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Diese
Erfindung betrifft allgemein Verfahren und Vorrichtungen für rechnergestützte tomographische
Bildgebung und insbesondere Verfahren und Vorrichtungen zur Computertomographiebildgebung unter
Verwendung von physiologischen Taktsignalen zur Minderung von Bewegungsartefakten
und Patientenstrahlenbelastung.
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Bei
zumindest einem bekannten Computertomographie(CT)-Bildgebungssystemaufbau
projiziert eine Röntgenquelle
einen fächerförmigen Strahl,
der derart kollimiert ist, dass er in einer X-Y-Ebene eines kartesischen
Koordinatensystems liegt, die allgemein als „Abbildungsebene" bzw. „Bildgebungsebene" bezeichnet wird.
Der Röntgenstrahl durchdringt
das abgebildete Objekt, bspw. einen Patienten. Nachdem der Strahl
durch das Objekt abgeschwächt
wurde, trifft er auf ein Array von Strahlungsdetektoren auf. Die
Intensität
der an dem Detektorarray empfangenen abgeschwächten Strahlung hängt von
der Abschwächung
des Röntgenstrahls
durch das Objekt ab. Jedes Detektorelement des Arrays erzeugt ein
separates elektrisches Signal, das ein Maß für die Strahlabschwächung an
dem Detektorort ist. Die Abschwächungsmaße von allen
Detektoren werden zur Erzeugung eines Abschwächungsprofils separat erfasst.
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Bei
bekannten CT-Systemen der dritten Generation drehen sich die Röntgenquelle
und das Detektorarray gemeinsam mit einer Gantry in der Abbildungsebene
und um das abgebildete Objekt herum, so dass sich der Winkel, unter
dem der Röntgenstrahl das
Objekt schneidet, ständig ändert. Eine
Gruppe von Röntgenabschwächungsmesswerten,
d.h. Projektionsdaten, von dem Detektorarray bei einem Gantrywinkel
wird als eine „Ansicht" bezeichnet. Ein „Scann" des Objekts umfasst
einen Satz von Ansichten, die bei verschiedenen Gantrywinkeln oder
Ansichtswinkeln während
einer Umdrehung der Röntgenquelle
und des Detektors erzeugt werden. Bei einem axialen Scann werden
die Projektionsdaten zur Erzeugung eines Bildes verarbeitet, das
einer zweidimensionalen Schicht bzw. einem zweidimensionalen Schnitt
durch das Objekt entspricht. Ein Verfahren zur Rekonstruktion eines
Bildes aus einem Satz von Projektionsdaten wird in der Technik als
gefiltertes Rückprojektionsverfahren
bezeichnet. Bei diesem Vorgang werden die Dämpfungsmaße von einem Scann in ganze
Zahlen, sogenannte „CT-Zahlen" oder „Hounsfield-Einheiten", umgewandelt, die
zur Steuerung der Helligkeit eines entsprechenden Bildelements (Pixels)
auf einer Kathodenstrahlröhrenanzeige
verwendet werden.
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Zur
Verringerung von Artefakten auf ein akzeptables Niveau wird in einem
bekannten System mit einem Elektronenstrahl-CT-Bildgebungsvorrichtung
(EBCT-Bildgebungsvorrichtung) (electron beam CT, EBCT) ein vollständiger Scann
während
eines Bruchteils des Herzzyklus durchgeführt. In einer EBCT-Bildgebungsvorrichtung
werden die von einem Elektronenstrahl erzeugten Röntgenstrahlenemissionen
zur Bildgebung verwendet. Eine räumliche
Drehung einer Gantry wird eliminiert, und ein Scann des Elektronenstrahls
kann innerhalb von nur 50 Millisekunden vollendet werden, um für eine koronare
Bildgebung eine Herzbewegung im Wesentlichen vollständig einzufrieren.
Die bekannte EBCT-Bildgebungsvorrichtung ist jedoch wesentlich teurer
als konventionelle CT-Bildgebungsvorrichtungen und ist in vielen
Krankenhäusern
nicht verfügbar.
