DE10333074A1

DE10333074A1 - Verfahren zur Untersuchung eines eine periodische Bewegung in Form ausführenden Körperbereichs eines Untersuchungsobjektes und Diagnostik-Gerät zur Durchführung eines solchen Verfahrens

Info

Publication number: DE10333074A1
Application number: DE10333074A
Authority: DE
Inventors: Thomas Dr. Flohr; Bernd Ohnesorge
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2003-07-21
Filing date: 2003-07-21
Publication date: 2005-02-24
Also published as: CN1575758A; JP2005040602A; US7035370B2; US20050058238A1

Abstract

Die Erfindung betrifft die zur Untersuchung eines eine periodische Bewegung in Form einer Folge von Phasen der periodischen Bewegung umfassende Bewegungszyklen ausführenden Körperbereichs eines Untersuchungsobjektes mittels eines Diagnostik-Geräts mit einer Strahlungsquelle zur Erzeugung einer das Untersuchungsobjekt unter unterschiedlichen Projektionswinkeln durchdringenden Strahlung und einem Detektorsystem für die von der Strahlungsquelle ausgehende Strahlung, wobei mittels einer elektronischen Recheneinrichtung aus den der detektierten Strahlung entsprechenden als Messdaten herangezogenen Ausgangsdaten des Detektorsystems ein Bild zumindest des die periodische Bewegung ausführenden Körperbereichs ermittelt wird. Dabei ist vorgesehen, dass aus einer Anzahl n >= 1 von vorzugsweise aufeinander folgenden Bewegungszyklen Datenintervalle bezüglich der gleichen Phase der periodischen Bewegung entnommen werden, deren Länge insgesamt wenigstens ein zur Ermittlung eines Bildes ausreichendes Rekonstruktionsintervall ergibt, wobei die Anzahl n¶max¶ der Bewegungszyklen, aus denen die Datenintervalle eines Rekonstruktionsintervalls stammen, mit zunehmender Frequenz der periodischen Bewegung steigt und die Länge der Datenintervalle mit zunehmender Frequenz der periodischen Bewegung fällt.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Untersuchung eines eine periodische Bewegung in Form einer Folge von Phasen der periodischen Bewegung umfassende Bewegungszyklen ausführenden Körperbereichs eines Untersuchungsobjektes mittels eines Diagnostik-Geräts mit einer Strahlungsquelle zur Erzeugung einer das Untersuchungsobjekt unter unterschiedlichen Projektionswinkeln durchdringenden Strahlung und einem Detektorsystem für die von der Strahlungsquelle ausgehende Strahlung, wobei mittels einer elektronischen Recheneinrichtung aus den der detektierten Strahlung entsprechenden als Messdaten herangezogenen Ausgangsdaten des Detektorsystems ein Bild zumindest des die periodische Bewegung ausführenden Körperbereichs, z.B. eines Herzens, ermittelt wird. Die Erfindung betrifft außerdem ein Diagnostik-Gerät zur Durchführung eines solchen Verfahrens.

Es ist bekannt, EKG-gesteuerte CT-Mehrzeilen-Spiralaufnahmen des Herzens vorzunehmen. Dabei wird während der Aufnahme des Mehrzeilen-Spiraldatensatzes das EKG-Signal des Patienten mit aufgezeichnet. Das EKG-Signal wird benutzt, um später bei der Bildrekonstruktion von CT-Bildern Messdaten so zu selektieren, dass zu jedem Bild nur Messdaten beitragen, die in bestimmten, vom Benutzer wählbaren Phasen des Herzzyklus aufgenommen wurden. So kann beispielsweise die Anforderung sein, Bilder in der diastolischen Ruhephase zu rekonstruieren, um eine nicht durch Bewegungsartefakte gestörte Abbildung der Koronararterien zu erzielen. Als einfacher Referenzpunkt im EKG-Signal können die zeitlichen Positionen der R-Zacken herangezogen werden. Für jedes CT-Bild sollen dann zur Bildrekonstruktion z.B. nur Daten verwendet werden, die in einem gewissen Zeitfenster mit einem bestimmten relativen Abstand von der vorhergehenden R-Zacke aufgenommen wurden (z.B. gemessen in % der Dauer des RR-Intervalls des EKG-Signals).

Eine derartige Aufnahmetechnik mit dazugehöriger Mehrzeilen-Spiral-Bildrekonstruktion ist Gegenstand der DE 198 42 238 A1 .

Um das abzubildende Untersuchungsobjekt sinnvoll rekonstruieren zu können, sind Messdatensätze zu aufeinanderfolgenden Projektionswinkeln α erforderlich, die sich in Parallelgeometrie über ein Rekonstruktionsintervall von mindestens 180° erstrecken (Rekonstruktionsintervall [α_min, α_max] ≥ 180°). Abhängig von der gewünschten zeitlichen Auflösung in einem Bild wird das gesamte Rekonstruktionsintervall [α_min, α_max] aus n Datenintervallen zusammengesetzt, die in aufeinanderfolgenden Herzzyklen zur jeweils gleichen relativen Herzphase aufgenommen wurden, so wie dies in 1 veranschaulicht ist.

