DE19854939A1

DE19854939A1 - Verfahren und Gerät zur Erzeugung von CT-Bildern

Info

Publication number: DE19854939A1
Application number: DE19854939A
Authority: DE
Inventors: Thomas Flohr; Bernd Ohnesorge
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 1998-11-27
Filing date: 1998-11-27
Publication date: 2000-06-15
Anticipated expiration: 2018-11-28
Also published as: DE19854939C2; JP2000157535A; JP4567130B2; US6381487B1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung von CT-Bildern eines mit Ruhe-oder Bewegungsphasen periodisch bewegten Körperbereiches. Dabei werden einer Vielzahl von der Bilderzeugung dienenden Projektionen entsprechende Daten daraufhin analysiert, ob sie während einer Ruhe-oder Bewegungsphase gewonnen wurden, und nur solche Daten zur Bildrekonstruktion verwendet, welche während einer Ruhephase gewonnen wurden.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung von CT- Bildern eines mit Ruhe- oder Bewegungsphasen periodisch be wegten Körperbereiches mittels eines CT-Gerätes mit einer zur Erzeugung der CT-Bilder um den Körper des zu untersuchenden Lebewesens bewegten Röntgenstrahlenquelle und ein Gerät zur Durchführung eines solchen Verfahrens.

Objekte, die sich während der CT-Datenaufnahme bewegen, ver ursachen im rekonstruierten CT-Bild oft Strichartefakte oder werden unscharf mit Doppelkonturen dargestellt. Diese Proble matik tritt insbesondere bei CT-Aufnahmen des Herzens oder herznaher Lungenstrukturen bei CT-Systemen mit mechanischer Bewegung der Röntgenquelle auf, bei denen die Datenaufnahme zeit für ein Bild in der Größenordnung einer Herzperiode liegt. Die Bewegungsartefakte haben dann ihre Ursache in der Verwendung von Daten zur Bildrekonstruktion, die während der schnellen Kontraktionsphase des Herzens aufgenommen wurden. Solche Bilder können nur bedingt für medizinische diagnosti sche Auswerteverfahren, wie z. B. Calcification Screening oder Perfusion Imaging, verwendet werden.

Relativ bewegungsartefaktarme CT-Bilder des Herzens können mit der sogenannten Elektronenstrahl-Computertomographie (EBT) gewonnen werden. Mit einem EBT-Gerät kann durch elek tromagnetische Auslenkung eines Elektronenstahls die Röntgen quelle masselos bewegt werden. So können signifikant kürzere Datenaufnahmezeiten und damit eine Reduzierung der Bewegungs artefakte erreicht werden. Die Kosten eines EBT-Systems lie gen aber um ein Vielfaches über denen eines konventionellen CT-Gerätes. Außerdem kann die mit einem EBT erzielbare Bild qualität, abgesehen von bewegungsartefaktarmen Herzbildern, nicht mit der eines herkömmlichen Systems konkurrieren.

Konventionelle CT-Systeme der 3. und 4. Generation mit mecha nischer Rotation der Röntgenquelle erreichen heute Abtastzei ten unter 1 sec. je 360°-Umlauf (Vollumlauf). Mit derartigen Systemen ist dann eine hinreichend gute Bildqualität für Herzaufnahmen zu erzielen, wenn zur Bildrekonstruktion nur die während der Ruhephase des Herzens gemessenen Daten ver wendet werden.

Eine Möglichkeit zur Lösung dieser Anforderung bietet die be kannte EKG-getriggerte CT- Aufnahmetechnik. Hier dienen die R-Zacken eines mitlaufenden EKG-Signals zur Auslösung der Da tenaufnahme. Die Messung eines Teil- oder Vollumlaufes star tet nach Erkennung einer aufgezeichneten R-Zacke, und zwar mit einer empirisch festgelegten Verzögerungszeit zur R- Zacke. Eine ebenfalls durch das EKG gesteuerte Abschaltung der Strahlung bei Ende der Ruhephase des Herzens erfolgt nicht.

Andere Verfahren zur Erzeugung von Herz-Bildern zeichnen das EKG-Signal während der Messung auf und verwenden für die Bildrekonstruktion möglichst nur Daten aus einer bestimmten Herzphase. Die Festlegung des gewünschten Bereichs erfolgt dabei rein empirisch nach aus der Literatur bekannten Stan dardwerten. Dies trifft auch für bislang übliche EKG-getrig gerte CT-Aufnahmetechnik zu, bei der die Verzögerungszeit ebenfalls ausschließlich empirisch festgelegt wird. Ein der artiges Verfahren ist in der DE 196 22 075 A1 beschrieben. Nachteil der Verfahren mit empirischer Festlegung der Verzö gerungszeit bzw. des Bereichs des Herzzyklus, bezüglich des sen Daten genutzt werden, ist die mitunter stark unterschied liche Korrelation von EKG-Signal und mechanischer Herzbewe gung für verschiedene Patienten.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und ein Gerät der eingangs genannten Art so auszubilden, daß die Gefahr des Auftretens von Bewegungsartefakten vermindert ist.

Gelöst wird diese Aufgabe bezüglich des Verfahrens durch die Merkmale des Patentanspruches 1.

Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren handelt es sich also um ein automatisches Verfahren, bei dem die aufgenommenen Meßda ten patientenspezifisch danach klassifiziert werden, ob sie brauchbar sind, d. h. während einer Ruhephase des Herzens ge wonnen wurden, oder unbrauchbar sind, d. h. während einer Be wegungsphase gewonnen wurden, wobei nur während einer Ruhe phase des Herzens gewonnene Meßdaten zur Bildrekonstruktion herangezogen werden. Das erfindungsgemäße Verfahren ist an wendbar für beliebige CT-Geräte der 3. oder 4. Generation mit einer oder mehreren Detektorzeilen, und zwar für normale axiale Scans als auch Spiralscans. Die entsprechend dem er findungsgemäßen Verfahren als brauchbar klassifizierten Pro jektionen können für beliebig geartete Rekonstruktionsverfah ren verwendet werden.

