Gating-Verfahren, Gating-Gerät, sowie Therapieeinrichtung Gating process, gating device and therapy facility
Die Erfindung bezieht sich auf ein Gating-Verfahren, bei dem in Abhängigkeit von der Atem- und/oder Herztätigkeit Steuersignale erzeugt werden, die die Bestrahlung eines Patienten und/oder die Gewinnung von Bildern des Körperinneren des Patienten steuern. Die Erfindung betrifft ferner ein Gating-Gerät zur Durchführung eines solchen Gating-Verfahrens. Schließlich betrifft die Erfindung ein Bestrahlungsverfahren sowie eine Strahlentherapieeinrichtung.The invention relates to a gating method in which, depending on the breathing and / or cardiac activity, control signals are generated which control the irradiation of a patient and / or the acquisition of images of the patient's interior. The invention further relates to a gating device for performing such a gating method. Finally, the invention relates to an irradiation method and a radiation therapy device.
Bekannt ist die Computertomographie (CT) (Roche-Lexikon Medizin, Urban & Fischer, München, 4. Auflage, 1998, ISBN 3-541-17114-6). Sie ist ein röntgendiagnostisches, bildgebendes Verfahren, bei dem der menschliche Körper Schicht für Schicht durchstrahlt wird. Zum Bildaufbau wird ein Computer eingesetzt, um die Ergebnisse auf dem Computerbildschirm darzustellen. Die CT ermöglicht die Darstellung minimaler Dichteunterschiede, die z.B. eine Folge von Gewebeveränderungen oder Tumoren sind. Die Messeinrichtung ist eine schnellrotierende Röntgenröhre mit einem etwa bleistiftstarken Strahlenbündel und Szintillationszählern mit nachgeschaltetem Fotomultipler. Hierdurch wird ein Strahlenschwächungsprofil der betreffenden Schicht durch lineare Abtastung aus jeweils leicht verändertem Winkel ermittelt. Aus etwa 100.000 Messwerten wird eine Ortsverteilung der Schwächungswerle errechnet und in ein Fernsehbild umgesetzt. Vorteilhaft an der CT ist, dass keine Überlagerung durch andere Schichten erfolgt. Die CT ermöglicht die abgestufte Weichteildarstellung auch ohne Kontrastmittel. Eine quantitative Bildauswertung anhand der am Bildrand angegebenen Schwächungswerte ist möglich.Computer tomography (CT) is known (Roche Lexicon Medicine, Urban & Fischer, Munich, 4th edition, 1998, ISBN 3-541-17114-6). It is an X-ray diagnostic, imaging procedure in which the human body is irradiated layer by layer. A computer is used to build up the image in order to display the results on the computer screen. The CT enables the display of minimal density differences, e.g. are a result of tissue changes or tumors. The measuring device is a fast rotating X-ray tube with an approximately pencil-strong beam and scintillation counters with a downstream photo multiplier. In this way, a radiation attenuation profile of the layer in question is determined by linear scanning from a slightly changed angle in each case. A local distribution of the attenuation values is calculated from approximately 100,000 measured values and converted into a television picture. The advantage of CT is that there is no overlay by other slices. The CT enables the graded soft tissue display even without contrast medium. A quantitative image evaluation based on the attenuation values given at the edge of the image is possible.
Die Positronen-Emissions-Tomographie (PET) (Roche-Lexikon Medizin a.a.O.) ist ebenfalls ein bildgebendes „computertomografisches" Verfahren bei dem die bei Positronenzerfall entstehenden Photonen delektiert werden. Die PET dient zum Beispiel zur Untersuchung der Durchblutung und der Stoffwechselvorgänge in einzelnen Hirnabschnitten. Als Positronenstrahler dienen vor allem die Isotope 64Cu, 74As, 72As, 19F, 68Ga. Diese Isotope werden dem Patienten beispielsweise gespritzt, um sich in Malignomen anzureichern, so dass diese in einem PET-Bild hell erscheinen. PET-Scanner werden beispielsweise von Siemens Medical Systems hergestellt und unter den Produktnamen ECAT ART, ECAT EXACT und ECAT HR+ vertrieben.Positron emission tomography (PET) (Roche-Lexikon Medizin op. Cit.) Is also an imaging "computed tomographic" method in which the photons that are generated by positron decay are detected. PET is used, for example, to examine the blood flow and metabolic processes in individual brain sections. The isotopes 64 Cu, 74 As, 72 As, 19 F, 68 Ga serve primarily as positron emitters. These isotopes are injected into the patient, for example, in order to accumulate in malignancies so that they appear bright in a PET image are, for example, manufactured by Siemens Medical Systems and sold under the product names ECAT ART, ECAT EXACT and ECAT HR +.
Daneben gibt es die Single-Photon-Emissionscomputertomografie (SPECT) (Roche-Lexikon Medizin, a.a.O.). Hierbei werden im Gegensatz zur PET Gammastrahler eingesetzt.There is also single-photon emission computed tomography (SPECT) (Roche Lexicon Medicine, op. Cit.). In contrast to PET, gamma emitters are used here.
Auch die Kernspin (resonanz)tomographie (magnetic resonance imaging, MRI) (Roche-Lexikon Medizin, a.a.O.) ist ein nichtinvasives bildgebendes Diagnoseverfahren, das Schnittbilder des menschlichen oder tierischen Körpers liefert. Zur Bildgewinnung wird ein Magnetfeld hoher Feldstärke sowie gepulste Radiowellen im Megahertzband verwendet. Hierdurch werden Protonen der Wasser- und Fettbestandteile im Organismus zur Kernspinresonanz angeregt. Nach Abschalten der Radiofrequenz werden die Magnetresonanzsignale durch
Empfängerspulen, die den Patienten umgeben, aufgenommen. Das Signal ist von der Wasserstoff dichte und den Abklingzeiten abhängig. Mit Computerunterstützung werden viele Messungen in verschiedenen Richtungen zu einem Schichtbild (Tomogramm) zusammengesetzt, das Aufschluss über die räumliche Wasserstoffverteilung und ihre Wechselwirkungen mit der Umgebung gibt. Beispielsweise können je nach Aufnahmeverfahren wasser- oder fettreiche Gewebe als helle Flächen, wasserstoffarme Gewebe sowie schnellströmende Blutanteile als dunkle Flächen ohne Behinderung durch Knochenstrukturen erscheinen. Die MRI ermöglicht durch die dargestellten Wasserstoff dichte- und Relaxationszeitunterschiede die scharfe Abgrenzung von Tumoren (Neoplasien), Ödemen, Blutungen (Hämorrhagien) oder Nekrosen gegenüber der gesunden Umgebung.Nuclear magnetic resonance imaging (MRI) (Roche Lexicon Medicine, loc. Cit.) Is also a non-invasive imaging diagnostic procedure that provides sectional images of the human or animal body. A magnetic field of high field strength and pulsed radio waves in the megahertz band are used for image acquisition. This stimulates protons of the water and fat components in the organism to nuclear magnetic resonance. After switching off the radio frequency, the magnetic resonance signals are transmitted Receiver coils that surround the patient were added. The signal depends on the hydrogen density and the decay times. With computer support, many measurements in different directions are put together to form a tomogram, which provides information about the spatial hydrogen distribution and its interactions with the environment. For example, depending on the recording method, tissues rich in water or fat can appear as light areas, low-hydrogen tissues and fast-flowing blood components as dark areas without being obstructed by bone structures. Thanks to the differences in hydrogen density and relaxation time shown, MRI enables tumors (neoplasia), edema, bleeding (hemorrhage) or necrosis to be clearly distinguished from the healthy environment.