Bei einer Rotationszeit T_rot des CT-Scanners von beispielsweise 500 msec sind zur Erreichung einer zeitlichen Auflösung von 50 msec im Einzelbild im besten Fall mindestens n = 5 Datenintervalle von je 36° aus n = 5 aufeinanderfolgenden Herzzyklen zur Bildrekonstruktion erforderlich. Die Tischvorschubgeschwindigkeit v in z-Richtung (die z-Richtung ist die Richtung der Patientenlängsachse) während der Spiralaufnahme muss dabei so klein gewählt werden, dass der Mehrzeilendetektor sich während der n aufeinanderfolgenden Herzzyklen um höchstens eine Gesamt-Detektorbreite D weiterbewegt. Nur dann wird nämlich jede z-Position des Untersuchungsobjekts während der n zur Bildrekonstruktion benötigten Herzzyklen bestrahlt, und es können in der aus 2 ersichtlichen Weise an jeder z-Position alle zur Bildrekonstruktion notwendigen Messdaten gewonnen werden.

Bei geringen Herzfrequenzen führt dies zu so kleinen Tischvorschubgeschwindigkeiten, dass während der üblichen Maximal zeit für eine Spiralaufnahme, die durch die Atemanhaltezeit des Patienten gegeben ist, bei der geforderten Auflösung in z-Richtung (Schichtdicke) nur unzureichende Objektlängen abgedeckt werden können. Bei einer Herzfrequenz von 70 Schlägen pro Minute dauern n = 5 aufeinanderfolgende Herzzyklen rund 4,3 sec. Nimmt man an, man hat einen Mehrzeilendetektor mit 4 Detektorzeilen, die in z-Richtung je 1 mm abdecken (Schichtdicke 1 mm, Gesamt-Detektorbreite D = 4 mm), dann darf sich der Detektor während 4,3 sec gerade 4 mm weiterbewegen. In einer üblichen Atemanhaltephase von 35 sec kann man damit höchstens 32 mm abdecken, was zur Abbildung des Herzens viel zu wenig ist. Um die während einer Atemanhaltephase abdeckbare Objektlänge zu vergrößern, kann man entweder eine größere Schichtdicke (z.B. Schichtdicke 2,5 mm, Gesamt-Detektorbreite D = 4·2,5 mm = 10 mm statt D = 4·1 mm = 4 mm) wählen, oder man gibt die Bedingung auf, dass jede z-Position des Untersuchungsobjekts während aller n (in diesem Fall n = 5) Herzzyklen bestrahlt werden muss. Die an einer bestimmten z-Position erforderlichen Messdaten müssen dann durch sogenannte, an sich bekannte Spiralinterpolationen aus von der Bildebene entfernt liegenden Messdaten erzeugt werden. In beiden Fällen (größere Schichtdicke bzw. weiter ausgreifende Spiralinterpolation) ergibt sich ein Schärfeverlust in z-Richtung, der für die Abbildung feiner Objektstrukturen wie z.B. der Koronararterien nicht erwünscht ist. Man hat dann zwar Bilder mit guter zeitlicher Auflösung, aber unzureichender räumlicher Auflösung.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren der eingangs genannten Art so auszubilden, dass eine verbesserte räumliche Auflösung erzielbar ist, und ein Diagnostik-Gerät zur Durchführung eines solchen Verfahrens anzugeben.

Nach der Erfindung wird die das Verfahren betreffende Aufgabe durch die Merkmale des Patentanspruchs 1 gelöst.

Die Erfindung beruht auf der Überlegung, dass es beispielsweise zur Abbildung der Koronararterien in der Ruhephase des Herzens nicht nötig ist, bei jeder Herzfrequenz unbedingt immer die bestmögliche Zeitauflösung zu erzielen, und dass vielmehr das für die Bildrekonstruktion zur Verfügung stehende Zeitfenster relativ geringer Herzbewegung von der Herzfrequenz abhängt: für kleine Herzfrequenzen ist es größer, für große Herzfrequenzen wird es kleiner.

