermieden wird, Teile des Herzvolumens in bewegten Herzphasen zu untersuchen. Das ist grundsätzlich möglich durch Erhöhung des Tischvorschubs der Flash-Spirale, was sich durch die Verbreiterung beider Detektoren in der z-Richtung erreichen lässt. Zwei Detektoren mit z. B. 128 × 0.6 mm Kollimierung anstatt 64 × 0.6 mm Kollimierung würden theoretisch eine Verdoppelung der Vorschubgeschwindigkeit erlauben. Allerdings ist eine weitere deutliche Erhöhung des Tischvorschubs über den heute erzielten maximalen Wert von etwas 450 mm/s technisch nur schwer zu realisieren, denn die Beschleunigung auf die Endgeschwindigkeit muss einerseits rasch erfolgen, andererseits muss die Beschleunigungsbewegung verträglich für den Patienten sein. Bei zunehmender Beschleunigungszeit bis zum Erreichen der Endgeschwindigkeit erschwert sich die zur EKG-Triggerung notwendige Vorhersage des EKGs des Patienten, die womöglich über zwei Schläge hinaus ausgedehnt werden muss und damit deutlich unzuverlässiger wird. Mit einem solchen Scanmode wäre die Gesamtaufnahmezeit verkürzt, die korrekte Positionierung des Scans innerhalb der Ruhephase des Herzzyklus aber deutlich erschwert und so das Gesamtergebnis unter Umständen nicht verbessert.
Es ist jedoch möglich, ein alternatives Verfahren anzugeben, mit dem sich bei einem Dual-Source-CT-Gerät mit zwei in z-Richtung verbreiterten Detektoren, z. B. 96 × 0.6 mm oder 128 × 0.6 mm z-Abdeckung, die Gesamtaufnahmezeit einer sog. Flash-Spirale zur Abdeckung eines Scanbereichs der Länge L gegenüber dem Stand der Technik verkürzen lässt, ohne die Tischvorschubgeschwindigkeit zu erhöhen und ohne die zeitliche Auflösung der einzelnen Bilder zu verschlechtern.
Dies kann folgendermaßen geschehen: Ein Dual-Source-CT-Gerät habe zwei Detektoren mit je N_q Detektorzeilen der kollimierten Breite S. Durch azimutales Rebinning der in Fächergeometrie aufgenommenen Daten mit einem Fächerprojektionswinkeln α entstehen Paralleldaten mit Parallelprojektionswinkeln θ. Im Folgenden wird ein projizierter Detektor im Drehzentrum in Parallelgeometrie betrachtet. Der maximal mögliche Pitch p_max bestimmt sich durch die Forderung, dass der Strahl am Messfeldrand der obersten Detektorzeile des Detektors B mit der Parallelkoordinate b_max = –R_Fβ_max und der komplementäre Strahl am Messfeldrand der untersten Detektorzeile des Detektors A um weniger als eine kollimierte Schichtdicke S voneinander entfernt sind. Hierbei bezeichnet β_max den maximalen Fächerwinkel im gewünschten Messfeld, R_F den Abstand des Röhrenfokus vom Drehzentrum des CT-Scanners und q = 0 die Zeilennummer. Der komplementäre Strahl am Messfeldrand der untersten Detektorzeile des Detektors A wird definiert durch die Parallelkoordinate b ~_max = R_Fβ_max und die Zeilennummer q = N_q – 1, nach einer Viertelrotation des Messsystems in z-Richtung, um eine wohldefinierte Spiralinterpolation zu ermöglichen. Eine solche Situation ist in der 1 dargestellt. Der Pfeil zeigt auf den zuvor beschriebenen Schnittpunkt der projizierten Detektoren bei maximalem Pitch.
Man erhält in Abhängigkeit vom maximalen Fächerwinkel β_max, also vom gewünschten Durchmesser des Messfeldes, einen maximalen Pitch von
Im Drehzentrum, für β_max = 0, beträgt der Maximalpitch 4. Für β_max ~ 9°, dies entspricht einem Cardio-Messfeld von etwa 180 mm Durchmesser, kann ein Pitch von etwa 3.4 gewählt werden. Bei zwei Detektoren mit je 64 × 0.6 mm Kollimierung und 0.285 s Rotationszeit ergibt sich damit eine Vorschubgeschwindigkeit von 458 mm/s.
Bei der Cardio-CT wird der Spiralscan durch das EKG des Patienten so getriggert, dass die Datenaufnahme an einer vom Benutzer wählbaren z-Position z₀, z. B. der Herzbasis, in einer vom Benutzer wählbaren Phase des Herzzyklus des Patienten startet. Zu dieser z-Position z₀ gehört ein Startwinkel α₀ des Projektionswinkelintervalls des Detektors A, der zur Rekonstruktion des Bildes an der z-Position z₀ verwendet wird. Der Startwinkel des Projektionswinkelintervalls des Detektors B ist gerade um 90° versetzt. Insgesamt hat der pro Detektor für ein Bild verwendete Projektionswinkelintervall die Mindestlänge π/2 + 2β_max, für β_max ~ 9° ist dies also etwa 108°.