Darüber hinaus
bildet die bekannte CT-Bildgebungsvorrichtung in einer Zeit jeweils
nur einen einzigen Schnitt eines Volumens ab. Somit sind wiederholte
Strahlendosen erforderlich, um eine allumfassende dreidimensionale
Abdeckung bzw. Erfassung eines Volumens zu bewerkstelligen, wobei
zumindest ein wesentlicher Teil einer möglichen Reduktion einer Patientenstrahlendosis
vergeudet wird.
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Die
Druckschrift
WO-A-9907283 beschreibt ein
weiteres CT-System und ein Verfahren zur Verwendung des Systems
durch axiales Scannen eines Abschnitts eines Patientenkörpers und
wiederholtes Ansteuern der Strahlenquelle über einen Halbscann von weniger
als einen 360°-Ansichtswinkel.
WO-A-9907283 zeigt ferner
einen Halbscann, der in N Sektoren unterteilt ist, wobei Daten eines
gegenüber
liegenden Sektors anstelle von Daten des entsprechenden Hauptsektors
verwendet werden können.
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Es
wäre wünschenswert,
Verfahren und Vorrichtungen zur Computertomographiebildgebung zu schaffen,
die Bewegungsartefakte verringern und günstigere Strahlungssysteme
verwenden. Es wäre auch
wünschenswert,
Verfahren und Vorrichtungen zu schaffen, die die Patientenstrahlenbelastung
während
der Bildgebung verringern.
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In
einer Ausführungsform
der Erfindung ist deshalb ein Verfahren zur Abbildung eines Abschnitts
eines Patientenkörpers
mit einem Computertomographie-Bildgebungssystem geschaffen, das konfiguriert
ist, um den Patien tenkörper
unter einem zyklisch variierenden Ansichtswinkel zu scannen, wobei
das Bildgebungssystem eine Strahlungsquelle und eine Detektoranordnung
enthält,
die Bilddaten einer Fächerwinkelbreite
liefert, wie im Anspruch 1 definiert. Das Verfahren enthält die Schritte
eines axialen Scannens des Abschnitts des Patientenkörpers, eines
Ansteuerns der Strahlungsquelle über
weniger als einen 360°-Ansichtswinkelzyklus
des axialen Scanns, eines Akquirierens von Bilddaten des Abschnitts
des Patientenkörpers
während
wenigstens eines Teils der Zeitdauer, während der die Strahlenquelle
angesteuert ist, und eines Zusammenfügens der akquirierten Bilddaten
zu einem Bild des Abschnitts des Patientenkörpers.
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Weil
die Strahlungsquelle über
weniger als einen 360°-Ansichtswinkelzyklus
angesteuert wird, wird eine Verringerung der Patientenstrahlenbelastung
erzielt. Darüber
hinaus ist bei einer Anwendung auf einen zyklisch bewegenden Körperteil,
wie z.B. ein Herz, diese Verringerung der Strahlenbelastung von
einer Reduktion von durch Bewegung induzierten Artefakten begleitet,
wenn während
der Zeiten, in denen die Strahlungsquelle angesteuert ist, die Bilddaten
geeignet gesammelt werden.
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Ausführungsformen
der Erfindung werden nun anhand von Beispielen und unter Bezug auf
die beigefügten
Zeichnungen beschrieben, in denen zeigen:
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1 eine
bildliche Darstellung eines CT-Abbildungssystems;
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2 ein
schematisches Blockschaltbild des in 1 dargestellten
Systems;
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3 eine
schematische Darstellung eines 360°-Axialscanns, eines Halbscanns und einen
Satz von Bildakquisitionssektoren für eine Fächer-Parageometrierekonstruktion;
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4 eine
schematische Darstellung eines 360°-Scanns, die einen Hauptansichtswinkelsektor, einen
gegenüber
liegenden Ansichtswinkelsektor voller Größe und einen gegenüber liegenden
Ansichtswinkelsektor verminderter Größe zeigt;
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5 eine
Darstellung eines Elektrokardiogrammsignals (EKG-Signals), wobei
Zeiten gezeigt sind, während
derer Ansichtswinkelsektoren von Daten, die Bilder kennzeichnen,
akquiriert werden;
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6 eine
Darstellung, die eine Ansichtswinkelsektorakquisition in einer Ausführungsform veranschaulicht,
in welcher S, eine Anzahl von Schnitten, die zu einer Zeit akquiriert
werden, gleich 3 ist, I, eine Schritt- oder Indexweite, die als ein Vielfaches
der Schnittdicke ausgedrückt
wird, gleich 1 ist und N, eine Anzahl von Ansichtswinkelsektoren,
die zur Unterteilung eines Halbscanns ausgewählt werden, gleich 3 ist;
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7 eine
Darstellung, die eine Ansichtswinkelsektorakquisition in einer Ausführungsform
repräsentiert,
in welcher S = 4; I = 2 und N = 2 ist;
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8 eine
Aufzeichnung eines EKG-Signals, die eine Synchronisierung einer
Bilddatenakquisition mit einer Herzrate eines Patienten gemäß einer Ausführungsform
zeigt;
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9 eine
Darstellung einer Gantryrotationsgeometrie, die eine Position der
Gantry zu einem Zeitpunkt einer R-Spitze und zu einem Zeitpunkt zeigt,
in der die Gantry sich in einer Position zur Akquisition eines weiteren
Datensektors befindet.