Wenn gemäß einer Variante der Erfindung zur Klassifizierung der Meßdaten das EKG-Signal des jeweiligen Patienten herange zogen wird, kann die Korrelation des EKG-Signals mit der tat sächlichen mechanischen Bewegung des Herzens zum einen mit tels automatischer oder interaktiver Auswertung von Meßdaten und/oder CT-Bildern einer Referenzuntersuchung, d. h. einer Vielzahl von Test-Projektionen, und des synchron erfaßten EKG-Signals erfolgen. Auf diese Weise kann auch für EKG getriggerte CT-Aufnahmen die patientenspezifische Verzögerung zwischen R-Zacke des EKG-Signals und Triggerzeitpunkt des Strahlers quantitativ erfaßt werden, was zu einer wesentlich verbesserten Bildgebung und einem wesentlich effizienteren Untersuchungsablauf führt.

Bezüglich des Gerätes wird die obengenannte Aufgabe durch die Merkmale des Patentanspruches 18 gelöst. Es wird also deut lich, daß im Falle des erfindungsgemäßen Gerätes für eine Be dienperson die Möglichkeit besteht, interaktiv bestimmte Bil der als bewegungsartefaktarm zu kennzeichnen.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand der beigefügten Zeich nungen näher erläutert, es zeigen:

Fig. 1 Korrelation von EKG-Signal und mechanischer Herzbewe gung, wobei das EKG-Signal und die durch die relative Volumenänderung ΔV/V der Herzkammern quantifizierte mechanische Herzbewegung als Funktion der Zeit darge stellt sind,

Fig. 2 Projektionsintervalle bewegungsartefaktarmer Bilder,

Fig. 3 Parametrierung der Herzruhephase in Abhängigkeit vom RR-Intervall,

Fig. 4 Ableitung der Ruhephasen des Herzens aus RR-Abstän den,

Fig. 5 Bestimmung der Herzruhephase mittels interaktiver Se lektion einer bewegungsartefaktarmen Bildfolge aus der Referenzuntersuchung,

Fig. 6 Definition der Herzruhephase mittels komplementärem Datenfehlermaß σ_C,

Fig. 7 Bildbeispiele zur automatischen Bestimmung der Herz ruhephase,

Fig. 8 Ermittlung der Herzruhephase im EKG Signal mit Daten fehlermaß σ_C,

Fig. 9 Automatische Bestimmung von Datenintervallen während der Herzruhephase ohne EKG-Signal,

Fig. 10 ein zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens geeignetes CT-Gerät,

Fig. 11 Ablaufschema der Referenzuntersuchung zur Festlegung der Herzruhephase,

Fig. 12 Bedienmenue zu Durchführung der Referenzuntersuchung zur Festlegung der Herzruhephase,

Fig. 13 Bedienmenue zur Festlegung der Herzruhephase,

Fig. 14 Bedienmenue zur Festlegung der Herzruhephase mit ge öffnetem Parameterfenster.

Wie aus einschlägiger Literatur hinreichend bekannt ist, be steht eine Korrelation zwischen EKG-Signal und tatsächlicher mechanischer Herzmuskelkontraktion bzw. Herzmuskelrelaxation. Meßdaten, z. B. Projektionen, die während der relativ kurzen Phasen mit besonders starker Bewegung gewonnen werden, eignen sich nicht für eine artefaktarme Bildrekonstruktion und müs sen als für die Rekonstruktion unbrauchbar klassifiziert wer den. Es werden daher nur solche Bilder rekonstruiert, für die als verwendbar klassifizierte Meßdaten zur Verfügung stehen, die während Phasen geringer Bewegung gewonnen werden oder wurden. Dabei kann je nach den Möglichkeiten des verwendeten CT-Gerätes sowohl axiale Rekonstruktion aus bei einem Voll- oder Teilumlauf gewonnenen Meßdaten, als auch Spiralrekon struktion (bei ausreichender Datenabdeckung) stattfinden, und zwar für eine oder mehrere Detektorzeilen.

Die Fig. 1 zeigt die prinzipielle Korrelation von EKG-Signal und mechanischer Herzbewegung während einer Periode mit dem RR-Intervall T_RR. Die mechanische Herzbewegung wird quantifi ziert durch die relative Volumenänderung ΔV/V der Herzkam mern.

Insbesondere der von Patient zu Patient verschiedene Zeitbe zug zwischen P-Welle und QRS-Komplex im EKG-Signal mit der mechanischen Kontraktion der Herzkammern nimmt Einfluß auf die Bestimmung der zur Bildberechnung brauchbaren Rekonstruk tionszeitintervalle, d. h. derjenigen Zeitintervalle, aus de nen die zur Rekonstruktion eines Bildes verwendeten Meßdaten stammen.

Die relative Lage der mechanischen Ruhephase des Herzens in Relation zum EKG-Signal kann mittels einer Referenzuntersu chung ermittelt werden.

Aus den Meßdaten bezüglich einer geeigneten Herzschicht, die bei wenigstens einem, vorzugsweise einigen wenigen Vollumläu fen der Röntgenstrahlenquelle um das Untersuchungsobjekt, die wenigstens eine, vorzugsweise einige Herzperioden überdecken, werden Bilder rekonstruiert, die kurz aufeinanderfolgenden Zeitpunkten zuzuordnen sind. Unter dem Zeitpunkt eines Bildes versteht man dabei den Zeitmittelpunkt der zur Rekonstruktion verwendeten Daten. Es wird nun angenommen, daß zu bewegungs artefaktarmen Bildern der Referenzuntersuchung nur Daten aus der Ruhephase des Herzens beigetragen haben. Dagegen weisen Bilder, die auf während der Bewegungsphase aufgenommenen Pro jektionen beruhen, deutliche Bewegungsartefakte auf.

Die Fig. 2 zeigt die zeitliche Zuordnung der zu verschiedenen rekonstruierten Bildern gehörigen Rekonstruktionszeitinter valle zum zeitlichen Verlauf der Relativen Volumenänderung ΔV/V. Durch eine Einteilung von rekonstruierten Bildern in Bildfolgen mit geringen und stärkeren Bewegungsartefakten oder auch durch eine Analyse der Meßdaten kann das der Ruhe phase des Herzens während eines Herzzyklus entsprechende Zeitintervall bestimmt werden. Beispielsweise kann aus einer Referenzuntersuchung die Lage der Ruhephase des Herzens rela tiv zum EKG-Signal abgeschätzt werden, indem durch die Aus wahl einer bewegungsartefaktarmen Bildfolge innerhalb der Re ferenzuntersuchung ein Zeitintervall bestimmt wird, während dessen Projektionen in der Ruhephase des Herzens gewonnen wurden.

