DE102011079496A1

DE102011079496A1 - Verfahren zur Erzeugung kombinierter tomographischer Emissions- und Transmissions-Darstellungen sowie kombiniertes Emissionsstrahlungs- und Transmissionsstrahlungs-Untersuchungssystem

Info

Publication number: DE102011079496A1
Application number: DE102011079496A
Authority: DE
Inventors: Daniel Lerch
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2011-07-20
Filing date: 2011-07-20
Publication date: 2013-01-24
Also published as: CN102885636A

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und ein kombiniertes Emissions- und Transmissions-Tomographiesystem zur Erzeugung kombinierter tomographischer Emissions- und Transmissions-Darstellungen eines atmenden und sich dadurch zyklisch bewegenden Patienten (7) mit mehreren Ruhephasen, wobei: – Emissions-Detektordaten im Patienten bei gleichzeitiger Messung einer Respirationsamplitude (A) gemessen und ein respiratorischer Amplitudenbereich (A1–A2) bestimmt wird, aus dem alle Emissions-Detektordaten zu Emissions-Bilddaten berechnet werden, – Transmissions-Detektordaten durch einen datenredundanzerzeugenden CT-Scan bei gleichzeitiger Messung der respiratorischen Bewegung gemessen und Transmissions-Bilddaten rekonstruiert werden, welche ausschließlich dem festgelegten respiratorischen Amplitudenbereich (A1–A2) entstammen und gleichzeitig zwingend Transmissions-Detektordaten aus dem gesamten Umfang des festgelegten respiratorischen Amplitudenbereiches (A1–A2) abdecken, – Emissions- und Transmissions-Bilddaten jeweils aus dem gleichen respiratorischen Amplitudenbereich (A1–A2) zu Ergebnisbilddaten kombiniert und gespeichert und/oder ausgegeben und/oder dargestellt werden.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung kombinierter tomographischer Emissions- und Transmissions-Darstellungen eines atmenden und sich dadurch zyklisch bewegenden Patienten mit mehreren Ruhephasen und ein kombiniertes Emissionsstrahlungs- und Transmissionsstrahlungs-Untersuchungssystem mit einem Steuer- und Rechensystem, aufweisend einen Speicher zur Speicherung eines im Betrieb auszuführenden Computerprogramms zur Durchführung des oben genannten Verfahrens.
Ein ähnliches Verfahren und eine ähnliche Vorrichtung zur Erzeugung kombinierter tomographischer Emissions- und Transmissions-Darstellungen sind aus der Druckschrift US 2007/0232903 A1 bekannt. Gemäß dieser Druckschrift wird ein Verfahren vorgeschlagen, bei dem mit Hilfe einer PET-Untersuchung und gleichzeitiger Aufnahme einer Atemamplitude eines Patienten ein Amplitudenbereich mit minimaler Bewegung – also eine respiratorische Ruhephase – bestimmt wird, wobei für die Dauer dieses über mehrere Atemzyklen aufsummierten Amplitudenbereiches ein Wert vorgegeben wird, der eine ausreichende Sammlung von PET-Daten ermöglicht um daraus Bilder einer vorgegebenen Qualität zu rekonstruieren. Weiterhin wird dort auch vorgeschlagen, zusätzlich einen respirationssignal-getriggerten beziehungsweise respirationssignal-gegateten CT-Scan auszuführen und CT-Bilddaten aus den Ruhephasen zu rekonstruieren, die anschließend mit den PET-Bilddaten kombiniert werden.
Diese Druckschrift schlägt also eine Bestimmung eines nutzbaren respiratorischen Amplitudenbereiches bei der PET-Messung vor, wobei dieser Amplitudenbereich durch zwei möglichst kleine Amplituden definiert wird, welche die Ruhephasen der Respiration beschreiben, und in der Summe der erfolgten PET-Messung ausreichend Daten zur Bilderstellung liefern. Bezüglich des CT-Scans wird lediglich gefordert, dass die rekonstruierten Bilddaten ebenfalls aus dem Bereich der Ruhephase stammen sollen, allerdings wird keine Aussage darüber getroffen, welchen tatsächlichen Amplitudenbereich diese Bilddaten beinhalten sollen.
Es ist Aufgabe der Erfindung, ein verbessertes Verfahren zur Erzeugung kombinierter tomographischer Emissions- und Transmissions-Darstellungen eines atmenden und sich dadurch zyklisch bewegenden Patienten mit mehreren Ruhephasen vorzuschlagen und ein entsprechendes kombiniertes Emissionsstrahlungs- und Transmissionsstrahlungs-Untersuchungssystem hierfür zu finden.
Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
Der Erfinder hat erkannt, dass ein wesentlicher Faktor, der die Bildqualität kombinierter Emissions- und Transmissionsbilder, insbesondere von PET- oder SPECT-Bilder kombiniert mit CT-Bildern, beeinflusst, der Grad der Übereinstimmung der Bewegungsamplituden ist, aus denen die beiden miteinander kombinierten Bilddaten stammen. Aufgrund der wesentlich kürzeren Belichtungszeit eines üblichen CT-Scans gegenüber einem PET-Scan und der langsamen respiratorischen Bewegung, ist davon auszugehen, dass normale CT-Scans mit wesentlich kürzeren Belichtungszeiten einen wesentlich kleineren Amplitudenbereich erfassen, als die PET-Scans, die über den gesamten Amplitudenbereich der Ruhephase Bilddaten sammeln.
Gemäß dieser Erkenntnis des Erfinders ist es daher wesentlich, darauf zu achten, dass die Detektordaten, die bei einem Transmisssionsscan zur Bildrekonstruktion verwendet werden einen möglichst identischen Amplitudenbereich umfassen, wie er bei der Datenerfassung vom Emissionsdaten aufgetreten ist. Bestenfalls sollte sogar die Häufigkeit des Vorkommens der Bewegungsamplituden bei der Erfassung der Transmissions- und Emissionsdaten möglichst identisch sein. Werden aus solchen Detektordaten Bilddaten rekonstruiert und kombiniert, so ergeben sich insgesamt wesentlich bessere Bildergebnisse, als bei einer Kombination von Emissionsbilddaten mit großem Bewegungsumfang und Transmissionsbilddaten mit geringem Bewegungsumfang.