Darüber hinaus werden ionisierte Strahlen auch zu Heilzwecken eingesetzt. Grundsätzlich unterschieden wird die interne Strahlentherapie, bei der Radionucleide, wie z.B. 192IR oder 125J in den Körper eingeführt werden und die externe Strahlentherapie, bei der der Körper von außen mit Röntgenstrahlung, Elektronen, Neutronen, Protonen, π-Mesonen oder Schwerionen bestrahlt wird. Die Teilchen werden mit Beschleunigungsspannungen im Megavoltbereich beschleunigt. Die Bestrahlung wird so geplant, dass Tumorgewebe möglichst stark und gesundes Gewebe möglichst schwach geschädigt wird. Den Therapieerfolg unterstützt die Tatsache, dass bei schwachen Dosen die Gewebeschäden mit dem Quadrat der Dosis ansteigen. Aus diesem Grund ist es vorteilhaft, einen Tumor aus unterschiedlichen Richtungen zu bestrahlen, wobei der Tumor eine Art Brennpunkt bildet. Durch die Verteilung der Strahlenbelastung auf möglichst viel gesundes Gewebe wird die Dosis pro Volumeneinheit gesundem Gewebe gering gehalten. Aufgrund der quadratischen Abhängigkeit der Strahlenschäden von der Dosis werden so die Strahlenschäden so im gesunden Gewebe gering gehallen. Die Bestrahlung aus unterschiedlichen Richtungen kann durch Verfahren der Strahlenquelle nacheinander erfolgen.In addition, ionized rays are also used for healing purposes. A basic distinction is made between internal radiation therapy, in which radionucleides such as 192 IR or 125 J are introduced into the body, and external radiation therapy, in which the body is irradiated from the outside with X-rays, electrons, neutrons, protons, π-mesons or heavy ions , The particles are accelerated with acceleration voltages in the megavolt range. The radiation is planned so that tumor tissue is damaged as much as possible and healthy tissue as little as possible. The therapy success is supported by the fact that with weak doses the tissue damage increases with the square of the dose. For this reason, it is advantageous to irradiate a tumor from different directions, the tumor forming a kind of focal point. By distributing the radiation exposure over as much healthy tissue as possible, the dose per unit volume of healthy tissue is kept low. Due to the quadratic dependence of the radiation damage on the dose, the radiation damage is reverberated in healthy tissue. Irradiation from different directions can take place successively by moving the radiation source.
Problematisch sowohl bei bildgebenden Verfahren zu Diagnosezwecken als auch bei der Strahlentherapie ist Bewegung des Körpers insbesondere des Thorax aufgrund von Atmung und Herzschlag. Bei den bildgebenden Diagnoseverfahren führt eine Bewegung des Körperinneren zu Bewegungsunschärfe (blurring). Bei der Diagnose können so kleine Tumore übersehen werden. Bei der Strahlentherapie wird das Behandlungsfeld herkömmlicherweise vergrößert, um die Bewegung des Tumors während der Atmung abzudecken. Dies kann zu großen zu bestrahlenden Lungenvolumen führen, die unakzeptabel hohe Dosen erfordern. Da die Schädigung von normalem Gewebe bestimmt, mit welcher Dosis ein Tumor maximal bestrahlt werden kann, können einige Tumore im Thorax nicht ausreichend bestrahlt werden, um den Tumor zu heilen.Movement of the body, in particular of the thorax due to breathing and heartbeat, is problematic both with imaging methods for diagnostic purposes and with radiation therapy. In imaging diagnostic procedures, moving the inside of the body leads to blurring. Small tumors can be overlooked during diagnosis. With radiation therapy, the treatment field is traditionally enlarged to cover the movement of the tumor during breathing. This can lead to large lung volumes to be irradiated, which require unacceptably high doses. Since the damage to normal tissue determines the maximum dose with which a tumor can be irradiated, some tumors in the thorax cannot be irradiated sufficiently to cure the tumor.
Diese Nachteile sollen durch Gating-Verfahren behoben werden.These disadvantages are to be eliminated by gating processes.
Varian medical Systems vertreibt eine Atmungs-Gating-Lösung, die optisch die Atmungsbewegung mit Submillimetergenauigkeit auflöst. Im Betrieb werden reflektierende
Marker auf der Brust des Patienten angebracht. Eine Videokamera misst die Auf- und Abbewegung. Das kontinuierliche Signal wird von einem Computer verarbeitet, der den Strahl im Beschleuniger ausschaltet, wenn die Atmungsbewegung die Parameter übersteigt, die während der Behandlungssimulation bestimmt wurden. Die Software kann unerwartete Bewegungsabläufe, wie Husten, erkennen und die Bestrahlung unterbrechen. Die CT-Bilder werden zu einer bestimmten Phase des Atmungszyklusses aufgenommen, der für die Behandlung vorgesehen ist. Dies vereinfacht den Behandlungsplanungsvorgang, weil sichergestellt ist, dass die Diagnosedaten zum gleichen Zeitpunkt aufgenommen werden, zu dem die Behandlung erfolgt (www.varian.com/com/000605.html).Varian medical Systems sells a breathing gating solution that visually resolves the breathing movement with sub-millimeter accuracy. In operation, reflective Markers attached to the patient's chest. A video camera measures the up and down movement. The continuous signal is processed by a computer that turns off the beam in the accelerator when the breathing movement exceeds the parameters determined during the treatment simulation. The software can detect unexpected movements, such as coughing, and interrupt the radiation. The CT images are taken at a specific phase of the breathing cycle that is intended for treatment. This simplifies the treatment planning process because it is ensured that the diagnostic data is recorded at the same time as the treatment (www.varian.com/com/000605.html).
Neben Atmungs-Gating wird auch Herz- oder EKG-Gating (cardiac gating) eingesetzt. Hierbei werden Bilder zu einer bestimmten Phase in einem Herzzyklus aufgenommen. Die Aufnahme wird durch ein EKG-(Elektrokardiogramm)-Signal ausgelöst oder getriggert. EKG-Gating ist immer dann nützlich, wenn die Datengewinnung zu langsam ist, um in einem kurzen Teil des Herzzyklusses zu erfolgen, um Bewegungsunschärfe zu unterdrücken. Bei nuklearmedizinischen Abbildungsverfahren können während eines Herzzyklusses 10 bis 50 Bilder aufgenommen werden. Das Gating-Signal startet die Datenerfassung für das erste Bild. Dann, nach einer vorbestimmten Zeit von beispielsweise 10 bis 50 Millisekunden schaltet die Datenerfassung zum zweiten Bild und anschließend zu weiteren Bildern um, bis, basierend auf dem EKG-Signal, die nächste Herzphase beginnt und die Datenerfassung wieder beim ersten Bild beginnt. Bei nuklearmedizinischer Bildgewinnung (z.B. PET) ist die Zählstalistik während eines Herzzyklusses ungenügend, so dass typischerweise Daten von 50 bis mehreren Hundert Herzschlägen gemittelt werden. Bei MRI ist die Aufnahme einer einzigen Bildlinie im k-Raum zwar innerhalb von 20 bis 50 Millisekunden möglich, jedoch schaffen nur schnelle MRI-Geräte die Aufnahme eines ganzen Bildes in dieser Zeil. Beim Herz-Galing wird deshalb während jedes Herzzyklusses eine Bildlinie aufgenommenIn addition to respiratory gating, cardiac or cardiac gating is also used. This involves taking pictures of a specific phase in a cardiac cycle. The recording is triggered or triggered by an EKG (electrocardiogram) signal. ECG gating is useful whenever data acquisition is too slow to occur in a short part of the cardiac cycle to suppress motion blur. With nuclear medicine imaging methods, 10 to 50 images can be taken during a cardiac cycle. The gating signal starts data acquisition for the first image. Then, after a predetermined time of, for example, 10 to 50 milliseconds, the data acquisition switches to the second image and then to further images until, based on the EKG signal, the next heart phase begins and the data acquisition begins again at the first image. In nuclear medical imaging (e.g. PET), the counting statistics during a heart cycle are insufficient, so that data from 50 to several hundred heartbeats are typically averaged. With MRI, it is possible to record a single image line in k-space within 20 to 50 milliseconds, but only fast MRI devices can record an entire image in this line. In cardiac galing, an image line is therefore recorded during each cardiac cycle
(www.amershamhealth.com/medcyclopaedia/Volume%20l/cardiac%20gating.asp).(Www.amershamhealth.com/medcyclopaedia/Volume%20l/cardiac%20gating.asp).
