DE3522113A1 - Abbildungsgeraet fuer die rechnergestuetzte tomographie - Google Patents

Abbildungsgeraet fuer die rechnergestuetzte tomographie

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DE3522113A1
DE3522113A1 DE19853522113 DE3522113A DE3522113A1 DE 3522113 A1 DE3522113 A1 DE 3522113A1 DE 19853522113 DE19853522113 DE 19853522113 DE 3522113 A DE3522113 A DE 3522113A DE 3522113 A1 DE3522113 A1 DE 3522113A1
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Description

Die Erfindung betrifft ein Abbildungsgerät für die rechnergestützte Tomographie (Computer-Tomographie) zum Messen des lokalen zerebralen Blutstroms, bei dem der lokale zerebrale Blutstrom mittels eines Röntgen-Abbildungsgeräts für die rechnergestützte Tomographie in kurzer Zeit bestimmt wird, indem eine Unter-
*)
suchungsperson ein Leitisotop, wie Xenon oder Kryton, einatmet.
Eine eingriffsfreie Technik der Messung des zerebralen bzw. Gehirn-Blutstroms ist in neuerer Zeit durch z.B. Radiology, "Imaging of Xenon-enhanced cerebral blood flow with high resolution", Okt. 1984, Teeter und Colsher, bekannt geworden.
Üblicherweise erfolgt die Messung des lokalen zerebralen Blutstroms allgemein wie folgt:
Eine vorbestimmte Schnitt-Scheibe (slice) eines Patienten (als Untersuchungsperson) wird während Leitisotop-Inhalation über eine Zeitspanne mehrmals abgetastet, um damit tomographische Bilder zu gewinnen. Eine zeitabhängige Änderung der Leitisotopkonzentration im zerebralen Regionalgewebe (im folgenden als Ci(t) bezeichnet) und eine zeitabhängige Leitisotopkonzentration in einer Arterie (im folgenden als Ca(t) bezeichnet) werden auf der Grundlage der gewonnenen Tomographiebilder abgeleitet.
Zerebrale BlutStromparameter, d.h. ^i (Teilungskoeffizient), ki (Aufbaugeschwindigkeit) und fi (Blutstromgeschwindigkeit) werden auf der Grundlage der ermittelten Änderungen Ci(t) und Ca(t) gemäß dem Ficksehen Prinzip nach den folgenden Gleichungen (Kety-Schmidtsche Gleichung) berechnet:
*)Leitisotopgas im folgenden kurz als "Leitisotop" bezeichnet.
Ci(T) = Xi-ki/Jca(t)-exp[-ki(T-t)]dt ...(D
oder
(d/dt)Ci(t) = kiUi-Ca(t) - Ci(t)} ...(I')
In obigen Gleichungen bedeutet: Ci(T) = Leitisotopkonzentration i zum Zeitpunkt T.
Das obige Verfahren verwendet eine Aufbaukurve während der Leitisotop-Inhalation zur Ermittlung der Änderungen Ca(t) und Ci(t). Aus diesem Grund ist zur Ermittlung der richtigen Größen der Parameter \i, ki und fi, insbesondere des Teilungskoeffizienten Ai eines weißen Stoffs, eine Leitisotop-Inhalationszeit einer Größenordnung von 20 - 30 min erforderlich. Bei einer derart langen Leitisotop-Inhalationszeit erhöhen sich die Kosten für das Leitisotop (tracer), die Belastung der Untersuchungsperson und des Operators sowie der Kohlendioxidgasgehalt (PaCO- ) im Blut der Untersuchungsperson. Außerdem verringert sich die Blutstrommenge des Patienten infolge der anästhetischen Wirkung des Leitisotops von einer normalen Größe.
Die Änderung Ca(t) wird normalerweise durch Überwachung der Leitisotop-Konzentration im Ausatmungsgas ermittelt. Wenn die Änderung Ca(t) entsprechend dem Maßstab der Änderung Ci(t) in eine Größe umgesetzt wird, muß Arterienblut mindestens zweimal vor der Leitisotop-Inhalation und zweimal nach Leitisotopsättigung (als Proben) abgenommen werden. Dieses Verfahren kann daher nicht als eingriffsfreies Verfahren im strengen Sinne bezeichnet werden; zudem erfordert es komplexe Operations- bzw. Arbeitsgänge.
In neuerer Zeit ist die zerebrale Blutstrommessung für die Diagnose von neurotischen Erkrankungen, für Therapiewahl und für die Einschätzung der therapeutischen Wirkung unabdingbar geworden. Wie vorstehend
beschrieben, ist das bisherige Meßverfahren jedoch schwierig durchzuführen, und es gewährleistet nur einen geringen Meßgenauigkeitsgrad, so daß es insgesamt ein praktisch ungünstiges Verfahren darstellt.
Aufgabe der Erfindung ist damit die Schaffung eines Abbildungsgeräts für die rechnergestützte Tomographie (CT) zum Messen des lokalen zerebralen Blutstroms, mit dem zerebrale BlutStromparameter mit hoher Genauigkeit innerhalb einer kürzeren Leitisotop-Inhalationszeit und ohne die Notwendigkeit für Blutentnahme gewonnen oder ermittelt werden können.
Diese Aufgabe wird durch die im Patentanspruch 1 gekennzeichneten Merkmale gelöst.
Gegenstand der Erfindung ist ein Abbildungsgerät für die rechnergestützte Tomographie zum Messen des lokalen zerebralen Blutstroms, umfassend einen Inhalationsapparat, um einen (zu untersuchenden) Patienten ein Leitisotopgas inhalieren zu lassen, einen Inhalationsregler zur Einstellung der Start- und Endzeitpunkte der Inhalation des Leitisotopgases, einen Detektor zur Bestimmung der Masse des vom Patienten inhalierten (eingeatmeten) Leitisotopgases, eine Röntgen-Tomographieeinheit mit mindestens einer Röntgen(strahlungs)quelle, einer Datenerfassungsvorrichtung und einer Bildrekonstruktionsvorrichtung sowie zur Erzeugung eines Röntgen-Tomographiebilds einer vorbestimmten Schnitt-Scheibe des Patienten, wobei die Tomographiebilddaten den lokalen zerebralen Blutstrom betreffen, einen Analysator (Auswerteeinheit) zum Auswerten der rekonstruierten Tomographiebilddaten und der erfaßten Masse-des Leitisotopgases, um damit die lokalen zerebralen Blutströme zu messen, und einen Monitor (Anzeigeeinheit) zur Wiedergabe des rekonstruierten, aus den Tomographiebilddaten er-
haltenen Tomographiebilds sowie eines aus den gemessenen lokalen zerebralen Blutströmen gewonnenen Funktionsbilds.