Dem trägt die Erfindung durch eine adaptive Wahl sowohl der Anzahl Datenintervalle, d.h. Bewegungszyklen, als auch der Dauer der Datenintervalle Rechnung. Dabei wird die Anzahl der Bewegungszyklen und die Länge der Datenintervalle der Frequenz der periodischen Bewegung derart angepasst, dass die Anzahl der Bewegungszyklen aus denen die Datenintervalle eines Rekonstruktionsintervalles stammen, mit zunehmender Frequenz der periodischen Bewegung steigt und die Länge der Datenintervalle mit zunehmender Frequenz der periodischen Bewegung fällt. Vorzugsweise ist das Produkt aus Anzahl der Bewegungszyklen und Länge der Datenintervalle wenigstens näherungsweise konstant. Innerhalb einer bestimmten Maximalzeit, z.B. der Atemanhaltezeit, kann also eine ausreichende Objektlänge (z.B. das Herz) mit der gewünschten guten räumlichen Auflösung und ausreichender zeitlicher Auflösung abgebildet werden. Somit ist die notwendige räumliche Auflösung zur Abbildung feiner Strukturen in allen Bildern gegeben und dennoch hat jedes Bild eine an die jeweilige lokale, d.h. aktuelle, Herzfrequenz angepasste, für die betreffende Herzfrequenz hinreichende zeitliche Auflösung.

Im Zuge der beschriebenen adaptive Wahl der genannten Parameter wird bei einer Untersuchung des Herzens im Zuge einer Spiralaufnahme mit fester Tischvorschubgeschwindigkeit v nicht für jedes Bild eine feste Anzahl n von Herzzyklen zur Bildrekonstruktion herangezogen (z.B. immer n = 5), wie es Stand der Technik ist, sondern die Anzahl n_max der Datenintervalle und damit die Anzahl n_max der zur Bildrekonstruktion herangezogenen Herzzyklen wird von der Herzfrequenz während der Spiralaufnahme abhängig gemacht. Für kleine Herzfrequenzen werden wenig Datenintervalle verwendet, bei wachsenden Herzfrequenzen werden mehr Datenintervalle verwendet. Es wird also deutlich, dass die im Falle der Erfindung erreichbare zeitliche Auflösung in einem Bild von der Herzfrequenz abhängig ist.

Dabei wird gemäß einer Variante der Erfindung die lokale Frequenz der Bewegung, also beispielsweise Herzfrequenz, berücksichtigt, unter der die im jeweils betrachteten Intervall der Untersuchung aktuell vorliegende Herzfrequenz verstanden werden soll.

Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung ist die Vorschubgeschwindigkeit konstant; sie wird so gewählt, dass während der Spiralaufnahme das interessierende Volumen während einer bestimmten Zeit, z.B. während einer Atemanhaltephase, mit der gewünschten räumlichen Auflösung abgetastet werden kann. Der Vorschub wird gemäß einer Variante der Erfindung so gewählt, dass sich der Detektor während n_max aufeinanderfolgenden Herzzyklen höchstens um eine bestimmte Strecke, maximal die Gesamt-Detektorbreite D, weiterbewegt.

Um auf einfache Weise die Bewegungsfrequenz, insbesondere die lokale Bewegungsfrequenz, berücksichtigen zu können, sehen Varianten der Erfindung vor, dass zur Ermittlung der Frequenz und/oder der Phasen der periodischen Bewegung ein der periodischen Bewegung entsprechendes Signal gewonnen und ausgewertet wird, bei dem es sich bei Untersuchungen des Herzens um das Elektrokardiogramm des untersuchten Lebewesens handeln kann.

Die ein Diagnostik-Gerät betreffende Aufgabe wird mit den Merkmalen wenigstens eines der Patentansprüche 9 bis 11 gelöst, d.h. das Diagnostik-Gerät ist als insbesondere einen Mehrzeilendetektor aufweisendes Spiral-CT-Gerät ausgebildet, das nach Varianten der Erfindung eine Einrichtung zur Ermittlung der Frequenz und/oder der Phasen der periodischen Bewe gung aufweist, bei der es sich bei Untersuchungen des Herzens um einen Elektrokardiographen handeln kann.

Aus vorstehendem wird deutlich, dass für die Erfindung sich eine adaptive Technik zur EKG-gesteuerten CT-Mehrzeilen-Spiralaufnahme des Herzens ist, wobei die Zahl der zur Bildrekonstruktion herangezogenen Herzzyklen von der lokalen Herzfrequenz abhängt und mit zunehmender Herzfrequenz zunimmt, so dass auf diese Weise in einer vorgegebenen Maximalzeit das gewünschte Volumen mit gleichmäßig guter räumlicher Auflösung und mit bei zunehmender Herzfrequenz, mit immer weiter verbesserter zeitlicher Auflösung abgebildet werden kann.

