DE102012217301B4 - Kombination aus Kontrastmittel und Mammographie-CT-System mit vorgegebenem Energiebereich und Verfahren zur Erzeugung tomographischer Mammographie-CT-Aufnahmen durch diese Kombination - Google Patents

Kombination aus Kontrastmittel und Mammographie-CT-System mit vorgegebenem Energiebereich und Verfahren zur Erzeugung tomographischer Mammographie-CT-Aufnahmen durch diese Kombination Download PDF

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Abstract

Verfahren zur Erzeugung tomographischer Mammographie-Aufnahmen durch eine Kombination eines Mammographie-CT-System (1) mit einem einzustellenden Röntgenenergiebereich zur Abtastung und einem auszuwählenden Kontrastmittel, wobei:1.1. das Kontrastmittel Röntgenstrahlung vornehmlich in einem ersten Energiebereich absorbiert, in dem ein Absorptionspeak eines kontrastgebenden Elementes liegt,1.2. mindestens ein zum CT-Scan der weiblichen Brust verwendeter zweiter Energiebereich durch Einstellung einer Beschleunigungsspannung und Filterung der damit erzeugten Röntgenstrahlung bestimmt wird, dadurch gekennzeichnet , dass1.3. der erste Energiebereich und der mindestens eine zweite Energiebereich derart ausgewählt werden, dass der erste Energiebereich innerhalb des zweiten Energiebereiches liegt und der zweite Energiebereich eine Obergrenze von kleiner-gleich 70 keV und eine Untergrenze von größergleich 20 keV aufweist, und1.4. die Obergrenze des zweiten Energiebereiches derart ausgewählt wird, dass sie zwischen dem Peak des energiespezifischen Schwächungskoeffizienten an der K- oder L-Kante des Kontrastmittels und dem energetisch nächst höher gelegenen Maximum des Dose Enhancement Ratio (DER) zwischen Gewebe und kontrastmittelangereichertem Gewebe angeordnet ist.

Description

  • Die Erfindung betrifft eine Kombination eines Kontrastmittels, welches ein kontrastgebendes Element enthält, das einen Absorptionspeak in einem ersten Energiebereich aufweist, mit einem Mammographie-CT-System zur tomographischen Abbildung einer weiblichen Brust einer Patientin mit einem ersten Strahler-Detektor-System, welches nach einer Filterung der an einer Anode entstehenden Röntgenstrahlung mit vorgegebener Röhrenspannung ein Röntgenspektrum ausstrahlt, welches einen zweiten Energiebereich umfasst, wobei das Strahler-Detektor-System eine Vielzahl an umlaufenden Projektionen um die Brust erfasst.
  • Des Weiteren betrifft die Erfindung auch ein Verfahren zur Erzeugung tomographischer Mammographie-CT-Aufnahmen durch eine Kombination eines Mammographie-CT-Systems mit einem einzustellenden Röntgenenergiebereich zur Abtastung und einem auszuwählenden Kontrastmittel, wobei das Kontrastmittel Röntgenstrahlung vornehmlich in einem ersten Energiebereich absorbiert, in dem ein Absorptionspeak eines kontrastgebenden Elementes liegt, und mindestens ein zum CT-Scan der weiblichen Brust verwendeter zweiter Energiebereich durch Einstellung einer Beschleunigungsspannung und Filterung der damit erzeugten Röntgenstrahlung bestimmt wird.
  • Bei der konventionellen Mammographie wird von der komprimierten Brust in cranio-caudaler oder lateraler Richtung eine Projektionsaufnahme erstellt. Die Aufnahme gibt ein „Schattenbild“ der Brust wieder. Es werden meist Wolfram (W) - oder Molybdän (Mo) - und Rhodium (Rh) - Anoden mit Hochspannungen im Bereich bis 35 kV, selten bis 49 kV, benutzt. Der niederenergetische Anteil der austretenden Röntgenstrahlen, der vorwiegend zur eingetragenen Röntgendosis aber wenig zur Abbildung beiträgt, kann zudem mit Mo-, Rh- oder Cu-Filtern anwendungsbezogen abgetrennt werden.
  • Strahlführung und Streulichtfilter sorgen für eine hohe Ortsauflösung. Der ältere Röntgenfilm ist zumeist durch digitale Detektoren ersetzt. Für die Anwendung in der Projektionsmammographie wurden von U.Speck & I.von Brenndorff in der Druckschrift EP 0 994 729 B1 Kontrastmittel beschrieben. Bei Verwendung konventioneller Kontrastmittel, die Jod (I) mit der Ordnungszahl Z = 53 als kontrastgebendes Element enthalten, kann das Potential der Kontrastmittel allerdings nur ungenügend ausgenutzt werden, da das emittierte Röntgenspektrum nur unzureichend mit der K-Kante des Jod bei 33 keV überlappt. Verwendet man Elemente höherer Ordnung, z.B. Gadolinium (Gd) mit der Ordnungszahl Z = 64 und einer K-Kante von 50 keV, so macht sich diese geringe Überlappung von Röntgenstrahlenergie und Gd-Absorptionspeak noch nachteiliger bemerkbar. Die Applikation von Kontrastmitteln hat sich schon aus diesen Gründen im Bereich der konventionellen Projektionsmammographie nicht durchgesetzt.
  • Die oben beschriebene konventionelle Projektionsmammographie hat in der letzten Dekade eine Reihe von Verbesserungen auf allen Ebenen erfahren. Auf der Anregungsseite wurde monochromatisches Röntgen erprobt, wobei bei gleichem Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis (CNR) eine Reduktion der Röntgendosis gegenüber der Verwendung polychromatischer Strahlung möglich ist. Bei einer Verwendung von Röntgenröhren mit zwei Anoden kann man Kontrastmittel verwenden, die mit der K-Kante des absorbierenden Elementes genau zwischen den beiden Emissionslinien der beiden Anoden liegen, so dass ein Umschalten zwischen den Anoden die Sichtbarkeit des Kontrastmittels „an- oder ausschaltet“. Im Prinzip kann man damit Subtraktionsbilder generieren, die fast frei von Bewegungsartefakten sind.
  • Auch auf der Detektorseite ist die Entwicklung nicht stehen geblieben, so stehen heute energieauflösende Detektoren für eine Reihe von Ansätzen zur Verfügung. Auch ist man schrittweise durch Schwenken von Röhre und Detektor über der physiologisch-angepasst eingespannten Brust zu einer tomosynthetischen Darstellung übergegangen. Das gegenwärtige Ende dieser Entwicklung deutet sich in eigens für die Mammabildgebung entwickelten CT-Geräten an. Wie in der konventionellen CT- und MR-Bildgebung liegt dabei die Frau in einer möglichen Ausführungsform auf dem Bauch, nur wird anstelle des ganzen Körpers allein die Brust ohne mechanische Einspannung gescannt. Es entstehen 3D-Bilder, wie man dies aus der CT und MRI gewohnt ist. Allerdings kann durch die Spezialisierung auf die Brust ein preisgünstiges und damit weit verbreitetes Gerät mit hoher örtlicher und zeitlicher Auflösung entwickelt und unter Minimierung der Strahlendosis eingesetzt und vertrieben werden. Ein solches Gerät beseitigt damit wesentliche Nachteile, die mit der konventionellen oder klassischen Projektionsmammographie verbunden waren, nämlich:
    • • Umschwenken von einer auf die andere Brust;
    • • Umschwenken von cranio-caudal auf lateral;
    • • mechanische Kompression der Brust;
    • • Bewegungsartefakte, falls in der Abfolge zweier Aufnahmen die Kompression verändert oder gelockert wird;
    • • keine 3D-Aufnahmen und
    • • mangelhafte zeitliche Auflösung für die Anwendung von Kontrastmitteln in dynamischer Abfolge.
  • Im Rahmen der klassischen Projektionsmammographie war die Applikation von Kontrastmittel die große Ausnahme, da durch die Kompression der Brust eine intakte Anflutung von Tumoren nicht gewährleistet war. Eine Entlastung der Kompression nach der Nativaufnahme zur Applikation von Kontrastmitteln mit anschließender Re-Kompression hat automatisch zu enormen Bewegungsartefakten geführt. Gerade dieses Problem wird bei Verwendung der beschriebenen CT-Mammographie-Systeme umgangen, da nun die mammographischen Aufnahmen im liegenden Zustand der Frau bei nicht-komprimierter Brust gewonnen werden, wodurch auch eine Kontrastmittelapplikation problemlos am liegenden Patienten erfolgen kann. Daneben führen die Ausformung von Röntgenquelle, die Strahlführung und Röntgendetektion mit Energieauflösung zu bisher unbekannten Möglichkeiten der Kontrastmittelanpassung und Strahlenreduktion.