Die Referenzuntersuchung kann übrigens bei reduzierter Dosis erfolgen.

Eine noch zu erläuternde automatisierte Zuordnung der Meßda ten zur Ruhephase und zur Bewegungsphase des Herzens bietet darüber hinaus die Möglichkeit der gezielten, retrospektiven Rekonstruktion von Bildern in der Ruhephase des Herzens ohne parallel aufgezeichnetes EKG-Signal.

Gemäß Fig. 3 liegt die Ruhephase des Herzens in einem zusam menhängendem Zeitintervall [T₁, T₂] der Länge ΔT = T₂-T₁ zwischen zwei R-Zacken des EKG-Signals. Die relative Lage der Ruhe phase des Herzens in dem jeweiligen RR-Intervall T_RR, d. h. in dem durch die den zu den Zeitpunkten T_R1 und T_R2 aufge zeichneten R-Impulse begrenzten Herzzyklus, kann durch zwei Konstanten C₁ und C₂ beschrieben werden, und zwar gilt:

T₁ = T_R1 + C₁ T_RR, T₂ = T₁ + C₂ T_RR. (1)

Die Konstanten C₁ und C₂, bei denen es sich um Bruchteile der Dauer des jeweiligen RR-Intervalls handelt, sind patienten spezifisch und müssen aus der Referenzuntersuchung mit geeig neter quantitativer Auswertung vor der eigentlichen Untersu chung bestimmt werden. Für die eigentliche Untersuchung wer den C₁ und C₂ als konstant angenommen. Lage und Dauer der Ru hephase des Herzens können dann zu jeder Zeit aus der Dauer des aktuell vorliegenden RR-Intervalls T_RR abgeleitet werden. Fig. 4 veranschaulicht dieses Vorgehensweise am Beispiel von RR-Intervallen variabler Dauer.

Eine weitere Möglichkeit der Ermittlung der Ruhephase des Herzens relativ zum EKG-Signal besteht in der interaktiven Auswahl von Bildfolgen der Referenzuntersuchung mit wenig Be wegungsartefakten durch eine Bedienperson. Dabei werden Bil der aus den Daten der gesamten Referenzuntersuchung, z. B. mittels Teilumlaufrekonstruktion, an kurz aufeinanderfolgen den Zeitpunkten T_B = iΔT_B berechnet. Zu einem Bild zum Zeitpunkt T_B tragen Meßdaten aus dem jeweiligen Rekonstruktionszeitin tervall [T_B-ΔT_R, T_B+ΔT_R] bei. Eine Bildfolge mit wenig Bewe gungsartefakten im Zeitintervall [T_B1, T_B2] definiert die Ruhe phase des Herzens dann für das aktuelle RR-Intervall im Zeit intervall [T_B1-ΔT_R, T_B2+ΔT_R]. Auch auf diese Weise lassen sich dann, wie Fig. 5 verdeutlicht, die Konstanten C₁ und C₂ be stimmen.

Neben dem Verfahren mit interaktiver Bildauswahl kann eine Festlegung der Ruhephase des Herzens mit den Parametern C₁ und C₂ durch automatische Analyse der rekonstruierten Refe renzbilder oder der Meßdaten erfolgen.

Eine solche automatische Analyse kann beispielsweise als Ver gleich komplementärer Projektionen in Parallelgeometrie durchgeführt werden. Komplementäre Parallelprojektionen gehö ren zu um 180° versetzten Projektionswinkeln. Da heutige CT- Geräte in der Regel Fächerprojektionen aufnehmen, müssen aus diesen die Parallelprojektionen erst durch geeignete Interpo lations- und Umsortierungsvorschriften, beispielsweise das bekannte Rebinning, erzeugt werden. Eine Parallelprojektion setzt sich dann aus Meßwerten von zu verschiedenen Zeitpunk ten gemessenen Fächerprojektionen zusammen. Als Meßzeitpunkt einer Parallelprojektion kann man dann beispielsweise den Meßzeitpunkt ihres Zentralkanals definieren. Im Falle eines stationären Objektes gilt bei symmetrischem Detektor mit ei ner der Anzahl der Meßkanäle entsprechenden Anzahl von in ei ner Zeile angeordneten Detektorelementen für komplementäre Parallelprojektionen P(n,k) der Symmetriesatz.

P(N+n,K-k-1) = P(n,k) (n = 0(1)(N-1), k = 0(1)(K-1)) (2)

Dabei sind:
n: Projektionsnummer,
k: Kanalnummer (fortlaufende Numerierung der Detektorele mente, wobei der Zentralkanal der mittlere Kanal ist)
N: Anzahl der pro 180°-Umlaufwinkel gemessenen Parallelpro jektionen, und
K: Anzahl Kanäle pro Parallelprojektion.

Bei einem unbewegten Objekt ist somit die Differenz P(N+n,K-k-1)-P(n,k) gleich 0. Die Abweichung der Differenz von 0 ist somit ein Maß für die Bewegung des gemessenen Objekts in der Zeit T_ROT/2 (halbe Umlaufzeit der Strahlungsquelle) wäh rend eines Halbumlaufs zwischen den Projektionen n und n+N. Eine geeignete Maßzahl ist z. B. die Summe der absoluten Ab weichungen der komplementären Parallelprojektionen σ_C(n) mit:

σ_C(n) = SUM_(k=Ka(1)Ke){ABS[P(N+n,K-k-1)-P(n,k)]} (3)

Anfangs- und Endkanal K_a und K_e bestimmen einen Innenbereich des Meßfelds, in dem das Herz erwartungsgemäß aufgenommen wird.

Liegt das Fehlermaß σ_C(n) für eine Parallelprojektion n unter halb eines bestimmten Schwellwerts σ_C,S, so kann davon ausge gangen werden, daß die Projektionen [n, n+N] während der Ruhe phase des Herzens aufgenommen wurden.

Die Fig. 6 zeigt beispielhaft den Verlauf des komplementären Fehlermaßes σ_C(n) für 500 Parallelprojektionen mit N = 528 als Funktion der Startprojektion. Durch Anwendung eines Schwell wertes σ_C,S wird ein zusammenhängendes Projektionsintervall [N₁, N₂] (≈[185,440]) identifiziert, das die Ruhephase des Herzens in einem Zeitintervall definiert, das dem Zeitintervall ent spricht, in dem die Projektionen im Intervall n ∈ [N₁,N₂+N] aufgenommen wurden.