1 und 2 Verfahrens nach dem Stand der Technik verdeutlichende Diagramme,
3 eine Ansicht eines zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens dienenden CT-Geräts,
4 eine Ansicht der Detektoreinheit des CT-Geräts gemäß 3,
5 ein die Wirkungsweise des erfindungsgemäßen Verfahrens verdeutlichendes Diagramm.
In den 3 und 4 ist schematisch ein Diagnostik-Gerät, nämlich ein CT-Gerät, zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens dargestellt.
Das CT-Gerät weist eine Messeinheit aus einer Röntgenstrahlenquelle 1, die ein Röntgenstrahlenbündel 18 aussendet, und einer Detektoreinheit 2 auf, welche aus mehreren in Richtung einer auch als Systemachse bezeichneten Rotationsachse 6 aufeinanderfolgenden Zeilen von Einzeldetektoren ED, z.B. jeweils 512 Einzeldetektoren, zusammengesetzt ist. Der Fokus der Röntgenstrahlenquelle 1, von dem das Röntgenstrahlenbün del 18 ausgeht, ist mit 24 bezeichnet. Das Untersuchungsobjekt, im Falle des dargestellten Ausführungsbeispiels ein menschlicher Patient 8, liegt auf einem Lagerungstisch 20, der sich durch die Messöffnung 21 eines ringförmigen Trägers 7, der sogenannten Gantry, erstreckt.
Die Detektoreinheit 2 weist gemäß 4 eine erste Detektorzeile L₁ und eine letzte Detektorzeile L₄ auf. Zwischen der ersten und der letzten Detektorzeile L₁ und L₄ können eine oder wie dargestellt auch mehrere weitere Detektorzeilen L₂ bis L₃ angeordnet sein. Es können in nicht dargestellter Weise aber auch nur die erste und der letzte Detektorzeile L₁ und L₄ vorhanden sein.
Die Detektorzeilen L₁ bis L₄ verlaufen rechtwinklig zur z-Richtung, d.h. rechtwinklig zu der Systemachse 6, die in 4 strichpunktiert angedeutet ist. Die parallel zur Systemachse 6 gemessen Erstreckung des Detektorsystems in Richtung der Systemachse ist die mit D bezeichnete Gesamt-Detektorbreite.
An dem Träger 7 sind die Röntgenstrahlenquelle 1 und die Detektoreinheit 2 derart einander gegenüberliegend angebracht, dass das von der Röntgenstrahlenquellel ausgehende Röntgenstrahlenbündel 18 auf die Detektoreinheit 2 trifft. Der Träger 7 ist um die Systemachse 6 des CT-Geräts, die die Systemachse darstellt, drehbar gelagert und rotiert zur Abtastung des Patienten 8 mit einer Drehzahl u um die Systemachse 6. Dabei erfasst das von der mittels einer Generatoreinrichtung 22 betriebenen Röntgenstrahlenquelle 1 ausgehende Röntgenstrahlenbündel 18 ein Messfeld 23 kreisförmigen Querschnitts. Der Fokus 24 der Röntgenstrahlenquelle 1 bewegt sich auf einer um ein auf der Systemachse 6 liegendes Drehzentrum kreisförmig gekrümmten Fokusbahn 25.
Das Röntgenstrahlenbündel 18 durchstrahlt den Patienten 8 und die an der Detektoreinheit 2 ankommenden Röntgenstrahlen werden während der Rotation an einer Vielzahl von Projektions winkeln α detektiert und die Ausgangsdaten der Einzeldetektoren für jede der Detektorzeilen 3 bis 5 zu je einer zu dem jeweiligen Projektionswinkel α gehörigen Projektion zusammengefasst. Zu jedem Projektionswinkel α gehört also eine der Anzahl von Detektorzeilen 3 bis 5 entsprechende Anzahl von Projektionen.
Unter Heranziehung der während eines Rekonstruktionsintervalls, das in noch zu erläuternder Weise mehrere Datenintervalle umfassen kann, aufgenommenen Projektionen, die von der Detektoreinheit 2 zu einer elektronischen Recheneinrichtung 31 gelangen, rekonstruiert letztere auf Basis an sich bekannter Algorithmen ein Schnittbild des Untersuchungsobjekts. Um sinnvoll Schnittbilder des Untersuchungsobjekts, d.h. des Patienten 8, rekonstruieren zu können, ist die Aufnahme von Projektionen zu aufeinanderfolgenden Projektionswinkeln α erforderlich, welche sich über einen Rekonstruktionsintervall erstrecken, das in Parallelstrahlgeometrie wenigstens gleich 180° (n) und in Fächerstrahlgeometrie wenigstens gleich 180° + β sein muss, wobei β der in 3 veranschaulichte, auch als Fächerwinkel bezeichnete Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels 18 ist.
Der dem Träger 7 zugeordnete Antrieb 26 ist wie erwähnt geeignet, den Träger 7 kontinuierlich rotieren zu lassen. Außerdem ist ein weiterer in den 3 und 4 nicht gezeigter Antrieb vorgesehen, der eine Relativverschiebung des Lagerungstisches 20 und damit des Patienten 8 einerseits und des Trägers 7 mit der Messeinheit 1, 2 andererseits in Richtung der Systemachse 6 mit einer Tischvorschubgeschwindigkeit v ermöglicht.