Für Herz-Gating und auch für die Überwachung der Herzaktivität und des Herzschlags des Patienten ist ein sauberes artefaktfreies EKG-Signal notwendig. Dies ist jedoch schwierig während einer MRI-Untersuchung zu erhalten, da die sehr starken Magnetfeldgradienten und Wechselfelder innerhalb der MRI-Röhre dem schwächeren EKG-Signal von typischerweise 1 mV oder weniger starke Störsignale im Bereich von 200 bis 400 mV überlagern. Da auch der Frequenzbereich der Störsignale typischerweise zwischen 0,5 und 100 Hz sich stark mit dem EKG-Frequenzbereich von 0,05 bis 100 Hz überlappt, ist die Gewinnung eines EKG-Signals schwierig. Sie erfordert entweder aufwändige Analogfilter oder digitale Signalverarbeitung (www.reillycomm.com/it_archive/if_to1101_3.htm).A clean artifact-free ECG signal is required for cardiac gating and also for monitoring the patient's cardiac activity and heartbeat. However, this is difficult to obtain during an MRI examination because the very strong magnetic field gradients and alternating fields within the MRI tube overlay the weaker ECG signal of typically 1 mV or less strong interference signals in the range from 200 to 400 mV. Since the frequency range of the interference signals typically overlaps strongly between 0.5 and 100 Hz with the ECG frequency range from 0.05 to 100 Hz, the acquisition of an ECG signal is difficult. It requires either complex analog filters or digital signal processing (www.reillycomm.com/it_archive/if_to1101_3.htm).
"Real-Time System for Respiratory-Cardiac Gating in Positron Tomography" von G.J. Klein et al., 1998, Trans. Nucl. Sei., offenbart ein Gating-Verfahren sowohl in Abhängigkeit eines EGK-
Signals als auch eines Atemsignals für einen ECAT EXACT HR PET-Scanner. Ein EGK-Monitor liefert ein EKG-Signal, das in fünf Herzphasen unterteilt wird. Die erste und fünfte Herzphase werden zu einem Herzzustand A, die zweite und vierte Herzphase zu einem Herzzustand B zusammengefasst und die dritte Herzphase ergibt den Herzzustand C. Zur Erfassung der Atemtätigkeit wurden pneumatische Balge um den Brustkorb des Patienten herum angebracht. Die Balge sind mit einem Drucksensor verbunden, der eine analoge Spannung entsprechend der Brustkorbausdehnung erzeugt. Diese Anordnung ist so empfindlich, dass sie sogar die Herzschläge des Patienten anzeigt, wenn dieser die Luft anhält. Die analoge Spannung des Drucksensors wird in fünf Bereiche entsprechend fünf Atmungszuständen unterteilt. Aus den drei Herzzuständen und den fünf Atmungszuständen ergeben sich insgesamt 15 Zustände, die in einer zweidimensionalen Matrix angeordnet werden. Eine Spalte entspricht einem Atmungszustand, eine Zeile einem Herzzustand. Die PET-Ereignisse, die während eines Zustande stattfinden, werden in einem Histogramm über mehrere Herz- und Atemzyklen gesammelt. Insgesamt entstehen so 15 Histogramme, die Voxel für Voxel zu einem Bild zusammengesetzt werden. Tomographdaten, die während positiver oder negativer Spitzen im Atmungssignal des Drucksensors aufgenommen werden, die beispielsweise bei Seufzern auftreten, werden verworfen."Real-Time System for Respiratory-Cardiac Gating in Positron Tomography" by GJ Klein et al., 1998, Trans. Nucl. Be., Discloses a gating method both depending on an EGK Signal as well as a breathing signal for an ECAT EXACT HR PET scanner. An EGK monitor delivers an EKG signal that is divided into five cardiac phases. The first and fifth cardiac phases are combined into a cardiac state A, the second and fourth cardiac phase into a cardiac state B and the third cardiac phase results in cardiac state C. Pneumatic bellows were attached around the patient's chest to record breathing activity. The bellows are connected to a pressure sensor that generates an analogue tension corresponding to the expansion of the chest. This arrangement is so sensitive that it even indicates the patient's heartbeat when he is holding his breath. The analog voltage of the pressure sensor is divided into five areas corresponding to five breathing states. A total of 15 states result from the three cardiac states and the five respiratory states, which are arranged in a two-dimensional matrix. One column corresponds to a breathing condition, one row to a heart condition. The PET events that occur during a condition are collected in a histogram over several cardiac and respiratory cycles. A total of 15 histograms are created, which are put together voxel by voxel to form an image. Tomograph data which are recorded in the respiratory signal of the pressure sensor during positive or negative peaks, which occur for example with sighs, are discarded.
Aus der WO 02/083221A2 ist die robuste Detektion von Atemzügen bekannt. Diese wird anhand von Fig. 3 erläutert. In Fig. 3 sind oben über 50 s aufgenommene Alemflusswerte 31 eines Patienten dargestellt. Ein hoher Atemflusswerl deutet (oben) Inspiration und ein geringer Fluss (weiter unten) Exspiration an. Beim Übergang von Inspiration zu Exspiration ist im Atemfluss eine ausgeprägte Flanke zu erkennen, welche zur Detektion einzelner Atemzüge verwendet wird.The robust detection of breaths is known from WO 02 / 083221A2. This is explained with reference to FIG. 3. FIG. 3 shows the upper flow values 31 of a patient recorded over 50 s. A high breath flow indicates inspiration (above) and a low flow (below) indicates expiration. During the transition from inspiration to expiration, a distinctive flank can be seen in the respiratory flow, which is used to detect individual breaths.
Zur Detektion der Flanken wird die erste und zweite Ableitung der Atemflusskurve nach der Zeit geschätzt. Die geschätzte erste Ableitung multipliziert mit (-1) wird in Fig. 3 unten dargestellt. Aufgrund von Rauschen in der Atemflusskurve wird die Atemflusskurve nicht lediglich abgeleitet, sondern zusätzlich tiefpassgefiltert. Die Ableitung und Tiefpassfilterung erfolgt in einem Filterschritt durch geeignete Wahl der Koeffizienten eines digitalen Filters.To detect the flanks, the first and second derivatives of the respiratory flow curve are estimated over time. The estimated first derivative multiplied by (-1) is shown in Fig. 3 below. Due to noise in the respiratory flow curve, the respiratory flow curve is not only derived, but also low-pass filtered. The derivation and low-pass filtering is carried out in one filter step by suitable selection of the coefficients of a digital filter.