5
Im folgenden sind bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 eine schematische Darstellung eines Abbildungsgeräts gemäß der Erfindung für die rechnergestützte Tomographie,
Fig. 2 ein Blockschaltbild der Bildauswerteeinheit gemäß Fig. 1,
Fig. 3 eine Darstellung von mittels des Geräts nach Fig. 1 aufgenommenen Tomographiebildern des Kopfes und eines Ausatmungsschlauches,
20
Fig. 4 eine graphische Darstellung der mittels des Geräts nach Fig. 1 gemessenen Leitisotopkonzentration und
Fig. 5 eine schematische Darstellung eines Abbildungsgeräts gemäß einer anderen Ausführungsform der Erfindung.
Vor der Beschreibung bevorzugter Ausführungsformen sei zunächst das der Erfindung zugrundeliegende Prinzip erläutert.
Wie eingangs erwähnt, müssen zur richtigen Bestimmung des lokalen zerebralen Blutstroms dessen Parameter, wie Teilungskoeffizient Xi, Aufbaugeschwindigkeit ki und Blutstromgeschwindigkeit fi, einwandfrei gemessen werden. Als weitere Bedingung muß die Inhalation eines
Leitisotopgases innerhalb einer kurzen Zeitspanne beendet sein.
Im Hinblick hierauf wurde erfindungsgemäß das sog. "Bereichs"- oder "Flächenverfahren" (area method) entwickelt, d.h. ein Verfahren zur Ermittlung des Teilungskoeffizienten Ai wie folgt:
Xi = C/JJ
Darin bedeutet: T2 = eine Zeit(spanne), in welcher die Leitisotopkonzentration praktisch zu Null wird und die im Zusammenhang mit einer vorbestimmten Leitisotop-Inhalationszeit bestimmt wird.
Der Koeffizient \i wird bestimmt (obtained), indem die Änderungsgeschwindigkeit oder -rate in der Leitisotop-Konzentration in einem gegebenen Gewebebereich als Fläche (area) ausgedrückt und das Verhältnis eines Bereichs (area) der Änderungsgröße der Leitisotop-Konzentration in einer Arterie zu dieser Fläche ermittelt wird.
Die Aufbaugeschwindigkeit oder -rate ki und die Blut-Stromgeschwindigkeit fi werden von dem auf diese Weise ermittelten Teilungskoeffizienten Ai abgeleitet.
Eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung ist nachstehend anhand der Figuren im einzelnen erläutert.
Fig. 1 zeigt in schematischer Blockdarstellung den Aufbau eines Abbildungsgeräts für rechnergestützte Tomographie (im folgenden nur noch als CT-Abbildungsgerät oder Abbildungsgerät bezeichnet) zum Messen des lokalen zerebralen Blutstroms gemäß einer Ausführungsform der Erfindung. Das Gerät 100 umfaßt eine rechnergestützte Röntgen-Tomographieeinheit (CT-Einheit) 50,
(J
eine Leitisotop-Inhalationseinheit 60 und eine Datenerfassungs-Steuereinheit 80.
Die im folgenden auch als CT-Einheit bezeichnete rechnergestützte Röntgen-Tomographieeinheit 50 weist eine (durchgehende) Öffnung 3 auf, in welche der Kopf einer Untersuchungsperson bzw. eines Patienten 2, der auf einer Liege 1 auf dem Rücken liegt, einbringbar ist. Eine Brücke oder Bühne (gantry) 5 dient zur Gewinnung eines Tomographiebilds bzw. Tomogramms einer Schnitt-Scheibe 4 mittels einer Röntgenprojektion von einer nicht dargestellten, um den Kopf des Patienten 2 herum drehbaren Röntgen(strahl)röhre. Eine Projektionssteuerung 4 5 bestimmt die Röntgenprojektion durch Steuerung oder Regelung z.B. einer an die Röntgenröhre in der Bühne 5 angelegten Hochspannung. Eine Datenerfassungseinheit 6 dient zum Erfassen oder Gewinnen von Daten von einem nicht dargestellten Detektor in der Bühne 5 sowie zur Gewinnung einer Anzahl von Projektionsdaten. Eine Bildrekonstruktionseinheit 7 rekonstruiert ein Tomogramm der Schnitt-Scheibe 4 auf der Grundlage der Projektionsdaten von der Einheit 6. Eine Bildauswerteeinheit 8 wertet Leitisotopkonzentrationen Ca(t) und Ci(t) auf der Grundlage der Bilddaten für eine Anzahl von Tomogrammen einer programmierten Erfassungssequenz von der Einheit 7 aus. Eine Anzeigeeinheit 9 dient zur Wiedergabe der von der Einheit 7 erhaltenen Tomogramme und/oder der zerebralen Blutstromparameter ^i, ki und fi von der Einheit 8 sowie von funktioneilen Bildern oder Funktionsbildern.