Es besteht also die Möglichkeit, dreidimensionale Bereiche des Patienten 8 in an sich bekannter Weise in Form einer Spiralaufnahme abzutasten, indem der Träger 7 mit der Messeinheit 1, 2 kontinuierlich rotiert und gleichzeitig eine Relativverschiebung von Lagerungstisch 20 und Träger 7 in Rich tung der Systemachse 6 mit einer Tischvorschubgeschwindigkeit v erfolgt.
Zur Durchführung von Untersuchungen des Herzens oder herznaher, im Rhythmus der Herzaktion bewegter Bereiche des Körpers des Patienten 8 weist das CT-Gerät gemäß 3 außerdem einen an sich bekannten Elektrokardiographen 27 auf, der über Elektroden, von denen eine in 3 dargestellt und mit 28 bezeichnet ist, mit dem Patienten 8 verbunden werden kann und dazu dient, parallel zu der Untersuchung des Patienten 8 mittels des CT-Geräts das EKG-Signals des Patienten 8 zu erfassen. Dem EKG-Signal entsprechende vorzugsweise digitale Daten sind der elektronischen Recheneinrichtung 31 zugeführt.
Die Elektroden des Elektrokardiographen 27 sind nach Möglichkeit derart am Körper des Patienten 8 angebracht, dass sie die Untersuchung des Patienten 8 nicht beeinträchtigen.
An die elektronische Recheneinrichtung 31 sind eine Tastatur 29 und eine Mouse 30 angeschlossen, die die Bedienung des CT-Geräts ermöglichen.
Soweit Körperpartien des Patienten 8 aufgenommen werden sollen, die sich ruhigstellen lassen, stellen sich für die Aufnahme der Projektionen keine nennenswerten Probleme. Kritisch hingegen ist die Aufnahme von Projektionen eines sich beispielsweise periodisch bewegenden Bereichs innerhalb des Patienten 8. Ein Beispiel für einen derartigen sich periodisch bewegenden Bereich ist das menschliche Herz 9, welches in 3 schematisch angedeutet ist.
Bekanntlich führt das menschliche Herz 9 im wesentlichen eine periodische Bewegung aus. Die periodische Bewegung enthält dabei eine Folge von Herzzyklen, von denen jeder aus einer Bewegungs- bzw. Schlagphase und einer sich daran anschließenden Ruhe- bzw. Erschlaffungsphase besteht. Die Erschlaffungs phase hat eine Dauer zwischen üblicherweise 500 bis 800 ms, die Schlagphase eine Dauer von 200 bis 250 ms.
Die Drehzahl u des Trägers 7 liegt üblicherweise bei 45 bis 120 Umdrehungen/Minute. Durch Vergleich der Drehzahl u mit der Dauer der Erschlaffungsphase des Herzens 9 lässt sich somit leicht feststellen, dass der Träger 7 in der Erschlaffungsphase des Herzens 9 um einen Drehwinkel γ rotiert, der zwischen 135° (500 ms bei 45 Umdrehungen/Minute) und 576° (800 ms bei 120 Umdrehungen/Minute) liegt.
Wenn die Drehzahl u hoch genug gewählt wird, rotiert der Träger 7 während der jeweils aufzunehmenden Phase eines Herzzyklus, z.B. während einer Ruhephase, um einen Winkel, der größer ist als das erforderliche Rekonstruktionsintervall. Somit ist es möglich, während der jeweils aufzunehmenden Phase eines Herzzyklus die zur Rekonstruktion eines Schnittbildes des aufgenommenen Bereichs Herzens 9 erforderlichen Projektionen aufzunehmen.
Ist die Herzfrequenz so hoch oder die aufzunehmende Phase des Herzzyklus so kurz, dass es nicht möglich ist die zu einem vollständigen Rekonstruktionsintervall gehörigen Projektionen während eines einzigen Herzzyklus aufzunehmen, kann dies während der jeweils aufzunehmenden Phase mehrerer aufeinanderfolgender Herzzyklen erfolgen. Das Rekonstruktionsintervall setzt sich dann aus mehreren zu unterschiedlichen Herzzyklen gehörigen Datenintervallen zusammen.
Wie bereits erwähnt, wird das Elektrokardiogramm des menschlichen Herzens 9 während des Spiralscans aufgezeichnet, und zwar um aus ihm die jeweils aufzunehmende Phasen der Herzzyklen des menschlichen Herzens 9, z.B. die Ruhephasen 13, bestimmen zu können.
Im Folgenden wird erläutert werden, dass das EKG-Signal Falle der Erfindung genutzt wird, um ohne Verlust an räumlicher Auflösung die jeweilige zeitliche Auflösung der Bilder mit zunehmender Herzfrequenz in der erforderliche Weise steigern zu können, wozu die elektronische Recheneinrichtung einerseits das EKG-Signal auswertet und andererseits auf Basis des Auswerteergebnisses aus den entsprechenden Messdaten aus einem oder mehreren vorzugsweise aufeinanderfolgenden Herzzyklen Datenintervalle bezüglich der gleichen Phase der periodischen Bewegung entnimmt, deren Länge insgesamt wenigstens ein zur Ermittlung eines Bildes ausreichendes Rekonstruktionsintervall ergibt, wobei sie die Anzahl n_max der Herzzyklen und die Länge der Datenintervalle der Herzfrequenz derart anpasst, dass das Produkt aus Anzahl n_max der Herzzyklen und Länge der Datenintervalle im wesentlichen unabhängig von der Herzfrequenz, also wenigstens näherungsweise konstant ist.