Aufgrund des für dieses β_max gewählten maximalen Pitches ist der Startwinkel für das nächste Bild, das an der z-Position z₀ + Δz rekonstruiert wird, gegenüber α₀ um Δα verschoben. Dem entspricht eine Phasenverschiebung im Herzzyklus des Patienten. Aufeinander folgende Bilder sind also zeitlich leicht versetzt. Die Zeitverschiebung vom ersten Bild an der Position z₀ bis zum letzten Bild an der Position z₀ + L – L entspricht der Länge des Scanbereiches – plus die Zeit für die Aufnahme eines Bildes bestimmt also die gesamte Aufnahmezeit des Scans. Diese Situation ist in 2 veranschaulicht.
Die Winkelverschiebung Δα berechnet sich zu
Für Δz = 120 mm entsprechend einem benötigten Scanbereich für das Herz von L = 120 mm, ergibt sich mit p_max = 3.4, N_q = 64 und S = 0.6 mm ein Δα = 331°. Nimmt man den minimalen Projektionswinkelintervall pro Bild π/2 + 2β_max, für β_max ~ 9° also etwa 108°, dazu, so erhält man den gesamten Winkelbereich des Scans zu 439°. Bei einer Rotationszeit von 0.285 s entspricht das einer Gesamtaufnahmezeit von 348 ms.
Würde man den Detektor einfach verbreitern, also z. B. N_q = 128 und S = 0.6 mm wählen, so ergäbe sich bei einem Pitch p_max = 3.4 eine maximale Vorschubgeschwindigkeit von 916 mm/s, und nach der obigen Rechnung ein gesamter Winkelbereich des Scans von 166° + 108° = 274°, entsprechend einer verkürzten Gesamtaufnahmezeit von 217 ms bei einer Rotationszeit von 0.285 s. Diese Situation ist in der 3 dargestellt. Eine so hohe Vorschubgeschwindigkeit lässt sich aber technisch nicht realisieren, wenn gleichzeitig eine kurze Beschleunigungsphase von höchstens 1 Sekunde Dauer und gleichzeitig eine sanfte, patientenverträgliche Beschleunigung gefordert werden.
Dieses Dilemma lässt sich auflösen, wenn – wie es bei einem überbreiten Detektorpaar möglich ist – während des Scans des realen Detektors mit einer ersten Geschwindigkeit die Detektorflächen beziehungsweise Detektorsignale so genutzt werden, als ob ein virtueller schmalerer Detektor mit einer zum tatsächlichen Detektor höheren Geschwindigkeit den Patienten abtastet. Vorzugsweise wird diese höhere mittlere Geschwindigkeit oder ein diese mittlere Geschwindigkeit erzeugendes Geschwindigkeitsprofil so gewählt, dass zu Beginn des Scans die in Scanrichtung letzte Detektorzeile mit der letzten Detektorzeile des virtuellen Detektors und am Ende des Scans die vorderste Detektorzeile des realen Detektors mit der vordersten Detektorzeile des virtuellen Detektors übereinstimmen.
Ein Dual-Source-CT-Gerät habe zwei Detektoren mit je N_q Detektorzeilen der kollimierten Breite S, bezogen auf das zuvor beschriebene Beispiel gilt N_q = 128 und S = 0.6 mm. Das CT-Gerät werde mit einer Flash-Spirale mit einem Pitch p kleiner als der Maximalpitch p_max betrieben, der für den gewählten Fächerwinkel β_max zulässig ist. Beispielsweise kann das CT-Gerät mit dem Pitch p = 1.7 betrieben werden, damit beträgt die Vorschubgeschwindigkeit im dargestellten Beispiel bei einer Rotationszeit von 0.285 s weiterhin 458 mm/s und ist damit genauso hoch wie die maximale Vorschubgeschwindigkeit für ein Dual-Source-CT-Gerät mit nur 64 Zeilen.
Durch den kleineren Pitch steht an jeder z-Position ein Projektionswinkelintervall zur Rekonstruktion eines Bildes zur Verfügung, der größer ist als der minimale Projektionswinkelintervall π/2 + 2β_max. Der zur Verfügung stehende Projektionswinkelintervall ergibt sich näherungsweise zu Δα = 2π/p, für p = 1.7 beträgt der maximale Projektionswinkelintervall pro Bild also etwa 212°.
Wird dieser maximale Projektionswinkelintervall nicht vollständig genutzt, sondern weiterhin nur der minimale Projektionswinkelintervall π/2 + 2β_max für die Rekonstruktion eines Bildes verwendet, lässt sich eine verbesserte Zeitauflösung erhalten. Weiterhin kann durch geschickte Auswahl und bildpositionsabhängige Verschiebung dieses minimalen Projektionswinkelintervalls innerhalb des maximal zulässigen Projektionswinkelintervalls der Startwinkel für aufeinanderfolgende Bilder, die in der z-Position um Δz versetzt sind, um weniger als Δα verschoben werden, um somit die Gesamtaufnahmezeit für den Scan zu minimieren.