Die Leitisotop-Inhalationseinheit 60 stellt ein geschlossenes System dar, das die Rückgewinnung und Wiederverwendung eines Leitisotops erlaubt. In einem Gasgemisch- oder Mischgas-Behälter 12 der Einheit 60
wird ein Leitisotop, z.B. von einer Leitisotqp-Flasche 10
zugeführtes gasförmiges Xenon, mit von einer Sauerstoff-Flasche 11 geliefertem Sauerstoff vermischt. Ein Sauerstoff- oder O^-Konzentrationsmonitor 14 dient zur Überwachung der Sauerstoffkonzentration im Behälter 12. Der Monitor 14 steuert automatisch ein Gasdurchsatz-Regelventil 13 zur Einstellung der zugeführten Sauerstoffmenge, um die Sauerstoffkonzentration im Behälter 12 auf einer vorbestimmten Größe zu halten. Eine Maske 15 bedeckt Mund und Nase des Patienten 2. In einen in der Nähe der Maske 15 befindlichen Abschnitt eines Ausatem-Schlauches 16 ist ein Rückschlagventil zur Zufuhr des Gasgemisches in die Maske 15 und zur Verhinderung eines Vermischens des Ausatemgases vom Patienten 2 mit dem Gasgemisch eingeschaltet. Der Schlauch 16 ist dabei zwischen den Behälter 12 und die Maske 15 geschaltet. Ein Gasdurchsatzumschalt-Ventil 46 zum Umschalten zwischen dem Gasgemisch und Sauerstoff wird durch einen Ventiltreiber 42 angesteuert. An der Maske 15 ist ein Pufferbeutel 17 zur Beruhigung des über den Schlauch 16 zugeführten Gasgemisches angebracht. An einem in der Nähe der Maske 15 befindlichen Abschnitt eines Ausatem-Schlauches 19 ist ein Rückschlagventil zur Lieferung des Ausatemgases von der Maske 15 zum Behälter 12 und zur Verhinderung einer Rückströmung des Ausatemgases vom Patienten 2 vorgesehen. Der Schlauch 19 ist über einen noch näher zu beschreibenden Kohlendioxidgas- oder CQ, -Adsorber 18 zwischen die Maske 15 und den Behälter 12 geschaltet. Der Adsorber 18 dient zum Adsorbieren und damit Entfernen von gasförmigem Kohlendioxid aus dem Ausatemgas.
Die Datenerfassungs-Steuereinheit 20 steuert den Rontgenprojektionstakt (timing) über die Einheit 60 bzw. 50 sowie den Wechseltakt (change timing) zwischen
dem Gasgemisch und dem Sauerstoff über den Ventiltreiber 42.
Der genaue Aufbau der Bildauswerteeinheit 8 ist im folgenden anhand von Fig. 2 erläutert.
Fig. 2 zeigt in einem Blockschaltbild ein Beispiel für den Aufbau der Einheit 8. Gemäß Fig. 2 speichert ein erster Speicher 21 die von der Einheit 7 vor der Leitisotopinhalation (Fig. 1) gelieferten Bilddaten (im folgenden mit P(O) bezeichnet). Ein zweiter Speicher 2 2 speichert eine Anzahl von durch die Einheit 7 nach der Leitisotopinhalation gelieferten BiIddaten (im folgenden als P(t) bezeichnet). Eine Subtrahierstufe 23 führt eine Subtraktion der in den Speichern 22 bzw. 21 gespeicherten Bilddaten P(t) P(O) aus. Ein dritter Speicher 2 5 speichert eine von der Subtrahierstufe 23 gelieferte Leitisotopkonzentration beim Ausatmen - Cair(t) - oder eine Ausatem-Leitisotopkonzentration - Cair(t) -, die extern über einen externen Eingabeanschluß EXTl zugeführt wird, in Beziehung zum Zeitverlauf. Jede Leitisotopkonzentration wird im dritten Speicher 25 durch Betriebsart- oder Modusumschaltung mittels eines ersten Schalters 24 gespeichert. Ein vierter Speicher 26 speichert die Leitisotopkonzentration des Gewebes in Beziehung zum Zeitverlauf, Ci(t) (i = 1, 2, ...., N), von der Subtrahierstufe 23. Mit "i" ist dabei ein vorbestimmtes Voxel (als kleinste Wiedergabe- oder Abtasteinheit) (Voxel = kleinste Einheit bei Anzeige oder Abtastung, entsprechend "pixel", der kleinsten Einheit von Bilddaten) im ROI (region of interest = interessierender Bereich) bezeichnet.
Die Einheit 8 enthält ferner eine βί-Berechnungsstufe 28, die zum Berechnen eines Umwandlungskoeffizienten OCder Leitisotopkonzentration im Blut auf der Grund-
lage eines extern zugeführten oder eingegebenen Hämatocrit-Werts Ht(%). Der Umwandlungskoeffizient öCwird über einen zweiten Schalter 29 einer Ca(t)-Berechnungsstufe 3 0 zugeführt.
Die Berechnungsstufe 30 berechnet die Leitisotopkonzentration Ca(t) auf der Grundlage des von der Berechnungsstufe 2 8 gelieferten Umwandlungskoeffizienten cC oder eines extern über einen externen Eingabeanschluß EXT2 eingegebenen Umwandlungskoeffizienten cC . Die Berechnungsstufe 30 berechnet nach folgender Gleichung:
CaCt) = a-CairCt) ' ...(3).
Der von der Stufe 28 gelieferte Umwandlungskoeffizient ^Coder der extern eingegebene Umwandlungskoeffizient Ctwird mittels einer Betriebs- oder Modusumschaltung des zweiten Schalters 29 gewählt. Eine λΐ-Berechnungsstufe 31 berechnet einen Teilungskoeffizienten ^i auf der Grundlage des von der Stufe 3 0 gelieferten Parameters Ca(t) und der im vierten Speicher 2 6 gespeicherten Leitisotopkonzentration Ci(t). Die Stufe 31 führt eine Berechnung nach folgender Gleichung durch:
Xi . (/fCi(t)dt)/C/fca(t)dt) ...I*)
Eine ki-Berechnungsstufe 33 berechnet die Aufbaugeschwindigkeit oder -rate (build up rate) ki auf der Grundlage des von der Stufe 31 gelieferten Parameters Ai oder eines extern über einen externen Eingabeanschluß EXT3 eingegebenen Teilungskoeffizienten Ai* der Leitisotopkonzentration vom vierten Speicher 2 6 und der Leitisotopkonzentration Ca(t) von der Berechnungsstufe 30. Die Berechnungsstufe 33 führt eine Berechnung nach folgender Gleichung durch:
ki = CCiCt) - ciCTO))/Ui/£oCaU)at
Der von der Stufe 31 gelieferte oder der extern über den Anschluß EXT3 eingegebene Teilungskoeffizient ^i wird entsprechend der Modusumschaltung des zweiten Schalters 29 benutzt. Eine fi-Berechnungsstufe 33 dient zum Berechnen eines Parameters fi nach Maßgabe der zur Stufe 33 gelieferten Größe (rate) λΐ und der von der Stufe 33 gelieferten Aufbaugeschwindigkeit ki. Die Stufe 34 berechnet nach folgender Gleichung:
fi = lOO'Xi'ki [mi/100 g/min] ..(6)
Nachstehend ist die Arbeitsweise des den vorstehend beschriebenen Aufbau besitzenden CT-Geräts 100 zum Messen des lokalen zerebralen Blutstroms näher erläutert.