Demgemäß schlägt der Erfinder ein Verfahren zur Erzeugung kombinierter tomographischer Emissions- und Transmissions-Darstellungen eines atmenden und sich dadurch zyklisch bewegenden Patienten mit mehreren Ruhephasen vor, welches die folgenden Verfahrensschritte aufweist:

– Aufnehmen von Emissions-Detektordaten aus Emissionsereignissen im Patienten bei gleichzeitiger Messung der respiratorischen Bewegung in Gestalt einer Respirationsamplitude über einen ersten Zeitraum, und festlegen eines respiratorischen Amplitudenbereiches der Ruhephasen, aus dem alle Emissions-Detektordaten zu Emissions-Bilddaten berechnet werden,
– Aufnehmen von Transmissions-Detektordaten durch Ausführung eines datenredundanzerzeugenden CT-Scans des Patienten bei gleichzeitiger Messung der respiratorischen Bewegung über einen zweiten Zeitraum, und Rekonstruktion von Transmissions-Bilddaten mit Transmissions-Detektordaten, welche ausschließlich dem festgelegten respiratorischen Amplitudenbereich entstammen und gleichzeitig zwingend Transmissions-Detektordaten aus dem gesamten Umfang des festgelegten respiratorischen Amplitudenbereiches abdecken,
– Kombinieren der von Emissions-Bilddaten und Transmissions-Bilddaten jeweils aus dem gleichen respiratorischen Amplitudenbereich zu Ergebnisbilddaten und
– Speicherung und/oder Ausgabe und/oder Darstellung der Ergebnisbilddaten.

Hierdurch wird erreicht, dass die miteinander kombinierten Bilddaten jeweils Informationen aus dem gleichen gesamten Bereich der respiratorischen Bewegung aufweisen und damit in der Kombination ein verbessertes Bild ergeben.
Vorteilhaft ist es zudem, wenn die Verteilung der Transmissions-Detektordaten über die respiratorischen Amplituden der Verteilung der Emissions-Detektordaten über die respiratorischen Amplituden entspricht. Das heißt also, dass die beiden Detektordaten nicht nur jeweils den gesamten Amplitudenbereich abdecken, sondern auch bezüglich ihres Anteils der respiratorischen Bewegungsamplituden bei denen die Detektordaten aufgenommen wurden gleich sind. Dies kann beispielsweise erreicht werden, indem während der gesamten Zeit der Ruhephasen Transmissionsdatensammlung stattfindet und alle diese Transmissionsdaten innerhalb der Ruhephasen zur Rekonstruktion verwendet werden.
Weiterhin wird vorgeschlagen, dass der zur Bilderzeugung genutzte respiratorische Amplitudenbereich dadurch bestimmt wird, dass ausgehend von einem minimalen vorkommenden ersten Amplitudenwert ein kleinster darüber liegender zweiter Amplitudenwert während der Emissionsdatensammlung gesucht wird, wobei der erste und zweite Amplitudenwert den Amplitudenbereich begrenzen und innerhalb dieses Amplitudenbereiches eine ausreichende Menge an Emissions-Detektordaten anfallen, um Emissions-Bilddaten mit vorgegebener Qualität zu berechnen.
Das erfindungsgemäße Verfahren kann beispielsweise zur Erzeugung von Emissions-Detektordaten ein PET-System oder ein SPECT-System verwenden. PET bezeichnet die Positronen-Emissions-Tomographie, bei der die Verteilung einer schwach radioaktiv markierten Substanz, welche beim Zerfall Positronen aussendet, im Organismus eines Patienten sichtbar gemacht wird, wodurch biochemische und physiologische Funktionen abbildet werden. Unter SPECT wird die Single-Photon-Emission-Computed-Tomography verstanden, bei der ebenfalls die Verteilung eines Radiopharmakons im Körper abgebildet wird, wobei diese Art des Radiopharmakons allerdings Photonen emittiert.
Die Geräte für die jeweilige Untersuchung sind allgemein bekannt.
Grundsätzlich kann das erfindungsgemäße Verfahren mit allen Transmissionsuntersuchungen mit ionisierender oder nichtionisierender Strahlung verwendet werden, jedoch ist als bekannteste und meist verbreitete Untersuchung die Computertomographie (CT) zu nennen.
Im Rahmen einer solchen CT-Untersuchung ist es einerseits günstig, wenn ein sequentieller Scan ausgeführt wird. Hierbei ist es besonders vorteilhaft, wenn jeweils beim Eintritt in eine respiratorische Ruhephase der eigentliche Scan beginnt und beim Austritt aus der Ruhephase ein Vorschub um eine Detektorbreite ausgeführt wird. Günstig ist es weiterhin, wenn bei der Durchführung des sequentiellen Scans, jede redundante rotatorische Abtastung ohne Vorschub über den jeweils gesamten Ruhephasenbereich ausgeführt wird, wobei besonders vorteilhaft die Dosisleistung um den reziproken Faktor reduziert wird, um den die Redundanz erzeugt wird.
Alternativ hierzu wird auch vorgeschlagen zur Erzeugung der CT-Daten einen Spiralscan auszuführen, wobei eine redundanzerzeugende Vorschubgeschwindigkeit eingestellt werden sollte, wobei wiederum vorteilhaft die Dosisleistung um den reziproken Faktor reduziert werden kann, um den die Spiralabtastung eine z-Position während der Ruhephasen redundant abtastet.
Zur Vermeidung einer unnötigen Strahlenbelastung wird außerdem vorgeschlagen, während der Aufnahme der Transmissions-Detektordaten eine respirationsamplitudengesteuerte Röhrenstrommodulation auszuführen.