Zur Rekonstruktion eines Bildes an der z-Position z₀ wird beispielsweise nicht der Startwinkel α₀ verwendet, der dem Beginn des maximalen Projektionswinkelintervalls entspricht, sondern ein innerhalb dieses maximalen Projektionswinkelintervalls verschobener Startwinkel α₀' = α₀ + 2π/p – π/2 – 2β_max.
Dementsprechend wird für das nächste Bild an der z-Position z₀ + Δz eine kleinere Winkelverschiebung Δα' gewählt, die sich zu
berechnet. Diese Situation ist in der 4 dargestellt.
Für Δz = 120 mm (gesamter Scanbereich des Herzens mit L = 120 mm), p = 1.7, N_q = 128 und S = 0.6 mm ergibt sich Δα = 227°. Nimmt man den minimalen Projektionswinkelintervall pro Bild π/2 + 2β_max, für β_max ~ 9° also etwa 108°, dazu, erhält man den gesamten Winkelbereich des Scans zu 335°. Bei einer Rotationszeit von 0.285 s führt das zu einer Gesamtaufnahmezeit von nur noch 265 ms, obwohl der Vorschub nicht höher ist als bei einem Detektor mit N_q = 64 und p_max = 3.4 und einer entsprechenden Gesamtaufnahmezeit von 348 ms.
Um die Dosiseffizienz eines solchen Scanmodes zu erhöhen, ist es zweckmäßig, durch zwei in z-Richtung bewegliche, unabhängig voneinander steuerbare strahlerseitige Blendenbacken auf dem Detektor für jeden Projektionswinkel α genau den verwendeten Bereich einzublenden und nicht verwendete Bereiche auszublenden. Dies ist schematisch in der 5 dargestellt. Die durch die beiden strahlerseitigen Blendenbacken auf dem Detektor ausgeblendeten Bereiche sind dort als dicke schwarze Balken für vier verschiedene Projektionswinkel dargestellt.
Entsprechend diesen oben geschilderten Grundgedanken schlagen die Erfinder ein Verfahren zur computertomographischen Spiralabtastung eines Patienten im Bereich eines sich bewegenden Organs, insbesondere eines schlagenden Herzens, mit einem CT-Gerät mit mindestens einem Detektor, mit den folgenden Verfahrensschritten vor:

– Durchführung eines relativ zum Patienten spiralförmigen Scans mit einem Pitch, der kleiner ist als der maximale Pitch, mit dem noch 180°-Bilddaten rekonstruiert werden können, unter Verwendung von mindestens einem Detektor mit einer vorgegebenen z-Breite und einem darauf gerichteten Strahlenbündel, wobei
– während des Scans projektionswinkelabhängig die verwerteten Detektordaten z-Breite und Position auf dem mindestens einen bestrahlten Detektor derart eingeschränkt werden, dass jeweils ein wirksamer virtueller Detektor mit geringerer z-Breite und mit einem z-Geschwindigkeitsprofil entsteht, das sich vom z-Geschwindigkeitsprofil des realen Detektors unterscheidet, und
– auf der Basis der Detektordaten des mindestens einen virtuellen Detektors der Bereich des sich bewegenden Organs rekonstruiert wird.

Es wird darauf hingewiesen, dass die Definition des maximalen Pitches, bei dem noch 180°-Bilddaten rekonstruiert werden können, einerseits abhängig von der Art des CT-Systems bezüglich der Anzahl der Strahler-Detektor-Systeme ist und andererseits auch bei dieser Betrachtung Möglichkeiten der Interpolation von Daten, die durch Abtastungslücken entstehen, außer Acht gelassen werden sollen. Es soll also der maximale Pitch einer Vorschubgeschwindigkeit entsprechen, bei der noch eine Rekonstruktion von 180°-Bilddaten möglich ist, sich jedoch keine unnötigen Abtastungsredundanzen ergeben. Ausgehend von dieser Definition sind dem Fachmann die hier beschriebene Begriffe „maximaler Pitch” beziehungsweise „maximale Vorschubgeschwindigkeit” eindeutig.
Durch diese Maßnahme wird erreicht, dass der tatsächlich für die Datenerzeugung der zu rekonstruierenden tomographischen Daten genutzte virtuelle Detektor mit einer hohen und gegebenenfalls variierbaren ”virtuellen” Geschwindigkeit betrieben werden kann, während der tatsächlich mechanisch zu bewegende sehr breite reale Detektor mit vergleichsweise geringen Geschwindigkeiten in Systemachsenrichtung beschleunigt und bewegt werden muss. Dies erspart einerseits eine extrem stabile mechanische Konstruktion als auch hohe Beschleunigungseinwirkungen auf den Patienten, die ebenfalls zu unerwünschten Bewegungsartefakten führen könnten.
