DE4442287A1

DE4442287A1 - Tomosynthetische, phasenaufgelöste Darstellung des schlagenden Herzens mit einer Gammakamera

Info

Publication number: DE4442287A1
Application number: DE4442287A
Authority: DE
Inventors: Guenter Dr Rer Nat Schwierz
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1994-11-28
Filing date: 1994-11-28
Publication date: 1996-05-30

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bilddarstellung des Herzens mit einer Gammakamera mit einem rotierenden Kollima tor mit gegenüber der Rotationsachse schräggestellten Kolli matorkanälen und eine Anordnung zur Durchführung des Verfah rens.

In der Nukleardiagnostik ist eine zeitliche Auflösung von Herzphasen mit üblichen Anger-Gammakameras bei planarer Ab bildung möglich. Bei dieser Form der Abbildung erscheinen aber alle in Richtung der Kollimatorkanäle hintereinander liegenden Aktivitätsquellen im Szintigramm überlagert. Der diagnostische Aussagegehalt der damit gewonnenen Bilder ist deshalb unbefriedigend.

Eine Bildgebung aus einer ausgewählten Schicht des Körpers ohne Überlagerungen aus nicht interessierenden Bereichen wird heute üblicherweise mit sogenannten SPECT(Single Photon Emis sion Computed Tomography)-Kameras durchgeführt. Bei einem SPECT-System ist eine Gammakamera mit Kollimator auf einer Gantry montiert und rotiert um die Längsachse eines liegenden Patienten. Während der Rotation werden Projektionsbilder auf genommen, die die Verteilung von dem Patienten zugeführten radioaktiven Isotopen zeigen. Aus einer Vielzahl von Projek tionsbildern kann ein Bild rekonstruiert werden, das eine gewählte Schicht darstellt.

SPECT-Kameras tasten aber den Körper sehr langsam ab und füh ren aus Gründen der Kabelführung nur sehr wenige Umläufe um den Patienten aus.

In der Druckschrift S. Dale et al., "Ectomography - a tomo graphic method for gamma camera imaging" in Phys Med Biol., 1985, Vol. 30, Nr. 11, Seiten 1237-1249 und in der Disserta tion "Ectomography, theory and implementation in gamma camera imaging" von S. Dale, Department of Medical Engineering, Karolinska Institute, Stockholm 1989, wurde ein als "Ectomo graphy" bezeichnetes Verfahren vorgestellt. Dabei wird ein Kollimator mit schräggestellten Kanälen während der Aufnahme um eine Achse durch seinen Schwerpunkt gedreht. Aus einer Vielzahl unterschiedlicher Winkelstellungen werden während der Drehung Schrägprojektionen gewonnen, aus denen sich dann tomoskopische Schichtbilder rekonstruieren lassen.

Aufgabe der Erfindung ist es, bei einer nach dem Prinzip der Ectomographie arbeitenden Gammakamera eine phasenaufgelöste Bilddarstellung des Herzens zu ermöglichen.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1 bzw. durch eine Vorrichtung nach den Merkmalen des Anspruchs 9 gelöst. Vorteilhafte Aus gestaltungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen ange geben.

Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 4 näher erläutert. Dabei zeigen:

Fig. 1 eine herkömmliche SPECT-Kamera,

Fig. 2 eine Gammakamera nach dem Ectomographie-Verfahren,

Fig. 3 schematisch eine Anordnung zur Durchführung des Verfahrens.

Fig. 4 eine Auflösung der Herzphasen,
Zur Erläuterung des sogenannten "Ectomographie"-Verfahrens sind in den Fig. 1 und 2 ein SPECT-System und eine Ecto mographie-Kamera gegenübergestellt. Beim SPECT-System nach Fig. 1 ist dabei - wie bereits eingangs erwähnt - die Kamera 1 mit einem Kollimator 2 auf einer Gantry 3 montiert und ro tiert um einen Patienten 4.