In der Fig. 7 finden sich Bilder 1 bis 4, die mit den in der Fig. 6 markierten Startprojektionen N_0,i(i = 1(1)4) aus den Projek tionen n ∈ [N_0,i, N_0,i+N-1] rekonstruiert wurden. Die Bilder demon strieren die signifikante Korrelation des eingeführten Feh lermaßes σ_C(n) mit dem Ausmaß der Bewegungsartefakte. Bild 1 und Bild 2 zeigen deutliche Doppelkonturen der Herzkammern, während Bild 3 und Bild 4 kaum Bewegungsartefakte aufweisen.

Aus dem Projektionsintervall [N₁, N₂] kann nun die in Fig. 8 durch Schraffur gekennzeichnete Ruhephase des Herzens aus dem Projektionsintervall n ∈ [N₁, N₂+N] im Zeitintervall [T₁, T₂] = [T(N₁), T(N₂+N)] definiert werden. Zur Parametrierung wer den wieder die Konstanten C₁ und C₂ gemäß (1) genutzt.

Abgesehen von der automatischen Analyse komplementärer Daten ist im Rahmen der Erfindung auch eine automatische Auswertung von rekonstruierten Bilder möglich. Weisen z. B. die Differen zen zeitlich aufeinanderfolgender Bilder ein vernachlässigba res Maß an Strichartefakten oder Doppelkonturen auf, können diese Bilder einer Ruhephase des Herzens zugeordnet werden. Eine ununterbrochene Folge von so als bewegungsartefaktarm bewerteten Bilder legt dann eine Ruhephase des Herzens fest.

Auf eine EKG-Aufzeichnung während der Untersuchung kann auch ganz verzichtet werden, wenn eine automatischen Bestimmung von in der Ruhephase des Herzens liegenden Projektionsinter vallen, z. B. mittels komplementärer Datenanalyse, erfolgt. Die Referenzuntersuchung beschränkt sich dann auf die Auf nahme einer geeigneten Schicht des Herzens und die Selektion eines geeigneten Objektausschnitts dieser Aufnahme, bezüglich derer die automatische Bestimmung von in der Ruhephase des Herzens liegenden Projektionsintervallen erfolgt. Während der Untersuchung wird dazu das komplementären Fehlermaß σ_C(t)"on line" berechnet. In Fig. 9 ist für einen denkbaren Verlauf des komplementären Fehlermaßes σ_C(t)veranschaulicht, wie durch Anwendung eines Schwellwertes σ_C,S die Bereiche geringer Bewe gung identifiziert werden, aus denen in der Ruhephase des Herzens liegende Projektionsintervalle abgeleitet werden kön nen, zu denen wie bereits erläutert jeweils noch die halbe Umlaufzeit T_ROT/2 zu addieren ist. Alle Projektionen, die in diesen Ruhephasen des Herzens gemessen wurden, können damit zur bewegungsartefaktarmen Rekonstruktion verwendet werden.

Die Ruhephasen des Herzens sind in der Fig. 9 mit R gekenn zeichnet und die Bewegungsphasen mit B.

In Fig. 10 ist schematisch ein CT-Gerät zur Durchführung der erläuterten Verfahren dargestellt.

Das CT-Gerät weist eine Meßeinheit aus einer Röntgenstrahlen quelle 1, die ein fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel 2 aus sendet, und einem Detektor 3 auf, welcher aus einer oder meh reren in z-Richtung aufeinanderfolgenden Zeilen von Einzel detektoren, z. B. jeweils 512 Einzeldetektoren, zusammenge setzt ist. Der Fokus der Röntgenstrahlenquelle 1, von der das Röntgenstrahlenbündel 2 ausgeht, ist mit 4 bezeichnet. Das Untersuchungsobjekt, im Falle des dargestellten Ausführungs beispiels ein menschlicher Patient 5, liegt auf einem Lage rungstisch 6, der sich durch die Meßöffnung 7 einer Gantry 8 erstreckt.

An der Gantry 8 sind die Röntgenstrahlenquelle 1 und der De tektor 3 einander gegenüberliegend angebracht. Die Gantry 8 ist um die mit z bezeichnete z-Achse des CT-Geräts, die die Systemachse darstellt, drehbar gelagert und wird zur Abta stung des Patienten 5 in α-Richtung in Richtung des mit α bezeichneten Pfeiles um die z-Achse gedreht, und zwar um ei nen Winkel, der wenigstens gleich 180°(π) plus Fächerwinkel (Öffnungswinkel des fächerförmigen Röntgenstrahlenbündels 2) beträgt. Dabei erfaßt das von der mittels einer Generatorein richtung 9 betriebenen Röntgenstrahlenquelle 1 ausgehende Röntgenstrahlenbündel 2 ein Meßfeld 10 kreisförmigen Quer schnitts. Der Fokus 4 der Röntgenstrahlenquelle 1 bewegt sich auf einer um das auf der z-Achse liegende Drehzentrum kreis förmig gekrümmten Fokusbahn 15.

Bei vorbestimmten Winkelpositionen der Meßeinheit 1, 3, den sogenannten Projektionswinkeln, werden Meßwerte in Form soge nannter Projektionen aufgenommen, wobei die entsprechenden Meßdaten von dem Detektor 3 zu einer elektronischen Rechen einrichtung 11 gelangen, welche aus den den Projektionen ent sprechenden Folgen von Meßpunkten die Schwächungskoeffizien ten der Bildpunkte einer Bildpunktmatrix rekonstruiert und diese auf einem Sichtgerät 12 bildlich wiedergibt, auf dem somit Bilder der von den Projektionen erfaßten Schichten des Patienten 5 erscheinen.

Jede Projektion P(n,k) trägt eine Projektionsnummer n und ist durch diese einer bestimmten Winkelposition, d. h. einem Pro jektionswinkel, zugeordnet und umfaßt eine der Anzahl der De tektorelemente, d. h. der Kanalzahl K, entsprechende Anzahl von Meßpunkten, denen jeweils der entsprechende Meßwert zuge ordnet ist, wobei die jeweilige Kanalnummer k angibt, von welchem der fortlaufende Kanalnummern k₁ bis k_K tragenden De tektorelemente der jeweilige Meßwert stammt, und wobei der Zentralkanal dem mittleren Detektorelement einer Reihe von Detektorelementen entspricht.