Die lokalen Minima 34 der ersten Ableitung entsprechen der maximalen Steigung des Atemflusses beim Übergang von Inspiration zu Exspiration. Vom Ende der Inspiration aus wird der Anfang der Inspiration gesucht, indem nach dem ersten lokalen Minimum 35 in der geschätzten Ableitung gesucht wird.The local minima 34 of the first derivative correspond to the maximum slope of the respiratory flow during the transition from inspiration to expiration. From the end of inspiration, the beginning of inspiration is sought by looking for the first local minimum 35 in the estimated derivative.
Die mittlere Kurve in Fig. 3 zeigt die automatisch detektierten Übergänge zwischen Inspiration und Exspiration, die durch vertikale Linien markiert sind.The middle curve in FIG. 3 shows the automatically detected transitions between inspiration and expiration, which are marked by vertical lines.
Ferner sind aus dem Stand der Technik Sauerstoffbrillen für die Sauerstoffbehandlung bekannt. Mit der Sauerstoffbrille wird dem Patienten Luft mit einem erhöhten Sauerstoffpartialdruck (>210 mbar) oder reiner Sauerstoff in die Nase appliziert. Eine Sauerstoffbehandlung findet z.B. bei
akuter oder chronischer Hypoxämie infolge Atem- oder Herz-Kreislauf-Störung (Myokardinfarkt, Schock) oder bestimmten Vergiftungen, z.B. durch Kohlenmonoxid, Kohlendioxid, Leuchtgas oder Rauch, statt.Oxygen glasses for oxygen treatment are also known from the prior art. With the oxygen goggles, air with an increased oxygen partial pressure (> 210 mbar) or pure oxygen is applied to the patient's nose. Oxygen treatment takes place at, for example acute or chronic hypoxemia as a result of respiratory or cardiovascular disorders (myocardial infarction, shock) or certain poisonings, e.g. through carbon monoxide, carbon dioxide, luminous gas or smoke.
Es ist die Aufgabe dieser Erfindung, ein Gating-Verfahren anzugeben, das die Lokalisierung von Teilen des menschlichen Körpers verbessert. Gemäß eines Aspekts dieser Aufgabe, der sich auf bildgebende Verfahren bezieht, wird die Bewegungsunschärfe verringert. Gemäß eines zweiten Teils der Aufgabe, der sich auf Strahlungstherapie bezieht, wird die Strahlung genauer auf den Tumor gerichtet, so dass die Strahlenbelastung von den Tumor umgebenden gesundem Gewebe reduziert wird.It is the object of this invention to provide a gating method which improves the localization of parts of the human body. According to an aspect of this task related to imaging techniques, motion blur is reduced. According to a second part of the task, which relates to radiation therapy, the radiation is directed more precisely at the tumor, so that the radiation exposure to healthy tissue surrounding the tumor is reduced.
Diese Aufgabe wird durch die Lehre der unabhängigen Ansprüche gelöst.This task is solved by the teaching of the independent claims.
Bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung sind Gegenstand der Unteransprüche.Preferred embodiments of the invention are the subject of the dependent claims.
Vorteilhaft an der Erzeugung eines Gating-Signals basierend auf einer Atemflusskurve ist, dass auch bei besonders fettleibigen Patienten die Erkennung des Atemzustands, insbesondere der Umkehrpunkte "vollständig eingeatmet" und "vollständig ausgeatmet" zuverlässig erfolgen kann. Bei besonders fettleibigen Patienten funktioniert nämlich das Verfahren den Alemzustand und damit die Tumorbewegungen über die Position von reflektierenden Markierungen auf der Brust des Patienten zu ermitteln, nicht mehr, weil die Bewegung der Markierungen nicht mehr im direkten Zusammenhang mit den Tumorbewegungen stehen.The advantage of generating a gating signal based on a respiratory flow curve is that even in the case of particularly obese patients the detection of the respiratory condition, in particular the reversal points "completely inhaled" and "completely exhaled", can take place reliably. In the case of particularly obese patients, the method no longer works to determine the general condition and thus the tumor movements via the position of reflective markings on the patient's chest, because the movement of the markings is no longer directly related to the tumor movements.
Vorteilhaft an der Atemflussmessung mittels eines Gesichts- oder Nasenmaske und einem Flusssensor ist, dass dieses Messverfahren einen genauen Wert für den Atemfluss liefert.An advantage of measuring the respiratory flow using a face or nose mask and a flow sensor is that this measurement method provides an exact value for the respiratory flow.
Vorteilhaft an der mittelbaren Messung des Alβmflusses durch eine Luftbrille ist, dass eine Luftbrille für den Patienten angenehmer als eine Gesichts- oder Nasenmaske ist und der Drucksensor entfernt vom Patienten und damit entfernt von Störfeldern der Bildaufnahmevorrichtung oder der Bestrahlungsvorrichtung angebracht werden kann. Darüber hinaus ist die Luftbrille im Gegensatz zu einer Gesichts- oder Nasenmaske ein billiges Element, das nach einmaligem Gebrauch entsorgt werden kann und somit nicht vor einer Wiederverwendung desinfiziert werden muss.An advantage of the indirect measurement of the air flow through air glasses is that air glasses are more comfortable for the patient than a face or nose mask and the pressure sensor can be attached away from the patient and thus away from interference fields of the image recording device or the radiation device. In addition, unlike a face or nasal mask, air glasses are a cheap item that can be discarded after a single use and therefore do not need to be disinfected before reuse.
Die Bestimmung von Maxima und/oder Minima in den gemessenen Atemflusswerten und/oder deren geschätzter erster Ableitung ermöglicht die Einteilung eines Atemzyklusses in Atemphasen, selbst wenn die gemessenen Atemflusswerte nicht in einem linearen Zusammenhang mit dem tatsächlichen Atemfluss stehen.The determination of maxima and / or minima in the measured respiratory flow values and / or their estimated first derivation enables the division of a respiratory cycle into respiratory phases, even if the measured respiratory flow values are not linearly related to the actual respiratory flow.
Das zusätzliche Speichern eines Atemphasenwerts beim Erfassen von PET-Ereignissen ermöglicht die nachträgliche Auswertung der PET-Rohdaten und das nachträgliche Gruppieren von PET-Rohdaten in Atemphasen, um Bewegungsunschärfe optimal zu unterdrücken.
Insbesondere die Bewegung der vorderen, seitlichen und unteren Teile der Lunge weisen eine gute Korrelation zum Lungenvolumen und damit zu dem durch Integration aus den gemessenen Atemflusswerten erhaltenen Atemvolumen auf. Somit ist das Atemvolumen ein geeigneter Streuoder Triggerparameter für die Bestrahlung von Tumoren in diesen Lungenbereichen.The additional storage of a breathing phase value when recording PET events enables the subsequent evaluation of the raw PET data and the subsequent grouping of raw PET data in breathing phases in order to optimally suppress motion blur. In particular, the movement of the anterior, lateral and lower parts of the lungs have a good correlation to the lung volume and thus to the tidal volume obtained by integration from the measured respiratory flow values. The respiratory volume is therefore a suitable scatter or trigger parameter for the irradiation of tumors in these lung areas.
Die Festlegung eines Atemphasenwertes aufgrund mehrerer markanter Punkte in einem Atemzyklus, wie beispielsweise Extrema in den gemessenen Atemflusswerten und/oder Extrema in der geschätzten Ableitung der gemessenen Atemflusswerte, führt zu einer besseren Korrelation zwischen Körperbewegung und Atemphase.The definition of a respiratory phase value based on several prominent points in a respiratory cycle, such as extremes in the measured respiratory flow values and / or extremes in the estimated derivation of the measured respiratory flow values, leads to a better correlation between body movement and respiratory phase.