  • Ergänzend wird auf die Druckschriften US 2005 / 0084060 A1 , US 2011 / 0149068 A1 , DE 10 2006 015 451 A1 , auf die Veröffentlichung DIEKMANN, F., et al.: „Use of iodine-based contrast media in digital full-field mammography-initial experience." In: RöFo-Fortschritte auf dem Gebiet der Röntgenstrahlen und der bildgebenden Verfahren, Vol..175, 2003, No. 3, S. 342-345., und auf die Veröffentlichung ZENTAl, George: Signal-to-noise and contrast ratio enhancements by quasimonochromatic imaging. In: IEEE Transactions on Instrumentation and Measurement, Vol. 60; 2011, No. 3, S. 908-915, verwiesen. Keine dieser Schriften berücksichtigt allerdings bei der Auswahl der Kombination von Kontrastmittel und verwendetem Röntgenspektrum zur Bilddarstellung den dosisverstärkenden Effekt des Kontrastmittels bezüglich der Auswahl der Obergrenze des Röntgenspektrums.
  • Es besteht somit weiterhin das Problem, dass bei der bisherigen Bildgebung mit Kontrastmittel die verwendeten Röntgenenergiebereiche der genutzten Röntgenstrahlung und die vornehmlichen Absorptionsbereiche der verwendeten Kontrastmittel ungenügend aufeinander abgestimmt waren.
  • Es ist daher Aufgabe der Erfindung, eine verbesserte Kombination aus Kontrastmittel und Mammographie-CT-System unter Berücksichtigung des dosisverstärkenden Effekts des Kontrastmittels zu finden, bei der die verwendete Röntgenenergie und der vornehmliche Absorptionsbereich des Kontrastmittels besser aufeinander abgestimmt sind. Ebenso ist es Aufgabe, ein entsprechend verbessertes Verfahren zur Erzeugung tomographischer Mammographie-Aufnahmen durch solch eine Kombination aus Kontrastmittel und Mammographie-CT-System zu finden.
  • Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
  • Die Erfinder haben erkannt, dass mit Hilfe einer auswahl- und einstellungsoptimierten Kombination von Kontrastmittel mit einem Mammographie-CT-System eine bestens dosisminimierte Abtastung einer weiblichen Brust möglich ist, wobei einerseits von weitgehend vorliegenden Standardverhältnissen bezüglich der zu erwartenden Schichtdicken ausgegangen werden kann und andererseits auch zusätzlich eine spezielle Anpassung der Grenzen des eingestellten Energiebereiches der Röntgenstrahlung, gegebenenfalls durch automatisierte Mechanismen, vorgenommen werden kann, beziehungsweise dem System immanent als Eigenschaft mitgegeben werden kann. Hierzu kann beispielsweise vor der eigentlichen CT-Abtastung eine optische Abtastung und Konturbestimmung der Brust erfolgen. Besonders günstig ist es dabei, wenn die zu untersuchende Brust aufgrund entsprechender Lagerung der Patientin in unkomprimiertem Zustand bereits im Messvolumen des Mammographie-CT-Systems angeordnet ist.
  • Besonders günstig in Bezug auf die eigentlich gegenläufigen Interessen bezüglich optimaler Kontrastmittelabsorptionseigenschaften zur besten Kontrastierung von Gewebestrukturen und einer möglichst geringen Energiedeposition im kontrastmittelangereicherten Gewebe ist es, wenn die Grenzen des eingestellten Röntgenenergiebereiches derart gewählt werden, dass durch Wahl einer nicht zu geringen Untergrenze möglichst wenig nicht zur Bildgebung nutzbare Röntgenstrahlung eingestrahlt wird, gleichzeitig für eine optimale Kontrastierung durch das ausgewählte Kontrastmittel der Absorptionspeak des Kontrastmittels möglichst vollständig im eingestellten Röntgenenergiebereich liegt, jedoch der eingestellte Röntgenenergiebereich möglichst wenig in den Bereich hoher Energiedeposition hineinreicht. Wobei zu beachten ist, dass das im Gewebe vorliegende Kontrastmittel aufgrund seiner verstärkten Absorption eine Dosiserhöhung gegenüber Gewebe ohne Kontrastmittel erzeugt. Dadurch, dass nicht nur die Absorption der Photonen, sondern auch deren Fluss und Energie die deponierte Energie bestimmt, ergibt sich zu höheren Energien hin nach einer K-Kante ein weiteres Maximum der deponierten Energie. Somit ist es wünschenswert die obere Grenze des eingestellten Energiebereiches oberhalb der K-Kante, jedoch unterhalb des nachfolgenden Maximums eines DER (dose enhancement ratio) zu platzieren. Unter DER wird somit das Verhältnis des Massenenergieabsorptionskoeffizienten µen(Gewebe + Kontrastmittel)/p des mit Kontrastmittel angereicherten Gewebes zu dem Massenenergieabsorptionskoeffizienten µen(Gewebe) /p verstanden. Das DER beschreibt also den Faktor der Dosiserhöhung, der durch die Hinzufügung von Kontrastmittel entsteht. Es gilt: DER = α·µen (Gewebe)/ρ+b·µen(Kontrastmittel)/ρ/µen(Gewebe)/ρ' wobei a den relativen Gewebeanteil und b den relativen Kontrastmittelanteil des Gewebe-Kontrastmittel-Gemisches beschreibt. Eine Beispielrechnung mit Wasser als Gewebereferenz und Jod als Kontrastmittel ergibt ein Maximum des DER bei einer Röntgenenergie von etwa 50 keV.
  • Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung haben die Erfinder auch erkannt, dass es möglich ist, unter Anwendung einer Mammographie-CT-Untersuchung, insbesondere unter den hier besonders dargestellten Randbedingungen der optimierten Kombination von Kontrastmittel und Energiebereich der Mammographie-CT-Abtastung, Tumore von gesundem Gewebe zu unterscheiden, wenn Zeitkonstanten für die An- und Abflutung von Kontrastmittel im Gewebe bestimmt werden. Als besonders charakteristische Zeitkonstante kann hierfür insbesondere die Verweilzeit τ des Kontrastmittels im Gewebe dienen.
  • Entsprechend diesen Erkenntnissen schlagen die Erfinder eine Kombination eines Kontrastmittels, welches ein kontrastgebendes Element enthält, das einen Absorptionspeak (K-Kante) in einem ersten Energiebereich aufweist, mit einem Mammographie-CT-System zur tomographischen Abbildung einer weiblichen Brust einer Patientin mit einem ersten Strahler-Detektor-System, welches nach einer Filterung der an einer Anode entstehenden Röntgenstrahlung mit vorgegebener Röhrenspannung ein Röntgenspektrum ausstrahlt, welches einen zweiten Energiebereich umfasst, wobei das Strahler-Detektor-System eine Vielzahl an umlaufenden Projektionen um die Brust erfasst, vor, wobei erfindungsgemäß der erste Energiebereich ein Teil des zweiten Energiebereiches ist und der zweite Energiebereich eine Obergrenze von kleiner 70 keV und eine Untergrenze von größer 20 keV aufweist, wobei das Mammographie-CT-System mit einem Computer mit einem im Speicher vorliegenden Programm ausgestattet ist, welches im Betrieb das erfindungsgemäße Verfahren ausführt, bei dem zur Auswahl der optimalen Obergrenze des von dem Mammographie-CT-System ausgestrahlten Röntgenenergiebereiches auch die Berücksichtigung des kontrastmittelspezifischen DER-Verlaufes einfließt und demnach der zweite Energiebereich eine Obergrenze aufweist, die derart ausgewählt ist, dass sie zwischen dem Peak des energiespezifischen Schwächungskoeffizienten an der K-Kante des Kontrastmittels und dem energetisch nächst höher gelegenen Maximum des DER (DER = dose enhancement ratio) angeordnet ist. Damit wird erreicht, dass möglichst wenig Röntgenenergie in einem Bereich ins Gewebe eingestrahlt wird, die durch den dosiserhöhenden Effekt des Kontrastmittels besonders viel Energie im Gewebe deponiert.