Wenn der Detektor 3 mehrere Zeilen von Detektorelementen auf weist, können bei Bedarf mehrere Schichten des Patienten 5 gleichzeitig aufgenommen werden, wobei dann pro Projektions winkel eine der Anzahl der aktiven Detektorzeilen entspre chende Anzahl von Projektion aufgenommen wird.

Wenn der der Gantry 8 zugeordnete Antrieb 13 nicht nur für einen Teil- oder Vollumlauf der Gantry 8 ausreicht, sondern dazu geeignet ist, die Gantry 8 kontinuierlich rotieren zu lassen, und außerdem ein weiterer Antrieb vorgesehen ist, der eine Relativverschiebung des Lagerungstisches 6 und damit des Untersuchungsobjektes 5 einerseits und der Gantry 8 mit der Meßeinheit 1, 3 andererseits in z-Richtung ermöglicht, können auch sogenannte Spiralscans durchgeführt werden.

Zur Durchführung von Untersuchungen des Herzens oder herzna her, im Rhythmus der Herzaktion bewegter Bereiche des Körpers des Patienten 5 weist das CT-Gerät gemäß Fig. 1 außerdem ei nen an sich bekannten Elektrokardiographen 17 auf, der über Elektroden, von denen eine in Fig. 1 dargestellt und mit 18 bezeichnet ist, mit dem Patienten 5 verbunden werden kann und zur Erfassung des EKG-Signals des Untersuchungsobjektes par allel zu der Untersuchung mittels des CT-Gerätes dient. Dem EKG-Signal entsprechende vorzugsweise digitale Daten sind der zugeführt.

Die Elektroden des Elektrokardiographen 17 sind nach Möglich keit derart am Körper des Patienten 5 angebracht, daß sie die Untersuchung des Patienten 5 nicht beeinträchtigen.

An die elektronische Recheneinrichtung 11 sind eine Tastatur 19 und eine Mouse 20 angeschlossen, die die Bedienung des CT- Gerätes ermöglichen. Außerdem ist an die elektronische Re cheneinrichtung 11 ein weiterer Monitor 21 angeschlossen, auf dem noch näher zu erläuternde, in den Fig. 12 bis 14 veran schaulichte Bedienmenues dargestellt werden.

Die Fig. 11 zeigt beispielhaft einen Überblick über den Ab lauf einer Referenzuntersuchung wie sie mit dem CT-Gerät ge mäß Fig. 10 vor der eigentlichen Untersuchung, d. h. der Hauptuntersuchung, zur Ermittlung der Konstanten C₁ und C₂ zur Definition der Ruhephasen des Herzens anhand des EKG- Signals bei kombinierter automatischer und/oder interaktiver Auswertung durchgeführt wird.

Die Fig. 12 bis 14 zeigen die entsprechenden, nach Art einer an sich bekannten graphischen Benutzeroberfläche beispiels weise mittels der Mouse 20 bedienbaren bei der Durchführung der Referenzuntersuchung auf dem Bildschirm des Monitors 14 erscheinenden Bedienmenues, deren Funktionalität im folgenden beschrieben wird:
Nach Aufnahme der Test-Projektionen werden in einem groben Zeitraster (z. B. 0,5 s) Schnittbilder des im Meßfeld 10 be findlichen Bereiches des Patienten P rekonstruiert. Diese Bilder werden im linken, oberen Bereich 21 des in der Fig. 12 veranschaulichten ersten Bedienmenues dargestellt. Durch Be tätigung von Buttons 22, 23 besteht die Möglichkeit, ver schiedene Teilungen des Bereiches 21 zu wählen, beispiels weise die Teilung 1 × 1 oder die Teilung 2 × 2. Im ersten Fall wird wie in Fig. 12 veranschaulicht ein den gesamten Be reich 21 ausfüllendes Bild dargestellt, während im zweiten Fall in zwei Zeilen und Spalten vier entsprechend verklei nerte Bilder dargestellt würden. Außerdem ist ein Selektions feld 24 vorhanden, mittels dessen das grobe Zeitraster, in dem die Referenzbilder rekonstruiert werden, einstellbar ist.

Für die automatische Bestimmung der Stärke der in den Refe renzbildern vorhandenen Bewegungsartefakte besteht die Mög lichkeit, mit einer sogenannten Region of Interest (ROI) 25, die z. B. kreisförmig oder wie in Fig. 12 dargestellt recht eckig sein kann, das relevante Bildfeld ausgewählt.

Die ROI 25 ist z. B. mittels der Mouse 20 oder eines nicht dargestellten anderen geeigneten Eingabemittels in Lage und Größe veränderbar.

In dem Selektionsfeld 16 wird das normalerweise feinere Zeitraster eingestellt, in dem die Rekonstruktion der der bildorientierten und/oder automatischen Bestimmung der Ruhe phase des Herzens zugrundeliegenden Bilder erfolgt.

Im rechten Bereich des ersten Bedienmenues wird das mittels des Elektrokardiographen 17 gewonnene EKG-Signal 26 als Funk tion der Zeit t dargestellt. Im Falle des beschriebenen Aus führungsbeispiels erfolgt dies in zwei übereinander angeord neten, zeitlich aneinander anschließenden Abschnitten, die insgesamt zwei Sekunden überstreichen.

Das Rekonstruktionszeitintervall, in dem Test-Bilder rekon struiert werden sollen, wird z. B. interaktiv durch Einfügen einer Startmarkierung 27 und einer Endmarkierung 28 in das EKG-Signal 26 festgelegt. Start- und Endmarkierung 27 bzw. 28 können mittels des Selektionsfeldes 9 den jeweiligen Bedürf nissen entsprechend verschoben werden, wobei die Lage der Startmarkierung 27 dem Zeitpunkt t_MIN und die Lage der Endmar kierung 28 dem Zeitpunkt t_MAX entspricht.