Zunächst wird das Ventil 46 mittels des Ventiltreibers 42 unter der Steuerung durch die Steuereinheit 20 von der Sauerstoff- auf die Gasgemischseite umgeschaltet. Sodann wird ein Gasgemisch mit einem vorbestimmten Sauerstoffgehalt, der durch Überwachung mittels des Monitors 14 geregelt wird, vom Behälter 12 über den Schlauch 16 und die Maske 15 zum Patienten 2 geleitet. Ein im Gasgemisch enthaltenes Leitisotop wird in der Lunge des Patienten 2 vom Blut absorbiert, und das vom Blut mitgeführte Leitisotop wird im Hirngewebe verteilt. Das durch das Hirngewebe zirkulierte Leitisotop wird sodann in das Ausatemgas ausgeschieden. Das das Leitisotop enthaltende Ausatemgas wird über den Schlauch 19 zum Adsorber 18 geführt, der gasförmiges Kohlendioxid aus diesem Gas adsorbiert. Das restliche Gas wird zum Behälter 12 zurückgeführt, so daß ein geschlossenes System zur Rückgewinnung des benutzten Leitisotops gegeben ist. Aus den vorstehenden Ausführungen geht hervor, daß ein direkt proportionales Verhältnis zwischen der Leitisotopkonzentration in dem in einem Blutgefäß von der Lunge
zum Herzen strömenden Blut und derjenigen des Gases im Inhalationsschlauch besteht.
Praktisch gleichzeitig mit dem Öffnen des Ventils 46 erfolgt eine Röntgenprojektion von der nicht dargestellten Röntgenröhre in der Bühne 5 über die Steuerung 45 und unter der Steuerung durch die Steuereinheit 20. Mit dieser Röntgenprojektion beginnt die tomographische Untersuchung der Schnitt-Scheibe 4 des Kopfes des Patienten 2. Der Datenausgang vom nicht dargestellten Detektor in der Bühne 5 wird durch die Datenerfassungseinheit 6 in Form einer Anzahl von Projektionsdaten erfaßt (acquired). Die Projektionsdaten werden bei einer Umdrehung der Röntgenröhre über 360° um die Längsachse des Körpers des Patienten 2 gewonnen (obtained) und der Bildrekonstruktionseinheit 7 zugeliefert. Die Einheit 7 liefert Bilder P(t), welche die programmierte Zeitsequenz to, ti, ... tn gemäß Fig. 3 besitzen und die aus den Projektionsdaten rekonstruiert werden. Die Bilder umfassen ein Tomographiebild oder Tomogramm 20 des Kopfes des Patienten 2 sowie ein Tomogramm 21 des Schlauches 19. In Fig. 3 bezeichnet ein Symbol Pair(t) einen mittleren CT-Wert zu einem Zeitpunkt t, wenn ein kreisförmiger oder quadratischer ROI (interessierender Bereich) im Bild 21 des Schlauches 19 gesetzt ist.
Das Symbol Pi(t) bezeichnet einen mittleren CT-Wert in einem lokalen Gewebe i (i = 1, 2, ... N) zu einem Zeitpunkt t im Bild 20. Die Zeitsequenz-Bilddaten für durch die Einheit 7 rekonstruierte Bilder (Tomogramme) werden der Bildauswerteeinheit 8 zugeführt, welche die Leitisotopkonzentration Ca(t) der Arterie und die Leitisotopkonzentration Ci(t) des lokalen zerebralen Gewebes auswertet (analyzes).
1t
Innerhalb einer vorbestimmten Zeitspanne (4-6 min) nach Beginn der Zufuhr des Mischgases (Leitisotops) wird das Ventil 46 durch den Ventil treiber 42 von der Gasgemischseite auf die Sauerstoffseite umgeschaltet. Damit wird die Inhalation des Gasgemisches durch den Patienten 2 beendet (Ende der Leitisotopinhalation). Die Röntgen(strahlungs)projektion unter der Steuerung der Steuereinheit 20 wird jedoch fortgesetzt (für etwa 15 - 20 min vom Beginn der Datenerfassung), um dabei die Datenerfassung durchzuführen.
Der Aufbau der Bildauswerteeinheit 8 ist anhand von Fig. 2 bereits beschrieben worden.
Zunächst werden die Bilddaten P(O) und P(t) vor und nach der Leitisotopinhalation von der Bildrekonstruktionseinheit 7 geliefert und über ersten und zweiten Speicher 21 bzw. 22 der Subtrahierstufe 23 zugeführt.
Letztere führt eine digitale Subtraktion P(t) - P(O) durch und liefert die Leitisotopkonzentration Cair(t) in der Ausatemluft und die Leitisotopkonzentration Ci(t) im Hirngewebe. Die Leitisotopkonzentration Cair(t) wird über den ersten Schalter 24 im dritten Speicher 25 abgespeichert, und die Leitisotopkonzentration Ci(t) wird im vierten Speicher 26 abgespeichert.
Wenn die Leitisotopkonzentration Cair(t) mittels eines Massenspektrometer o.dgl. gemessen wird, kann sie durch Betätigung des ersten Schalters 24 über den externen Eingabeanschluß EXTl extern ausgegeben werden.
gc Im folgenden ist die Berechnung des Koeffizienten CC
(Umwandlungskoeffizient der Leitisotopkonzentration im Blut) als eines der kennzeichnenden Merkmale der Erfindung beschrieben.
Die zeitabhängige (time-lapse) Änderung der Leitisotopkonzentration in der Arterie, d.h. Ca(t), kann als Produkt aus der zeitabhängigen Änderung der Leitisotopkonzentration in der Ausatemluft/ d.h. Cair(t), und dem ümwandlungskoeffizienten <JC der Leitisotopkonzentration im Blut ausgedrückt werden.