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Bezugnehmend
auf 1 und 2 ist dort ein Computertomographie(CT)-Bildgebungssystem 10 gezeigt,
das eine Gantry aufweist, die für
eine CT-Scanneinrichtung einer „dritten Generation" kennzeichnend ist.
Die Gantry 12 weist eine Röntgenquelle 14 auf,
die ein fächerförmiges Strahlbündel von
Röntgenstrahlen 16 in
Richtung auf ein Detektorarray 18 auf der gegenüber liegenden
Seite der Gantry 12 projiziert. Das Detektorarray 18 ist
aus Detektorelementen 20 ausgebildet, die über einen
Fächerwinkel
hinweg verteilt sind. Die Detektorelemente 20 erfassen
gemeinsam die projizierten Röntgenstrahlen,
die durch ein Objekt, bspw. einen medizinischen Patienten 22,
hindurchtreten. Jedes Detektorelement 20 erzeugt ein elektrisches
Signal, das die Intensität
eines auftreffenden Röntgenstrahls
und somit die Abschwächung
des Strahls darstellt, wenn dieser durch den Patienten 22 hindurchtritt.
Während eines
Scanns zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten
drehen sich die Gantry 12 und die daran angebrachten Komponenten
um einen Drehmittelpunkt 24.
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Die
Drehung der Gantry 12 und der Betrieb der Röntgenquelle 14 sind
durch eine Steuereinrichtung 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Die Steuereinrichtung 26 weist
eine Röntgensteuereinrichtung 28,
die die Röntgenquelle 14 mit
Leistungs- und Zeitsteuerungssignalen versorgt, und eine Gantrymotorsteuereinrichtung 30 auf,
die die Drehgeschwindigkeit und Position der Gantry 12 steuert.
Ein Datenakquisitionssystem (DAS) 32 in der Steuereinrichtung 26 tastet
analoge Daten von den Detektorelementen 20 ab und wandelt
die Daten in digitale Signale zur nachfolgenden Verarbeitung um.
Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt abgetastete
und digitalisierte Röntgendaten
von dem DAS 32 und führt eine
Bildrekonstruktion mit hoher Geschwindigkeit durch. Das rekonstruierte
Bild wird einem Computer 36 als Eingangssignal zugeführt, der
das Bild in einer Massenspeichereinrichtung 38 speichert.
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Der
Computer 36 empfängt
auch Befehle und Abtastparameter von einem Bediener über eine Konsole 40,
die eine Tastatur aufweist. Eine zugehörige Kathodenstrahlröhrenanzeige 42 ermöglicht dem
Bediener die Überwachung
des rekonstruierten Bildes und anderer Daten von dem Computer 36.
Die vom Bediener zugeführten
Befehle und Parameter werden von dem Computer 36 zur Bereitstellung
von Steuersignalen und Informationen für das DAS 32, die
Röntgensteuereinrichtung 28 und
die Gantrymotorsteuereinrichtung 30 verwendet. Außerdem steuert
der Computer 36 eine Tischmotorsteuereinrichtung 44,
die einen motorisierten Tisch 46 zur Positionierung des
Patienten 22 in der Gantry 12 steuert. Insbesondere
bewegt der Tisch 46 Abschnitte des Patienten 22 durch
eine Gantryöffnung 48 in
Richtung einer z-Achse. Zur Messung eines Herzzyklus des Patienten 22 werden
an den Patienten EKG-Sonden angebracht. Ein EKG wird mit einem EKG-Gerät 52 gemessen.