Neben dem oben beschriebenen erfindungsgemäßen Verfahren schlägt der Erfinder auch ein kombiniertes Emissionsstrahlungs- und Transmissionsstrahlungs-Untersuchungssystem zur Untersuchung eines atmenden Patienten mit einem Steuer- und Rechensystem, aufweisend einen Speicher zur Speicherung eines im Betrieb auszuführenden Computerprogramms, vor, wobei in diesem ein Computerprogramm gespeichert ist, welches im Betrieb die Verfahrensschritte des zuvor beschriebenen Verfahrens ausführt.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand der bevorzugten Ausführungsbeispiele und mit Hilfe der Figuren näher beschrieben, wobei in den Figuren nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt sind. Es werden folgende Bezugszeichen verwendet: 1: Kombiniertes PET- beziehungsweise SPECT- und CT-System; 2: Gantry- und Detektorgehäuse; 3: Patientenliege; 4: Systemachse; 5: Steuer- und Rechensystem; 6: Speicher; 7: Patient; 8: Computerprogramme; 9: Steuerleitung; 9.1: Sensor; A: Respirationsamplitude; A_S: vorgegebener Amplitudenwert; A₁: erster Amplitudenwert; A₂: zweiter Amplitudenwert; A₁ bis A₂: Amplitudenbereich; I: Röhrenstrom; I(t): zeitlicher Verlauf des Röhrenstroms; R: Verlauf der Respirationsamplitude; t: Zeit: Y: Yield-Faktor; W: Zeitfenster; ∆: Dosiseinsparung.
Es zeigen im Einzelnen:
1: Verlauf der Respirationsamplitude über mehrere Respirationszyklen;
2: Verlauf der Respirationsamplitude über mehrere Respirationszyklen mit überlagerter CT-Abtastung in identischen Zeitfenstern während der Ruhephasen;
3: Verlauf der Respirationsamplitude über die Zeit mit variablen Zeitfenstern der Datensammlung bei der CT-Abtastung über den gesamten Bereich der Ruhephasen;
4: Gegenüberstellung des Respirationsverlaufs bei einer erfindungsgemäßen CT-Abtastung mit nicht-reduziertem Röhrenstrom während der Datenerfassung;
5: Gegenüberstellung des Respirationsverlaufs bei einer erfindungsgemäßen CT-Abtastung mit gleichmäßig reduziertem Röhrenstrom während der Datenerfassung;
6: Gegenüberstellung des Respirationsverlaufs bei einer erfindungsgemäßen CT-Abtastung mit ruhephasenindividuell reduziertem Röhrenstrom während der Datenerfassung;
7: 3D-Darstellung eines kombinierten Transmissions- und Emissionssystems.
Auf der Seite der Emissions-Bildgebung, wie PET oder SPECT, gibt es verschiedene Techniken, um Bilder ohne Bewegungsartefakte zu erzeugen. Da die von direkt im Patienten applizierten radioaktiven Tracermolekülen ausgehende Gamma- oder Positronenstrahlung kontinuierlich abgegeben wird, kommen hier in der Regel Methoden zum Einsatz, bei denen im Anschluss an die Untersuchung nur zeitlich begrenzte Teile der aufgenommenen Bilddaten zur Bildrekonstruktion herangezogen werden. Man spricht in diesem Falle von retrospektivem Gating. Die Auswahl der zu verwendenden Bilddaten erfolgt dabei auf Basis der Korrelation mit Atemkurven bzw. EKG-Kurven welche mit einem geeigneten Gerät parallel zu den Bilddaten aufgezeichnet wurden. Ein Beispiel für eine PET-Untersuchung mit Atemgating ist in der Druckschrift US 2007/0232903 A1 dargestellt. Hier wird ein einfacher Algorithmus beschrieben, welcher zu einem frei wählbaren Prozentsatz der aufgenommenen Daten, einem sogenannten Yield-Faktor Y, genau die Bildrohdaten auswählt, die unter Beachtung der Randbedingung des Yield-Faktors zu einem Bild mit minimalen Bewegungsartefakten führen. Die tatsächlich erreichte Zeitauflösung richtet sich dann sowohl nach den vorliegenden physiologischen Kurven als auch nach dem vom Benutzer spezifizierten Yield-Faktor. Bei typischen Werten von Y ≈ 30% führt dies zu einer Zeitauflösung von etwa ein bis fünf Sekunden bei atemkorrelierten Untersuchungen.
Die 1 zeigt den Verlauf R der Respirationsamplitude A, also der Bewegung des Körpers bei der Atmung, über mehrere Respirationszyklen hinweg. Hierbei ist auf der Ordinate die Amplitude A gegenüber der Zeit t auf der Abszisse aufgetragen. Ausgehend von einem vorgegebenen Zeitanteil oder Yield-Faktor ergibt sich ein unterer Amplitudenbereich A₁ bis A₂, in dem eine möglichst geringe Bewegung stattfindet, die also einen Ruhebereich beschreibt, in dem Messdaten bei einer Emissionsmessung entnommen werden können, die zu möglichst bewegungsarmen Bildern führen.
Auf der Seite der CT-Bildgebung kommt eine Vielzahl verschiedener Verfahren zum Einsatz, um Bewegungsartefakte zu minimieren. Diese können grob in retrospektive (Gating) und prospektive (Triggering) Methoden klassifiziert werden. Beim retrospektiven Gating wird zum Beispiel eine CT-Spiralaufnahme mit hoher örtlicher Redundanz, also kleinem Pitch, durchgeführt. Nach der Aufnahme der Bilddaten werden diese mit den parallel aufgenommenen physiologischen Daten, also Atem- bzw. EKG-Kurven, korreliert. Die zur Rekonstruktion herangezogenen Bilddaten, d. h. die „Gates“ innerhalb derer die Bilddaten verwendet werden, können dann nach verschiedenen Kriterien ausgewählt werden, beispielsweise danach an welchen Teilen der physiologischen Kurven die geringsten Bewegungsartefakte vermutet werden oder aber ein geeigneter Algorithmus bestimmt, wo die geringsten Bewegungen tatsächlich vorliegen. In den meisten Fällen werden jedoch schlicht an einer festen Stelle des Atem-/Herzzyklus Bilder mit der technisch kleinstmöglich erreichbaren Zeitauflösung rekonstruiert.