Bei einer Ectomographie-Kamera, wie sie in Fig. 2 darge stellt ist, kann die Gammakamera 1 stationär über dem Patien ten 4 positioniert werden. Statt dessen rotiert ein Kollimator 2 um eine durch den Patienten 4 verlaufende Achse 5 der An ordnung. Der Kollimator 2 weist Kanäle 2a auf, die gegenüber der Rotationsachse um einen Winkel α geneigt sind. Aus einer Vielzahl unterschiedlicher Winkelstellungen werden während der Drehung des Kollimators 2 Schrägprojektionen gewonnen. Aus einer Vielzahl von solchen Projektionen lassen sich dann tomoskopische Schichtbilder rekonstruieren. Hierzu müssen nach Vorgabe eines Punktes in einer ausgewählten Schicht im Prinzip nur die durch den Kollimator 2 und seine Drehwinkel position definierten Meßgeraden ausgesucht werden, die sich in diesem Punkt kreuzen. Die zugehörigen Meßdaten werden ad diert. In den eingangs genannten Literaturstellen wurden zur Verbesserung der Schichtbilder Filtermaßnahmen vorgeschlagen.

Wie ein Vergleich der Fig. 1 und 2 deutlich werden läßt, ist mit einer Ectomographie-Kamera während der gesamten Meß datenaufnahme ein geringer Abstand von der Körperoberfläche möglich. Beim SPECT-System hingegen muß wegen der Rotation des gesamten Systems der mittlere Abstand zwischen Kollimator und Körperoberfläche größer gehalten werden. Mit dem Ectomo graphie-System wird daher die vorhandene Strahlendosis opti mal ausgenutzt und man erhält eine verbesserte Auflösung in der gewählten Ebene. Ein wesentlicher Vorteil besteht darin, daß beim Ectomographie-System nicht, wie beim SPECT-System, die gesamte Gammakamera rotiert, sondern lediglich der Kolli mator 2, und zwar bevorzugt um seinen Schwerpunkt. Damit kann eine wesentlich höhere Rotationsgeschwindigkeit realisiert werden. Dies ist - wie später noch näher gezeigt wird - im Rahmen der gestellten Aufgabe von besonderer Wichtigkeit.

Der rotierende Kollimator 2 beinhaltet keinerlei elektrische Anschlüsse, so daß im Gegensatz zum SPECT-System keine Pro bleme mit einer Kabelzufuhr auftreten.

Mit einem SPECT-System wäre eine phasenaufgelöste Herzunter suchung nicht praktikabel, da der Patient 4 nur sehr langsam abgetastet wird. Wenn man beispielsweise einen Herzzyklus in 10 Herzphasen auflösen wollte, so müßte man bei gleichblei bender Untersuchungszeit die heute schon als sehr gering er achtete Anzahl von Gammaquanten pro SPECT-Schichtbild noch mals um ein Zehntel reduzieren. Dies wurde jedoch zu inakzep tabel stark verrauschten Bildern führen.

Gemäß der vorliegenden Erfindung wird die hohe Empfindlich keit des Ectomographie-Systems ausgenutzt. Während der Abbil dung befindet sich der Kollimator 2 bei jeder Herzaufnahme stets in sehr geringem Abstand zum Herzen. Dies bedeutet we gen der permanent geringen Strahlungsschwächung im Gewebe und wegen der Eintauschbarkeit der optimal genutzten Kollimator auflösung gegen Kollimatorempfindlichkeit eine Erhöhung der Gesamtempfindlichkeit des Systems. Das mit dem vorgeschlage nen Ectomographie-System erreichte geringe Bildrauschen kann mit dem SPECT-System bei gleicher Aktivität nicht erreicht werden.

Das erfindungsgemäße Verfahren wird nachfolgend anhand eines Ausführungsbeispiels nach Fig. 3 für eine geeignete Anord nung näher erläutert.

An einen Patienten 4 wird eine Gammakamera 1 mit einem rotie renden Kollimator 2 herangefahren. Die Gammakamera 1 wird da bei so positioniert, daß der Abstand zwischen Kollimator 2 und dem zu untersuchenden Herz möglichst gering ist. Der Kol limator 2 weist - wie anhand von Fig. 2 bereits erläutert - Kollimatorkanäle auf, die gegenüber der Drehachse geneigt sind. Die Rotation des Kollimators 2 wird durch einen Kolli matorantrieb 6 bewirkt. Dieser besteht aus einem Motor 6a und einem Zahnradgetriebe 6b, 6c.