Vorteilhaft ist es, um einen Scan mit möglichst geringer Dosisbelastung auszuführen beziehungsweise keine unnütze Dosis zu applizieren, wenn die Einschränkung der Detektordaten dadurch geschieht, dass das Strahlenbündel bezüglich seiner z-Breite und Position durch variable und gesteuerte Blenden projektionswinkelabhängig beschränkt wird.
Weiterhin kann für den mindestens einen virtuellen Detektor ein mittlerer Pitch verwendet werden, der größer ist als der mittlere Pitch des zugeordneten realen Detektors, wobei der mittlere Pitch jeweils zwischen Beginn und Ende des Scans gemessen wird.
Außerdem kann das z-Geschwindigkeitsprofil mindestens eines virtuellen Detektors derart auf das z-Geschwindigkeitsprofil des realen Detektors angepasst werden, dass zu Beginn des Scans die – in z-Richtung gesehene – letzte Detektorzeile des realen Detektors mit der letzten Detektorzeile des virtuellen Detektors übereinstimmt und zu Ende des Scans die vorderste Detektorzeile des realen Detektors mit der vordersten Detektorzeile des virtuellen Detektors übereinstimmt. Damit wird die Detektorfläche des realen Detektors am besten ausgenutzt.
Des Weiteren kann der Scan und die hierbei durchgeführte Bewegung des virtuellen Detektors so durchgeführt werden, dass der mindestens eine reale Detektor vor dem Scan auf einen konstanten Pitch während des Scans beschleunigt wird. Alternativ kann der mindestens eine reale Detektor bis zum Ende des Scans konstant beschleunigt werden oder bis zur Mitte des Scans konstant beschleunigt und ab der Mitte konstant abgebremst werden.
Soll beispielsweise ein Anfangsbereich und ein Endbereich des Herzens besonders gut abgetastet werden, während dazwischen ein Bereich liegt, der weniger interessant ist, so kann das Geschwindigkeitsprofil des mindestens einen virtuellen Detektors so gewählt werden, dass dieser zu Beginn und zum Ende des Scans über vorgegebene Teilstrecken langsamer in z-Richtung vorgeschoben wird und zwischen den Teilstrecken schneller vorgeschoben wird. Selbstverständlich ist dieses Verfahren nicht nur auf den Anfang- und Endbereich beschränkt. Grundsätzlich kann jeweils ein intensiver zu betrachtender Bereich durch den virtuellen Detektor mit relativ geringer Vorschubgeschwindigkeit abgetastet werden, während weniger interessante Bereiche schnell durchfahren oder auch ohne Rekonstruktion übersprungen werden können. Entsprechend ist das erfindungsgemäße Geschwindigkeitsprofil des virtuellen Detektors vollkommen variabel und weitgehend unabhängig von dem Geschwindigkeitsprofil beziehungsweise der konstanten Bewegung des realen Detektors.
Das hier beschriebene erfindungsgemäße Verfahren ist grundsätzlich auf Ein- oder Mehr-Detektor-Systeme anwendbar. Vorteilhaft ist es, wenn mindestens zwei reale Detektoren mit mindestens zwei zugeordneten Strahlenbündeln verwendet werden.
Außerdem kann der Scan in an sich bekannter Weise durch ein physiologisches Signal getriggert werden, beispielsweise kann ein EKG-Signal oder ein Atemsignal des Patienten verwendet werden.
Weiterhin wird vorgeschlagen, dass der Scan mit mindestens zwei unterschiedlichen mittleren Strahlungsenergien erfolgt und/oder zumindest die Rekonstruktion bezüglich mindestens zwei unterschiedlicher mittlerer Strahlungsenergien durchgeführt wird. Insbesondere kann hierzu auch ein energieselektiver Detektor verwendet werden.
Neben dem erfindungsgemäßen Verfahren schlagen die Erfinder auch ein CT-Gerät zur computertomographischen Spiralabtastung eines Patienten im Bereich eines sich bewegenden Organs, insbesondere eines schlagenden Herzens, vor, welches die folgenden Merkmale aufweist:

– mindestens einen auf einer Gantry angeordneten und um eine z-Achse umlaufenden Detektor mit einem auf ihn gerichteten Strahlenbündel,
– wobei Blenden vorgesehen sind, die das Strahlenbündel während des Scans projektionswinkelabhängig bezüglich dessen z-Breite und Position auf dem mindestens einen bestrahlten Detektor einschränken, und
– eine Steuervorrichtung, die derart programmiert ist, dass ein wirksamer virtueller Detektor mit geringerer z-Breite und mit einem z-Geschwindigkeitsprofil entsteht, das sich vom z-Geschwindigkeitsprofil des realen Detektors unterscheidet.