  • In einer bevorzugten Ausführung soll der erste Energiebereich mit dem Anstieg des Absorptionspeaks beginnen und bis zu einem Abfall der Absorption auf nicht mehr als 60%, vorzugsweise nicht mehr als 80%, des maximalen Absorptionswertes des Massenenergieschwächungskoeffizienten im Absorptionspeak reichen. Bezogen auf Werte des Massenschwächungskoeffizienten sollte die Obergrenze so gewählt werden, dass die Absorption nicht stärker abfallen sollte als bis auf 50%, vorzugsweise nicht mehr als bis auf 60%, des maximalen Massenschwächungskoeffizient im Absorptionspeak.
  • Günstig ist das Mammographie-CT-System außerdem ausgestaltet, wenn der erste Energiebereich in der oberen Hälfte, vorzugsweise im oberen Drittel, vorzugsweise im oberen Viertel, des zweiten Energiebereiches angeordnet ist.
  • Grundsätzlich kann der hier beschriebene Absorptionspeak eine beliebige Absorptionskante (K- oder L-Kante) eines kontrastgebenden Elementes sein, jedoch wird in der Praxis aufgrund der energetischen Verhältnisse vornehmlich die K-Kante des kontrastgebenden Elementes als Absorptionspeak anzusehen sein.
  • Gemäß einer speziellen Ausführung der erfindungsgemäßen Kombination kann der zweite Energiebereich eine Obergrenze zwischen 40 keV und 45 keV aufweist, bevorzugt mit einer Untergrenze zwischen 30 keV und 33 keV. Hierbei wird als kontrastgebendes Element Jod vorgeschlagen.
  • In einer anderen Alternative ist vorgesehen, dass der zweite Energiebereich eine Obergrenze zwischen 50 keV und 60 keV aufweist, bevorzugt in Verbindung mit einer Untergrenze zwischen 40 keV und 50 keV, wobei hierfür als kontrastgebendes Element Gadolinium vorgeschlagen wird.
  • Zur Einstellung der Untergrenze des zweiten Energiebereiches können Metallfilter verwendet werden, wobei besonders günstig die Anordnung von Kupfer- und/oder Zinn-Filter sind, die im Bereich der Röntgenröhre im Strahlengang angeordnet werden, damit die das Untersuchungsobjekt durchdringende Strahlung entsprechend vorgefiltert ist und keine Strahlenbelastung mit ohnehin im Gewebe total absorbierten Röntgenenergien erfährt.
  • Allgemein sollte gemäß der vorliegenden Erfindung der zweite Energiebereich bezüglich seiner Obergrenze so eingestellt sein, dass nach der dicksten zu durchdringenden Gewebeschicht 60-90% des Photonenflusses bei maximaler Röntgenenergie (=Energie an der Obergrenze) unter Einbeziehung der Filterung absorbiert sind. Außerdem sollte der zweite Energiebereich bezüglich seiner Untergrenze derart eingestellt sein, dass nach der dicksten zu durchdringenden Gewebeschicht 90-60% des Photonenflusses bei der minimalen Röntgenenergie (=Energie an der Untergrenze) absorbiert sind.
  • Damit ausreichend Dosis am Detektor ankommt, sollte auch darauf geachtet werden, dass der zweite Energiebereich derart ausgewählt ist, dass nach der dicksten zu durchdringenden Gewebeschicht der am Detektor ankommende Photonenfluss auf nicht weniger als 106 Photonen/(s*mm2) reduziert ist. In diese Betrachtung fließt selbstverständlich auch die von der Röntgenröhre produzierbare Dosisleistung mit ein, da diese den initialen Photonenfluss bestimmt.
  • Während grundsätzlich die erfindungsgemäße Kombination auf der Basis von Standardwerten bezüglich der Dichte und Dicke der zu durchstrahlenden Brustgewebeschichten einstellbar ist, ist es jedoch besonders vorteilhaft, wenn eine Vorrichtung zur optischen Abtastung der Brustkontur vorgesehen ist. Hierzu kann beispielsweise ein LASER-Scanner dienen, der im Bereich des Strahler-Detektor-Systems angebracht ist. Dabei kann auch die Bewegungsmechanik, die das Strahler-Detektor-System um den Abtastbereich rotiert, verwendet werden.
  • Es können auch Mittel zur automatischen Bestimmung der dicksten von der Röntgenstrahlung zu durchdringenden Gewebeschicht vorgesehen werden. So kann aufgrund der optisch abgetasteten Kontur oder auch einer Kontur, die durch einen ersten groben Übersichtsscan mit dem CT erzeugt wurde, die maximal zu durchdringenden Gewebeschichten und hierbei auch deren Dichte automatisch bestimmt werden, wo dass nun auf der Basis dieser Daten und der sonstigen hier geschilderten Kriterien die Einstellung des angelegten Röntgenenergiebereiches, gegebenenfalls auch die automatische Auswahl des optimalen Kontrastmittels, erfolgt oder zumindest optimale Alternativen in einem Auswahlmenü zur Verfügung gestellt werden.
  • Um eine weitergehende Verbesserung der Darstellung einer tomographisch dargestellten Brust zu erreichen, kann die erfindungsgemäße Kombination auch mit einem Detektor ausgestattet sein, der als direktkonvertierender energieauflösender Detektor ausgebildet ist.
  • Weiterhin kann ein zweites, winkelversetzt zum ersten Strahler-Detektor-System angeordnetes, Strahler-Detektor-System angeordnet sein, wodurch sich gleichzeitig Abtastungen aus zwei Projektionsrichtungen vornehmen lassen. Hierdurch kann sowohl eine Verbesserung der Zeitauflösung erreicht werden, vor allem kann aber auch ohne die Verwendung energieauflösender Detektoren eine gleichzeitige Abtastung mit unterschiedlichen Energiebereichen ausgeführt werden.
  • Das zweite Strahler-Detektor-System kann vorzugsweise auch die oben geschilderten Merkmale des ersten Strahler-Detektor-Systems aufweisen.
  • Weiterhin schlagen die Erfinder auch vor, dass das Mammographie-CT-System eine Vorrichtung zur Lagerung der Patientin umfasst, welche eine unkomprimierte Positionierung der Brust im Messfeld des mindestens einen Strahler-Detektor-Systems während des CT-Scans ermöglicht. Vorzugsweise wird dabei die Patientin eine liegende Position einnehmen, so dass die Brüste in natürlicher Form ohne belastende Pressung und Verformung gescannt werden können, wobei dann auch eine wesentlich einfachere lokale Zuordnung von Bildpositionen zur realen Brust möglich ist.
  • Die erfindungsgemäße Kombination kann auch so gestaltet sein, dass Mittel, insbesondere Schalter, Potentiometer oder Menüpunkte in einem Parametrisierungsmenü, zur Justierung des zweiten Energiebereiches vorgesehen sind.
  • Neben der oben beschriebenen erfindungsgemäßen Kombination aus optimiert zueinander angepasstem Kontrastmittel und Mammographie-CT-System schlagen die Erfinder auch ein Verfahren zur Erzeugung tomographischer Mammographie-Aufnahmen durch eine Kombination eines Mammographie-CT-System mit einem einzustellenden Röntgenenergiebereich zur Abtastung und einem auszuwählenden Kontrastmittel, vor, wobei:
    • - das Kontrastmittel Röntgenstrahlung vornehmlich in einem ersten Energiebereich absorbiert, in dem ein Absorptionspeak eines kontrastgebenden Elementes liegt, und
    • - mindestens ein zum CT-Scan der weiblichen Brust verwendeter zweiter Energiebereich durch Einstellung einer Beschleunigungsspannung und Filterung der damit erzeugten Röntgenstrahlung bestimmt wird.
  • Erfindungsgemäß soll der erste Energiebereich und der mindestens eine zweite Energiebereich derart ausgewählt werden, dass der erste Energiebereich innerhalb des zweiten Energiebereiches liegt und der zweite Energiebereich eine Obergrenze von kleiner-gleich 70 keV und eine Untergrenze von größergleich 20 keV aufweist. Weiterhin soll zur Vermeidung eines zu großen Energieeintrags in die untersuchte Brust bei der Messung, die Obergrenze des zweiten Energiebereiches derart ausgewählt werden, dass sie zwischen dem Peak des energiespezifischen Schwächungskoeffizienten an der K-Kante des Kontrastmittels und dem energetisch nächst höher gelegenen Maximum des DER angeordnet ist. Somit wird einerseits die kontrastgebende Wirkung des Kontrastmittels optimal genutzt, andererseits jedoch eine unnötig hohe Dosisbelastung vermieden.