Beispielhaft ist in der 2 ein solcher Respirationsverlauf R der Respirationsamplitude A über die Zeit t dargestellt, wobei die Zeitfenster W der erfolgten CT-Abtastung und verwendeten Datensammlung jeweils bei unterschreiten einer vorgegebenen Amplitude A_S beginnen und unabhängig vom Verlauf der Respiration immer über die gleiche Zeitspanne andauern.
Weniger häufig wird die hohe Orts-Redundanz der vorliegenden Projektionsdaten genutzt um ein einziges Bild mit allen Projektionsdaten zu rekonstruieren, welches dann Bildinformation aus dem vollen Atemzyklus enthält. Gerade bei atemkorrelierten Spiralaufnahmen ist die Dosisproblematik besonders hoch, da aufgrund der im Vergleich zur Herzfrequenz niedrigen Atemfrequenz ein sehr kleiner Pitch ≈ 0,1 sowie eine langsame Rotationszeit (0,5–1,0 s) verwendet werden muss.
Beim prospektiven Triggering wird bereits vor der Untersuchung festgelegt, an welchen Positionen eines Atemzyklus die Aufnahme von Bilddaten erfolgen soll. Der entsprechende physiologische Wert, also die Atemamplitude, dient dann als „Trigger“, bei dessen Erreichung die Abgabe von Röntgenstrahlung in einer sogenannten sequentiellen Aufnahme ausgelöst wird. Da hier nur genau die Dosis appliziert wird, welche auch zur Rekonstruktion benötigt wird, ist die Strahlendosis erheblich niedriger als bei retrospektiven Methoden.
Sowohl bei retrospektiven als auch prospektiven Methoden werden nach aktuellem Stand der Technik CT-Bilder mit einer festen zeitlichen Auflösung entsprechend einer halben Detektorumlaufzeit rekonstruiert. In Ausnahmefällen werden zur Erhöhung der örtlichen Auflösung auch Bilddaten einer vollen Detektorumlaufzeit zur Rekonstruktion herangezogen.
Beim Verschmelzen von PET- und CT-Bildern bzw. bei der Auswahl geeigneter CT-Bilder für die PET-Schwächungskorrektur ergibt sich die Schwierigkeit, dass sich die CT-Zeitauflösung, typisch ca. 130–500 ms bei atemkorrelierten Untersuchungen, um Größenordnungen von der Zeitauflösung einer entsprechenden PET-Untersuchung, typisch >> 1 s, unterscheidet.
Hieraus ergibt sich, dass tatsächlich beide Bildgebungsverfahren Bilddaten erzeugen, deren originäre Detektordaten aus unterschiedlichen Bewegungssituationen oder Bewegungsspektren stammen. So beschreibt beispielsweise eine PET- oder SPECT-Darstellung den Umriss eines Tumors, der sich im Amplitudenbereich A₁ bis A₂ bewegt, während die parallel dazu aufgenommene CT-Darstellung aus Detektordaten rekonstruiert wird, die aus einem Amplitudenbereich A₁’ bis A₂’ stammen. Aufgrund der besseren Zeitauflösung der CT-Bildgebung ist die Spanne des Amplitudenbereiches A₁’ bis A₂’ mit großer Wahrscheinlichkeit wesentlich geringer als die Spanne des Amplitudenbereiches A₁ bis A₂, so dass die sich daraus ergebenden Darstellungen auch nicht deckungsgleich die gleiche Situation am Patienten abbilden. Somit entstehen bei einer Kombination der beiden Darstellungen unerwünschte Rekonstruktions- beziehungsweise Bildartefakte.
Der Kern der Erfindung betrifft also die Lösung des oben geschilderten Problems, wobei eine möglichst große Übereinstimmung der Aufnahme- und insbesondere Bewegungssituationen des abgetasteten Patienten im Rahmen der Transmissions- und Emissionsabtastung herbeigeführt werden soll.
Die erfindungsgemäße Neuerung liegt also in der Idee, bei der Transmissions-Abtastung darauf zu achten, dass durch entsprechende „Verschlechterung“ oder Anpassung der Zeitauflösung an die Zeitauflösung der Emissions-Abtastung auch miteinander vergleichbare Bereiche der Bewegungsamplituden bei beiden Bilderzeugungen zu erfassen und somit bestmöglich vergleichbare Bilddaten zu kombinieren.
Die CT-Bilddaten werden also weder mit einer möglichst kleinen, von der Rotationszeit abhängigen Zeitauflösung rekonstruiert, wie dies bei Gating und Triggering-Verfahren üblich ist, noch werden sie mit der von Rotationszeit und Pitch abhängigen möglichst groben Zeitauflösung rekonstruiert, wie es beim sogenannten Average-CT üblich ist. Stattdessen wird nicht nur die zeitliche Lage der zu rekonstruierenden Daten an die physiologischen Kurven beziehungsweise den PET-Teil der Untersuchung angepasst, sondern der verwendete repiratorische Amplitudenbereich beider Bilderzeugungen aufeinander angepasst. Die Zeitauflösung hängt dabei insbesondere von der aktuellen Dauer des Atemzyklus während des CT-Scans ab, wodurch sich je nach physiologischen Gegebenheiten die Zeitauflösung innerhalb eines Bilddatensatzes von z-Position zu z-Position unterscheidet. Um im Rahmen einer PET-CT-Untersuchung optimal aufeinander abgestimmte PET- und CT-Bilder zu erzeugen, sind verschiedene Untersuchungsvarianten unterschiedlichen Komplexitätsgrades möglich:
Variante A: Nach der Aufnahme eines Topogramms und der Planung der darzustellenden Körperregion wird neben der PET-Aufnahme auch eine CT-Spirale mit niedrigem Pitch und langsamer Rotationszeit, also vergleichbaren Werten wie bei Atemgating-Spiralen, aufgenommen. Parallel zu beiden Untersuchungen wird eine Atemkurve mit einem geeigneten Atemmonitor aufgezeichnet. In welcher Reihenfolge PET- und CT-Untersuchung durchgeführt werden ist bei dieser Anwendung der Erfindung irrelevant. Es sollte jedoch darauf geachtet werden, dass sich die Atmung des Patienten stabilisiert hat und dass die beiden Untersuchungen zeitlich in schneller Abfolge durchgeführt werden. Dadurch wird gewährleistet, dass die Atmung des Patienten während CT- und PET-Untersuchung einem ähnlichen Muster folgt. Anschließend werden PET-Bilder gemäß einem Algorithmus rekonstruiert, bei dem ein Amplitudenbereich für die zur Bilderstellung verwendeten Messdaten bestimmt wird. Beispielhaft wird diesbezüglich auf einen Berechnungsalgorithmus verwiesen, der in der Druckschrift US 2007/0232903 A1 ausführlich beschrieben wird. Die Anwendung dieses Algorithmus liefert eine minimale und eine maximale Amplitude A₁ und A₂ der Atembewegung, innerhalb derer Positronen-Zerfallsmessungen zur Bildrekonstruktion verwendet werden. Anstatt aus diesen Amplitudenwerten eine Amplitude zu extrahieren bei der aus der CT-Untersuchung ein Bild mit schärfstmöglicher zeitlicher Auflösung rekonstruiert wird, werden alle Projektionsdaten, die zwischen diesen Amplitudenwerten gemessen wurden, zur CT-Bildrekonstruktion verwendet.