Falls der angebotene Darstellungsbereich des EKG-Signals 26 ungeeignet ist, kann dieser mit Hilfe des Selektionsfeldes 30 verschoben werden. Dabei entspricht der Zeitpunkt t_START dem Beginn des dargestellten Abschnittes des EKG-Signals 26 und der Zeitpunkt t_END dem Ende des dargestellten Abschnittes des EKG-Signals 26. Eine Strichmarke auf einer dem Selektionsfeld 30 gehörigen Skala zeigt die Mitte des dargestellten Ab schnittes des EKG-Signals 26 an.

Mittels der mit 31 und 32 bezeichneten Buttons ist es mög lich, das der automatischen Bestimmung der Ruhephase des Her zens zugrundeliegende Verfahren zu wählen. Wird der mit Auto/Data bezeichnete Button 31 betätigt, erfolgt die automa tische Bestimmung auf Basis des beschriebenen Vergleichs kom plementärer Parallelprojektionen. Wird dagegen der mit Auto/Image bezeichnete Button 32 betätigt, erfolgt die auto matische Bestimmung der Ruhephase des Herzens auf Basis der beschriebenen automatischen Detektion von Bewegungsartefak ten.

Die Betätigung des mit RECON bezeichneten Buttons 33 startet die Rekonstruktion der Test-Bilder in dem mittels des Selek tionsfeldes 29 vorgegebenen Rekonstruktionszeitintervall und in dem mittels des Selektionsfeldes 16 vorgegebenen Zeitra ster sowie die automatische Bestimmung der Herzruhephase nach dem mittels der Buttons 31 und 32 selektierten Verfahren.

Im Anschluß hieran erscheint das Bedienmenue gemäß Fig. 13.

Dieses zeigt in einem der Bilddarstellung dienenden Bereich 34 die rekonstruierten Test-Bilder an. Gezeigt wird jeweils nur der der ROI 25 entsprechende Bildausschnitt, und zwar mit einer mittels der Buttons 35 bis 38 wählbaren Unterteilung des Bereichs 34 in 1 × 1 bis 4 × 4 Test-Bilder.

Diejenigen Test-Bilder, die bei der automatischen Ermittlung der Ruhephase des Herzens der Ruhephase zugeordnet wurden, sind mit einer Umrandung markiert.

Mittels des Selektionsfeldes 39 kann das Zeitintervall, aus dem die im Bereich 34 angezeigten Test-Bilder stammen, verän dert werden, wobei t_MIN den Anfangszeitpunkt und t_MAX den End zeitpunkt des durch die Darstellung von Test-Bildern abge deckten Zeitintervalls darstellt, wobei eine Strichmarke auf einer zu dem Selektionsfeld 39 gehörigen Skala die Mitte die ses Zeitintervalls anzeigt.

Im oberen rechten Bereich des zweiten Bedienmenues ist das durch die Darstellung von Test-Bildern abgedeckte Zeitinter vall entsprechende Abschnitt des EKG-Signals 26 dargestellt. Dabei besteht die Möglichkeit, wie in Fig. 13 dargestellt, eine entsprechende Anfangs- und Schlußmarke 41 bzw. 42 in die EKG-Darstellung einzublenden. Außerdem ist in die Darstellung des EKG-Signals 26 die automatisch ermittelte Ruhephase 43 mittels entsprechender Start- und Endmarken 44 bzw. 45 einge blendet.

Darunter wird für den Fall, daß die automatische Bestimmung der Ruhephase des Herzens durch Vergleich komplementärer Par allelprojektionen erfolgte, für das der Darstellung des EKG- Signals 26 entsprechende Zeitintervall der Verlauf des kom plementären Fehlermaßes σ_C als Funktion der Zeit t. Außerdem ist analog zur Darstellung des EKG-Signals 26 die Ruhephase 43 mit der Start- und Endmarke 44 bzw. 45 eingeblendet.

Wird der mit PARAMETER DETAILS bezeichnete Button 47 betä tigt, werden in einem ansonsten mit dem Bedienmenue gemäß Fig. 13 übereinstimmenden Bedienmenue, das in Fig. 14 darge stellt ist, in einem Parameterfenster 49 die aktuell ermit telten Konstanten C₁ und C₂ zur Definition der Ruhephase des Herzens innerhalb beliebiger RR-Intervalle sowie deren Be rechnungsgrundlage, d. h. die Werte für Δ_T, T_RR und T₁, ange zeigt. Durch Betätigung des mit CLOSE bezeichneten Buttons 48 schließt sich das Parameterfenster 49, d. h. das Bedienmenue gemäß Fig. 13 erscheint wieder.

Die Funktionalität der in den Fig. 12 bis 14 dargestellten Bedienmenues ist also derart, daß sich einer Bedienperson die Möglichkeit bietet, die automatisch bestimmte Lage der Ruhe phase des Herzens interaktiv zu beeinflussen und erforderli chenfalls zu korrigieren, und zwar sowohl durch Eingriffe in dem Darstellung von Test-Bildern dienenden Bereich 34 als auch in der Darstellung des EKG-Signals 26 und in der Dar stellung des komplementären Fehlermaßes 46. Die genannten Be reiche der Bedienmenues sind zu diesem Zweck logisch gekop pelt.

Im Bereich 34 ist die Selektion und Deselektion von Test-Bil dern, z. B. mittels der Mouse 20, möglich. Die mit Umrandung markierten, selektierten Test-Bilder werden der Herzruhephase zugeordnet. Der Definitionsbereich der Ruhephase des Herzens wird durch entsprechende automatische Verschiebung der Start- und Endmarken 44 und 45 in der Darstellung des EKG-Signals 26 und des komplementären Fehlermaßes 46 angepaßt und die in dem Parameterfenster 49 angezeigten Werte werden entsprechend verändert bzw. neu berechnet. Wird das im Bereich 34 durch Test-Bilder veranschaulichte Zeitintervall modifiziert, än dern sich in der Darstellung des EKG-Signals 26 und des kom plementären Fehlermaßes 46 die Zeitachsen und die Lagen der Start- und Schlußmarke 41 und 42 bzw. der Start- und Endmarke 44 und 45 entsprechend.