  • Vorteilhaft kann der erste Energiebereich derart eingestellt werden, dass er in den zwei oberen Dritteln des zweiten Energiebereiches, vorzugsweise in der oberen Hälfte des zweiten Energiebereiches oder im oberen Drittel des zweiten Energiebereiches, angeordnet ist.
  • In einer günstigen Ausführungsvariante kann die Obergrenze des zweiten Energiebereiches auf einen Wert zwischen 40 keV und 45 keV und die Untergrenze auf einen Wert zwischen 30 keV und 33 keV eingestellt werden, wobei bevorzugt als kontrastgebendes Element Jod verwendet werden kann. Zur Ausfilterung des unteren Energiebereiches ist hier besonders Kupfer geeignet. Diese Einstellungsvariante eignet sich aufgrund des relativ niedrig angesiedelten Energiebereiches besonders für Untersuchungen, bei denen nur relativ dünne Gewebeschichten durchdrungen werden müssen.
  • In einer anderen günstigen Variante kann die Obergrenze des zweiten Energiebereiches auf einen Wert zwischen 50 keV und 60 keV, die Untergrenze des zweiten Energiebereiches auf einen Wert zwischen 40 keV und 50 keV eingestellt werden, wobei als kontrastgebendes Element Gadolinium verwendet werden kann. Zur Filterung kann hierfür bevorzugt Kupfer oder auch Zinn oder eine Kombination von beidem verwendet werden. Aufgrund des energetisch höher angesiedelten Energiebereiches, eignet sich eine solche Einstellung besonders für den Scan relativ dickerer Gewebeschichten. Grundsätzlich vorteilhaft zur Anpassung an durchstrahlte Gewebeschichtdicken ist es günstig, wenn für den zweiten Energiebereich eine Obergrenze derart gewählt wird, dass nach der dicksten zu durchdringenden Gewebeschicht unter Berücksichtigung der Vorfilterung 60% bis 90% des Photonenflusses bei der maximalen Röntgenenergie absorbiert wird, während die Untergrenze derart ausgewählt werden sollte, dass die dickste zu durchdringende Gewebeschicht 90% bis 60% des Photonenflusses bei der minimalen Röntgenenergie absorbiert.
  • Um gute Messergebnisse zu erhalten, sollte weiterhin der zweite Energiebereich auch derart ausgewählt werden, dass nach der dicksten zu durchdringenden Gewebeschicht der am Detektor ankommende Photonenfluss auf nicht weniger als 106 Photonen/(s*mm2) abfällt.
  • Bei diesem Verfahren kann, gegebenenfalls automatisch durch das Mammographie-CT-System ausgeführt, vor der eigentlichen CT-Abtastung eine optische Abtastung der Brustkontur erfolgen. Beispielsweise kann die optische Abtastung mit Hilfe mindestens eines LASER-Scanners ausgeführt werden, wobei dieser vorzugsweise im Bereich des Strahler-Detektor-Systems, vorzugsweise an einer, das mindestens eine Strahler-Detektor-System tragenden Drehvorrichtung, angeordnet sein sollte. Im einfachsten Fall können zum Beispiel mehrere übereinander angeordnete LASER-Entfernungsmesser verwendet werden, die mit der rotierenden Gantry die im Untersuchungsfeld befindliche Brust umfahren und durch Bestimmung der Entfernung zwischen Brustoberfläche und deren Rotationsweg in mehreren Ebenen die Kontur ermitteln. Hiermit kann auf sehr einfache Weise vor der eigentlichen CT-Abtastung die dickste zu durchstrahlende Gewebeschicht ermittelt werden.
  • Alternativ kann auch mit Hilfe eines, vorzugsweise groben, Vorscans durch Röntgenstrahlung die Kontur der Brust und hierbei auch die vorliegende Gewebedichte bestimmt werden, so dass die, vorzugsweise dann folgende Einstellung der verwendeten Energiebereiche - und damit gegebenenfalls auch die Auswahl eines Kontrastmittels - unter Berücksichtigung der aktuellen Absorptionsgegebenheiten durch die abzutastende Brust automatisch erfolgen kann.
  • Vorteilhaft kann es bei der Durchführung des CT-Scans auch sein, wenn die Schwächung der Röntgenstrahlung energiebereichsspezifisch ermittelt wird. Hierfür eignen sich verschiedene Vorgehensweisen. So können mit einem einzigen Strahler-Detektor-System zwei oder mehr CT-Scans mit jeweils unterschiedlich eingestelltem zweiten Energiebereich ausgeführt werden. Damit liegen mehrere Absorptionsspektren vor.
  • In einer anderen Variante kann ein Dual-Source-System eingesetzt werden, bei dem gleichzeitig zwei Scans mit zwei winkelversetzt angeordneten Strahler-Detektor-Systemen mit jeweils unterschiedlichen zweiten Energiebereichen ausgeführt werden.
  • Alternativ kann mindestens ein Scan mit einem Strahler-Detektor-System ausgeführt werden, welches mindestens einen energiebereichsauflösenden Detektor aufweist, wobei die gemessenen Schwächungen in mindestens zwei unterschiedliche Energiebereiche aufgeteilt werden. Vorzugsweise wird hierbei mindestens ein direktkonvertierender Detektor verwendet.
  • Wenn zwei unterschiedliche Spektren zur Untersuchung verwendet werden, sollte die Verteilung der verwendeten Spektren derart aufeinander abgestimmt sein, dass sich der gesamte Photonenfluss je Spektrum um nicht mehr als 50%, vorzugsweise nicht mehr als 30%, vorzugsweise nicht mehr als 20%, vorzugsweise nicht mehr als 10%, unterscheidet.
  • Wenn durch die oben beschriebenen Untersuchungen energiebereichsspezifische Schwächungsdaten zur Verfügung stehen, kann mit Hilfe dieser energiebereichsspezifischen Schwächungsdaten eine Materialzerlegung der tomographischen Mammographie-Aufnahmen in mindestens zwei Materialien ausgeführt werden. Vorzugsweise kann die Materialzerlegung die tomographischen Aufnahmen in mindestens zwei der Anteile Weichgewebe, Kalzium und Kontrastmittel zerlegen, die dann als Grundlage zur differenziellen Diagnostik dienen können.
  • Entsprechend dem zweiten Aspekt der vorliegenden Erfindung schlagen die Erfinder auch vor, mit Hilfe einer mammographischen CT-Untersuchung der unkomprimierten Brust unter Anflutung und Ausflutung von Kontrastmittel, vorzugsweise mit gleichen Aufnahmeparametern, eine Zeitserie aus mehreren, vorzugsweise mindestens drei, zeitlich aufeinander folgenden tomographischen Mammographie-CT-Aufnahmen zu erzeugen.
  • Hierdurch ergibt sich die Möglichkeit in der Zeitserie mindestens eine erste Zeitkonstante zu bestimmen, welche das Zeitverhalten der Anflutung beschreibt, beziehungsweise mindestens eine zweite Zeitkonstante zu bestimmen, welche das Zeitverhalten der Ausflutung von Kontrastmittel beschreibt. Als charakteristische Zeitkonstante kann beispielsweise die Verweilzeit des Kontrastmittels im Gewebe bestimmt werden. Dabei geht man von einem exponentiellen Zeitverhalten der Konzentration K(t) im Gewebe aus, das näherungsweise durch die Gleichung K(t) = Kmaxexp(-t/τ) beschrieben werden kann. τ entspricht dabei der Abklingzeit, die benötigt wird um 1/e der maximalen Konzentration Kmax zu erreichen. Es wird allerdings darauf hingewiesen, dass das erfindungsgemäße Verfahren sich nicht allein auf dieses exponentielle Teilverhalten beschränkt und auch andere Näherungsbetrachtungen mit anderen Funktionen zur Erfindung zählen.
  • Aufgrund der typischen Gewebeunterschiede von benignem und malignem Gewebe ergeben sich unterschiedliche Zeitkonstanten für die An- und Abflutung von Kontrastmittel, so dass eine volumenspezifische Bestimmung solcher Zeitkonstanten zur Diagnoseunterstützung verwendet werden kann. Es wird daher auch vorgeschlagen, die Zeitkonstante volumenspezifisch über das Volumen der Brust zu bestimmen und die Werte mindestens einer volumenspezifisch bestimmten Zeitkonstante in einer tomographischen Darstellung auszugeben.