Zur Durchführung einer Untersuchung nach dem erfindungsgemäßen Verfahren wird die konstante Tischvorschubgeschwindigkeit v des Lagerungstisches 20 während der Spiralaufnahme so gewählt, dass mit der gewünschten räumlichen Auflösung in z-Richtung (z.B. Schichtdicke 1 mm, Gesamt-Detektorbreite bei einem 4-Zeilen-Detektor D = 4 mm) das interessierende Volumen in einer Atemanhaltephase abgedeckt werden kann. Beträgt z.B. die Tischvorschubgeschwindigkeit v = 2 mm/sec, so kann damit in 35 sec eine Strecke von 70 mm und damit die relevanten Bereiche der Koronararterien abgedeckt werden.
Dabei wird die erwähnte Bedingung eingehalten, dass sich der Detektor während n_max aufeinanderfolgenden Herzzyklen höchstens um eine bestimmte Maximalstrecke, z.B. um eine Gesamt-Detektorbreite D weiterbewegen soll. Daraus wird, da ja die Tischvorschubgeschwindigkeit v fest ist, für jede Herzfrequenz die Maximalzahl n_max von aufeinanderfolgenden Herzzyklen berechnet, die bei einer gegebenen lokalen Herzfrequenz zur Bildrekonstruktion herangezogen werden können. Im vorliegenden Beispiel gilt für Herzfrequenzen ≤ 60 Schlägen pro Minute n_max= 1, für Herzfrequenzen zwischen 60 Schlägen pro Minute und 90 Schlägen pro Minute n_max = 2, für Herzfrequenzen zwischen 90 Schlägen pro Minute und 120 Schlägen pro Minute n_max = 3 usw.
Demnach wird die Bildrekonstruktion so durchgeführt, dass für jedes zu rekonstruierende Bild zunächst aus dem mit aufgezeichneten EKG-Signal die lokale Herzfrequenz bestimmt wird, d.h. die Herzfrequenz, die bei der Aufnahme der Daten an derjenigen Stelle in den Messdaten aktuell vorlag, an die Messdaten für die z-Position des zu rekonstruierenden Bildes aufgenommen wurden.
Ist im vorliegenden Beispiel die lokale Herzfrequenz kleiner 60 Schläge pro Minute, wird zur Bildrekonstruktion nur ein Datensegment aus einem Herzzyklus herangezogen.
Bei einer Rotationszeit T_rot des Trägers 7 von 500 msec beträgt die zeitliche Auflösung in diesem Bild dann 250 msec. Dies ist wegen der geringen Herzfrequenz für eine Abbildung in der diastolischen Phase ausreichend.
Bei Herzfrequenzen zwischen 60 Schlägen pro Minute und 90 Schlägen pro Minute ist diese zeitliche Auflösung nicht ausreichend. Da es jedoch ohne Verschlechterung der räumliche Auflösung möglich ist, zwei aufeinanderfolgende Herzzyklen zur Bildrekonstruktion heranzuziehen und so im besten Fall eine zeitliche Auflösung von 125 msec zu erzielen, usw.
Es wird also deutlich, dass mit der erfindungsgemäßen Bildrekonstruktionstechnik Bilder mit gleichmäßig guter räumlicher Auflösung und mit zunehmender Herzfrequenz immer weiter verbesserter zeitlicher Auflösung erzeugt werden.
Die erfindungsgemäße Vorgehensweise ist in 5 an einem Beispiel schematisch dargestellt, wobei in dem Diagramm gemäß 5 über der Zeit t zum einen die von den Detektorzeilen L₁ bis L₄ überstrichene z-Position und zum anderen das EKG-Signal aufgetragen sind.
Wie anhand der linearen Verläufe der zu den einzelnen Detektorzeilen L₁ bis L₄ gehörigen z-Position über der Zeit t deutlich wird, ist die Vorschubgeschwindigkeit v konstant. Wie außerdem anhand der Zeitabstände T₁ bis T₃ zwischen den R-Zacken des EKG-Signals deutlich wird, findet im Falle des dargestellten Beispiels eine Erhöhung der Herzfrequenz statt, und zwar von 55 Schlägen pro Minute (bpm) auf 79 Schläge pro Minute.
Während während des in 5 ersten Herzzyklus, wie zuvor erläutert, n_max = 1 gilt, und somit das gesamte zur Rekonstruktion eines Bildes erforderliche Rekonstruktionsintervall RI₁ nur ein einziges Datenintervall DI_a umfasst, das in seiner Gesamtheit während des Herzzyklus mit der Periodendauer T₁ aufgenommen werden kann, ist dies für die folgenden Herzzyklen nicht mehr möglich.
Hier gilt wegen de Erhöhung der Herzfrequenz n_max = 2, was bedeutet, dass das Rekonstruktionsintervall RI₂ des folgenden Bildes zwei Datenintervalle DI_B und DI_C umfasst, von denen eines während des ersten Herzzyklus mit der Periodendauer T₁ und das andere während des zweiten in 5 dargestellten Herzzyklus mit der Periodendauer T₂ aufgenommen wurde.