Sie läßt sich somit durch die Gleichung (3) ausdrücken 10
Ca(t) =0C'Cair(t) ... (3)
Der Umwandlungskoeffizient aC kann entsprechend dem Verfahren zur Messung der Leitisotopkonzentration Cair(t) nach den folgenden beiden Verfahren gemessen werden:
(A) Ausatemschlauch-Abtastverfahren
Bei diesem Verfahren wird der Hämatocrit-Wert Ht (%) im Blut zur Bestimmung (obtain) des Umwandlungskoeffizienten gemessen:
α = 0^0011 x Ht + 0,10 ...[7J
Hierdurch wird die zeitabhängige Änderung der Leitisotopkonzentration in der Ausatemluft (in expiration), d.h. Cair(t) [h.U.J , erhalten. Die Einheit H.U. ist eine Einheit für CT-Werte und steht für Hounsfield Unit.
(B) Massenspektrometerverfahren
Der Hämatocrit-Wert Ht (%) wird gemessen, und der Umwandlungskoeffizient cC wird nach folgender Gleichung berechnet:
α = (PX χ (0,0011 x Ht + 0,10)}/{(μρ/μΧ)
χ 100) ...(8)
IO
In obiger Gleichung bedeuten:
Q)C = Dichte des Leitisotops χ (mg/cm3 )
5,15 (mg/cm3) bei 370C und 1 bar
μρ = Massenabsorptionskoeffizient von Wasser
μ% = Massenabsorptionskoeffizient des Leitisotops
Es ist zu beachten, daß die Massenabsorptionskoeffizienten von Wasser und Leitisotop χ , d.h. μ*ζ und μ5 Konstanten sind, die durch das verwendete rechnergestützte Tomographie- bzw. CT-Gerät bestimmt werden. Sodann wird das Volumen (%) der Leitisotopkonzentration Cair(t) berechnet.
Die obige Berechnung des Umwandlungskoeffizienten durch die «.-Berechnungsstufe 28 ausgeführt.
Wenn der Umwandlungskoeffizient oc auf diese Weise bestimmt (worden) ist, kann die Leitisotopkonzentration Cair(t) in die Leitisotopkonzentration Ca(t) umgewandelt werden, indem eine nur geringe Blutmenge zur Messung des Hämatocrit-Werts Ht (%) abgenommen wird. Da diese Umwandlung insbesondere beim Ausatemschlauch-Abtastverfahren mit lediglich dem Hämatocrit-Wert und unabhängig von Umgebungstemperatur und -druck sowie der Art des verwendeten CT-Geräts durchgeführt werden kann, werden hohe Genauigkeit und einfache Arbeitsweise erzielt.
Der durch die Berechnungsstufe 28 berechnete Umwandlungskoeffizient oC wird über den zweiten Schalter 29 der Stufe 30 eingegeben und zur Berechnung der Leitisotopkonzentration Ca(t) nach Gleichung (3) benutzt. Auf diese Weise kann die Leitisotopkonzentration Ca(t) ohne die Notwendigkeit für eine Blut-(proben)abnähme berechnet werden. Es ist darauf hin-
zuweisen, daß sich die vorstehende Beschreibung auf den Fall bezieht, in welchem das Ausatemschlauch-Abtastverfahren (A) angewandt wird. 5
Der Umwandlungskoeffizient oc. kann mittels des zweiten Schalters 29 über den externen Eingabeanschluß EXT2 nach außen ausgegeben werden.
Fig. 4 veranschaulicht Beispiele der Leitisotopkonzentration Ci(t) und der Leitisotopkonzentration Ca(t), von der Subtrahierstufe 23 geliefert (obgleich diese Werte als diskrete Werte oder Größen erhalten werden, sind sie aus Vereinfachungsgründen in einem kontinuierlichen System ausgedrückt). In Fig. 4 entsprechen ein(e) Zeitspanne bzw. Intervall TO - Tl einer Leitisotopinhalations-Zeitspanne und ein Intervall TO - T2 einer Datenerfassungs-Zeitspanne. Die gewünschten Parameter \i., ki und fi werden in Übereinstimmung mit den beiden Arten der programmierten Erfassungssequenzdaten berechnet, d.h. der Leitisotopkonzentration (in) der Arterie Ca(t) und der Leitisotopkonzentration des lokalen zerebralen Gewebes Ci(t). Die Parameter 1Xi, ki und fi werden nach der Kety-Schmidtschen Gleichung (1) oder (I1) auf der Grundlage des Fickschen Prinzips berechnet.
Insbesondere wird der Teilungskoeffizient λΐ durch die Ai-Berechnungsstufe 31 nach Gleichung (4) berechnet. Der berechnete Teilungskoeffizient ^i wird über den dritten Schalter 32 der ki-Berechnungsstufe 33 zugeführt und zur Berechnung der Aufbaugeschwindigkeit (build up rate) benutzt.
Durch Betätigung des dritten Schalters 32 kann der Teilungskoeffizient \i über den externen Eingabeschluß EXT3 nach außen ausgegeben (externally supplied) werden.
Jedem weißen und grauen Stoff ist ein vorbestimmter Teilungskoeffizient Ai zugeordnet. Der über den Anschluß EXT3 ausgegebene Teilungskoeffizient Ai kann daher 0,8 - 1,0 für einen grauen Stoff (matter), 1,2 - 1,5 für einen weißen Stoff und im Mittel 1,0 für das Gesamtgewebe betragen. Dies ermöglicht eine einfache, schnelle Verarbeitung mit einer kleinen Menge an erfaßten Daten.
Die Aufbaugeschwindigkeit oder -rate ki wird durch die Berechnungsstufe 33 nach Gleichung (6) berechnet. Die Auswertezeiten T und TO der Aufbaugeschwindigkeit ki sind so vorgegeben, daß TO = 0 und T = Tl oder TO = Tl und T = Tl gelten. Die ersteren Vorgabewerte entsprechen dem Fall eines Anstiegsabschnitts (0 £ t ^ Tl) der Leitisotopkonzentrationskurve in Fig. 4, während die letzteren Vorgabewerte einem abfallenden Abschnitt (Tl <^ t <T2) dieser Kurve entsprechen. Es kann daher die Größe oder Wert der Aufbaugeschwindigkeit ki in jedem Abschnitt benutzt werden. Das Signal/Rauschen-Verhältnis bzw. der Rauschabstand kann jedoch verbessert werden, wenn die Größen der Aufbaugeschwindigkeit ki in beiden Abschnitten ermittelt werden und der Mittelwert als die gewünschte Aufbaugeschwindigkeit ki benutzt wird.