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In
einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung wird ein Abschnitt eines Körpers eines
Patienten axial gescannt, d.h. während
die Strahlungsquelle 14 an ist und Bilddaten akquiriert
werden, bewegt der Tisch 46 den Patienten 22 nicht.
Zur Verringerung der Strahlenbelastung während der Bildgebung wird während eines
axialen Scannens eines Abschnitts des Körpers des Patienten 22 die
Strahlungsquelle 14 von einem Computer 36 nur
während eines
Teils der Gantrywinkeldrehung angesteuert. Somit wird die Strahlungsquelle 14 nur über weniger als
einen 360°-Ansichtswinkelzyklus
des axialen Scanns angesteuert. Bilddaten werden nur während der
Zeitdauer akquiriert, während
der die Strahlungsquelle angesteuert ist, z.B. während der gesamten Zeitdauer
oder während
nur eines Teils der Zeitdauer, während
der die Strahlenquelle 14 an ist. In einer Ausführungsform
wird die Strahlungsquelle 14 über eine längere Zeitdauer hinweg angesteuert
als die, während
der Bilddaten akquiriert werden, wobei auf diese Weise Schwankungen
der Herzfrequenz eines Patienten 22 leichter berücksichtigt
werden können.
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In
einer Ausführungsform
wird ein Einschnitt-Bildgebungssystem 10 verwendet, um
einen Körperabschnitt
eines Patienten 22 abzubilden, der eine zyklische Bewegung,
z.B. das Herz, aufweist. Ein axialer "Halbscann" wird in N Sektoren unterteilt, wobei
N eine positive ganze Zahl dargestellt, die z.B. größer als
oder gleich 2 ist. In dem hier verwendeten Sinne ist ein "Halbscann" ein Ansichtswinkelbereich von
180° zuzüglich einem
Fächerwin kel.
Bilddaten, die zumindest einen Halbscann repräsentieren, werden akquiriert,
indem Bilddaten akquiriert werden, die einem jeden der N Sektoren
während
entsprechender Abschnitte eines Herzzyklus eines Patienten 22 über zumindest
N Herzzyklen entsprechen. In dieser Ausführungsform wird nicht mehr
als ein Sektor pro Herzzyklus akquiriert. (In einer anderen Ausführungsform,
in der das Bildgebungssystem 10 ein Mehrschnitt-Bildgebungssystem
ist, wird nicht mehr ein als Sektor eines Schnitts pro Herzzyklus
aufgenommen.) Jeder Sektor, der während eines Herzzyklus akquiriert
wird, wird in einer relativ kurzen Zeitdauer während im Wesentlichen des gleichen
Abschnitts eines Herzzyklus akquiriert, so dass das Zusammenfügen dieser
kurzen, gescannten Sektoren aus diesen Abschnitten verschiedener
Herzzyklen in dem endgültigen
Bild zu verringerten Bewegungsartefakten führt. Mit „im Wesentlichen dem gleichen
Abschnitt des Herzzyklus" ist
gemeint, dass ein Unterschied der Herzstellung während dieser Abschnitte des
Herzzyklus so klein ist, dass irgendwelche Unterschiede hinsichtlich
der Stellung des Herzens nicht von sich aus zu einer Verschlechterung
eines zusammengefügten
Bildes führen,
die für
diagnostische und medizinische Zwecke Auswirkungen hätte. Die Schritte
des Ansteuerns der Strahlungsquelle 14 und des Akquirierens
eines Sektors von Bilddaten werden wenigstens so lange wiederholt,
bis Bilddaten, die für
einen Halbscann eines Bildschnitts repräsentativ sind, akquiriert worden
sind.
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Bezugnehmend
auf 3 ist z.B. ein axialer Scann 54 veranschaulicht.
In diesem Beispiel, in dem eine Fächer-Para (parallele)-Abtastgeometrie
verwendet wird, ist ein axialer Halbscann-Winkel von 240°, d.h. 180° plus ein
Fächerwinkel
von 60°,
durch den Winkel θ gekennzeichnet.
Der Halbscann-Winkel θ ist
in N = 4 Hauptansichtswinkelsektoren S1, S2, S3 und S4 unterteilt.