  • Vorzugsweise kann eine tomographische Mammographie-CT-Darstellung mit der tomographischen Darstellung der mindestens einen Zeitkonstante überlagert dargestellt werden, wobei es günstig ist, wenn bei der überlagerten Darstellung der mindestens einen tomographischen Mammographie-CT-Darstellung mit der tomographischen Darstellung der mindestens einen Zeitkonstante die CT-Werte der Mammographie-CT-Darstellung in schwarz-weiß und die Zeitkonstante in Farbe dargestellt wird.
  • Neben der hier beschriebenen Kombination aus optimiert zueinander angepasstem Kontrastmittel und Mammographie-CT-System einerseits und dem hier beschriebenen Verfahren zur Erzeugung tomographischer Mammographie-Aufnahmen durch eine solche Kombination eines Mammographie-CT-System mit einem optimiert eingestellten Röntgenenergiebereich zur Abtastung und einem ausgewählten Kontrastmittel andererseits zählt zur Erfindung auch die Herstellung und zur Verfügungstellung einer solchen Kombination und/oder eines Kontrastmittels mit der Indikation zur Verwendung bei dem hier beschriebenen Verfahren mit einem gemäß der oben beschriebenen Kriterien eingestellten Mammographie-CT-System.
  • Im Folgenden wird die Erfindung mit Hilfe der Figuren näher beschrieben, wobei nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt sind. Es werden folgende Bezugszeichen verwendet: 1: Mammographie-CT-System; 2: Drehvorrichtung; 3: Röntgenröhre; 4: Detektor; 5: Vorfilter; 6: Brust; 7: Patient; 8: Kontrastmittelapplikationsvorrichtung; 9: Lagerungsvorrichtung; 10: Computer; 11: Laser-Entfernungsmesser; A: Anode; D: Detektor; EPh: Photonenenergie; F: Filter; P: Objekt; Prg1-Prgn: Computerprogramme; T: Tumor; W: Fenster; τ: Verweilzeit des Kontrastmittels im Gewebe/Tumor.
  • Es zeigen im Einzelnen:
    • 1 schematische Darstellung zur Optimierung der Kombination eines einzustellenden Röntgenspektrums in Verbindung mit einem auszuwählenden Kontrastmittel in Bezug auf optimale Kontrastierung bei gleichzeitig minimalem Dosiseintrag,
    • 2 Darstellung des Massenschwächungskoeffizienten und des Massenenergieschwächungskoeffizienten im Bereich der K-Kante bei 33 keV (linke Ordinate) zusammen mit dem DER gegen Muskelgewebe für Jod (rechte Ordinate),
    • 3 optimiertes Bremsspektrum für ein Objekt mit 10 cm Durchmesser unter Verwendung einer Wolfram-Anode im Energiebereich zwischen 25 keV und 45 keV mit zusätzlicher Darstellung eines zweiten Spektrums nach Vorfilterung mit Jod,
    • 4 optimiertes Bremsspektrum für ein Objekt mit 10 cm Durchmesser unter Verwendung einer Wolfram-Anode im Energiebereich zwischen 45 keV und 65 keV mit zusätzlicher Darstellung eines zweiten Spektrums nach Vorfilterung durch Gadolinium,
    • 5 Resultate der Konzentration-Zeit-Kurven im Tumor nach Gabe von 0.1 mmol Gd kg-1 bei einer Patientin mit 70 kg Körpergewicht für vier unterschiedliche Verweilzeiten mit τ in Sekunden im Brusttumor,
    • 6 Untersuchungsergebnisse bei einer Applikationsdauer von 50 s mit einer Gesamtkontrastmitteldosis von 37000 mg Jod und
    • 7 Mammographie-CT-System.
  • Für eine Anwendung von Kontrastmitteln in der Röntgen-CT-Mammographie müssen physikalische, pathophysiologische und pharmakokinetische Voraussetzungen sinnvoll kombiniert werden, erst dann kann die Kontrastmittelanwendung über die native morphologischen Befundung hinausgehen.
  • Zu den physikalischen Voraussetzungen gehört die optimale Kombination des Röntgensspektrums mit den Absorptionseigenschaften des Kontrastmittels bedingt durch das kontrastgebende Element, z.B. Jod (I) oder Gadolinium (Gd). Im Falle eines konventionellen CT-Gerätes ist man in der Wahl der Parameter limitiert, weil in den meisten Fällen nur der Hochspannungsbereich von 80 bis 140 kV zur Verfügung steht. Neben diesen reinen Absorptionseigenschaften, die letztlich durch eine Art Lambert-Beer Gesetz beschrieben werden, muss darauf geachtet werden, dass der Dosiseintrag über das Kontrastmittel in akzeptablen Grenzen oder vernachlässigbar bleibt. Das Röntgenspektrum ist also durch die Wahl von Anode, Hochspannung und Filterung so abzustimmen, dass bei akzeptablem Dosiseintrag die Röntgenabsorption optimiert ist. Letztlich geht in diese Optimierungsüberlegungen auch die Größe der Brust ein. Die Einbeziehung der durch Kontrastmittel bedingten Dosiserhöhung ist bisher gänzlich außer Acht gelassen worden.
  • Die 1 zeigt eine schematische Darstellung zur Optimierung der Kombination eines einzustellenden Röntgenspektrums in Verbindung mit einem auszuwählenden Kontrastmittel in Bezug auf optimale Kontrastierung bei gleichzeitig minimalem Dosiseintrag. Oben ist ein schematisch dargestelltes Mammographie-CT-System im Schnitt zu erkennen, bei dem an einer Röntgenröhre mit einer Anode A Röntgenstrahlung erzeugt wird, die nach dem Austritt aus dem Fenster W durch einen Filter F gefiltert und am Detektor D gemessen wird. Das hier erzeugte Röntgenspektrum ist am Beispiel einer Wolframanode mit 90kVp und 140 kVp Beschleunigungsspannung im links darunter gezeigtem Diagramm dargestellt. Aufgetragen ist die normierte Intensität 1/10 über die Photonenenergie Eph .
  • Im Strahlengang ist weiterhin schematisch ein Objekt P mit in einem Teilbereich T (=Tumor) durch Kontrastmittel angereichertes Gewebe dargestellt. Das korrespondierende Absorptionsverhalten ist im unteren Diagramm für Muskelgewebe, Wasser mit 1% Jod und Wasser mit 1% Gadolinium mit den entsprechenden Kurven des Massenschwächungskoeffizienten µ auf logarithmischer Skala über die Photonenenergie EPh dargestellt.
  • Abgesehen von reinen „Standbildern“, die den morphologischen Kontrast zum Normalgewebe verstärken, erlaubt die Pharmakokinetik eine zusätzliche diagnostische Aussage. Überträgt man das Wissen von der kontrastmittelgestützten MR-Mammographie auf die gezielte CT-Mammographie, so kann man für benigne und maligne Tumore mit einer unterschiedlichen Pharmakokinetik rechnen. Gutartige Tumore zeigen häufig eine stetige Anflutung bis zu 700 s nach Applikation, bösartige Tumore antworten mit einem schnellen Anstieg und anschließendem „washout“. Daneben gibt es auch weniger eindeutige Fälle. Auf der Basis einer neuen Kontrastmittel-Ganzkörper-Pharmakokinetik, die Bluthalbwertzeiten in den Vordergrund rückt, lassen sich auch Tumore modellieren, indem man auch hier Tumor-Bluthalbwertzeiten einführt. Es reicht dabei erstaunlicherweise ein Parameter τ für die Blut- oder Plasmahalbwertzeit des Tumors aus, um gut- und bösartige Tumore voneinander abzugrenzen. Aufgrund der unvermeidbaren Dosisbelastung ist man bei der humanen Anwendung hinsichtlich der kontinuierlichen Folge von Aufnahmen eingeschränkt. Es genügt allerdings zusätzlich zum Nativbild nur jeweils zwei bis drei Kontrastmittelaufnahmen zu verwenden. Bei der Wahl der Zeitpunkte kann das Kinetikmodell überraschenderweise patientenbezogen präzise Zeitpunkte festlegen. Zur Mammographie-CT-Untersuchung müssen etwa 100 ml einer viskoseren Kontrastmittellösung appliziert werden. Der Applikationsbolus kann hinsichtlich Applikationsgeschwindigkeit und Konzentration der Kontrastmittellösung in weiten Bereichen variiert werden.