Die Blutstrom- oder -strömungsgeschwindigkeit fi wird durch die fi-Berechnungsstufe 34 nach Gleichung (6) berechnet.
Die auf diese Weise berechneten Parameter λΐ/ ki und fi werden auf dem Kathodenstrahlröhren-Bildschirm der Anzeigeeinheit 9 in Form von numerischen Größen oder Funktionsbildern für die Dichtemuster durch Leuchtdichtemodulation wiedergegeben. Da ein Funktionsbild eine funktionelle Information, etwa eine lokale zerebrale Blutstrominformation, enthält, kann es eine
Information zusätzlich zur anatomischen Information, z.B. als normales Röntgen-Tomogramm, liefern, was auf dem Gebiet der klinischen Untersuchung vorteilhaft ist.
Im folgenden ist anhand von Fig. 5 eine zweite Ausführungsform der Erfindung beschrieben, bei welcher den Teilen von Fig. 1 entsprechende Teile mit denselben Bezugsziffern wie vorher bezeichnet sind.
Gemäß Fig. 5 umfaßt ein CT-Abbildungsgerät 200 zum Messen des lokalen zerebralen Blutstroms eine rechnergestützte Röntgen-Tomographieeinheit 50, eine Datenerfassungs-Steuereinheit 80 und eine Leitisotop-Inhalationseinheit 90. Mit Ausnahme der Einheit 90 besitzen die Einheiten 50, 80 und 90 denselben Aufbau wie die entsprechenden Einheiten nach Fig. 1. Im folgenden sind daher nur die Einheit 90 und die zugeordneten Teile näher erläutert.
Bei dieser Ausführungsform befindet sich das in einem vorbestimmten Verhältnis gemischte Gasgemisch oder Mischgas in einem Behälter 92; es enthält ein Leitisotop, wie gasförmiges Xenon, sowie gasförmigen Sauerstoff. Der Gasbehälter 92 ist über ein Regelventil 94 mit einem Ausatem-Schlauch 16 verbunden. Das Regelventil 94 wird durch einen Ventiltreiber 42 angesteuert, der unter der Steuerung der Datenerfassungs-Steuereinheit 20 so betätigt wird, daß Beginn und Ende der Inhalation eines Leitisotops durch einen Patienten 2 geregelt werden kann.
An das andere Ende des Schlauches 16 sind eine Maske 15 und ein Pufferbeutel 17 angeschlossen, so daß der Patient 2 das Leitisotop absorbieren bzw. einatmen kann.
Bei dieser Ausführungsform wird das vom Patienten 2 eingeatmete Leitisotop über die Lunge vom Blut aufgenommen, wobei die inhalierten und ausgeatmeten Gase .5 sodann über die Maske 15 zu einem Massenspektrometer 96 geleitet werden. Letzteres mißt die Masse z.B. des gasförmigen Xenons.
Wie aus der Darstellung von Fig. 5 hervorgeht, enthält eine Brücke oder Bühne 5 keine(n) Schlauch oder Leitung, durch welche(n) das Leitisotop geführt wird. Die Konzentration des Leitisotops im ausgeatmeten Gas wird mittels des Massenspektrometer 96 gemessen. Da ersichtlicherweise die Leitisotop-Konzentration im ausgeatmeten Gas eine Beziehung zu derjenigen in der Arterie (im Arterienblut) besitzt, kann die letztere Leitisotopkonzentration berechnet werden.
Bei dieser Ausführungsform wird das vorher angegebene zweite Verfahren (B) angewandt. Der Umwandlungskoeffizient aider Leitisotopkonzentration im Blut wird daher auf dieselbe Weise wie bei der ersten Ausführungsform berechnet. Die drei, für die Berechnung des Blutstroms im lokalen zerebralen Gewebe erforderlichen Parameter Ai/ ki und fi lassen sich durch die Bildauswerteeinheit 8 auf dieselbe Weise wie bei der ersten Ausführungsform ermitteln.
Aus den angegebenen Gründen kann auf eine (nochmalige) Erläuterung des Berechnungsverfahrens verzichtet werden.
Bei durchgeführten Versuchen betrugen die Xenon-Inhalationszeit Tl 4 - 6 min, die Xenongaskonzentration 30 - 40% und die Probennahme- oder Abtastzeit T2 15 - 20 min.
Mit der Ausführungsform nach Fig. 5 lassen sich wiederum mit einem vergleichsweise einfachen Aufbau genaue Daten gewinnen.
5
Selbstverständlich ist die Erfindung keineswegs auf die dargestellten und beschriebenen Ausführungsformen beschränkt, sondern verschiedenen weiteren Änderungen und Abwandlungen zugänglich.
Das bei den beschriebenen Ausführungsformen verwendete CT-Abbildungsgerät ist ein rechnergestütztes Röntgentomographie-Abbildungsgerät; es kann sich dabei aber auch um eines von verschiedenen anderen CT-Abbildungsgeräten handeln, z.B. ein mit kernmagnetischer Resonanz arbeitendes bzw. NMR-Diagnosegerät, ein Einzelphotonemissions-CT-Gerät oder ein Positronemissions-CT-Gerät. (Ein solches Positronemissions-CT-Gerät (ECT-Gerät) hat einen Detektor, der um einen Patienten bewegt werden kann. Der Detektor erfaßt die Strahlen, die von einem Radioisotop ausgesandt werden, das dem Patienten eingegeben wurde. Das Gerät bestimmt die Verteilung des Radioisotops aus den Stärken dieser Strahlen und zeigt dann diese Verteilung an. Ein Positron-ECT-Gerät hat zwei Detektoren, die um den Patienten rotieren können. Diese Detektoren erfassen die ^f-Strahlen, die von den Positron-Sonden ausgesandt werden, die dem Patienten eingegeben wurden. Das Positron-ETC-Gerät bestimmt die Verteilung der Positron-Sender aus den Stärken dieser Strahlen und zeigt dann diese Verteilung an).