Bei diesem erfindungsgemäßen CT-Gerät kann außerdem eine Rekonstruktionsvorrichtung vorliegen, welche auf der Basis der Detektordaten des mindestens einen virtuellen Detektors zumindest einen Bereich des sich bewegenden Organs rekonstruiert.
Schließlich kann das CT-Gerät auf der Gantry zwei oder drei reale winkelversetzte Detektoren aufweisen und Vorrichtungen zur Ausbildung von zwei beziehungsweise drei virtuellen Detektoren.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand der bevorzugten Ausführungsbeispiele mit Hilfe der Figuren näher beschrieben, wobei nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt sind. Es werden folgende Bezugszeichen verwendet: 1: Dual-Source-CT-Gerät; 2: erste Röntgenröhre; 3: erster Detektor; 4: zweite Röntgenröhre; 5: zweiter Detektor; 6: Gantrygehäuse; 7: Patient; 8: Patiententisch; 9: Systemachse; 10: Computer; 11: Kontrastmittelapplikator; 12: EKG-Ableitung; A, B: projizierte Detektoren; B1, B2: Blende; I: Projektionswinkelintervalle; Db: Detektorbreite; Prg₁ bis Prg_n: Computerprogramme; Sb: Scanbereich; Vo: Detektoroberkante; Vu: Detektorunterkante; α: Projektionswinkel; β: Fächerwinkel.
Es zeigen im Einzelnen:
1: Darstellung zweier projizierter – nicht erfindungsgemäß eingeschränkter – Detektoren im Drehzentrum eines Dual-Source-CT-Gerätes;
2: Darstellung der Spiralabtastung eines Detektors der z-Breite 64 × 0.6 mm = 38.4 mm eines Dual-Source-CT-Gerätes mit einem Vorschub entsprechend dem maximalen Pitch 3.4 für β_max = 9°;
3: Darstellung eines Detektors der z-Breite 128 × 0.6 mm = 76.8 mm eines Dual-Source-CT-Gerätes mit dem maximalen Pitch p_max = 3.4 für β_max = 9° bei kontinuierlichem Vorschub;
4: erfindungsgemäße Variante einer Abtastung mit den, durch den virtuellen Detektor genutzten Bereichen des realen Detektors;
5: erfindungsgemäße Variante einer Abtastung, bei der die durch den virtuellen Detektor nicht genutzten Bereiche des realen Detektors mit Hilfe zweier Blendenbacken B1 und B2, die durch massiven Balken oben und unten die vom virtuellen Detektor gescannte Fläche begrenzen;
6: weitere Variante des Verlaufes der zur Rekonstruktion der Bilddaten verwendeten Projektionswinkelintervalle I des virtuellen Detektors;
7: erfindungsgemäßes Dual-Source-CT-Gerät mit zwei Fokus-Detektor-Systemen.
Die 1 zeigt zwei projizierte – nicht erfindungsgemäß eingeschränkte – Detektoren im Drehzentrum eines Dual-Source-CT-Gerätes. Dargestellt ist der Fächerwinkel β auf der Abszisse gegenüber der z-Koordinate des CT-Gerätes auf der Ordinate. Der maximale Pitch ergibt sich hier aus der Bedingung, dass Strahlen am Rand des Messfelds von Detektor B und komplementäre Strahlen von Detektor A um weniger als eine Schichtdicke S voneinander entfernt sind, also ein Überlappungspunkt, wie er mit dem Pfeil gezeigt wird, vorliegt.
Die 2 zeigt die Spiralabtastung eines Detektors der z-Breite 64 × 0.6 mm = 38.4 mm eines Dual-Source-CT-Gerätes mit einem Vorschub, entsprechend dem maximalen Pitch 3.4 für β_max = 9°. Dargestellt sind der Verlauf der z-Positionen der Detektor-Unterkante Vu entsprechend der letzten Detektorzeile und der Detektor-Oberkante Vo entsprechend der ersten Detektorzeile als Funktion des Projektionswinkels. Der Scanbereich Sb erstreckt sich von z₀ bis z₀ + L. Die Detektorbreite in z-Richtung ist mit Db bezeichnet. Im dargestellten Fall ist L = 120 mm, entsprechend der z-Ausdehnung eines Herzens. Innerhalb der Verläufe Vo und Vu sind die Projektionswinkelintervalle I des Detektors gezeigt, die jeweils zur Rekonstruktion eines Schnittbildes verwendet werden. Die Projektionswinkelintervalle von in z-Richtung um Δz versetzten Bildern sind um Δα verschoben. Die gesamte Aufnahme der Scandaten erstreckt sich in diesem Fall über einen Winkel von 331° + 108° = 439°, dem entspricht bei der Rotationszeit 0.285 s die gesamte Aufnahmezeit von 348 ms.