Kurze zu einer konstanten Phase bei sich wiederholenden Vorgängen abgegebene Strahlungspulse frieren eine Bewegung stroboskopartig ein. Hierdurch wird einerseits Bewegungsunschärfe aus Bildern genommen und andererseits Gewebe wiederholt in der gleichen Lage bestrahlt. Dies gilt sowohl für Atem- als auch Herzzyklen.Short radiation pulses emitted to a constant phase during repetitive processes freeze a movement like a stroboscope. As a result, motion blur is taken from images on the one hand and tissue is repeatedly irradiated in the same position on the other hand. This applies to both breathing and heart cycles.
Die Bewegungsgeschwindigkeit von Gewebe wird in vollständig eingeatmetem und vollständig ausgeatmetem Zustand Null. Da sich der Patient zu diesen Zeitpunkten nicht bewegt, ist hier eine Bildgewinnung und Bestrahlung mit besonders wenig Bewegungsunschärfe oder Bewegungsfehlern verbunden. Diese Punkte befinden sich bei Nulldurchgängen in der Atemflusskurve oder bei Extrema in deren erster Ableitung.The speed of movement of tissue becomes zero in the fully inhaled and fully exhaled state. Since the patient is not moving at these times, image acquisition and radiation are associated with particularly little movement blur or movement errors. These points are located at zero crossings in the respiratory flow curve or at extrema in its first derivative.
Die erste Ableitung ist unempfindlich gegen Nullpunktdrift und Nichtlineariläten bei der Flussmessung.The first derivative is insensitive to zero point drift and non-linearities in flow measurement.
Das Atemvolumen weist eine hohe Korrelation zu Gewebebewegungen im vorderen seitlichen unteren Lungenbereich auf.The tidal volume has a high correlation to tissue movements in the anterior lateral lower lung area.
Das Erzeugen eines Steuersignals zu einer bestimmten Alemphase, wenn zu diesem Zeitpunkt das Atemvolumen in einem vorgegebenen Bereich liegt, sorgt dafür, dass untypische Atemzüge, wie Seufzen oder Husten, weder für die Bildgebung noch für die Bestrahlung genutzt werden.The generation of a control signal at a certain alem phase, when the respiratory volume is in a predetermined range at this time, ensures that atypical breaths, such as sighing or coughing, are not used for imaging or radiation.
Gleichförmige Atemzyklen werden auch dann ausgewählt, wenn gefordert wird, dass die Korrelation zwischen den gemessenen Atemflusswerten vor der bestimmten Atemphase und Referenzatemflusswerten über einem Schwellenwert liegt.Uniform breathing cycles are also selected if it is required that the correlation between the measured respiratory flow values before the determined breathing phase and the reference respiratory flow values lies above a threshold value.
Auch das Erzeugen des Steuersignals zu einer gleichen Phase in aufeinanderfolgenden Herzschlägen friert die Herzbewegung ein.Generating the control signal at the same phase in successive heartbeats also freezes the heart's movement.
Das zusätzliche Speichern eines Herzphasenwerts bei jedem PET-Ereignis ermöglicht die nachträgliche Auswertung der PET-Ereignisse und das Anpassen von Herzphasengrenzen, um Bewegungsunschärfe möglichst zu vermeiden.
Zusammenfügen von PET-Rohdaten zu je einem Bild mit mindestens zwei Phasen in einem Herzzyklus reduziert die Bewegungsunschärfe in jedem Bild.The additional storage of a cardiac phase value for each PET event enables the subsequent evaluation of the PET events and the adaptation of cardiac phase limits in order to avoid motion blur as far as possible. Combining raw PET data into an image with at least two phases in a cardiac cycle reduces the motion blur in each image.
Auch das stroboskopartige Einschalten einer Strahlungsquelle zu einer bestimmten Phase im Herzzyklus friert die Herzbewegung ein.The stroboscopic switching on of a radiation source at a certain phase in the cardiac cycle also freezes the cardiac movement.
Wird die Strahlungsquelle sowohl zu einer bestimmten Phase im Herzzyklus als auch zu einer bestimmten Phase im Atemzyklus eingeschaltet, so werden sowohl Herz- als auch Atembewegung eingefroren.If the radiation source is switched on both at a specific phase in the cardiac cycle and at a specific phase in the breathing cycle, both cardiac and respiratory movements are frozen.
Besonders vorteilhaft ist es, sowohl bei der Diagnose als auch bei der Therapie, die gleiche Atem- und/oder Herzphase auszuwählen, weil hierdurch Simulationsungenauigkeiten der Behandlungsplanung vermieden werden.It is particularly advantageous to select the same breathing and / or cardiac phase for both diagnosis and therapy, because this avoids simulation inaccuracies in treatment planning.
Im Folgenden wird eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnung näher erläutert. Dabei zeigen:A preferred embodiment of the invention is explained in more detail below with reference to the accompanying drawing. Show:
Fig. 1 eine Tomografie- und/oder Strahlentherapieeinrichtung, die in Abhängigkeit des Atemflusses des Patienten gegatet wird, wobei der Atemfluss über eine Luftbrille erfassl wird,1 shows a tomography and / or radiation therapy device which is gated depending on the patient's respiratory flow, the respiratory flow being detected via air glasses,
Fig. 2 eine Tomographie und/oder Strahlentherapieeinrichtung wie Fig. 1 , jedoch wird der Atemfluss über eine Gesichtsmaske erfassl, undFIG. 2 shows a tomography and / or radiation therapy device like FIG. 1, but the respiratory flow is recorded via a face mask, and
Fig. 3 eine Atemflusskurve oben, deren mit (-1) multiplizierte zeitliche Ableitung unten sowie delektierte Maxima und Minima in der Mitte.3 shows a respiratory flow curve at the top, its time derivative multiplied by (-1) at the bottom and detected maxima and minima in the middle.
Diese Erfindung beruht im Wesentlichen darauf, dass Galing-Signale in Abhängigkeit des Atemflusses des Patienten erzeugt werden.This invention is essentially based on the fact that Galing signals are generated as a function of the patient's respiratory flow.