Schematisch dargestellt ist dieses Verfahren in der 3, in der wiederum der Verlauf R der Respirationsamplitude A über die Zeit t aufgetragen ist und die, entsprechend der variierenden Atmung, unterschiedlich langen Zeitfenster W der Datensammlung bei der CT-Abtastung im Bereich der Ruhephasen zwischen den Amplituden A₁ und A₂ dargestellt sind.
Das führt zu Bildern mit einer generell gröberen und dynamisch von der Atmung des Patienten abhängigen zeitlichen Auflösung, wobei allerdings die respiratorischen Amplituden beider Messungen - PET und CT - und damit auch deren Bilddaten optimal übereinstimmen. Die zeitliche Auflösung ist im Falle starker Variationen in der Atemrate des Patienten nicht zwingendermaßen identisch mit der zeitlichen Auflösung der PET-Bilder, was aber auch nicht das Ziel ist. Für eine optimale Bildqualität der überlagerten PET-CT-Bilder bzw. der Schwächungskorrektur in der PET-Untersuchung ist es lediglich nötig, dass die Bilder beider Modalitäten das gleiche Maß an Bewegungsunschärfe enthalten, was dadurch gewährleistet wird, dass die Bilddaten nicht nur innerhalb derselben Amplitudenschranken aufgenommen wurden, sondern auch Daten aus den gleichen respiratorischen Amplituden enthalten. Da die Zeitauflösung innerhalb des CT-Bilddatensatzes hier mit der Länge der Atemzyklen variiert, der Röhrenstrom aber konstant bleibt, ist es bei großen Schwankungen in der Atemfrequenz möglich, dass der Bildeindruck, d. h. die Stärke des Bildrauschens, von Bild zu Bild variiert. Aufgrund der groben Zeitauflösung der Bilder – viele Projektionsdaten werden in Rekonstruktion aufgenommen – liegt das Rauschen aber in jedem Fall auf weit niedrigerem Level, als dies im Falle der Rekonstruktion zeitlich scharfer Bilder wäre.
Grundsätzlich ist bei dieser Variante mit geringem Implementierungsaufwand zusätzlich möglich, sie mit einer Absenkung des Röhrenstroms analog zur unten beschriebenen Variante C) zu kombinieren.
Vorteilhaft ist es bei diesem Verfahren, dass eine sehr einfache Implementierung möglich ist, da nur Änderungen an der Scanner-Steuerungs-Software und der Bildrekonstruktions-Software nötig sind. Da der CT-Scan mit einem für Gating üblichen Röhrenstrom durchgeführt wurde, können zusätzlich auch zeitlich scharfe Gatingbilder rekonstruiert werden. Die volle diagnostische Flexibilität bleibt also gewahrt. Nachteilig ist allerdings, dass bei der CT-Abtastung teilweise Strahlendosis appliziert wird, ohne dass daraus Bilddaten gewonnen werden.
Variante B: Analog zur Variante A wird zunächst ein Topogramm und anschließend eine PET-Untersuchung durchgeführt. Letztere findet im hier konkret beschriebenen Beispiel wieder unter Optimierung des genutzten respiratorischen Amplitudenbereiches gemäß der Druckschrift US 2007/0232903 A1 statt, wobei das Ergebnis des Algorithmus, also die Bestimmung der minimalen und maximalen Amplitude A₁ und A₂ innerhalb derer die Detektordaten verwendet werden sollen, vor der Ausführung der CT-Untersuchung vorliegen muss. Diese Amplitudenwerte werden jetzt zur Planung einer gegateten CT-Abtastung, zum Beispiel einer Spiraluntersuchung bei niedrigem Pitch ≈ 0.1 und langer Rotationszeit 0.5 s–1.0 s mit moduliertem Röhrenstrom, verwendet.
Diese Röhrenstrommodulation wird auch Pulsing genannt. Eine schematische Darstellung hiervon ist in der 4 gezeigt. Hier ist im unteren Teil der Darstellung wieder der Respirationsverlauf R entsprechend den 2 bis 3 während des CT-Scans gezeigt. Zeitgleich darüber ist der Verlauf I(t) des Röhrenstromes I und damit der applizierten Dosisleistung aufgetragen.
Dabei wird nur innerhalb der aus der PET-Untersuchung resultierenden Amplitudenwerte A₁ und A₂ – also der Ruhephase – der maximale Röhrenstrom in der Röntgenröhre I_max appliziert. Während der Atemphasen, deren Amplitude außerhalb dieser Werte liegt, wird der applizierte Röhrenstrom auf den technisch realisierbaren minimalen Anteil d reduziert, mit: I_min = d·I_max. In Abhängigkeit des Systems liegt d bei etwa d = 5%. Je nach Yield-Faktor Y, welcher für den ursprünglichen Algorithmus angewendet wurde, ergibt sich allein daraus eine Dosisersparnis von ∆_Dosis = (1 – Y)·(1 – d). Mit typischen Werten von Y = 30% und d= 5% wäre damit eine Ersparnis von 67% gegenüber ungepulsten Spiralen möglich. Analog zur Variante A werden dann alle Bilddaten innerhalb des Hochdosis-Plateaus zwischen A₁ und A₂ zur Bildrekonstruktion herangezogen, um damit die gleichen Vorteile für die Bildqualität von PET-CT-Bildern zu erreichen.