Entsprechendes gilt auch für das folgende Bild, dem ein Rekonstruktionsintervall RI₃ zugrunde liegt, das zwei Datenintervalle DI_S und DI_D umfasst, wobei das erste während des zweiten Herzzyklus mit der Periodendauer T₂ und das zweite während des dritten in 5 veranschaulichten Herzzyklus mit der Periodendauer T₃ aufgenommen ist.
Sollte sich die Herzfrequenz in der Folge weiter beschleunigen und 90 Schläge pro Minute überschreiten, würde in nicht dargestellter Weise ein Übergang auf n_max = 3 stattfinden und demzufolge die dem Rekonstruktionsintervall eines Bildes zugrundeliegenden Datenintervalle aus drei aufeinanderfolgenden Herzzyklen stammen.
Somit wird deutlich, dass im Falle des erfindungsgemäßen Verfahrens die zeitliche Auflösung in vorteilhafter Weise mit zunehmender Herzfrequenz ebenfalls zunimmt, da im Zuge einer an der Herzfrequenz orientierter adaptiven Anpassung von n_max die der Rekonstruktion eines Bildes zugrundeliegenden Datenintervalle immer kürzer werden. Aus den vorstehenden Ausführungen wird deutlich, dass die räumliche Auflösung der erzeugten Bilder nicht tangiert wird.
Wie in 5 veranschaulicht ist, werden zur Rekonstruktion eines 3D-Bildes in einer bestimmte Phase des Herzzyklus (z.B. der Diastole, d.h. Ruhephase) nur Projektionen dieser Phase zur Rekonstruktion herangezogen, die während eines jeden Herzzyklus in einem dieser bestimmten Phase entsprechenden Zeitabschnitt. aufgenommen wurden, der mit einer bestimmten Verzögerungszeit D_d nach der letzten R-Zacke des EKG beginnt.
Die Verzögerungszeit D_d und die maximal zulässige Dauer des Zeitabschnittes ermittelt die elektronische Recheneinrichtung 31 retrospektiv, indem sie den Mittelwert der Dauer der RR-Intervalle T_RR aus einer vorwählbaren Anzahl vorangegangener RR-Intervalle ermittelt und hieraus die Verzögerungszeit D_d und Dauer des Zeitabschnittes als vorwählbare Prozentsätze oder Bruchteile dieses Mittelwertes bestimmt. Alternativ können die Verzögerungszeit D_d und die Dauer des Zeitabschnittes auch als Zeitdauern, beispielsweise in Millisekunden, vorgewählt werden.
Die Tischvorschubgeschwindigkeit v stellt die elektronische Recheneinrichtung 31 unter Berücksichtigung des Mittelwerts der Dauer der RR-Intervalle T_RR aus einer vorwählbaren Anzahl vorangegangener RR-Intervalle so ein, dass die während eines Rekonstruktionsintervalles RI bzw. Datenintervalles DI auftretende Verschiebung des Lagerungstisches 20 in Richtung der Systemachse 6, d.h. die Verlagerung der Messeinheit 1, 2 und des Patienten 8 relativ zueinander in Richtung der Systemachse 6, eine Gesamt-Detektorbreite D (siehe 4) nicht übersteigt. Die von aufeinanderfolgenden Rekonstruktionsintervallen RI bzw. Datenintervallen DI abgedeckten Bereiche des Patienten 8 überdecken sich somit in Richtung der Systemachse 6 oder stoßen im Grenzfall lückenlos aneinander an. Somit ist das gesamte in Richtung der Systemachse abgetastete Volumen des Patienten 8 lückenlos mit Schnittbildern abdeckbar.
Anstelle des EKG-Signals können auch andere physiologische Parameter bzw. Signale verwendet werden, die Informationen über die jeweils vorliegende Phase des Herzzyklus geben, z.B. Herzwand-Bewegung oder stethoskopische Herzschlag-Analyse.
Die Erfindung wird vorstehend am Beispiel von Untersuchungen des Herzens erläutert. Es können aber auch andere periodisch bewegte Körperbereiche mit dem erfindungsgemäßen Verfahren untersucht werden.
Im Zusammenhang mit den vorstehend Beschreibung der Erfindung findet ein CT-Gerät der dritten Generation Verwendung, d.h. die Röntgenstrahlenquelle und die Detektoreinheit werden während der Bilderzeugung gemeinsam um die Systemachse verlagert. Die Erfindung kann aber auch im Zusammenhang mit CT-Geräten anderer Generationen, z.B. CT-Geräten der vierten Generation, bei denen nur die Röntgenstrahlenquelle um die Systemachse verlagert wird und mit einem feststehenden Detektorring zusammenwirkt, Verwendung finden.
Auch kann die Erfindung außer in der Computertomographie bei anderen mit einer durchdringenden Strahlung arbeitenden bildgebenden Verfahren zum Einsatz kommen.
Die Erfindung wird vorstehend anhand einer medizinische Anwendung erläutert. Die Erfindung kann jedoch auch außerhalb der Medizin Anwendung finden.