Die Datenerfassungs-Steuereinheit 20 bei den beschriebenen Ausführungsformen steuert den (die) Röntgenprojektionstakt (oder -Zeitdauer) sowie auch den Umschalttakt zwischen Gasgemisch und Sauerstoff. Die Steuereinheit 20 kann einen beliebigen Aufbau besitzen, sofern sie den Datenerfassungstakt in vorbe-
stimmten Zeitabständen für eine kurze Zeitspanne, d.h. von der Inhalation des Gasgemisches und mithin eines Leitisotops durch den Patienten bis zum Ausatmen desselben, zu steuern vermag.
Während Fig. 2 lediglich ein Beispiel für die Einzelheiten des Aufbaus der Bildauswerteeinheit zeigt, ist deren Konfiguration keineswegs auf die spezielle dargestellte Ausgestaltung beschränkt.
Bei der Ausführungsform nach Fig. 5 kann wie bei derjenigen gemäß Fig. 1 ein geschlossenes System vorliegen, um die Rückgewinnung und Wiederverwendung eines Leitisotopgases zu ermöglichen. In diesem Fall wird das Ausatemgas nicht in die Brücke oder Bühne (gantry) entlassen.
Die Erfindung bietet die folgenden Vorteile:
Die kurze Leitisotop-(Gasgemisch-)Inhalationszeit wird durch die Datenauswerte-Steuereinheit gesteuert. Die Anstiegs- und Abfallabschnitte einer Kennlinienkurve der Leitisotopkonzentration werden gemessen, wodurch eine einfache Berechnung der zerebralen Blutparameter Xi, ki und fi ermöglicht wird.
Da ein Patient ein Leitisotop nur während einer kurzen Zeitspanne einzuatmen braucht, sind die Zunahme der Kohlendioxidgaskonzentration (PaCO2) und die anästhetisierende Wirkung auf den Patienten gering, während die zerebralen Blutstromparameter mit hoher Genauigkeit gewonnen werden können.
Der Teilungskoeffizient ^i kann extern als Konstante zugeführt oder intern durch Wahl mittels des zweiten Schalters 29 berechnet werden, so daß eine Wahl zwi-
Zf
sehen einem einfachen Schnellverfahren und einem Verfahren mit hoher Genauigkeit möglich ist.
5 Darüber hinaus ist keine Blutabnahme erforderlich, so daß die Messung eingriffsfrei erfolgt und die Belastung der Bedienungsperson herabgesetzt wird.
■a-
- Leerseite

Claims (13)

  1. Patentansprüche
    b 1. Abbildungsgerät (200) für die rechnergestützte Tomographie (CT) zum Messen des lokalen zerebralen Blutstroms eines zu untersuchenden Patienten (2), gekennzeichnet durch
    eine Einheit (90), um den Patienten (2) ein
    1^ Leitisotopgas einatmen zu lassen,
    Einheiten (20; 42) zur Steuerung der Anfangs- und Endzeitpunkte der Inhalation des Leitisotopgases,
    eine Einrichtung (96) zur Bestimmung der Masse des vom Patienten (2) aufgenommenen Leitisotopgases,
    eine Einrichtung (50) mit mindestens einer Röntgenstrahlungs-Erzeugungsquelle, einer Datenerfassungseinheit (6) und einer Bildrekonstruktionseinheit
    (7) zur Erzeugung von Röntgen-Tomographiebilddaten, welche die lokalen zerebralen Blutströme oder -strömungen betreffen, einer vorbestimmten Schnitt-Scheibe des Patienten (2),
    eine Einheit (8) zum Auswerten der rekonstruierten Tomographiebilddaten und der bestimmten Masse des Leitisotopgases zwecks Messung der lokalen zerebralen Blutströme und
    eine Einheit (9) zur Wiedergabe eines aus den Tomographiebilddaten gewonnenen, rekonstruierten Tomographiebilds oder Tomogramms und eines anhand der gemessenen lokalen zerebralen Blutströme gewonnenen Funktionsbilds.
  2. 2. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Blutauswerteeinheit (8) eine Umwandlungskoeffizient-Berechnungsvorrichtung (28) zum Be-
    rechnen des Verhältnisses einer (eines) ersten Fläche (Bereichs) (area) zu einer (einem) zweiten Fläche (Bereich) zwecks Ermittlung von Umwandlungskoeffizienten (OC ) für die Leitisotopgaskonzentration aufweist, daß die erste Fläche durch eine erste Kurve bestimmt ist, welche die Leitisotopgaskonzentration in einem gesamten zerebralen Abschnitt angibt, die zwischen den Anfangs- und End-Zeitpunkten der Leitisotopgasinhalation gemessen wird, und daß die zweite Fläche durch eine zweite Kurve bestimmt ist, welche die Leitisotopgaskonzentration in der vom Patienten (2) ausgeatmeten Luft (Cair(t)) angibt, die zwischen den Anfangs- und Endzeitpunkten der Leitisotopgasinhalation gemessen wird.
  3. 3. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Bildauswerteeinheit (8) eine Teilungskoeffizient-Berechnungsvorrichtung (31) zum Berechnen des Verhältnisses einer ersten Fläche zu einer zweiten Fläche zwecks Bestimmung von Teilungskoeffizienten (Ai) lokaler zerebraler Abschnitte aufweist, daß die erste Fläche durch eine erste Kurve bestimmt ist, welche die Leitisotopgaskonzentration im vorgewählten lokalen zerebralen Gewebe (Ci(t)) angibt, die zwischen den Anfangs- und Endzeitpunkten der Leitisotopgasinhalation gemessen wird, und daß die zweite Fläche durch eine zweite Kurve bestimmt ist, welche die Leitisotopgaskonzentration in Arterienblutströmen (Ca(t)) angibt, die zwischen den Anfangs- und Endzeitpunkten der Leitisotopgasinhalation gemessen wird.
  4. 4. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Bildauswerteeinheit (8) eine Teilungskoeffizient-Berechnungsvorrichtung (31) zum Berechnen des Verhältnisses einer ersten Fläche zu einer zweiten
    Fläche zwecks Bestimmung von Teilungskoeffizienten (^i) lokaler zerebraler Abschnitte aufweist, daß die erste Fläche durch eine erste Kurve bestimmt ist, welche die Leitisotopgaskonzentration im vorgewählten lokalen zerebralen Gewebe (Ci(t)) angibt, die zwischen den Anfangs- und Endzeitpunkten der Leitisotopgasinhalation gemessen wird, und daß die zweite Fläche durch eine zweite Kurve bestimmt ist, welche die Leitisotopgaskonzentration in gesamten zerebralen Abschnitten innerhalb mindestens eines Abschnitts oder Bereichs des rekonstruierten Tomographiebilds angibt.