Günstig ist hierbei, dass die Implementierung auf der Basis einer vorhandenen amplitudenbasierten Röhrenstrommodulation aufsetzen kann, eine starke Dosiseinsparung im Vergleich zur Variante A entsteht und im Gegensatz zur einfachen Anwendung von Röhrenstrommodulation die Grenzen A₁ und A₂ aufgrund der automatisierten Bestimmung wohl definiert sind, so dass die Fehleranfälligkeit gering ist. Auch hier können zusätzlich zeitlich scharfe CT-Bilder rekonstruiert werden. Ungünstig ist, dass auch hier immer noch nicht die größtmögliche Dosiseinsparung stattgefunden hat.
Variante C: Eine weitere Erhöhung der Dosiseffizienz kann durch eine zusätzliche Reduzierung des Röhrenstroms I_max innerhalb der Amplitudenschranken A₁ und A₂ erreicht werden. Um Projektionsdaten an allen z-Positionen zu jedem Zeitpunkt innerhalb eines Atemzyklus aufzunehmen, werden gegatete CT-Spiralen wie sie hier verwendet werden mit kleinem Pitch und langsamer Rotationsgeschwindigkeit aufgenommen. Dabei sind die Röhrenströme in Anbetracht dieser Kombination von Pitch und Rotationszeit jedoch relativ hoch. Denn bei Rekonstruktion eines Gating-Bildes mit schärfstmöglicher Zeitauflösung wird nur ein kleiner Teil der Projektionsdaten verwendet, welcher mit ausreichend hoher Dosis aufgenommen werden muss um für die Diagnostik / Schwächungskorrektur ausreichend rauschfreie Bilder zu rekonstruieren. Bei dem in der Variante B vorgestellten Prinzip liegen jedoch an allen z-Positionen Projektionsdaten aus mehreren verschiedenen Detektorumläufen vor. Die Menge der vorliegenden Daten hängt dabei von der Atmung des Patienten, insbesondere von der Dauer eines Atemzyklus T_resp, und dem Yield-Faktor Y ab. Da die Superposition aller an der entsprechenden z-Position innerhalb der Amplitudenwerte A₁ und A₂ aufgenommenen Projektionsdaten zur Rekonstruktion verwendet wird, kann der abgegebene Röhrenstrom entsprechend gesenkt werden.
In der 5 wird diese Absenkung des Röhrenstromes schematisch dargestellt. Aufgetragen ist, entsprechend der 4, wieder der zeitliche Verlauf des Röhrenstrom I(t) mit durchgezogener Linie über dem zeitlichen Respirationsverlauf R. Die entsprechend der Variante B beziehungsweise der 4 applizierte Dosisleistung beziehungsweise darunter integrierte Dosis ist mit der gestrichelten Kurve zum Vergleich ebenfalls gezeigt. Die sich daraus ergebende Dosiseinsparung ist mit Δ bezeichnet.
Im einfachsten Fall kann dies mit dem folgenden statischen Automatismus erfolgen: Während der PET-Untersuchung wird bereits der Atmungsverlauf des Patienten über mehrere Minuten überwacht und aufgezeichnet. Aus diesen Aufzeichnungen lässt sich dann der Mittelwert der Dauer des Atemzyklus T_respavg, sowie dessen Standardabweichung σ berechnen, woraus sich wiederum die minimale zu erwartende Zyklusdauer T_respmin = T_respavg – σ ergibt. Sei nun I_max der Röhrenstrom, welcher im Falle einer gepulsten Gating-Spirale nötig wäre, um bei einer üblichen 180° Quick-Rekonstruktion Bilder von diagnostischer Qualität zu liefern. Dann ist I_max·T_rot·180/360 I_max näherungsweise proportional zur für die Aufnahme dieses Bildes nötigen Dosis.
Weiterhin wird bei der nach Variante B vorgeschlagenen CT-Untersuchung beziehungsweise Bildrekonstruktion im Mittel für ein Bild die über einen Zeitraum von T_resp·Y abgegebene Dosis
genutzt. Damit kann die in B) vorgeschlagene Variante so abgeändert werden, dass während der Hochdosisplateaus nur ein Röhrenstrom von I_red ^const = I_max·(T_rot· 180 / 360)/T_resp ^min·Y) abgegeben wird.
Um zu vermeiden, dass in unterdurchschnittlich kurzen Atemzyklen die applizierte Strahlendosis zu niedrig für eine diagnostische Bildqualität wird, wurde in der Berechnungsvorschrift für I_red ^const die minimale zu erwartende Atemzyklusdauer T_resp ^min anstatt T_resp ^avg eingesetzt. An dieser Stelle besteht jedoch Potential für „Feintuning“. Mit typischen Werten von T_rot = 1 s, T_resp ^min = 6 s und Y = 30% ergäbe sich somit eine Reduktion des Röhrenstroms auf I_red ^const = I_max·28% und somit eine Dosisersparnis von 72% gegenüber B) bzw. einer Standard-Gating-Spirale mit Röhrenstrommodulation.
Anzumerken ist auch, dass die statische Röhrenstromreduzierung aus Variante C analog mit proportionalem Dosisvorteil bei der Variante A angewendet werden kann.
Vorteilhaft ist hier, dass ein hoher Ausnutzungsgrad der applizierten Dosis stattfindet und der Amplitudenbereich A₁ bis A₂, also die Dosismodulations-Grenzen, durch das automatische Verfahren wohl definiert bestimmt werden. Ungünstig ist, dass die Implementierung deutlich aufwändiger ist, als bei den Varianten A und B, bei zu stark steigender Atemfrequenz Bildrauschen zu erwarten ist und nachträglich keine zeitlich scharfen CT-Bilder mehr rekonstruiert werden können.