In 3 sind ferner die entsprechenden „gegenüber liegenden" Ansichtswinkelsektoren
S5, S6, S7 und S8 veranschaulicht. Soweit es die Aufnahme von Daten
betrifft, besteht insofern wenig Unterschied darin, ob Daten, die
einen Hauptansichtswinkelsektor oder seinen gegenüber liegenden Ansichtswinkelsektor
repräsentieren,
akquiriert werden. Deshalb enthalten die akquirierten Sektoren in einer
Ausführungsform
zumindest einen Hauptansichtswinkelsektor und zumindest einen gegenüber liegenden
Sektor, wobei aber lediglich entweder ein Hauptansichtswinkelsektor
oder sein entsprechender gegenüber
liegender Sektor akquiriert wird. Z.B. werden Bilddaten für den gegenüber liegenden
Sektor S5 akquiriert und anstatt der Bilddaten für den Hauptansichtswinkelsektor
S2 verwendet.
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In
der in 3 veranschaulichten Ausführungsform überlappen einige der gegenüber liegenden
Ansichtssektoren einige der Hauptansichtswinkelsektoren, weil der
axiale Halbscann-Winkel größer als
180° ist.
Die Ansichtswinkelsektoren S7 und S8 fallen exakt mit den Hauptansichtswinkelsektoren
S1 bzw. S2 zusammen, weil sich 360° zufälligerweise genau durch 240°/N teilen
lässt.
Nicht in jeder Ausführungsform
fallen die gegenüber
liegenden Ansichtswinkelsektoren mit den Hauptansichtswinkelsektoren
zusammen.
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3 zeigt
einen Anfangswinkel von 0° für den ersten
Sektor. Es ist jedoch offensichtlich, dass der erste Sektor in einem
konkreten Fall bei einem beliebigen Winkel basierend z.B. auf der
Scanngeschwindigkeit und der Herzrate anfangen kann. Irgendein resultierender
Versatz würde
zu jedem der in 3 veranschaulichten Winkeln
addiert werden.
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Für eine Fächerstrahlgeometry
(im Gegensatz zu der Fächer-Parallel-Geometrie)
wird der Halbscann-Winkel θ ebenfalls
durch N unterteilt, wobei N die Anzahl von Hauptansichtswinkelsektoren ist.
N wird im Voraus entsprechend der räumlichen Auflösungsfaktoren
ausgewählt.
Bezugnehmend auf 4 weist bei der Verwendung der
Fächerstrahlgeometrie
jeder gegenüber
liegende Sektor S5 voller Größe die gleiche
Größe seines
zugehörigen
Hauptansichtswinkelsektors S1 zuzüglich eines Fächerwinkels
auf. Deshalb sind die Akquisitionszeiten für irgendeinen gegenüber liegenden
Sektor länger
als diese für
einen entsprechenden Hauptansichtswinkelsektor. Weil jedoch die
Herzbildgebung lediglich kleinere Bildgebungsbereiche (z.B. ein
25 cm Sichtfeld aus einem 50 cm großen Vollansichtsfeld) erfordert,
können
kleinere Größen gegenüber liegender Sektoren
verwendet werden. In einer Ausführungsform
reichen z.B. reduzierte gegenüber
liegende Sektoren S9, deren Größe so klein
wie die Größe eines
entsprechenden Hauptansichtswinkelsektors S1 plus eine Hälfte des
Fächerwinkels
ist, aus.