  • Die 2 zeigt den Massenschwächungskoeffizienten µ/ρ und den Massenenergieschwächungskoeffizient µen/ρ mit dem K-Kanten-Sprung bei 33 keV (linke Ordinate) zusammen mit dem „Dose Enhancement Ratio“ (DER gegen Muskelgewebe) für Jod (rechte Ordinate). Das DER stellt die Verstärkung der eingetragenen Strahlendosis durch das Kontrastmittel dar und verhält sich additiv zur extern eingetragenen Strahlendosis. Auf der Abszisse ist die Photonenenergie EPh aufgetragen.
  • Um die Absorption für die Kontrastierung im Mammographie-CT-Bild zu optimieren, sollte man das Röntgenspektrum bei Energien E > 33 keV starten und zur Reduktion der Dosiserhöhung durch das Jod-Kontrastmittel das Maximum des DER-Verlaufes vermeiden, d.h. E < 40-45 keV oder 30-33 keV < E < 40-45 keV für Jod.
  • Die 3 zeigt in der durchgezogenen Linie beispielhaft unter der Annahme eines Objektes mit 10 cm Durchmesser und der Verwendung einer Wolfram-Anode ein hierfür entsprechend optimiertes Spektrum mit Intensitätswerten I auf der Ordinate für die Anwendung von Jod-Kontrastmittel mit einer K-Kante bei 33 keV über die Photonenenergie EPh. Zur Optimierung des Spektrums wurde zur Vorfilterung der Strahlung ein Filter mit 0,3g/cm3 Kupfer eingesetzt und die Beschleunigungsspannung mit 45 kVp an das verwendete Kontrastmittel Jod angepasst.
  • Die 4 zeigt ebenfalls unter der Annahme eines Objektes mit 10 cm Durchmesser und der Verwendung einer Wolfram-Anode mit der durchgezogenen Linie ein für dieses Objekt optimiertes Spektrum in Kombination mit der Anwendung von Gadolinium-Kontrastmittel mit einer K-Kante bei 50 keV. Zur Optimierung des Spektrums wurde zur Vorfilterung der Strahlung ein Filter mit 2,0g/cm3 Kupfer und 0,4g/cm3 Zinn eingesetzt und die Beschleunigungsspannung mit 65 kVp an das verwendete Kontrastmittel angepasst.
  • Da für das als Anode verwendete Material Wolfram seine K-Kante bei 69,5 keV und seine L-Kanten zwischen 10 keV bis 12 keV liegen, liegt im gezeigten Bremsspektrum kein Intensitätspeak vor.
  • Für den Fall einer Dual-Energy-Technik mit K-Kanten-Bildgebung ist in den beiden 3 und 4 jedoch zusätzlich strichpunktiert ein hierfür vorteilhaftes zweites optimiertes Spektrum dargestellt, welches seinen Schwerpunkt unterhalb der K-Kante des jeweils verwendeten Kontrastmittels hat. Dieser spektrale Verlauf wird erreicht, indem die Strahlung mit dem gleichen Material vorgefiltert wird, das als Kontrastmittel dient. In der 3 wird hierfür also Jod als Vorfiltermaterial und in der 4 Gadolinium verwendet. Realisiert werden kann eine solche Filterung beispielsweise dadurch, dass Kontrastmittel, hier das Jod oder Gadolinium, vorzugsweise fein verteilt, in eine Kunststoffmasse eingeschlossen wird und das Gemisch aus Kunststoff und Kontrastmittel in den Strahlengang eingebracht wird.
  • Bei der Verwendung eines energieauflösenden Detektors kann diese zusätzliche Vorfilterung entfallen, da die Separation der Energien über und unterhalb der K-Kante durch eine entsprechende Wahl der Energieschwellen des Detektors erzielt wird.
  • In der 5 sind Resultate der Konzentration-Zeit-Kurven im Tumor nach Gabe von 0.1 mmol Gd kg-1 bei einer Patientin mit 70 kg Körpergewicht für vier unterschiedliche Verweilzeiten mit τ in Sekunden im Brusttumor zusammengefasst. Auf der Abszisse ist die Zeit t nach Applikation in Sekunden aufgetragen. Hierbei werden drei Typen von Kurven unterschieden. Bei gutartigen Tumoren wird oft ein kontinuierlicher Anstieg der Konzentration CT im Tumor beobachtet, wie dies für die τ-Werte von 300 s und 400 s in der Abbildung zu sehen ist. Bösartige Tumore zeichnen sich häufig durch einen schnellen Anstieg mit nachfolgender Konzentrationsabnahme aus, wie dies für τ = 100 s zu sehen ist. Die Kurve mit τ = 200 s kennzeichnet grob gesehen den Bereich zwischen bös- und gutartigen Tumoren. Dies sind Ein-Parameter Darstellungen, dabei beschreibt τ die Verweilzeit im Tumor aufgrund des Blutflusses und es gilt: τ=VT/kT, mit dem Tumorvolumen VT und dem Tumorblutfluss kT.
  • Es hat sich gezeigt, dass sich die mit der CT ermittelten Resultate gut durch ein Kinetikmodell beschreiben lassen, allerdings muss noch beachtet werden, dass bei Röntgen-Untersuchungen und Verwendung von CT-Werten oder Hounsfield Einheiten (HU) diese linear von der Konzentration des Kontrastmittels abhängig sind.
  • Der 5 ist auch zu entnehmen, dass die Konzentration des Kontrastmittels wegen der höheren Flussraten, also bei kleinen τ-Werten, für bösartige Tumore bei identischem Tumorvolumen jeweils höhere Werte erreicht.
  • Entsprechendes wird auch für Bolusapplikationen beobachtet, wie es aus der 6 hervorgeht. Diese zeigt Untersuchungsergebnisse bei einer Applikationsdauer tappl von 50 s mit einer Gesamtkontrastmitteldosis von 37000 mg Jod. Auf der Ordinate ist die Kontrastmittelkonzentration CT im Tumor über die auf der Abszisse aufgetragenen Konzentration CI der Jod-Lösung in mg I ml-1 angegeben. Die Werte bei malignen Tumoren sind mit Rauten und für benigne Tumore mit Quadraten eingetragen. Die Dosis kann appliziert werden mit einer Applikationsgeschwindigkeit von 2 ml s-1 bei einer Konzentration der Jod-Lösung von 370 mg I ml-1 bis hin zu 8 ml s-1 für eine JodKonzentration von 92,5 mg I ml-1. 115 mg I ml-1 sind ungefähr blutisoton. Man sieht, dass es bei bösartigen Tumoren günstig ist, mit kleinen Jod-Konzentrationen aber hohen Applikationsgeschwindigkeiten zu arbeiten, bei gutartigen Tumoren ist der Effekt zu vernachlässigen. Man kann natürlich auch die Applikationsdauer variieren, sollte aber, um die Patientinnen nicht über Gebühr zu belasten, die Applikationsperiode nicht beliebig ausdehnen und unter 100 s bleiben.
  • Um eine möglichst geringe Strahlenbelastung zu erzeugen, wird sich die hier beschriebene Mammographie-CT-Untersuchung auf wenige zeitliche Messpunkte konzentrieren. Wobei aus diesen wenigen Messpunkten pixelweise beziehungsweise voxelweise tomographische Darstellung der Verweilzeiten τ generiert werden. Durch eine gleichzeitig optimierte Kombination zwischen Kontrastmittel und Mammographie-CT-System mit eingestelltem Röntgenenergiebereich kann eine besonders geringe Strahlendosisbelastung erreicht werden.
  • Somit erfüllt der Gegenstand dieser Anmeldung die modernen Anforderungen an eine dosisoptimierte Röntgen-CT-Bildgebung unter Verwendung von optimal aufeinander abgestimmter Geräte- und Kontrastmittelparameter, die vorzugsweise auch personalisiert auf den zu untersuchenden Patienten ausgerichtet sind.
  • Die vorgestellte Kombination und das vorgestellte Verfahren umgehen also die Nachteile der konventionellen Mammographie durch:
    • • Optimierung des Energiespektrums der verwendeten Röntgenstrahlen für die gestellte Aufgabe,
    • • Minimierung der Röntgendosis,
    • • Abkehr von der Kompression der Brust durch physiologische Lagerung in liegender Position,
    • • tomographische Bildgebung in 3D,
    • • optimale Überlappung von Röntgenspektrum und Kontrastmittelabsorption,
    • • Vermeidung des Energiebereichs des maximalen Dosiserhöhung durch das Kontrastmittel,
    • • hohe Ortsauflösung ohne Bewegungsartefakte,
    • • hohe zeitliche Auflösung,
    • • Applikation der Kontrastmittel in liegender Position,
    • • personalisierte Anpassung des Applikationsprofils, und
    • • Verwendung energieauflösender Detektoren oder anderer Dual Energy Techniken zur Abtrennung und Quantifizierung von Gewebe- und Kontrastmittel-Kontrast.
  • Eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäß ausgestatteten Mammographie-CT-Systems 1 ist in der 7 dargestellt. Diese zeigt eine Drehvorrichtung 2, an der ein Strahler-Detektor-System, bestehend aus einer Röntgenröhre 3 mit einem Vorfilter 5 und einem gegenüberliegend angeordneten Detektor 4, angebracht ist. Weiterhin ist eine Lagerungsvorrichtung 9 für eine Patientin 7 angeordnet, so dass die Brust 6 der Patientin 7 ohne Kompression im Messfeld des rotierbaren Strahler-Detektor-Systems positioniert werden kann. Außerdem umfasst das Mammographie-CT-System 1 auch eine automatische Kontrastmittelapplikationsvorrichtung 8 zur automatisch gesteuerten Applikation eines zuvor entsprechend den oben geschilderten Vorgaben ausgewählten Kontrastmittels. Die Steuerung des Mammographie-CT-System 1 und auch der Kontrastmittelapplikationsvorrichtung 8 erfolgt durch einen Computer 10, der in seinem Speicher Programme Prg1-Prgn enthält, die im Betrieb ausgeführt werden.
  • Zur Abtastung der Brustkontur ist an einem Arm der Drehvorrichtung 2 eine übereinander angeordnete Reihe von LASER-Entfernungsmesser 11 angebracht, mit deren Hilfe vor der Röntgenabtastung die Kontur der bereits im Messfeld des Strahler-Detektor-Systems befindlichen unkomprimierten Brust bestimmt werden kann. Alternativ besteht auch die Möglichkeit alleine mit dem Strahler-Detektor-System mit Hilfe eines Prescans die Kontur und Dichteverteilung der Brust vorzubestimmen.
  • Erfindungsgemäß verfügt das Mammographie-CT-System 1 - hier verwirklicht durch entsprechende Menüpunkte, die über eine Tastatur oder sonstige übliche Eingabemittel angewählt werden können, - über eine programmtechnisch gesteuertes Eingabemittel, welches, vorzugsweise in Abhängigkeit der zuvor ermittelten Brustkontur und der daraus bestimmten zu durchstrahlenden Schichtdicken - mindestens eine optimierte Kombination eines eingestellten Röntgenenergiebereiches mit einem automatisch zu applizierenden Kontrastmittel vorschlägt. Durch Anwahl einer der vorgeschlagenen Kombinationen kann dann die eigentliche Mammographie-CT-Abtastung unter optimierten Bedingungen erfolgen.
  • Wird mit Hilfe des hier vorgestellten Systems 1 eine Zeitreihe von CT-Aufnahmen unter Kontrastmittelanflutung und -Abflutung erzeugt, so kann unter Verwendung entsprechend geschriebener Computerprogramme mit diesem System auch das erfindungsgemäße Verfahren zur Bestimmung der volumenspezifischen Verweilzeit τ von Kontrastmittel im Gewebe ausgeführt werden.
  • 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.

Claims (50)

  1. Verfahren zur Erzeugung tomographischer Mammographie-Aufnahmen durch eine Kombination eines Mammographie-CT-System (1) mit einem einzustellenden Röntgenenergiebereich zur Abtastung und einem auszuwählenden Kontrastmittel, wobei: 1.1. das Kontrastmittel Röntgenstrahlung vornehmlich in einem ersten Energiebereich absorbiert, in dem ein Absorptionspeak eines kontrastgebenden Elementes liegt, 1.2. mindestens ein zum CT-Scan der weiblichen Brust verwendeter zweiter Energiebereich durch Einstellung einer Beschleunigungsspannung und Filterung der damit erzeugten Röntgenstrahlung bestimmt wird, dadurch gekennzeichnet , dass 1.3. der erste Energiebereich und der mindestens eine zweite Energiebereich derart ausgewählt werden, dass der erste Energiebereich innerhalb des zweiten Energiebereiches liegt und der zweite Energiebereich eine Obergrenze von kleiner-gleich 70 keV und eine Untergrenze von größergleich 20 keV aufweist, und 1.4. die Obergrenze des zweiten Energiebereiches derart ausgewählt wird, dass sie zwischen dem Peak des energiespezifischen Schwächungskoeffizienten an der K- oder L-Kante des Kontrastmittels und dem energetisch nächst höher gelegenen Maximum des Dose Enhancement Ratio (DER) zwischen Gewebe und kontrastmittelangereichertem Gewebe angeordnet ist.
  2. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der erste Energiebereich derart eingestellt wird, dass er in den zwei oberen Dritteln des zweiten Energiebereiches angeordnet ist.
  3. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass der erste Energiebereich derart eingestellt wird, dass er in der oberen Hälfte des zweiten Energiebereiches angeordnet ist.
  4. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass der erste Energiebereich derart eingestellt wird, dass er im oberen Drittel des zweiten Energiebereiches angeordnet ist.
  5. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass: - die Obergrenze des zweiten Energiebereiches auf einen Wert zwischen 40 keV und 45 keV eingestellt wird, - die Untergrenze des zweiten Energiebereichs auf einen Wert zwischen 30 keV und 33 keV eingestellt wird und - als kontrastgebendes Element Jod verwendet wird.
  6. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass: - die Obergrenze des zweiten Energiebereiches auf einen Wert zwischen 50 keV und 60 keV eingestellt wird, - die Untergrenze des zweiten Energiebereiches auf einen Wert zwischen 40 keV und 50 keV eingestellt wird und - als kontrastgebendes Element Gadolinium verwendet wird.
  7. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass zum Filtern der Röntgenstrahlung Kupfer oder Zinn verwendet wird.
  8. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass für den zweiten Energiebereich eine Obergrenze derart gewählt wird, dass nach der dicksten zu durchdringenden Gewebeschicht und unter Einbeziehung der vorhergehenden Filterung 60% bis 90% der maximalen Röntgenenergie absorbiert wird.
  9. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 4 und 8, dadurch gekennzeichnet , dass der zweite Energiebereich eine Untergrenze aufweist, die derart ausgewählt ist, dass nach der dicksten zu durchdringenden Gewebeschicht und unter Einbeziehung der vorhergehenden Filterung 90% bis 60% des Photonenflusses bei der minimalen Röntgenenergie absorbiert wird.
  10. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 4 und 8 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Energiebereich derart ausgewählt ist, dass nach der dicksten zu durchdringenden Gewebeschicht der am Detektor ankommenden Photonenfluss auf nicht weniger als 106 Photonen/(s*mm2) reduziert ist.
  11. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass eine optische Abtastung der Brustkontur erfolgt.
  12. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass die optische Abtastung mit mindestens einem LASER-Scanner ausgeführt wird, der vorzugsweise im Bereich des Strahler-Detektor-Systems (3, 4), vorzugsweise an einer das mindestens eine Strahler-Detektor-System (3, 4) tragenden Drehvorrichtung (2), angeordnet ist.
  13. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Bestimmung der dicksten von der Röntgenstrahlung zu durchdringenden Gewebeschicht automatisch erfolgt.
  14. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass beim CT-Scan die Schwächung der Röntgenstrahlung energiebereichsspezifisch ermittelt wird.
  15. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass mit einem Strahler-Detektor-System (3, 4) zwei CT-Scans mit jeweils einem unterschiedlich eingestellten zweiten Energiebereich ausgeführt werden.
  16. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass mit zwei winkelversetzt angeordneten Strahler-Detektor-Systemen gleichzeitig zwei CT-Scans mit jeweils unterschiedlichen zweiten Energiebereichen ausgeführt werden.
  17. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass mit einem Strahler-Detektor-System (3, 4), welches einen energiebereichsauflösenden Detektor aufweist, ein CT-Scan ausgeführt wird, bei dem die gemessenen Schwächungen in mindestens zwei unterschiedliche Energiebereiche aufgeteilt werden.
  18. Verfahren gemäß dem der voranstehenden Patentanspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens ein direktkonvertierender Detektor verwendet wird.