  5. 5. Gerät nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Messung der Leitisotopgaskonzentration des vorgewählten lokalen zerebralen Gewebes (Ci(t)) vor der Sättigung der Leitisotopgaskonzentration im vorgewählten lokalen zerebralen Gewebe abschließbar ist.
  6. 6. Gerät nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Messung der Leitisotopgaskonzentration des vorgewählten lokalen zerebralen Gewebes (Ci(t)) vor der Sättigung der Leitisotopgaskonzentration im vorgewählten lokalen zerebralen Gewebe abschließbar ist.
  7. 7. Abbildungsgerät (100) für die rechnergestützte Tomographie (CT) zum Messen des lokalen zerebralen Blutstroms eines zu untersuchenden Patienten (2), gekennzeichnet durch
    eine Einheit (60), um den Patienten (2) über eine Leitung (16) ein Leitisotopgas einatmen zu ο,- lassen,
    Einheiten (20; 42) zum Steuern der Anfangs- und Endzeitpunkte der Leitisotopgasinhalation,
    eine Einrichtung (80) mit mindestens einer Röntgenstrahlungs-Erzeugungsquelle, einer Datenerfassungseinheit (6) und einer Bildrekonstruktionseinheit (7) und zur Erzeugung von Röntgen-Tomographiebilddaten vorgewählter Schnitt-Scheiben des Patienten (2) und der Leitung (16), wobei diese Daten die lokalen zerebralen Blutströme oder -strömungen und auch die Leitisotopgasströme durch die Leitung (16) betreffen,
    eine Einheit (8) zum Auswerten der rekonstruierten Tomographiebilddaten betreffend die lokalen zerebralen Blutströme und die Leitisotopgasströme zwecks Messung der lokalen zerebralen Blutströme und der Leitisotopgasströme und
    eine Einheit (9) zum Wiedergeben eines aus den Tomographiebilddaten gewonnenen, rekonstruierten Tomographiebilds oder Tomogramms und eines anhand der gemessenen lokalen zerebralen Blutströme gewonnenen Funktionsbilds.
  8. 8. Gerät nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Bildauswerteeinheit (8) eine Umwandlungskoeffizient-Berechnungsvorrichtung (28) zum Berechnen des Verhältnisses einer (eines) ersten Fläche (Bereichs) (area) zu einer (einem) zweiten Fläche (Bereich) zwecks Ermittlung von Umwandlungskoeffizienten (oC) für die Leitisotopgaskonzentration aufweist, daß die erste Fläche durch eine erste Kurve bestimmt ist, welche die Leitisotopgaskonzentration in einem gesamten zerebralen Abschnitt angibt, die zwischen den Anfangs- und Endzeitpunkten der Leitisotopgasinhalation gemessen wird, und daß die zweite Fläche durch eine zweite Kurve bestimmt ist, welche die Leitisotopgaskonzentration in der vom Patienten (2) ausgeatmeten Luft (Cair(t)) angibt, die zwischen den Anfangs-
    und Endzeitpunkten der Leitisotopgasinhalation gemessen wird.
  9. 9. Gerät nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Bildauswerteeinheit (8) eine Teilungskoeffizient-Berechnungsvorrichtung (31) zum Berechnen des Verhältnisses einer ersten Fläche zu einer zweiten Fläche zwecks Bestimmung von Teilungskoeffizienten
    (Ai) lokaler zerebraler Abschnitte aufweist, daß die erste Fläche durch eine erste Kurve bestimmt ist, welche die Leitisotopgaskonzentration im vorgewählten lokalen zerebralen Gewebe (Ci(t)) angibt, die zwischen den Anfangs- und Endzeitpunkten der Leitisotopgasinhalation gemessen wird, und daß die zweite Fläche durch eine zweite Kurve bestimmt ist, welche die Leitisotopgaskonzentration in ArterienblutstrÖmen (Ca(t)) angibt, die zwischen den Anfangs- und Endzeitpunkten der Leitisotopgasinhalation gemessen wird.
  10. 10. Gerät nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Bildauswerteeinheit (8) eine Teilungskoeffizient-Berechnungsvorrichtung (31) zum Berechnen des Verhältnisses einer ersten Fläche zu einer zweiten Fläche zwecks Bestimmung von Teilungskoeffizienten (Ai) lokaler zerebraler Abschnitte aufweist, daß die erste Fläche durch eine erste Kurve bestimmt ist, welche die Leitisotopgaskonzentration im vorgewählten lokalen zerebralen Gewebe (Ci(t)) angibt, die zwischen den Anfangs- und Endzeitpunkten der Leitisotopgasinhalation gemessen wird, und daß die zweite Fläche durch eine zweite Kurve bestimmt ist, welche die Leitisotopgaskonzentration in gesamten zerebralen Abschnitten innerhalb mindestens eines Abschnitts oder Bereichs des rekonstruierten Tomographiebilds angibt.
  11. 11. Gerät nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Messung der Leitisotopgaskonzentration des vorgewählten lokalen zerebralen Gewebes (Ci(t)) vor der Sättigung der Leitisotopgaskonzentration des vorgewählten lokalen zerebralen Gewebes im Patienten (2) abschließbar ist.
  12. 12. Gerät nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Messung der Leitisotopgaskonzentration
    des vorgewählten lokalen zerebralen Gewebes (Ci(t)) vor der Sättigung der Leitisotopgaskonzentration des vorgewählten lokalen zerebralen Gewebes im Patienten (2) abschließbar ist.
    15
  13. 13. Gerät nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß eine Einrichtung (18) zum Absorbieren unerwünschten Gases aus dem vom Patienten (2) ausgeatmeten Gas vorgesehen ist, die mit der Einheit
    (60) zum Führen des Leitisotopgases durch den Patienten (2) unter Bildung eines geschlossenen Durchgangs (12; 16; 19) für die Leitisotopgasinhalation verbunden ist.
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