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In
einer Ausführungsform
verwendet die Herzbildgebung ein System 10 in einem axialen Scannmodus,
bei welchem der Tisch 46 sich nicht bewegt, während der
Patient 22 zur Bildgebung einem Röntgenstrahlbündel 16 ausgesetzt
ist. Weil sich der Tisch 46 beim axialen Scannen nicht bewegt, kann
die Akquisition von Bilddaten warten, wenn nötig, bis die Gantry 12 in
einer Position ist, um einen benötigten
Sektor von Bilddaten zu einer Zeit zu erhalten, in der sich das
Herz eines Patienten 22 in einem ausgewählten Abschnitt seines Herzzyklus
befindet. Bezugnehmend auf 5 tritt,
wie durch das EKG-Signal 58 angedeutet, z.B. ein ausgewählter Abschnitt
eines Herzzyklus vor einer R-Spitze des Herzzyklus statt. Bilddaten
für den
Sektor S1 werden bei 60, für den Sektor S2 bei 62 und
für den
Sektor S3 bei 64 erhalten. Die Gantry 12 befindet
sich jedoch nicht in einer geeigneten Position, um die für den Sektor
S4 erforderlichen Ansichtswinkel während des nächsten Abschnitts 56 des
Herzzyklus zu erhalten. Somit ist z.B. der Computer 36 konfiguriert, um
in Abhängigkeit
eines Bereichs von Ansichtswinkeln, während derer die Strahlungsquelle
angesteuert wird, und einer zyklischen Bewegung eines Körpers eines
Patienten 22, die in dieser Ausführungsform durch das EKG 58 gekennzeichnet
ist, zu bestimmen, ob jeder Sektor aufgenommen werden soll. Es werden
ein oder mehrere Herzzyklen ausgelassen, bis sich die Gantry 12 in
einer geeigneten Position befindet. Bilddaten für den Sektor S4 werden gewonnen,
wenn sich die Gantry 12 als nächstes in einer geeigneten
Position, wie bspw. in 66, befindet.
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Scannprotokolle
zur Akquisition von Datensektoren sind durch drei Parameter definiert:
S, die Anzahl von Schnitten, die von dem Datenakquisitionssystem 10 akquiriert
werden; I, eine Schritt- oder Indexweite, um die der Tisch 46 zwischen
den Sektorakquisitionen fortbewegt wird und die als ein Vielfaches
einer Schnittdicke angegeben ist; und N, die Anzahl von Sektoren,
die für
die Unterteilung eines Halbscanns ausgewählt wurde. Alle drei Parameter sind
ganze Zahlen, die den folgenden Ungleichungen genügen: S ≥ 1; S ≥ I ≥ 0 und N ≥ 1. In einer
Ausführungsform,
bei der I = 0, wird eine Position des Tisches 46 konstant
gehalten, bis alle N Sektoren akquiriert worden sind. Wenn zusätzliche
Bilddatenschnitte akquiriert werden sollen, wird die Position des
Tisches 46 um S Schnitte in eine vorgeschriebene Richtung
verschoben (d.h. schrittweise verfahren oder indexiert). Im Endeffekt
wird der Körper
eines Patienten 22 schrittweise vorgeschoben oder indexiert,
indem der Tisch 46 fortbewegt wird, so dass ein anderer
Schnitt von Bilddaten erhalten wird. In dieser Ausführungsform
gibt es keine Beschränkung
hinsichtlich der Reihenfolge, in der die N Sektoren eines Schnittes
aufgenommen werden. Z.B. können
die Schnitte in einer Reihenfolge S1, S3, S2, S4 gewonnen werden.
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In
einer weiteren Ausführungsform
ist I gleich oder größer als
1 und kleiner als oder gleich S. In dieser Ausführungsform müssen N und
I derart ausgewählt
werden, dass S = N × I.
In dem in 6 veranschaulichten Beispiel
sind S = 3, I = 1 und N = 3. Es werden Daten für drei zusammenhängende Schnitte jedes
Mal akquiriert, wenn die Strahlungsquelle 16 angesteuert
wird. Somit entsprechen die ersten akquirierten Sektoren 68 dem
Ansichtswinkelsektor S1 für
die Schnitte 1, 2 und 3. Als Nächstes
werden zusätzliche
Sektoren 70 akquiriert, nachdem der Tisch 46 um
I = 1 Schnitt, d.h. um einen einzelnen Schnitt nach rechts in 6,
schrittweise fortbewegt wurde. Somit ist der Ansichtswinkelsektor
S2 der nächste Sektor
von Bilddaten, die für
die Schnitte 2, 3 und 4 akquiriert werden sollen. Wie durch die
Kennzeichnung T2 in 6 angedeutet, ist für die Schnitte
2 und 3 der Ansichtswinkelsektor S2 der zweite Sektor von akquirierten