Die jeweilige Position des Kollimators wird mit einer Posi tionsmeßvorrichtung 7 erfaßt. Die Ausgangssignale der Gamma kamera 1 werden über eine Meßelektronik 8 einer Datenerfas sungseinrichtung 9 zugeführt. Diese ist ferner mit einer EKG- Meßvorrichtung 15 und mit der Positionsmeßvorrichtung 7 ver bunden. Die in der Datenerfassungseinrichtung 9 aufbereiteten Meßdaten werden in einen Speicher 10 einsortiert. Aus den ge speicherten Daten werden mit einer Rekonstruktionseinrichtung 12 Bilder rekonstruiert, die z. B. auf einem Monitor 13 ausge geben werden.

Ferner wird über die Daten aus der Datenerfassungseinrichtung 9 über eine Umlauffrequenzsteuerung 11 die Drehzahl des Mo tors 6a gesteuert.

Wie beim bekannten Ectomographie-Verfahren aus der eingangs genannten Zeitschrift "Physics in Medicine and Biology", 1985, Vol. 30, Nr. 11, S. 1237-1249, wird jedem von der Gam makamera 1 gemessenen Strahlungsereignis ein mit der Posi tionsmeßvorrichtung bestimmter Drehwinkel zugeordnet. Das von der Gammakamera 1 erfaßte Strahlungsereignis wird anhand von x,y-Koordinaten und eines Energiesignals definiert. Die Re konstruktion erfolgt im Prinzip wie in der obengenannten Druckschrift beschrieben.

Im Unterschied zum bekannten Ectomographie-Verfahren werden jedoch jedem Strahlungsereignis nicht nur seine Ortskoordina ten, sein Energieinhalt und die Stellung des Kollimators 2 zugeordnet, sondern zusätzlich auch die mit der EKG-Meßvor richtung 15 erfaßte jeweilige Herzphase. All diese Angaben können im sogenannten "list mode" abgespeichert werden. Es kann aber auch eine Abspeicherung als Histogramm erfolgen, wobei während der Meßdatenerfassung gleich die Anzahl von Strahlungsereignissen je Herzphase für jede Ortskoordinate und Kollimator-Winkelstellung auf summiert wird.

Zur phasenaufgelösten Darstellung werden die gewonnenen Daten entsprechend den zugeordneten Herzphasen sortiert. Dabei kann z. B. eine Herzperiode, wie in Fig. 4 schematisch darge stellt, in zehn Herzphasen unterteilt werden. In Fig. 4 sind die EKG-Zacken, die Herzphasen Ph und Strahlungsereignisse auf einer Zeitachse aufgetragen. Die Strahlungsereignisse sind zeitlich statistisch verteilt, durch eine ausreichende Meßzeit muß dafür gesorgt werden, daß auf jede Meßphase genü gend Strahlungsereignisse zur Bildrekonstruktion entfallen, wobei diese wiederum auf Winkelpositionen des Kollimators verteilt sind.

Zur Bildrekonstruktion ist abhängig von der gewünschten Orts auflösung eine gewisse Mindestanzahl von Strahlungsereignis sen erforderlich. Bei dem hier beschriebenen phasenaufgelö sten Verfahren mit beispielsweise zehn Herzphasen werden ins gesamt zehn Bilder erzeugt. Damit steigt die erforderliche Meßzeit etwa auf das Zehnfache. Die zu einer Herzphase gehö rigen Daten werden über mehrere Umläufe des Kollimators ver teilt gesammelt. Für eine ausreichende Ortsauflösung werden zum Beispiel je Herzphase 60 gleichmäßig über 360° verteilte Projektionen entsprechend den jeweiligen Winkelstellungen des Kollimators gewonnen. Auf jede Herzphase entfallen im Mittel 120 Umdrehungen, so daß bei 10 Herzphasen 1200 Umdrehungen des Kollimators notwendig sind. Da der Kollimator um seinen Schwerpunkt gedreht wird und keinerlei elektrische Verbindun gen erforderlich sind, sind Umdrehungsfrequenzen von 1 Hz oder höher ohne weiteres erreichbar. Bei einer Drehfrequenz von 1 Hz erhält man im genannten Beispiel zum Beispiel eine Meßzeit von 20 Minuten.