Claims

Verfahren zur Untersuchung eines eine periodische Bewegung in Form einer Folge von Phasen der periodischen Bewegung umfassende Bewegungszyklen ausführenden Körperbereichs eines Untersuchungsobjektes mittels eines Diagnostik-Geräts mit einer Strahlungsquelle zur Erzeugung einer das Untersuchungsobjekt unter unterschiedlichen Projektionswinkeln durchdringenden Strahlung und einem Detektorsystem für die von der Strahlungsquelle ausgehende Strahlung, wobei mittels einer elektronischen Recheneinrichtung aus den der detektierten Strahlung entsprechenden als Messdaten herangezogenen Ausgangsdaten des Detektorsystems ein Bild zumindest des die periodische Bewegung ausführenden Körperbereichs ermittelt wird, aufweisend den Verfahrensschritt, dass aus einer Anzahl n ≥ 1 von vorzugsweise aufeinanderfolgenden Bewegungszyklen Datenintervalle bezüglich der gleichen Phase der periodischen Bewegung entnommen werden, deren Länge insgesamt wenigstens ein zur Ermittlung eines Bildes ausreichendes Rekonstruktionsintervall ergibt, wobei die Anzahl n_max der Bewegungszyklen aus denen die Datenintervalle eines Rekonstruktionsintervalls stammen, mit zunehmender Frequenz der periodischen Bewegung steigt und die Länge der Datenintervalle mit zunehmender Frequenz der periodischen Bewegung fällt.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Anzahl n_max der Bewegungszyklen und die Länge der Datenintervalle der Frequenz der periodischen Bewegung derart angepasst wird, dass das Produkt aus Anzahl n_max der Bewegungszyklen und Länge der Datenintervalle wenigstens näherungsweise konstant ist.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, bei dem die Strahlungsquelle zur Gewinnung der Messdaten um eine Systemachse rotierbar und die Länge eines Datenintervalls ≤ 180° ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem die Strahlungsquelle zur Gewinnung der Messdaten um eine System achse rotierbar und die Länge eines Rekonstruktionsintervalls ≥ 180° ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem zur Bestimmung der Anzahl n_max die aktuelle Frequenz der Bewegung herangezogen wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem während der Gewinnung der Messdaten ein Vorschub in Richtung der Systemachse zwischen der Strahlungsquelle und dem Detektorsystem einerseits und dem Untersuchungsobjekt andererseits erzeugt wird, wobei die Vorschubgeschwindigkeit, mit der der Vorschub erfolgt, konstant ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, bei dem während der Gewinnung der Messdaten ein Vorschub in Richtung der Systemachse zwischen der Strahlungsquelle und dem Detektorsystem einerseits und dem Untersuchungsobjekt andererseits erzeugt wird, wobei der Vorschub während der Anzahl von Bewegungszyklen höchstens gleich der Erstreckung des Detektorsystems in Richtung der Systemachse ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, bei dem zur Ermittlung der Frequenz und/oder der Phasen der periodischen Bewegung ein der periodischen Bewegung entsprechendes Signal gewonnen und ausgewertet wird.
Verfahren nach Anspruch 8, mit dem das Herz eines Lebewesens untersucht wird und als der periodischen Bewegung des Herzens entsprechendes Signal das Elektrokardiogramm des Lebewesens vorgesehen ist.
Diagnostik-Gerät zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 9, welches als Spiral-CT-Gerät ausgebildet ist.
Diagnostik-Gerät zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 9, welches als CT-Gerät mit Mehrzeilendetektor ausgebildet ist.
Diagnostik-Gerät zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 9, welches als Spiral-CT-Gerät mit Mehrzeilendetektor ausgebildet ist.
Diagnostik-Gerät nach einem der Ansprüche 10 bis 12, welches eine Einrichtung zur Ermittlung der Frequenz und/oder der Phasen der periodischen Bewegung aufweist.
Diagnostik-Gerät nach Anspruch 13, welches als Einrichtung zur Ermittlung der Frequenz und/oder der Phasen der periodischen Bewegung einen Elektrokardiographen aufweist.