Fig. 1 zeigt eine Tomografie- und/oder Bestrahlungseinrichtung, die in Abhängigkeit des Atemflusses des Patienten 1 gegatet wird. Der Atemfluss wird über eine Luftbrille 3 erfasst, die Sensornippel 2, und eine Schlauchschleife 3 umfasst, die in die Nase des Patienten ragen. Da der Patient bei Diagnose und Therapie meist auf dem Rücken liegt, werden die Schläuche der Schlauchschleife 3, wie in Fig. 1 dargestellt, hinter den Ohren vorbei zum Kinn des Patienten geführt. Hier befindet sich eine Manschette 4, durch die die Länge der Schlauchschleife der Luftbrille an die Kopfgröße des Patienten angepasst werden kann. Als Luftbrille kann beispielsweise eine übliche Sauerstoffbrille verwendet werden, wie sie oben beschrieben wurde. Da sie jedoch nicht zur Zuführung von Sauerstoff benutzt wird, wird im Folgenden der Ausdruck "Luftbrille" bevorzugt. Beide Enden der Schlauchschleife werden durch eine Y-Weiche 5 miteinander und einem weiteren Schlauchstück 16 verbunden. Außerdem besteht die Möglichkeit, die Schlauchschleife 3 über die Ohren nach hinten zu führen, wobei die Manschette
4 die Schlauchschleife hinter dem Hinterkopf des Patienten verbindet und an die Kopfgröße anpasst, wie dies in Fig. 1 gestrichelt gezeichnet ist. Das Schlauchstück 16 verbindet die Y- Weiche 5 mit einem Drucksensor 6. Dieser führt sein elektrisches Ausgangssignal einem Mikroprozessor 7 zu. Der Mikroprozessor 7 digitalisiert das analoge Drucksignal und gibt Steuersignale an eine Bestrahlungseinrichtung und eine Bilderzeugungseinrichtung aus.1 shows a tomography and / or radiation device which is gated depending on the respiratory flow of the patient 1. The respiratory flow is recorded via air glasses 3, which include sensor nipples 2, and a hose loop 3, which protrude into the patient's nose. Since the patient is usually lying on his back during diagnosis and therapy, the tubes of the tube loop 3, as shown in FIG. 1, are passed behind the ears to the patient's chin. Here is a cuff 4, through which the length of the loop of the air goggles can be adapted to the size of the patient's head. For example, conventional oxygen glasses, as described above, can be used as air glasses. However, since it is not used to supply oxygen, the term “air glasses” is preferred below. Both ends of the hose loop are connected to one another and a further hose section 16 by a Y-switch 5. There is also the possibility of leading the hose loop 3 backwards over the ears, the cuff 4 connects the tube loop behind the back of the patient's head and adjusts it to the size of the head, as shown in broken lines in FIG. 1. The hose section 16 connects the Y-switch 5 to a pressure sensor 6. This feeds its electrical output signal to a microprocessor 7. The microprocessor 7 digitizes the analog pressure signal and outputs control signals to an irradiation device and an image generation device.
Als Bestrahlungseinrichtung ist beispielhaft eine Röntgenröhre 9 dargestellt, deren Katode über Spannungsversorgung 10 geheizt und über Verstärker 8 mit Hochspannung versorgt wird. Die Blende 11 lässt einen mehr oder weniger breiten Röntgenstrahl in Richtung Patienten durchtreten. Für die Erläuterung des Gating-Verfahrens ist es unerheblich, ob die Röntgenröhre zur Behandlung eines Tumors eingesetzt wird oder Teil eines CT-Geräts ist, also für Diagnosezwecke verwendet wird. Wichtig ist lediglich, dass die Strahlung innerhalb von Millisekunden, also kurz im Vergleich zu Atem- oder Herzzyklen ein- und ausgeschaltet werden kann. Diese Möglichkeit ist auch bei anderen Strahlenquellen, wie Elektronen-, Protonen- oder Schwerionenbeschleunigern gegeben, die ebenfalls zur Tumortherapie eingesetzt werden. Auch bei MRI kann man die eingestrahlten Radiowellen schnell abschalten, so dass das erfindungsgemäße Gating-Verfahren auch für MRI geeignet ist. Das erfindungsgemäße Gating- Verfahren kann aber für alle Strahlenquellen eingesetzt werden, die sich innerhalb von im Vergleich zu Herz- oder Alemzyklen kurzer Zeil ein- und ausschalten lassen. Ein- und Ausschaltzeiten von Millisekunden sind hierfür in jedem Fall kurz genug.An X-ray tube 9 is shown as an example of the radiation device, the cathode of which is heated via voltage supply 10 and supplied with high voltage via amplifier 8. The aperture 11 allows a more or less wide x-ray beam to pass through in the direction of the patient. For the explanation of the gating method, it is irrelevant whether the X-ray tube is used to treat a tumor or is part of a CT device, that is to say is used for diagnostic purposes. The only important thing is that the radiation can be switched on and off within milliseconds, i.e. briefly compared to breathing or cardiac cycles. This option is also available for other radiation sources, such as electron, proton or heavy ion accelerators, which are also used for tumor therapy. The irradiated radio waves can also be switched off quickly in the case of MRI, so that the gating method according to the invention is also suitable for MRI. The gating method according to the invention can, however, be used for all radiation sources which can be switched on and off within a short line compared to cardiac or Alem cycles. Switch-on and switch-off times of milliseconds are short enough for this in any case.
Bei Therapieeinrichtungen kann die Blende 11 veränderbar sein, um den Strahlenquerschnitt an die Tumorgröße und Tumorform anzupassen. Bei Therapieeinrichtungen ist die Bestrahlungseinrichtung in der Regel gegenüber dem Patienten bewegbar, um einen kurzen Weg durch gesundes Gewebe zum Tumor auszuwählen und den Tumor aus unterschiedlichen Richtungen zu bestrahlen. Auch bei bildgebenden Verfahren, die mit dünnen Strahlenbündeln, wie CT, arbeiten, ist die Strahlenquelle in der Regel gegenüber dem Patienten bewegbar.In therapy devices, the diaphragm 11 can be changeable in order to adapt the radiation cross section to the size and shape of the tumor. In the case of therapy devices, the radiation device can generally be moved relative to the patient in order to select a short path through healthy tissue to the tumor and to irradiate the tumor from different directions. Even with imaging methods that work with thin bundles of rays, such as CT, the radiation source can usually be moved with respect to the patient.
Diagnoseeinrichtungen enthalten zusätzlich oder anstelle der Bestrahlungseinrichtung eine Bilderzeugungseinrichtung, die durch Detektor 12, Computer 13 und Anzeige 14 beispielhaft dargestellt ist. Im Fall von PET und SPECT wird dem Patienten ein Kontrastmittel gespritzt, so dass dieser selbst strahlt und eine Strahlenquelle nicht erforderlich ist. Bei den meisten nuklearmedizinischen Bildgebungsverfahren besteht der Detektor 12 aus mehreren Halbleiterdetektoren, die einerseits durch ihre Vielzahl eine Ortsinformation und andererseits auch eine Energieinformation über die detektierten Teilchen, in der Regel Gammaquanten liefern. Bei PET sind zwei dem Patienten gegenüberliegende Detektoren vorgesehen, um die beiden in entgegengesetzte Richtungen ausgesandten Gammaquanten in einem vorgegebenen Zeitfenster zu detektieren. Auch bei PET-Scannern bestehen beide Detektoren aus einer Vielzahl von Einzeldetektoren, um Ortsinformationen zu gewinnen.