Bilddaten. Wie durch die Kennzeichnung T1 angedeutet, ist der Sektor
S2 jedoch der erste Sektor, der für den Schnitt 4 akquiriert
wird. Während
einer dritten Sektorakquisition 72 wird der Tisch 46 wieder
schrittweise fortbewegt, während
die Sektoren S3 der Schnitte 3, 4 und 5 akquiriert werden. Wie durch
die Kennzeichnung T3 angedeutet, ist der Sektor S3 der dritte Schnitt,
der für
den Sektor 3 akquiriert wird. Zu diesem Zeitpunkt weist der Schnitt
3 einen vollständigen
Satz von Bilddaten auf. Der Sektor S3 ist der zweite Schnitt, der
für den
Schnitt 4 akquiriert wird, und der erste Schnitt, der für den Schnitt 5
akquiriert wird. In dem Beispiel aus 6 werden die
Schnitte bis zur Akquisition 74 akquiriert, die die Datenakquisition
für den
Schnitt 6 beendet. In Folge der schrittweisen Fortbewegung oder
Indexierung des Patientenkörpers 22 durch
die Bewegung des Tisches 46 zwischen axialen Scanns, erhält man mehrere
Schnitte von Bilddaten. In dem Beispiel von 6 werden
zwei Schnitte an jedem Ende (d.h. die Schnitte 1, 2, 7 und 8) nicht
vervollständigt,
weil I ≠ S. Ein
weiteres Beispiel ist in 7 veranschaulicht, wobei S =
4, I = 2 und N = 2. Bilddaten, die dem Sektor S1 entsprechen, werden
während
der ersten Akquisition 76 akquiriert. In den nachfolgenden
Akquisitionen 78, 80 und 82 werden die
Sektoren S2, S1 bzw. S2 akquiriert, wobei der Tisch 46 zwischen
den Akquisitionen um I = 2 Schnitte fortbewegt wird.
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In
einer Ausführungsform
ist I < S, wobei
die Anfangswinkel für
alle Halbscanns nach einer ersten Akquisition durch die Wahl eines
Winkels ϕ für
den zuerst akquirier ten Sektor S1 bedingt sind und nachfolgende
Sektorakquisitionen nach einer ersten Akquisition Sektoren in einer
Rotationsreihenfolge akquirieren. Z.B. ist N = 3, wobei eine erste
Akquisition den Sektor S1 akquiriert, eine zweite Akquisition den Sektor
S2 akquiriert und eine dritte Akquisition den Sektor S3 akquiriert,
wonach die Sektoren in einer Reihenfolge S1, S2, S3, S1, S2, S3,
... fortdauernd akquiriert werden.
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8 veranschaulicht,
wie in einer Ausführungsform
die Datenakquisition mit der Herzrate eines Patienten 22 synchronisiert
werden kann. Wie oben beschrieben, wird ein EKG 58 eines
Patienten 22 während
der Bilddatenakquisition aufgenommen. Weil ein Zeitpunkt, zu dem
eine nächste
R-Spitze in einem EKG 58 auftritt, nicht mit Sicherheit
bekannt ist, schätzt
der Computer 36 des CT-Bildgebungssystems 10 einen
Zeitpunkt einer jeden fortlaufenden R-Spitze unter der Annahme ab,
dass eine Periode des vorliegenden Herzzyklus Trr(n) gleich mit
der Zeitdauer des vorherigen Herzzyklus Trr(n-1) ist, wie sie zwischen
den R-Spitzen gemessen wird. (Der Scanner 10 empfängt die
R-Spitzen-Impulse
von dem EKG 58 und kann die Herzzyklusperiode ausgehend
von diesen Impulsen bestimmen.) Während der Periode Trr(n) ist
die Zeit Ts(n) eine Zeit, die bis zum Start einer Akquisition bei
einem geeigneten Ansichtswinkel für einen Halbscann-Sektor zur
Verfügung
steht, während
Ta(n) eine Akquisitionszeit für den
Halbscann-Sektor ist und Ts(n) < Trr(n-1) – Ta(n). Ein
Anfangsansichtswinkel für
jeden Sektor ist derart bedingt, dass alle Sektoren eines Halbscanns
einen vollständigen
Halbscann ergeben. In einer Ausführungsform
werden Bilddaten über
einen Ansichtswinkelbereich akquiriert, der gering fügig größer ist
als der Halbscann-Winkel dividiert durch N, um eine leichtere Synchronisation
sowie eine Ansichtsüberlappung
zu bewerkstelligen, die eine Überlagerung (ein
Blending) von Sektoren zur Rekonstruktion erleichtert. In einer
Ausführungsform
wird z.B. für
einen erfolgreichen Scann ein Sektorscann, der durch die Dauer Ta(n)
gekennzeichnet ist, innerhalb des Intervalls Ts(n) gestartet, so
dass ein Sektorscann vor der nächsten
R-Spitze beendet
wird. Als Bedingung liegen alle geeigneten Anfangswinkel in dem
Interval Ts(n), wobei sie den Beginn einer Akquisition bestimmen.