Die 3 zeigt einen kontinuierlichen Vorschub eines Detektors der z-Breite 128 × 0.6 mm = 76.8 mm eines Dual-Source-CT-Gerätes mit dem maximalen Pitch p_max = 3.4 für β_max = 9°. Dargestellt sind wiederum der Verlauf der z-Position der Detektor-Unter- und Oberkante Vu und Vo als Funktion des Projektionswinkels α auf der Abszisse. Der Scanbereich erstreckt sich von z₀ bis z₀ + L. Im dargestellten Fall weist der Scanbereich Sb eine Länge von L = 120 mm, entsprechend der z-Ausdehnung des Herzens auf. Die jeweiligen Projektionswinkelintervalle, die pro Detektor für ein Bild verwendet werden, sind als Linien dargestellt und mit dem Bezugszeichen I gekennzeichnet. Die gesamte Aufnahme der Scandaten erstreckt sich in diesem Fall über einen Winkel von 166° + 108° = 274°, dem entspricht bei der Rotationszeit 0.285 s die gesamte Aufnahmezeit von 217 ms.
In der 4 wird der Vorschub eines Detektors der z-Breite 128 × 0.6 mm = 76.8 mm eines Dual-Source-CTs mit einem Pitch p gezeigt, der kleiner ist als der maximale Pitch p_max = 3.4 für β_max = 9°. In diesem Fall ist p = 1.7. Dargestellt ist wiederum die z-Position der Detektor-Unter- und -Oberkante Vu und Vo auf der Ordinate als Funktion des Projektionswinkels α auf der Abszisse. Der Scanbereich erstreckt sich von z₀ bis z₀ + L mit L = 120 mm entsprechend der z-Ausdehnung des Herzens. Obwohl an jeder z-Position ein größerer Projektionswinkelintervall zur Verfügung steht, wird nur das minimale Projektionswinkelintervall π/2 + 2β_max pro Detektor zur Bildrekonstruktion herangezogen. Diese Projektionswinkelintervalle sind als Linien dargestellt und mit dem Bezugszeichen I gekennzeichnet. Zur Rekonstruktion eines Bildes an der z-Position z₀ wird nicht der Startwinkel α₀ verwendet, der dem Beginn des maximalen Projektionswinkelintervalls entspricht, sondern ein verschobener Startwinkel von α₀' = α₀ + 2π/p – π/2 – 2β_max. Dementsprechend wird für das nächste Bild an der z-Position z₀ + Δz eine kleinere Winkelverschiebung Δα' gewählt. Die gesamte Aufnahme der Scandaten erstreckt sich in diesem Fall über einen Winkel von 227° + 108° = 335°, dem entspricht bei der Rotationszeit 0.285 s die gesamte Aufnahmezeit von 265 ms.
Diese Darstellung zeigt also, wie in einem realen sehr breiten Detektor mit einer ersten relativ langsamen Vorschubgeschwindigkeit ein relativ schmaler virtueller Detektor – oder anders ausgedrückt ein schmalerer Detektorbereich – ”eingepasst” werden kann, der eine wesentlich schnellere virtuelle Vorschubgeschwindigkeit aufweist, als der reale Detektor. Da der virtuelle Detektor keine mechanischen Teile aufweist, die mit der Vorschubgeschwindigkeit des virtuellen Detektors bewegt werden müssen, entstehen auch keine patientenunverträglichen Beschleunigungskräfte.
Während in der 4 den nicht für den virtuellen Detektor genutzten Detektorbereichen und damit auch dem nicht genutzten Bereich des verwendeten Strahlungsbündels, mit dem der Patient durchleuchtet wird, keine weitere Beachtung geschenkt wird, zeigt die 5 eine erfindungsgemäße Variante einer Abtastung mit einer realen Strahlungsabschattung nicht benötigter Detektorbereiche. Hierbei werden zur Vermeidung von unnötiger Dosisbelastung, die durch den virtuellen Detektor nicht genutzten Bereiche des realen Detektors mit Hilfe zweier Blendenbacken B1 und B2 – dargestellt durch massive Balken – die vom virtuellen Detektor gescannte Fläche begrenzt. Es findet also eine Ausblendung der nicht für die Bildrekonstruktion verwendeten Bereiche auf dem realen Detektor durch zwei bewegliche und unabhängig voneinander steuerbare strahlerseitige Blendenbacken statt. Dargestellt sind die beiden strahlerseitigen Blendenbacken B1 und B2 für vier verschiedene Projektionswinkel α. Wie aus der Darstellung zu erkennen ist, müssen die beide Blendenbacken so gesteuert werden, dass sie sich asynchron öffnen und wieder schließen. Die mechanische Belastung des CT-Systems durch diese Blendenbewegung kann dabei weitgehend vernachlässigt werden.
In der 6 ist schließlich in der gleichen Darstellungsart wie in den 4 und 5 der Verlauf der zur Rekonstruktion der Bilddaten verwendeten Projektionswinkelintervalle I des virtuellen Detektors dargestellt, wobei durch entsprechende Auswahl der Detektordaten gegebenenfalls bei einer entsprechend vorgenommenen Ausblendung des Strahlenbündels durch Steuerung der Blendenbacken eine variable und sich während des Scans verändernde Vorschubgeschwindigkeit des virtuellen Detektors erreicht wird.