Variante D: Um die Dosis weiter zu verringern, ohne die Bildqualität zu verschlechtern, kann der maximale Röhrenstrom aus der Variante C zusätzlich dynamisch der aktuellen Atemrate angepasst werden. Der Ansatz der Variante C ist in zweierlei Hinsicht weiter verbesserungsfähig: a) Steigt die Dauer des respiratorischen Zyklus T_resp nach der PET-Untersuchung beziehungsweise während der CT-Untersuchung an, könnte durch eine weitere Senkung des Röhrenstroms noch mehr Dosis gespart werden. b) Sinkt T_resp dagegen unerwartet stark, würde dies zu einer zu niedrigen applizierten Dosis und somit mangelhafter Bildqualität führen. Aus diesem Grund lässt sich eine weitere Verbesserung erreichen, indem der maximale Röhrenstrom I_max nicht während der ganzen CT-Untersuchung konstant bleibt, sondern dynamisch in jedem Atemzyklus an die zu erwartende Atemzykluslänge angepasst wird. Die Analyse der Atemkurve aus der PET-Untersuchung zur Berechnung von T_resp ^min entfällt hier.
Stattdessen wird der Erwartungswert des nächsten Atemzyklus ‹T_resp› zu Beginn eines neuen Atemzyklus bei Erreichen der vollständigen Einatmung des vorherigen Atemzyklus auf der Basis der letzten drei bis zehn Werte aktuell berechnet oder geschätzt. Auch dieser kann dann unter Umständen noch durch einen Korrekturterm σ, z.B. der Standardabweichung von ‹T_resp›, modifiziert werden, sodass eine dynamisch berechnete zu erwartende minimale Atemzykluslänge T_resp ^dyn = <T_resp> – σ resultiert. Auf Basis dieses Wertes kann dann der maximale Röhrenstrom innerhalb des aktuellen Atemzyklus angepasst werden, wobei sich analog zur Variante C ergibt I_red ^dyn = I_max·(T_rot· 180 / 360)/(T_resp ^dyn·Y) . Die Dosisersparnis bei dieser Methode liegt bei einer ähnlichen Größenordnung wie in der Variante C, kann jedoch dadurch erhöht werden, dass hier nur ein kleinerer Korrekturterm σ benötigt wird, da die Atemrate genauer vorhergesagt werden kann und auf Änderungen in der Atmung des Patienten während der Untersuchung reagiert werden kann. <T_resp> und σ können auf verschiedenste Art berechnet werden, deren Optimum in der Anwendung erprobt werden muss.
Eine entsprechende schematische Darstellung dieser Vorgehensweise ist in der 6 gezeigt. Ähnlich zur 5 ist hier wieder der zeitliche Verlauf des Röhrenstrom I(t) mit durchgezogener Linie über dem zeitlichen Respirationsverlauf R aufgetragen. Die entsprechend der Variante B beziehungsweise der 4 applizierte Dosisleistung beziehungsweise darunter integrierte Dosis ist mit der gestrichelten Kurve zum Vergleich ebenfalls gezeigt. Im Gegensatz zur 5 beziehungsweise der Variante C ergeben sich in den unterschiedlich breiten Zeitfenstern W jeweils unterschiedliche Dosisleistungsniveaus und damit unterschiedlich hohe Dosiseinsparungen Δ, die jeweils mindestens so groß sind, wie die Dosiseinsparung aus der 5 beziehungsweise Variante C.
Vorteilhaft ist bei dieser Variante, dass sich eine weitere Reduktion der Dosis ergibt und die applizierte Dosis immer hoch genug ist, um diagnostische Bildqualität zu erreichen. Weiterhin ist dieses Verfahren anwendbar, ohne dass eine Analyse vorheriger Atemkurven notwendig wäre. Außerdem ist der Amplitudenbereich A₁ bis A₂, also die Dosismodulations-Grenzen, wohl definiert. Nachteilig ist, dass die Implementierung der Software aufwändig ist und mangels Dosis nachträglich keine zeitlich scharfen Gating-Bilder mehr rekonstruiert werden können.
Es wird ausdrücklich darauf hingewiesen, dass zum Rahmen der Erfindung auch ein Kombiniertes Emissions-/CT-Verfahren zählt, bei dem für die CT-Abtastung ein sequentielles Abtastverfahren stattfindet, wobei vorzugsweise das CT-System jeweils in den Ruhephasen der Respiration den Patienten ausschließlich rotatorisch abtastet und mit jedem Ende einer Ruhephase - also bei überschreiten einer vorgegebenen maximalen respiratorischen Amplitude ein Vorschub um eine Detektorbreite stattfindet. Hierbei kann selbstverständlich auch eine Dosismodulation stattfinden, bei der die Dosisleistung während des sequentiellen Vorschubs abgeschaltet wird und die applizierte Dosisleistung während der rotatorischen Abtastung so weit reduziert wird, dass sie bei mit großer Wahrscheinlichkeit aus den vorhergegangenen respiratorischen Zyklen vorherschaubaren Dauer der Ruhephase und der sich daraus ergebenden N Halbumdrehungen nur 1/N der Dosisleistung beträgt.
Die 7 zeigt schließlich ein kombiniertes PET- beziehungsweise SPECT- und CT-System 1, bei dem im Gantry- und Detektorgehäuse 2 – nicht näher dargestellt – einerseits das Strahler-Detektor-System eines CT-Systems angeordnet ist und sich andererseits ein PET- oder SPECT-Detektorsystem befinden. Der Patient 7 befindet sich dabei auf einer entlang der Systemachse 4 verschiebbaren Patientenliege 3, mit welcher er in definierter Weise durch das Messfeld im Gehäuse 2 geschoben werden kann. Zur Bestimmung der Atemamplitude A kann beispielsweise ein Sensor 9.1 über eine Sensorleitung 9 mit dem Streuer- und Rechensystem 5 verbunden werden, welches auch mit Hilfe der im Speicher 6 vorliegenden Programme 8 sowohl das gesamte System steuert als auch die hier beschriebenen erfindungsgemäßen Verfahren ausführt.