Umgekehrt können in der Darstellung des EKG-Signals 26 und des komplementären Fehlermaßes 46 sowohl der im Bereich 34 durch Test-Bilder veranschaulichte Zeitraum als auch die Ru hephase 43 hinsichtlich Dauer und Lage interaktiv verändert werden, und zwar durch Verschiebung der Start- und Schluß marke 41 und 42 bzw. der Start- und Endmarke 44 und 45. Die Auswahl der im Bereich 34 dargestellten Bilder und die Mar kierung von in der Ruhephase des Herzens liegenden Test-Bil dern wird dann entsprechend angepaßt.

Ist die Bedienperson mit der Definition der Ruhephase des Herzens einverstanden, können die berechneten Konstanten C₁ und C₂ für die folgende eigentliche Untersuchung durch Betä tigen des mit ACCEPT bezeichneten Buttons 24 übernommen wer den. Es öffnet sich dann ein weiteres nicht dargestelltes, herkömmliches Bedienmenue für Einstellung der Betriebsparame ter für die eigentliche Untersuchung.

Konnte bei der Definition der Ruhephase des Herzens kein be friedigendes Ergebnis erzielt werden, kann die Bedienperson durch Betätigung des mit NEW bezeichneten Buttons 25 zu dem in Fig. 12 veranschaulichten Bedienmenue zurückkehren und ge änderte Werte wählen, auf deren Basis in der zuvor beschrie benen Weise eine erneute Bestimmung der Ruhephase des Herzens erfolgt.

Für den Fall, daß die Ermittlung der Ruhephase des Herzens ohne Erfassung des EKG des Patienten erfolgt, beschränkt sich das zur Bestimmung der Ruhephase des Herzens erforderliche Bedienmenue auf die Darstellung eines Referenzbildes, indem die für die automatische Bestimmung der Ruhephase des Herzens erforderliche ROI markiert werden kann, d. h., das Bedienmenue entspricht im wesentlichen dem in Fig. 12 dargestellten Be reich 21. Die eigentliche Untersuchung kann direkt an schließend an die Auswahl einer ROI gestartet werden.

Im Falle des vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiels handelt es sich bei dem zur Anwendung kommenden CT-Gerät um ein Gerät der dritten Generation. Die Erfindung kann aber auch im Zusammenhang mit Geräten der vierten Generation An wendung finden.

Claims

1. Verfahren zur Erzeugung von CT-Bildern eines mit Ruhe- oder Bewegungsphasen periodisch bewegten Körperbereiches mit tels eines CT-Gerätes mit einer zur Erzeugung der CT-Bilder um den Körper des zu untersuchenden Lebewesens bewegten Rönt genstrahlenquelle, aufweisend folgende Verfahrensschritte:

a) Aufnehmen einer Vielzahl von der Bilderzeugung dienenden Projektionen während wenigstens eines Umlaufs der Rönt genstrahlenquelle um das zu untersuchende Objekt und ei ner Zeitdauer, die wenigstens gleich einer Periode der Bewegung des Körperbereichs ist,
b) Analysieren der den Projektionen entsprechenden Daten daraufhin, ob sie während einer Ruhe- oder Bewegungsphase gewonnen wurden, und
c) Verwenden nur solcher Daten zur Bildrekonstruktion, wel che während einer Ruhephase gewonnen wurden.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Analyse der den Projektionen entsprechenden Daten daraufhin, ob sie während einer Ruhe- oder Bewegungsphase gewonnen wurden, derart er folgt, daß die Abweichung σ_C(n) komplementärer Parallelprojek tionen voneinander ermittelt wird, wobei solche Parallelpro jektionen als während einer Ruhephase gewonnene Daten gelten, bei denen die Abweichung σ_C(n) einen oberen Grenzwert σ_C,S nicht übersteigt.

3. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Analyse der den Projektionen entsprechenden Daten daraufhin, ob sie während einer Ruhe- oder Bewegungsphase gewonnen wurden, durch fol gende Verfahrensschritte erfolgt:

- Rekonstruieren von Test-Bildern aus der Vielzahl von Pro jektionen,
- Überprüfen der Test-Bilder auf das Vorhandensein von Be wegungsartefakten, und
- Identifizieren wenigstens eines nutzbaren Zeitintervalls, während dessen die Stärke der Bewegungsartefakte in einer Anzahl von aufeinanderfolgenden Test-Bildern einen oberen Grenzwert nicht übersteigt,

wobei solche Projektionen als während einer Ruhephase gewon nene Daten gelten, die innerhalb des nutzbaren Zeitintervalls aufgenommen wurden.

4. Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, bei dem zur Bildrekon struktion diejenigen Daten als während einer Ruhephase gewon nen zur Bildrekonstruktion herangezogen werden, die als wäh rend einer Ruhephase gewonnen gelten.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4 zur Erzeugung von CT-Bildern des Herzens und/oder eines im Herzrhythmus be wegten Körperbereiches, bei dem während der Aufnahme der Pro jektionen das EKG des Lebewesens erfaßt wird, bei dem anhand derjenigen Daten, die als während einer Ruhephase gewonnen gelten, wenigstens ein jeweils zwischen zwei aufeinanderfol genden R-Zacken des EKG liegendes nutzbares Zeitintervall identifiziert wird, wobei solche Daten als während einer Ru hephase gewonnen zur Bildrekonstruktion herangezogen werden, welche während des nutzbaren Zeitintervalls gewonnen wurden.

6. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Analyse der den Projektionen entsprechenden Daten daraufhin, ob sie während einer Ruhe- oder Bewegungsphase gewonnen wurden, die Verfah rensschritte umfaßt, daß

- vor der Aufnahme der Vielzahl von Projektionen eine Viel zahl von Test-Projektionen während wenigstens eines Um laufs der Röntgenstrahlenquelle um das zu untersuchende Objekt und einer Zeitdauer, die wenigstens gleich einer Periode der Bewegung des Körperbereichs ist, unter gleichzeitiger Erfassung des Elektrokardiogramms (EKG) des Patienten, aufgenommen wird
- die Abweichungen σ_C(n) komplementärer Test-Parallelprojek tionen voneinander ermittelt werden,
- wenigstens ein jeweils zwischen zwei aufeinanderfolgenden R-Zacken des EKG liegendes nutzbares Zeitintervall iden tifiziert wird, während dessen die Abweichungen σ_C(n) ei nen oberen Grenzwert σ_C,S nicht übersteigen,
- Erfassung des EKG des Patienten während der Aufnahme der Vielzahl von der Bilderzeugung dienenden Projektionen und Herstellen einer zeitlichen Zuordnung der aufgenommenen Projektionen zu dem EKG, und

1. Verwenden nur solcher Parallelprojektionen als während einer Ruhephase gewonnene Daten zur Bildrekonstruktion, die jeweils während des nutzbaren Zeitintervalls aufge nommen wurden.