Im hier gezeigten Beispiel wird unter Beibehaltung einer minimalen Gesamtaufnahmezeit für die Datenaufnahme eine z-positionsabhängige Optimierung der Lage der zur Bildrekonstruktion verwendeten Projektionswinkelintervalle I innerhalb des Herzzyklus des Patienten durchgeführt. Es wird der virtuelle Detektor zu Beginn und zum Ende des Scans mit einer Vorschubgeschwindigkeit bewegt, die der Vorschubgeschwindigkeit des realen Detektors entspricht. In diesem Bereich wird eine optimale Bilddarstellung erreicht. In einem Zwischenbereich jedoch wird der virtuelle Detektor stark beschleunigt und mit hoher Vorschubgeschwindigkeit bewegt, was allerdings eine verringerte Bildqualität zur Folge hat, allerdings handelt es sich hierbei um einen Bereich des Herzens, der dem Betrachter weniger relevant erscheint.
Die 7 zeigt schließlich ein Beispiel eines erfindungsgemäßen Dual-Source-CT-Gerätes 1 mit zwei Fokus-Detektor-Systemen, welches zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgestattet ist. Die beiden mit breiten Detektoren ausgestatteten Fokus-Detektor-Systeme werden durch eine erste Röntgenröhre 2 mit einem gegenüberliegenden Detektor 3 und durch eine zweite Röntgenröhre 4 mit einem weitern gegenüberliegenden Detektor 5 gebildet. Die Fokus-Detektor-Systeme sind auf der Gantry um 90° winkelversetzt angeordnet und befinden sich im Gantrygehäuse 6. Auf dem Patiententisch 8 befindet sich der Patient 7, der bei der erfindungsgemäßen Untersuchung während des Scans entlang der Systemachse 9 durch das zentral angeordnete Messfeld geschoben wird, so dass relativ zum Patienten eine spiralförmige Abtastung erfolgt. Erfindungsgemäß können die Fokus-Detektor-Systeme auch über hier nicht näher dargestellte Blendenbacken verfügen, die das von der Röntgenröhre ausgehende Strahlenbündel in erfindungsgemäßer Weise beschränken.
Zur EKG-getriggerten Abtastung kann im Computer 10 auch eine EKG-Auswertung vorgesehen sein, welche mit Hilfe der am Patienten anliegenden EKG-Abtastleitung 12 die EKG-Signale des Patienten 7 auswerten und das CT-Gerät entsprechend steuern kann. Außerdem befindet sich am Patiententisch 8 auch ein Kontrastmittelapplikator 11, der gesteuert vom Computer bei Bedarf eine entsprechende Kontrastmittelapplikation vornehmen kann.
Gesteuert wird das gesamte System durch Computerprogramme Prg₁–Prg_n, die in einem Speicher, auf den der Computer 10 zugreifen kann, niedergelegt sind. In diesem Speicher befindet sich auch Programmcode, welcher die erfindungsgemäße Abtastung und Auswertung der Detektordaten einschließlich deren Rekonstruktion im Betrieb des Systems ausführen kann.
Insgesamt wird also mit der Erfindung ein Verfahren und ein CT-Gerät zur computer-tomographischen Spiralabtastung eines Patienten im Bereich eines sich bewegenden Organs, insbesondere eines schlagenden Herzens, beschrieben, wobei ein Pitch eingestellt wird, der kleiner ist als der maximale Pitch, mit dem noch 180°-Bilddaten rekonstruiert werden können, und während des Scans projektionswinkelabhängig die verwerteten Detektordaten bezüglich deren z-Breite und Position auf dem mindestens einen bestrahlten Detektor derart eingeschränkt werden, dass jeweils ein wirksamer virtueller Detektor mit geringerer z-Breite und mit einem z-Geschwindigkeitsprofil entsteht, das sich vom z-Geschwindigkeitsprofil des realen Detektors unterscheidet, und auf der Basis der Detektordaten des mindestens einen virtuellen Detektors der Bereich des sich bewegenden Organs rekonstruiert wird.
Ergänzend wird darauf hingewiesen, dass die hier beschriebenen Abtastungen und Bildrekonstruktionen sich aufgrund der gewünschten hohen Zeitauflösung vornehmlich auf vollständige Abtastungen über einen Winkelbereich von 180° zuzüglich Fächerwinkel (= 180°-Abtastung) beziehen und entsprechend mit den Rekonstruktionen Detektordaten aus einem Projektionsintervall von insgesamt 180° je Bild (= 180°-Bild) verwendet werden.
Es versteht sich, dass die vorstehend genannten Merkmale der Erfindung nicht nur in der jeweils angegebenen Kombination, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung verwendbar sind, ohne den Rahmen der Erfindung zu verlassen.