  19. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 18, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens zwei winkelversetzt angeordnete Strahler-Detektor-Systeme zum CT-Scan verwendet werden.
  20. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 19, dadurch gekennzeichnet, dass in einem Strahler-Detektor-System (3, 4) die verwendete Röntgenstrahlung zumindest auch mit dem Element vorgefiltert wird, das als kontrastgebendes Element im Kontrastmittel verwendet wird.
  21. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 14 bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass mit Hilfe energiebereichsspezifischer Schwächungsdaten eine Materialzerlegung der tomographischen Mammographie-Aufnahmen in mindestens zwei Materialien ausgeführt wird.
  22. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 21, dadurch gekennzeichnet, dass die Materialzerlegung die tomographischen Aufnahmen in mindestens zwei der Anteile Weichgewebe, Kalzium und Kontrastmittel zerlegt.
  23. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 22, dadurch gekennzeichnet , dass, vorzugsweise mit gleichen Aufnahmeparametern, eine Zeitserie aus mehreren, vorzugsweise mindestens drei, zeitlich aufeinander folgenden tomographischen Mammographie-CT-Aufnahmen erzeugt wird.
  24. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 23, dadurch gekennzeichnet, dass in der Zeitserie mindestens eine Zeitkonstante bestimmt wird, welche das Zeitverhalten der Anflutung von Kontrastmittel beschreibt.
  25. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 23 oder 24, dadurch gekennzeichnet , dass in der Zeitserie mindestens eine Zeitkonstante bestimmt wird, welche das Zeitverhalten der Ausflutung von Kontrastmittel beschreibt.
  26. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 24 oder 25, dadurch gekennzeichnet, dass in der Zeitserie mindestens eine Zeitkonstante (τ) bestimmt wird, welche die Verweilzeit des Kontrastmittels im Gewebe bestimmt.
  27. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 24 bis 26, dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine Zeitkonstante (τ) volumenspezifisch über das Volumen der Brust (6) bestimmt wird.
  28. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 27, dadurch gekennzeichnet, dass die Werte mindestens einer volumenspezifisch bestimmten Zeitkonstante (τ) in einer tomographischen Darstellung ausgegeben werden.
  29. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 28, dadurch gekennzeichnet, dass eine tomographische Mammographie-CT-Darstellung mit der tomographischen Darstellung der mindestens einen Zeitkonstante (τ) überlagert dargestellt wird.
  30. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 29, dadurch gekennzeichnet, dass bei der überlagerten Darstellung der mindestens einen tomographischen Mammographie-CT-Darstellung mit der tomographischen Darstellung der mindestens einen Zeitkonstante (τ) die CT-Werte der Mammographie-CT-Darstellung in schwarz-weiß und die Zeitkonstante (τ) in Farbe dargestellt wird.
  31. Kombination eines Kontrastmittels, welches ein kontrastgebendes Element enthält, das einen Absorptionspeak in einem ersten Energiebereich aufweist, mit einem Mammographie-CT-System zur tomographischen Abbildung einer weiblichen Brust einer Patientin mit einem ersten Strahler-Detektor-System, welches nach einer Filterung der an einer Anode entstehenden Röntgenstrahlung mit vorgegebener Röhrenspannung ein Röntgenspektrum ausstrahlt, welches einen zweiten Energiebereich umfasst, wobei das Strahler-Detektor-System eine Vielzahl an umlaufenden Projektionen um die Brust erfasst, dadurch gekennzeichnet , dass: 31.1. der erste Energiebereich ein Teil des zweiten Energiebereiches ist, 31.2. der zweite Energiebereich eine Obergrenze von kleiner 70 keV und eine Untergrenze von größer 20 keV aufweist, und 31.3. das Mammographie-CT-System (1) einen Computer (10) mit einem Speicher für Programmcode aufweist und darin Programmcode (Prg1-Prgn) gespeichert ist, welcher im Betrieb ein Verfahren gemäß dem voranstehenden Verfahrensanspruch 1 ausführt.
  32. Kombination gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 31, dadurch gekennzeichnet, dass der erste Energiebereich mit dem Anstieg des Absorptionspeaks beginnt und bis zu einem Abfall der Absorption auf nicht mehr als 60% des maximalen Absorptionswertes des Massenenergieschwächungskoeffizienten im Absorptionspeak reicht.
  33. Kombination gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 31 oder 32, dadurch gekennzeichnet, dass der erste Energiebereich im oberen Drittel des zweiten Energiebereiches angeordnet ist.
  34. Kombination gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 31 bis 33, dadurch gekennzeichnet, dass der erste Energiebereich im oberen Viertel des zweiten Energiebereiches angeordnet ist.
  35. Kombination gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 31 bis 34, dadurch gekennzeichnet, dass der Absorptionspeak die K-Kante des kontrastgebenden Elementes darstellt.
  36. Kombination gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 35, dadurch gekennzeichnet, dass: - der zweite Energiebereich eine Obergrenze zwischen 40 keV und 45 keV aufweist, - der zweite Energiebereich eine Untergrenze zwischen 30 keV und 33 keV aufweist und - das kontrastgebende Element Jod ist.
  37. Kombination gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 36, dadurch gekennzeichnet, dass: - der zweite Energiebereich eine Obergrenze zwischen 50 keV und 60 keV aufweist, - der zweite Energiebereich eine Untergrenze zwischen 40 keV und 50 keV aufweist und - das kontrastgebende Element Gadolinium ist.
  38. Kombination gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 31 bis 37, dadurch gekennzeichnet, dass zum Filtern der Röntgenstrahlung Filter (F) mit Kupfer oder Zinn im Strahlengang angeordnet sind.
  39. Kombination gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 31 bis 35, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Energiebereich bezüglich seiner Obergrenze so eingestellt ist, dass nach der dicksten zu durchdringenden Gewebeschicht unter Einbeziehung der Filterung zwischen 60% bis 90% des Photonenflusses bei der maximalen Röntgenenergie absorbiert sind.
  40. Kombination gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 31 bis 35 und 39, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Energiebereich eine Untergrenze aufweist, die derart ausgewählt ist, dass nach der dicksten zu durchdringenden Gewebeschicht 90% bis 60% des Photonenflusses bei der minimalen Röntgenenergie absorbiert sind.
  41. Kombination gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 31 bis 35 und 39 bis 40, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Energiebereich derart ausgewählt ist, dass nach der dicksten zu durchdringenden Gewebeschicht der am Detektor ankommenden Photonenfluss auf nicht weniger als 106 Photonen/ (s*mm2) reduziert ist.
  42. Kombination gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 31 bis 41, dadurch gekennzeichnet, dass eine Vorrichtung zur optischen Abtastung der Brustkontur enthalten ist.
  43. Kombination gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 42, dadurch gekennzeichnet, dass ein LASER-Scanner im Bereich des Strahler-Detektor-Systems enthalten ist.
  44. Kombination gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 31 bis 43, dadurch gekennzeichnet, dass Mittel zur automatischen Bestimmung der dicksten von der Röntgenstrahlung zu durchdringenden Gewebeschicht enthalten sind.
  45. Kombination gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 31 bis 44, dadurch gekennzeichnet, dass der Detektor ein direktkonvertierender energieauflösender Detektor ist.
  46. Kombination gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 31 bis 45, dadurch gekennzeichnet, dass ein zweites, winkelversetzt zum ersten Strahler-Detektor-System angeordnetes, Strahler-Detektor-Systeme enthalten ist.
  47. Kombination gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 46, dadurch gekennzeichnet, dass das zweite Strahler-Detektor-System die Merkmale des ersten Strahler-Detektor-Systems aufweist.
  48. Kombination gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 31 bis 47, dadurch gekennzeichnet, dass im Strahlengang eines Strahler-Detektor-Systems (3, 4) ein Vorfilter (5) angeordnet wird, welches das kontrastgebende Element des Kontrastmittels aufweist.
  49. Kombination gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 31 bis 48, dadurch gekennzeichnet, dass das Mammographie-CT-System (1) eine Vorrichtung zur Lagerung (9) der Patientin (7) umfasst, welche eine unkomprimierte Positionierung der Brust im Messfeld des mindestens einen Strahler-Detektor-Systems während des CT-Scans ermöglicht.
  50. Kombination gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 31 bis 49, dadurch gekennzeichnet, dass das Mammographie-CT-System (1) Mittel, insbesondere Schalter, Potentiometer oder Menüpunkte in einem Parametrisierungsmenü, zur Justierung des zweiten Energiebereiches aufweist.
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