7. Verfahren nach Anspruch 2 oder 6, bei dem als Abweichung das Datenfehlermaß ac(n) nach der Gleichung
σ_C(n) = SUM_(k=Ka(1)Ke){ABS[P(N+n,K-k-1)-P(n,k)]}
berechnet wird, wobei gilt:
P(n,k): Parallelprojektionen
n: Projektionsnummer,
k: Kanalnummer,
N: Anzahl Parallelprojektionen pro 180° Umlauf,
K: Anzahl Kanäle pro Parallelprojektion.
K_a: Anfangskanal
K_e: Endkanal.

8. Verfahren nach Anspruch 2, 6 oder 7, bei dem der Vergleich komplementärer Parallelprojektionen nur für einen interessie renden Bildbereich durchgeführt wird.

9. Verfahren nach Anspruch 8, bei dem vor Aufnehmen einer Vielzahl von Test-Projektionen bzw. von der Bilderzeugung dienenden Projektionen ein Referenzbild zur Ermittlung des interessierenden Bildbereichs erzeugt wird.

10. Verfahren nach Anspruch 2 oder einem der Ansprüche 6 bis 9, bei dem als Vielzahl von Test-Projektionen bzw. von der Bilderzeugung dienenden Projektionen Fächerprojektionen auf genommen werden und die Parallelprojektionen durch Umsortie ren und Uminterpolieren von den Fächerprojektionen entspre chenden Daten gewonnen werden.

11. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Analyse der den Projektionen entsprechenden Daten daraufhin, ob sie während einer Ruhe- oder Bewegungsphase gewonnen wurden, die folgende Verfahrensschritte umfaßt:

- vor der Aufnahme der Vielzahl von Projektionen wird eine Vielzahl von Test-Projektionen während wenigstens eines Umlaufs der Röntgenstrahlenquelle um das zu untersuchende Objekt und einer Zeitdauer, die wenigstens gleich einer Periode der Bewegung des Körperbereichs ist, unter gleichzeitiger Erfassung des Elektrokardiogramms (EKG) des Patienten, aufgenommen,
- es werden Test-Bilder aus den Test-Projektionen rekon struiert,
- die Test-Bilder werden auf das Vorhandensein von Bewe gungsartefakten überprüft, und
- es wird wenigstens ein jeweils zwischen aufeinanderfol genden R-Zacken des EKG liegendes nutzbares Zeitintervall identifiziert, während dessen die Stärke der Bewegungsar tefakte in einer Anzahl von aufeinanderfolgenden Test- Bildern einen oberen Grenzwert nicht übersteigt, und
- aus der Vielzahl der der Bilderzeugung dienenden Projek tionen werden Bilder rekonstruiert und unter Berücksich tigung des EKG diejenigen Bilder ermittelt, die auf Grund von Daten rekonstruiert wurden, die innerhalb des nutzba ren Zeitintervalls gewonnen wurden.

12. Verfahren nach Anspruch 2, 3 oder 11, bei dem bei der Überprüfung der Test-Bilder auf das Vorhandensein von Bewe gungsartefakte Strichartefakte und/oder Doppelkonturen als Hinweis auf Bewegungsartefakte berücksichtigt werden.

13. Verfahren nach einem der Ansprüche 2, 3, 11 oder 12, bei dem die Überprüfung der Test-Bilder auf das Vorhandensein von Bewegungsartefakte anhand von durch Subtraktion aufeinander folgender Bilder gewonnener Differenzbilder erfolgt.

14. Verfahren nach einem der Ansprüche 2, 3 oder 11 bis 13, bei dem die Rekonstruktion der Test-Bilder mit verringerter Rechenleistung und/oder Auflösung und/oder als Teilumlaufre konstruktion erfolgt.

15. Verfahren nach einem der Ansprüche 2, 3 oder 11 bis 14, bei dem die Überprüfung der Test-Bilder auf das Vorhandensein von Bewegungsartefakten nur für einen interessierenden Bild bereich durchgeführt wird.

16. Verfahren nach Anspruch 15, bei dem aus den Test-Projek tionen ein Referenzbild zur Ermittlung des interessierenden Bildbereichs erzeugt wird.

17. Verfahren nach einem der Ansprüche 5 bis 16, bei dem als nutzbares Zeitintervall ein Zeitintervall identifiziert wird, das jeweils einen vorgegebenen ersten Bruchteil der jeweili gen Herzperiode nach der den jeweiligen Herzzyklus einleiten den R-Zacke beginnt und eine Dauer aufweist, die gleich einem zweiten vorbestimmten Bruchteil der jeweiligen Herzperiode ist.

18. CT-Gerät mit einer Röntgenstrahlenquelle, die sich um ein zu untersuchendes Objekt bewegt, welches, wobei das CT-Gerät in einer ersten und einer zweiten Betriebsart derart betreib bar ist,
daß das CT-Gerät in der ersten Betriebsart

- während wenigstens eines Umlaufs der Röntgenstrahlen quelle um das zu untersuchende Objekt und einer Zeit dauer, die wenigstens gleich einer Periode der. Bewegung des Körperbereichs ist, unter gleichzeitiger Aufzeichnung des Elektrokardiogramms (EKG) des Patienten eine Vielzahl von Projektionen aufnimmt, und
- Test-Bilder aus den Projektionen rekonstruiert,
- wobei das CT-Gerät Mittel zur Anzeige der Test-Bilder und Eingabemittel aufweist, mittels derer Test-Bilder als be wegungsartefaktarm gekennzeichnet werden können, und wo bei das CT-Gerät auf Basis der als bewegungsartefaktarm identifizierten Test-Bilder wenigstens ein nutzbaren Zeitintervalls identifiziert, innerhalb dessen Daten wäh rend einer Ruhephase aufgenommen werden können,

und daß das CT-Gerät in der zweiten Betriebsart

- der Bilderzeugung dienende Daten aufnimmt und
- nur solche Daten zur Bildrekonstruktion heranzieht, die während einer Ruhephase aufgenommen wurden.