Insgesamt wird also ein Verfahren und ein kombiniertes Emissions- und Transmissions-Tomographiesystem zur Erzeugung kombinierter tomographischer Emissions- und Transmissions-Darstellungen eines atmenden und sich dadurch zyklisch bewegenden Patienten mit mehreren Ruhephasen beschrieben, wobei:

– Emissions-Detektordaten im Patienten bei gleichzeitiger Messung einer Respirationsamplitude gemessen und ein respiratorischer Amplitudenbereich bestimmt wird, aus dem alle Emissions-Detektordaten zu Emissions-Bilddaten berechnet werden,
– Transmissions-Detektordaten durch einen datenredundanzerzeugenden CT-Scan bei gleichzeitiger Messung der respiratorischen Bewegung gemessen und Transmissions-Bilddaten rekonstruiert werden, welche ausschließlich dem festgelegten respiratorischen Amplitudenbereich entstammen und gleichzeitig zwingend Transmissions-Detektordaten aus dem gesamten Umfang des festgelegten respiratorischen Amplitudenbereiches abdecken,
– Emissions- und Transmissions-Bilddaten jeweils aus dem gleichen respiratorischen Amplitudenbereich zu Ergebnisbilddaten kombiniert und gespeichert und/oder ausgegeben und/oder dargestellt werden.

Vorzugsweise betreffen die Emissionsuntersuchungen PET- und SPECT-Methoden, und die Transmissionsuntersuchungen computertomographische Röntgenuntersuchungen.
Obwohl die Erfindung im Detail durch das bevorzugte Ausführungsbeispiel näher illustriert und beschrieben wurde, so ist die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele eingeschränkt und andere Variationen können vom Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu verlassen.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

US 2007/0232903 A1 [0002, 0028, 0040, 0045]

Claims

Verfahren zur Erzeugung kombinierter tomographischer Emissions- und Transmissions-Darstellungen eines atmenden und sich dadurch zyklisch bewegenden Patienten (7) mit mehreren Ruhephasen, aufweisend die folgenden Verfahrensschritte: 1.1. Aufnehmen von Emissions-Detektordaten aus Emissionsereignissen im Patienten (7) bei gleichzeitiger Messung der respiratorischen Bewegung in Gestalt einer Respirationsamplitude (A) über einen ersten Zeitraum, und Festlegen eines respiratorischen Amplitudenbereiches (A₁–A₂) der Ruhephasen, aus dem alle Emissions-Detektordaten zu Emissions-Bilddaten berechnet werden, 1.2. Aufnehmen von Transmissions-Detektordaten durch Ausführung eines datenredundanzerzeugenden CT-Scans des Patienten (7) bei gleichzeitiger Messung der respiratorischen Bewegung über einen zweiten Zeitraum, und Rekonstruktion von Transmissions-Bilddaten mit Transmissions-Detektordaten, welche ausschließlich dem festgelegten respiratorischen Amplitudenbereich (A₁–A₂) entstammen und gleichzeitig zwingend Transmissions-Detektordaten aus dem gesamten Umfang des festgelegten respiratorischen Amplitudenbereiches (A₁–A₂) abdecken, 1.3. Kombinieren der von Emissions-Bilddaten und Transmissions-Bilddaten jeweils aus dem gleichen respiratorischen Amplitudenbereich (A₁–A₂) zu Ergebnisbilddaten und 1.4. Speicherung und/oder Ausgabe und/oder Darstellung der Ergebnisbilddaten.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Verteilung der Transmissions-Detektordaten über die respiratorischen Amplituden der Verteilung der Emissions-Detektordaten über die respiratorischen Amplituden entspricht.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass der zur Bilderzeugung genutzte respiratorische Amplitudenbereich dadurch bestimmt wird, dass ausgehend von einem minimalen vorkommenden ersten Amplitudenwert (A₁) ein kleinster darüber liegender zweiter Amplitudenwert (A₂) während der Emissionsdatensammlung gesucht wird, wobei der erste und zweite Amplitudenwert (A₁, A₂) den Amplitudenbereich (A₁–A₂) begrenzen und innerhalb dieses Amplitudenbereiches (A₁–A₂) eine ausreichende Menge an Emissions-Detektordaten anfallen, um Emissions-Bilddaten mit vorgegebener Qualität zu berechnen.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass als Emissions-Detektordaten PET-Detektordaten verwendet werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass als Emissions-Detektordaten SPECT-Detektordaten verwendet werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass als Transmissions-Detektordaten CT-Daten verwendet werden.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass zur Erzeugung der CT-Daten ein sequentieller Scan ausgeführt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Durchführung des sequentiellen Scans, jeweils beim Eintritt in eine respiratorische Ruhephase der Scan beginnt und beim Austritt aus der Ruhephase ein Vorschub um eine Detektorbreite ausgeführt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Durchführung des sequentiellen Scans, jede redundante rotatorische Abtastung ohne Vorschub über den jeweils gesamten Ruhephasenbereich ausgeführt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass bei der redundanten rotatorischen Abtastung ohne Vorschub die Dosisleistung um den reziproken Faktor reduziert wird, um den die Redundanz erzeugt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass zur Erzeugung der CT-Daten ein Spiralscan ausgeführt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass beim Spiralscan eine redundanzerzeugende Vorschubgeschwindigkeit eingestellt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Dosisleistung um den reziproken Faktor reduziert wird, um den die Spiralabtastung eine z-Position während der Ruhephasen redundant abtastet.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass während der Aufnahme der Transmissions-Detektordaten eine respirationsamplitudengesteuerte Röhrenstrommodulation ausgeführt wird.
Kombiniertes Emissionsstrahlungs- und Transmissionsstrahlungs-Untersuchungssystem (1) zur Untersuchung eines atmenden Patienten (7) mit einem Steuer- und Rechensystem (5), aufweisend einen Speicher (6) zur Speicherung eines im Betrieb auszuführenden Computerprogramms (8), dadurch gekennzeichnet, dass das Computerprogramm (8) die Verfahrensschritte gemäß einem der voranstehenden Verfahrensansprüche ausführt.