Unter der Annahme, dass diese Bedingung erfüllt ist, wird der Sektorscann
beginnen, wenn ein geeigneter Koinzidenzwinkel von der Gantry 12 durchlaufen
wird. Wenn bspw. und bezugnehmend auf 9 eine R-Spitze
bei einem Drehwinkel der Gantry 12 von 45° auftritt,
während
sich die Gantry 12 mit einer Rate von 1 Sekunde pro Umdrehung
dreht, wäre die
Gantry 12 in einer Position zur Akquisition eines nächsten Sektors
Ts = 1·(160° – 45°)/360° = 0.319 Sekunden
später.
Ta(n) tritt stets nach Ts(n) auf.
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Es
ist zu erkennen, dass eine Drehzahl der Gantry 12 so ausgewählt werden
muss, dass die Rotation zu einer Herzrate des Patienten 22 asynchron ist.
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In
einer Ausführungsform
wird eine falsche Triggerung durch eine Validierung von Triggern
vermindert oder eliminiert, indem eine Defibrillationssynchronisationslinie,
die ein Ausgangssignal eines EKG-Aufzeichnungsgeräts 52 ist,
benutzt wird. Durch das EKG-Aufzeichnungsgerät 52 werden parametrische
Daten berechnet, und R-Spitzen,
die nicht Teil eines regulären
Herzzyklus sind, werden verworfen, indem sie bspw. aus einem durch
den Computer 36 von dem EKG-Aufzeichnungsgerät 52 empfangenen
EKG-Signal herausfiltert werden. Z.B. werden R-Spitzen, die durch
eine vorzeitige Ventrikelkontraktion (premature ventricular contraction, PVC)
hervorgerufen sind, erkannt und verworfen, weil die Zeitdauer zwischen
R-Spitzen deutlich
kleiner ist als die durch das EKG-Aufzeichnungsgerät 52 errechnete
Herzrate.
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Aus
der vorstehenden Beschreibung verschiedener Ausführungsformen der vorliegenden
Erfindung ist es offensichtlich, dass diese Ausführungsformen durch zyklische
Bewegung von Körperabschnitten
verursachte Bewegungsartefakte in Bildern bei gleichzeitiger Verringerung
der für
die Bildgebung erforderlichen Strahlendosis für einen Patienten reduzieren.
Obwohl bestimmte Ausführungsformen
der Erfindung detailliert beschrieben und veranschaulicht sind,
ist es ohne Weiteres verständlich,
dass dies nur der Veranschaulichung und zur beispielhaften Darstellung
dient und nicht als Einschränkung
verstanden werden soll. Obwohl z.B. Herzanwendungen hierin beschrieben
sind, werden in anderen Ausführungsformen
andere Arten von physiologischem Ansteuern bzw. Triggern, z.B. Respiration
oder Pulsoximetrie, verwendet, um Bewegungsartefakte zu verringern.
In anderen Ausführungsformen
werden Bilddaten akquiriert, die einen Gesamtansichtswinkel kennzeichnen,
der größer als
ein Halbscann aber kleiner als 360° ist. Außerdem ist das hierin beschriebene
CT-Bildgebungssystem ein System der „dritten Generation", bei dem sowohl
die Röntgenquelle
als auch der Detektor gemeinsam mit der Gantry umlaufen. Viele andere
CT-Systeme, einschließlich
der Systeme der „vierten
Generation", bei
denen der De tektor ein stationärer
Detektor in Form eines vollständigen
Rings ist und bei dem lediglich die Röntgenquelle gemeinsam mit der
Gantry rotiert, können
verwendet werden, wenn einzelne Detektorelemente korrigiert werden,
um im Wesentlichen gleiche Antworten auf einen gegebenen Röntgenstrahl
zu liefern.