Durch die über mehrere Umläufe des Kollimators verteilte Da tengewinnung können stroposkopartige Effekte entstehen. Dies kann mit folgender Überlegung verdeutlicht werden: Wenn man annimmt, daß das Herz mit einem idealen, frequenzstabilen Rhythmus f₀ schlägt und die Rotationsfrequenz f exakt mit f₀ übereinstimmt, so ist jeder Winkelstellung des Kollimators 2 bei jedem Umlauf dieselbe Herzphase zugeordnet. Auf jede der zehn ausgewählten Herzphasen entfällt dann nur ein Projek tionswinkelbereich von 36°, entsprechend sechs Projektionen. Eine phasendiskriminierende tomographische Abbildung ist dann nicht möglich.

Dieses Problem kann jedoch dadurch gelöst werden, daß man die Rotationsfrequenz f mittels der Umlauffrequenzsteuerung 11 entsprechend der jeweiligen Herzfrequenz f₀ einstellt. Dabei wird vor der Datenerfassung zunächst mit der EKG-Meßvorrich tung 15 die Herzfrequenz f₀ bestimmt und dann abhängig hier von die Rotationsfrequenz f so eingestellt, daß keine einfa chen zahlentheoretischen Kongruenzen dieser beiden Frequenzen auftreten. Je größer die maximal mögliche Rotationsfrequenz, desto einfacher ist die Wahl der Rotationsfrequenz f. Ober halb der allerdings schwer zu realisierenden Rotationsfre quenz von 10 Hz treten stroposkopartige Effekte nicht mehr auf, da dort jeder Umlauf schon für jede der zehn Herzphasen sämtliche Projektionen liefert. Vielfachumläufe wären in die sem Fall nur noch zur Rauschunterdrückung erforderlich.

Allgemein kann die Rotationsfrequenz des Kollimators 2 wie folgt vorgegeben werden, wobei folgende Bezeichnungen verwen det werden:

T_u = Zeit für eine Vollumdrehung des Kollimators 2
T_h = Herzperiode
α(t) = Kollimator-Winkelstellung (entsprechend Projektionsrichtung) zur Zeit t
Φ(t) = Herzphase zur Zeit t
m_Φ = Anzahl der aufzulösenden Herzphasen
N_Φ(t) = Nummer der jeweiligen Herzphase
k = natürliche Zahl.

Für die Kollimator-Winkelstellung zur Zeit t gilt:
α(t) = 2πt/T_u(modulo 2π)

Für die Herzphase zur Zeit t gilt:

Φ(t) = 2πt/T_h(modulo 2π)

Die Herzphasenbeziehung läßt sich auf die Nummer N_Φ(t) umrechnen, wobei N_Φ(t) von 0 bis m_Φ-¹ läuft:

N_Φ(t) = (m_Φ/2π)Φ(t) = m_Φt/T_h (modulo m_Φ).

Um den erwähnten Stroposkopeffekt zu vermeiden, wird die Umlaufzeit T_u verschieden von der Herzperiode T_h gewählt:

T_u = (1+k/m_Φ) T_h.

Eine Betrachtung des Vorgangs der Datensammlung ab dem Zeit punkt t₀ ergibt folgendes: Zum Zeitpunkt t₀ liegen die Herz phase N_Φ(t₀) und der Projektionswinkel α(t₀) vor. Es werden nun n weitere Drehungen des Kollimators 2 durchgeführt. Dann folgt:

α(t₀ + nT_u) = α(t₀)

N_Φ(t₀+nT_u) = N_Φ(t₀) + n m_Φ T_u/T_h
= N_Φ(t₀) + n m_Φ (1+k/m_Φ)
= N_Φ(t₀) + nk (modulo m_Φ).

Die Herzphase ist um nk (modulo m_Φ) vorangeschritten. Es soll gesichert werden, daß die willkürlich vorgegebene Projektion α(t₀) während des Abtastvorgangs mit gleicher Häufigkeit für alle Herzphasen gewonnen wird. Das Abtastschema soll also be züglich der Herzphasen vollständig sein.

Aus Elementarsätzen der Zahlentheorie folgt: Wenn n die na türlichen Zahlen (0, . . . , m_Φ-1) durchläuft, so durchläuft nk (modulo m_Φ) ebenfalls die Zahlen (0, . . . , m_Φ-1), falls k und m_Φ teilerfremd sind. Die Reihenfolgen können allerdings unter schiedlich sein. Sind k und m_Φ nicht teilerfremd, so durch läuft nk (modulo m_Φ) nur eine echte Teilmenge der Zahlen (0, . . . , m_Φ-1).