Claims

Verfahren zur computertomographischen Spiralabtastung eines Patienten (7) im Bereich eines sich bewegenden Organs, insbesondere eines schlagenden Herzens, mit einem CT-Gerät (1) mit mindestens einem Detektor (3, 5), aufweisend die folgenden Verfahrensschritte: 1.1. Durchführung eines relativ zum Patienten spiralförmigen Scans mit einem Pitch, der kleiner ist als der maximale Pitch, mit dem noch 180°-Bilddaten rekonstruiert werden können, unter Verwendung von mindestens einem Detektor (3, 5) mit einer vorgegebenen z-Breite und einem darauf gerichteten Strahlenbündel, wobei 1.2. während des Scans projektionswinkelabhängig die verwerteten Detektordaten bezüglich der z-Breite und Position auf dem mindestens einen bestrahlten Detektor (3, 5) derart eingeschränkt werden, dass jeweils ein wirksamer virtueller Detektor mit geringerer z-Breite und mit einem z-Geschwindigkeitsprofil entsteht, das sich vom z-Geschwindigkeitsprofil des realen Detektors (3, 5) unterscheidet, und 1.3. auf der Basis der Detektordaten des mindestens einen virtuellen Detektors der Bereich des sich bewegenden Organs rekonstruiert wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Einschränkung der Detektordaten dadurch geschieht, dass das Strahlenbündel bezüglich seiner z-Breite und Position durch variable und gesteuerte Blenden (B1, B2) projektionswinkelabhängig beschränkt wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass für den mindestens einen virtuellen Detektor ein mittlerer Pitch verwendet wird, der größer ist als der mittlere Pitch des zugeordneten realen Detektors (3, 5), wobei der mittlere Pitch jeweils zwischen Beginn und Ende des Scans gemessen wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass das z-Geschwindigkeitsprofil mindestens eines virtuellen Detektors derart auf das z-Geschwindigkeitsprofil des realen Detektors (3, 5) angepasst wird, dass zu Beginn des Scans die – in z-Richtung gesehene – letzte Detektorzeile des realen Detektors (3, 5) mit der letzten Detektorzeile des virtuellen Detektors übereinstimmt und zu Ende des Scans die vorderste Detektorzeile des realen Detektors (3, 5) mit der vordersten Detektorzeile des virtuellen Detektors übereinstimmt.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass der mindestens eine reale Detektor (3, 5) vor dem Scan auf einen konstanten Pitch während des Scans beschleunigt wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass der mindestens eine reale Detektor (3, 5) bis zum Ende des Scans konstant beschleunigt wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass der mindestens eine reale Detektor (3, 5) bis zur Mitte des Scans konstant beschleunigt und ab der Mitte konstant abgebremst wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass der mindestens eine virtuelle Detektor zu Beginn und zum Ende des Scans über vorgegebene Teilstrecken langsamer in z-Richtung vorgeschoben wird und zwischen den Teilstrecken schneller vorgeschoben wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens zwei reale Detektoren (3, 5) mit mindestens zwei zugeordneten Strahlenbündeln verwendet werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass der Scan durch ein physiologisches Signal getriggert wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 10, dadurch gkennzeichnet, dass als physiologisches Signal ein EKG-Signal des Patienten (7) verwendet wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass als physiologisches Signal ein Atemsignal des Patienten (7) verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass der Scan mit mindestens zwei unterschiedlichen mittleren Strahlungsenergien erfolgt.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Rekonstruktion bezüglich mindestens zwei unterschiedlicher mittlerer Strahlungsenergien erfolgt.
CT-Gerät (1) zur computertomographischen Spiralabtastung eines Patienten (7) im Bereich eines sich bewegenden Organs, insbesondere eines schlagenden Herzens, aufweisend: 15.1. mindestens einen auf einer Gantry angeordneten und um eine z-Achse (9) umlaufenden Detektor (3, 5) mit einem auf ihn gerichteten Strahlenbündel, wobei Blenden angeordnet sind, die das Strahlenbündel während des Scans projektionswinkelabhängig bezüglich dessen z-Breite und Position auf dem mindestens einen bestrahlten Detektor (3, 5) einschränken, und 15.2. eine Steuervorrichtung (10), die derart programmiert ist, dass ein wirksamer virtueller Detektor mit geringerer z-Breite und mit einem z-Geschwindigkeitsprofil entsteht, das sich vom z-Geschwindigkeitsprofil des realen Detektors (3, 5) unterscheidet.
CT-Gerät (1) gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass eine Rekonstruktionsvorrichtung vorgesehen ist, welche auf der Basis der Detektordaten des mindestens einen virtuellen Detektors zumindest einen Bereich des sich bewegenden Organs rekonstruiert.
CT-Gerät gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 15 bis 16, dadurch gkennzeichnet, dass auf der Gantry zwei oder drei reale Detektoren (3, 5) winkelversetzt angeordnet sind und Vorrichtungen zur Ausbildung von zwei beziehungsweise drei virtuellen Detektoren angebracht sind.