Das von Mikroprozessor 7 erzeugte Gating-Signal kann lediglich in einem Triggersignal zum kurzem stroboskopartigen Einschalten der Bestrahlungseinrichtung bestehen, das synchron zur Atem- und/oder Herztätigkeit des Patienten erfolgt und an Signalleitung 14 anliegt. Durch die gepulste Bestrahlung des Patienten kann die Strahlungsdichte während der Pulse so erhöht werden, dass die mittlere Strahlungsdichte der Strahlungsdichte in einem Dauer-Betrieb entspricht. Unter diesen Umständen wird durch den Pulsbetrieb die Zählstatistik im Detektor 12 nicht verschlechtert. Eine Erhöhung der Strahlungsdichte ist im Fall PET nicht möglich, da das Kontrastmittel im Patienten fortlaufend und nicht gepulst zerfällt und die maximale Dosis des Kontrastmittels begrenzt ist. Aus diesem Grund ist die Anzahl von PET-Ereignissen begrenzt. Um ihre Zählstatistik nicht unnötig zu verschlechtern, werden bei PET die detektierten Ereignisse nicht lediglich ausgeblendet, sondern zunächst zu mehreren Teilbildern verarbeitet, die dann Voxel für Voxel übereinandergelegt werden, um Bewegungsunschärfe aus den Bildern zu nehmen. Vorzugsweise im Fall von PET kann deshalb das Gating-Signal auch aus einer Nummer für das Teilbild bestehen, dem aktuelle Ereignisse zugeordnet werden und auf Signalleitung 15 ausgegeben wird.Diagnostic devices contain, in addition to or instead of the radiation device, an image generation device, which is exemplified by detector 12, computer 13 and display 14. In the case of PET and SPECT, the patient is injected with a contrast agent so that it emits radiation itself and a radiation source is not required. In most nuclear medicine imaging methods, the detector 12 consists of a plurality of semiconductor detectors which, on the one hand, provide a large amount of location information and, on the other hand, energy information about the detected particles, as a rule gamma quanta. In PET, two detectors opposite the patient are provided in order to detect the two gamma quanta emitted in opposite directions in a predetermined time window. In PET scanners too, both detectors consist of a large number of individual detectors in order to obtain location information. The gating signal generated by the microprocessor 7 can only consist of a trigger signal for a brief stroboscopic switching on of the radiation device, which occurs synchronously with the breathing and / or cardiac activity of the patient and is applied to the signal line 14. The patient's pulsed radiation can increase the radiation density during the pulses so that the mean radiation density corresponds to the radiation density in continuous operation. Under these circumstances, the counting statistics in the detector 12 are not deteriorated by the pulse operation. An increase in the radiation density is not possible in the case of PET, since the contrast medium in the patient decays continuously and not in a pulsed manner and the maximum dose of the contrast medium is limited. For this reason, the number of PET events is limited. In order not to unnecessarily worsen their counting statistics, the detected events in PET are not only faded out, but first processed into several partial images, which are then superimposed voxel by voxel in order to remove motion blur from the images. Therefore, preferably in the case of PET, the gating signal can also consist of a number for the partial image, to which current events are assigned and output on signal line 15.
Ein typisches Atemsignal ist in Fig. 3 oben gezeigt. Das Vorzeichen des Flusses wurde bei Inspiration positiv und bei Exspiration negativ gewählt. Da die absolute Höhe des Flusses unwichtig ist und bei billigen Druckmessern 6 und Flussmessern 23 sowieso mit einem Offsel gerechnet werden muss, wurde die Atemflusskurve zu positiven Flusswerten hin verschoben. Man erkennt in der Atemflusskurve gut die steilen Flanken am Übergang zwischen Inspiration und Exspiration. Diese können als markante Marken zur Festlegung einer Atemphase verwendet werden. Die invertierte geschätzte zeitliche Ableitung 33 der Atemflusswerte 31 in Fig. 3 oben ist in Fig. 3 unten dargestellt. Hier weisen Maxima 35 und Minima 34 deutlich auf die steilen Flanken in der Atemflusskurve hin.A typical breathing signal is shown in Figure 3 above. The sign of the river was chosen positive for inspiration and negative for expiration. Since the absolute height of the flow is unimportant, and with cheap pressure gauges 6 and flow gauges 23 an offset has to be expected anyway, the respiratory flow curve was shifted towards positive flow values. The steep flanks at the transition between inspiration and expiration can be seen well in the respiratory flow curve. These can be used as distinctive marks for determining a breathing phase. The inverted estimated time derivative 33 of the respiratory flow values 31 in FIG. 3 above is shown in FIG. 3 below. Here Maxima 35 and Minima 34 clearly indicate the steep flanks in the respiratory flow curve.
Eine Atemphase kann nun als Quotient der Zeit seit dem letzten Minimum 34 in der Ableitung der Atemflusskurve geteilt durch den zeitlichen Abstand der letzten beiden Minima in der Atemflusskurve definiert werden. Bei der Online-Auswertung ist der Zeitpunkt des nächsten Maximums der Atemflusskurve noch nicht bekannt. Falls die Messdaten jedoch zunächst aufgezeichnet werden und erst später ausgewertet werden, wie dies beispielsweise im Fall von PET passieren kann, so kann eine Atemphase auch als Quotient zwischen der zeitlichen Differenz eines Ereignisses und dem letzten Maximum geteilt durch die Zeitdifferenz zwischen dem dem Ereignis vorangehenden und dem auf das Ereignis folgenden Maximum bezogen werden.A breathing phase can now be defined as the quotient of the time since the last minimum 34 in the derivation of the respiratory flow curve divided by the time interval between the last two minima in the respiratory flow curve. In the online evaluation, the time of the next maximum of the respiratory flow curve is not yet known. However, if the measurement data are first recorded and only evaluated later, as can happen, for example, in the case of PET, a breathing phase can also be a quotient between the time difference of an event and the last maximum divided by the time difference between the preceding and the maximum following the event.
Bei der Festlegung einer Atemphase können auch weitere markante Punkte, wie beispielsweise Minima in der Ableitung der Atemphase oder Minima und Maxima in den Atemflusswerten selbst herangezogen werden. So können Atem phasenwerte zwischen 0 und 0,5 der Exspiration und zwischen 0,5 und 1 der Inspiration zugeordnet werden. Für die Exspiration ergibt sich die
Atemphase somit aus Zeit seit dem letzten Minimum in der Ableitung der Atemflusskurve geteilt durch zweimal die Exspirationszeit des vorangehenden Atemzyklusses und die Atemphase für die Inspiration 0,5 plus Zeit seit dem letzten Maximum der Ableitung der Atemflusskurve geteilt durch Dauer der letzten Inspirationsphase.When defining a breathing phase, other striking points, such as minima in the derivation of the breathing phase or minima and maxima in the respiratory flow values themselves, can also be used. Breath phase values between 0 and 0.5 can be assigned to expiration and between 0.5 and 1 to inspiration. For the expiration the Breathing phase is thus the time since the last minimum in the derivation of the respiratory flow curve divided by twice the expiration time of the previous breathing cycle and the inspiratory breathing phase 0.5 plus time since the last maximum of the derivation of the respiratory flow curve divided by the duration of the last inspiration phase.
In ähnlicher Weise können zusätzlich oder stattdessen Maxima oder Minima in der Atemflusskurve eingesetzt werden. Die Extrema in der Atemflusskurve werden vorzugsweise durch Anpassen von Parabeln an eine Inspirations- oder Exspirationsphase bestimmt. Als Maximum oder Minimum wird der Scheitelpunkt der angepassten Parabel angesehen.Similarly, maxima or minima can be used in the respiratory flow curve additionally or instead. The extrema in the respiratory flow curve are preferably determined by adapting parabolas to an inspiratory or expiratory phase. The vertex of the adjusted parabola is regarded as the maximum or minimum.
Gating-Signale zum Triggern der Bestrahlungseinrichtung können also immer zu einer bestimmten Atemphase in aufeinanderfolgenden Atempulsen erzeugt werden.Gating signals for triggering the radiation device can therefore always be generated at a specific breathing phase in successive breathing pulses.
Ereignisse zwischen dem Minimum der Ableitung und dem Minimum der Atemflusskurve haben Atemphasenwerte zwischen 0 und 0,25. Zeitpunkten zwischen einem Maximum in der Atemflusskurve und dem darauffolgenden Minimum in deren Ableitung werden Atemphasenwerte zwischen 0,25 und 0,5 zugeordnet. Zeitpunkten zwischen einem Maximum in der Ableitung und dem darauffolgenden Maximum in der Atemflusskurve werden Atem phasenwerte zwischen 0,5 und 0,75 sowie Zeitpunkten zwischen dem Maximum der Atemflusskurve und dem darauffolgenden Minimum in deren Ableitung Atem phasenwerte zwischen 0,75 und 1 zugeordnet.Events between the minimum of the derivative and the minimum of the respiratory flow curve have respiratory phase values between 0 and 0.25. Time points between a maximum in the respiratory flow curve and the subsequent minimum in its derivation are assigned respiratory phase values between 0.25 and 0.5. Points in time between a maximum in the derivation and the subsequent maximum in the respiratory flow curve are assigned breath phase values between 0.5 and 0.75 and points in time between the maximum in the respiratory flow curve and the subsequent minimum in its derivation breath phase values between 0.75 and 1.