Unter der Annahme der Teilerfremdheit von k und m_Φ werden da her bei vorgegebener Winkelstellung des Kollimators 2 (vor gegebene Projektionsrichtung) alle Herzphasen während m_Φ auf einanderfolgender Umläufe genau jeweils einmal angenommen. Nach m_Φ Umläufen liegt unter dieser Voraussetzung ein voll ständiger Datensatz für alle m_Φ Herzphasen vor. Weitere Um läufe sind allein zur Verbesserung des Signal-Rausch-Verhält nisses erforderlich.

Ist die Teilbarkeitsbedingung verletzt, so entstehen unvoll ständige Datensätze. Hieraus leitet sich die Forderung nach der hohen Umlauffrequenz des Kollimators 2 ab. In der Praxis wird wegen des nicht stabilen Verhaltens der Herzfrequenz die Teilbarkeitsbedingung weder genau noch zuverlässig bestimmbar sein. Mit einem langsam rotierenden Kollimator mit einer Um lauffrequenz deutlich unterhalb 1 Hz könnten die Teilbar keitsbedingungen zwar auch erfüllt werden, jedoch würde ein solches System wegen der geringen Anzahl von von Umläufen empfindlicher auf Verletzungen der Teilbarkeitsbedingung reagieren.

Claims

1. Verfahren zur Bilddarstellung des Herzens mit einer Gam makamera (1) mit einem rotierenden Kollimator (2) mit gegen über der Rotationsachse (5) schräggestellten Kollimatorkanä len (2a), dadurch gekennzeichnet, daß eine phasenaufgelöste Bilddarstellung durchgeführt wird, wobei der Kollimator (2) kontinuierlich rotiert, wobei jedem entdeckten Strahlenquant die Stellung des Kollimators (2), die Herzphase und die Ortsinformation bezüglich des Strahlen quants zugeordnet wird und wobei aus den so gewonnenen Infor mationen nach einem Tomoskopie-Verfahren mehrere, jeweils ei ner Herzphase zugeordnete Bilder gewonnen werden.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch ge kennzeichnet, daß die Bildgewinnung nach dem Ectomographie-Verfahren durchgeführt wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Abspeicherung der jedem Strahlenquant zugeordneten Daten im List-Modus erfolgt.

4. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Abspeicherung der jedem Strahlenquant zugeordneten Daten als Histogramm erfolgt.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, da durch gekennzeichnet, daß die Herzphase mit einem EKG ermittelt wird.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, da durch gekennzeichnet, daß die Ro tationsfrequenz des Kollimators (2) einstellbar ist.

7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch ge kennzeichnet, daß vor Beginn der Bilddaten aufnahme die Herzfrequenz (f₀) bestimmt und die Rotationsfre quenz (f) des Kollimators (2) in Abhängigkeit von der Herz frequenz (f₀) eingestellt wird.

8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch ge kennzeichnet, daß die Umlaufzeit (T_u) des Kollimators bei einer Herzzykluszeit T_h beträgt: T_u = (1+k/m_Φ) T_h,wobei m_Φ die aufzulösende Anzahl der Herzphasen ist und k eine natürliche Zahl, die so gewählt ist, daß k und m_Φ tei lerfremd sind.

9. Anordnung zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 8, gekennzeichnet durch folgende Merkma le:

a) Eine Gammakamera (1) mit drehbarem Kollimator (2) mit zur Drehachse (5) schräggestellten Kollimatorkanälen (2a)
b) eine Antriebsvorrichtung (6) für den Kollimator (2),
c) eine Meßvorrichtung (7) für die Kollimator-Winkelposi tion,
d) eine EKG-Meßeinrichtung (15),
e) eine Datenerfassungs- und Speichereinrichtung (9) für die Daten der Gammakamera (1), der Meßvorrichtung (7) für die Kollimator-Winkelposition und die EKG-Meß einrichtung (15),
f) eine Rekonstruktionseinrichtung (12) zur Erzeugung von Bildern aus unterschiedlichen Phasen des Herzzyklus.

10. Anordnung nach Anspruch 9, gekennzeichnet durch eine Steuereinrichtung (11) zur Steuerung der Drehgeschwindigkeit des Kollimators (1) in Abhängigkeit von der Herzfrequenz (f₀).