Vorteilhaft ist es, die Strahlungseinrichtung dann zu triggern, wenn der Patient vollständig eingeatmet und vollständig ausgeatmet hat, weil dann die Lungenbewegung eine Geschwindigkeit 0 aufweist. Diese Zeitpunkte werden durch Maxima und Minima in der Ableitung der Atemflusskurve markiert.It is advantageous to trigger the radiation device when the patient has inhaled completely and exhaled completely because then the lung movement has a speed of 0. These points in time are marked by maxima and minima in the derivation of the respiratory flow curve.
Im Falle von PET können die Atemzyklen in vier Phasen, beispielsweise einer ersten Atemphase von 7/8 bis 1 und 0 bis 1/8, einer zweiten Atemphase von 1/8 bis 3/8, einer dritten Atemphase von 3/8 bis 5/8 sowie einer vierten Atemphase von 5/8 bis 7/8 eingeteilt werden. Aus der ersten Atemphase wird ein erstes Telbild erzeugt, aus der zweiten und vierten Atemphase ein zweites Teilbild sowie aus der dritten Atemphase ein drittes Teilbild. Diese Teilbilder können geeignet verzerrt und dann Voxel für Voxel übereinandergelegt werden, um Bewegungsunschärfe zu reduzieren.In the case of PET, the breathing cycles can be in four phases, for example a first breathing phase from 7/8 to 1 and 0 to 1/8, a second breathing phase from 1/8 to 3/8, a third breathing phase from 3/8 to 5 / 8 and a fourth breathing phase from 5/8 to 7/8. A first telephoto is generated from the first breathing phase, a second partial image from the second and fourth breathing phases, and a third partial image from the third breathing phase. These sub-images can be suitably distorted and then superimposed voxel by voxel to reduce motion blur.
Werden auch die PET-Rohdaten aufgezeichnet und mit jedem PET-Ereignis ein Atem phasenwert gespeichert, so können die Grenzen zwischen den Atemphasen im Nachhinein verschoben werden und auf diese Weise optimale Grenzen für die Atemphasen gewählt werden, um die Bewegungsunschärfe möglichst gering zu halten.If the raw PET data is also recorded and a respiratory phase value is saved with each PET event, the boundaries between the respiratory phases can be shifted afterwards and in this way optimal limits for the respiratory phases can be selected in order to keep the motion blur as low as possible.
Anstelle der Atemphase kann als Triggerkriterium für die Bestrahlungseinrichtung oder zur Festlegung von Atemphasen im Falle von PET auch ein Atemvolumen herangezogen werden.
Das Atemvolumen ergibt sich als Integral der Atemflusswerte ab einem vorgegebenen Zeitpunkt in einem Atemzyklus. Als vorgegebener Zeitpunkt kann ein Minimum in der Ableitung der Atemflusskurve verwendet werden. Nach jedem Minimum beginnt die Integration von Neuem. Ein so definiertes Atemvolumen sinkt während der Exspiration auf einen minimalen Wert ab und steigt dann wieder während der Inspiration etwa auf Null an. Die Bestrahlungseinrichtung kann somit zweimal pro Atemzyklus getriggert werden, wenn das so definierte Atemvolumen einen vorgegebenen Wert aufweist. In einer anderen Ausführungsform kann die Bestrahlungseinrichtung auch nur beim ersten Erreichen des vorgegebenen Atemvolumens, also während der Exspiration getriggert werden. Soll während der Inspiration getriggert werden, so bietet es sich an, den Startpunkt für die Integration auf das Maximum in der Ableitung der Atemflusskurve zu legen.Instead of the breathing phase, a breathing volume can also be used as a trigger criterion for the radiation device or to determine breathing phases in the case of PET. The respiratory volume is the integral of the respiratory flow values from a given point in time in a respiratory cycle. A minimum in the derivation of the respiratory flow curve can be used as the specified point in time. The integration of new things begins after every minimum. A breath volume defined in this way drops to a minimum value during expiration and then rises again to approximately zero during inspiration. The radiation device can thus be triggered twice per breathing cycle if the breathing volume defined in this way has a predetermined value. In another embodiment, the radiation device can also be triggered only when the predetermined breathing volume is reached for the first time, that is to say during the expiration. If triggering is to take place during inspiration, it makes sense to set the starting point for the integration to the maximum in the derivation of the respiratory flow curve.
Im Falle von PET werden alle PET-Ereignisse zu einem ersten Teilbild zusammengefasst, deren Atemvolumen größer als ein erster Wert ist. Die Ereignisse, bei denen das Atemvolumen zwischen einem ersten und einem zweiten Wert liegt, werden zu einem zweiten Teilbild und die restlichen Ereignisse zu einem dritten Teilbild zusammengefasst.In the case of PET, all PET events are combined into a first partial image, the respiratory volume of which is greater than a first value. The events in which the respiratory volume lies between a first and a second value are combined into a second partial image and the remaining events into a third partial image.
In einer anderen Ausführungsform bei der die Triggerung der Bestrahlungseinrichtung oder im Falle von PET die Unterteilung von Phasen in Abhängigkeit von der Atemphase erfolgt, wird zusätzlich gefordert, dass das Atemvolumen in einem vorgegebenen Bereich liegt. Ist dies nicht der Fall, wird die Beschleunigungseinrichtung nicht getriggert bzw. werden die PET-Ereignisse nicht berücksichtigt, um untypische Atemzüge auszuschließen.In another embodiment, in which the radiation device is triggered or, in the case of PET, phases are subdivided as a function of the breathing phase, it is additionally required that the tidal volume lies in a predetermined range. If this is not the case, the acceleration device is not triggered or the PET events are not taken into account in order to rule out atypical breaths.
Zum gleichen Zweck kann eine Korrelation r zwischen Atemflusswerten vor einem Triggerzeilpunkt und Refe enzatemflusswerlen gemäß der folgenden Formel berechnet werden:For the same purpose, a correlation r between respiratory flow values before a trigger line point and reference respiratory flow values can be calculated according to the following formula:
In Gleichung (1) steht Vj für den i-ten Atemflusswert, V für den arithmetischen Durchschnitt derIn equation (1), Vj stands for the i-th respiratory flow value, V for the arithmetic average of
N-Atemflusswerte, VRj für den i-ten Referenzatemflusswert, VR für den mittlerenN respiratory flow values , V Rj for the i-th reference respiratory flow value, VR for the middle one
Referenzatemflusswert. Die Korrelation wird für N-Atemflusswerte berechnet. Vorzugsweise gehören die N-Atemflusswerte zu einem Atemzug. Somit sich kann N von Atemzug zu Atemzug
ändern, da der Atemfluss üblicherweise mit konstanter Rate abgetastet wird. Wird eine ÄnderungReference respiratory flow value. The correlation is calculated for N respiratory flow values. The N respiratory flow values preferably belong to one breath. So N can go from breath to breath change because the breath flow is usually sampled at a constant rate. Will a change
von N zugelassen, so muss auch die Zahlen der Referenzatemflusswerte VRj beispielsweise durch Interpolation und zeitliche Streckung und Stauchung des Referenzatemzugs an den gemessenen Atemzug angepasst werden.permitted by N, the numbers of the reference breath flow values V Rj must also be adapted to the measured breath, for example by interpolation and temporal extension and compression of the reference breath.
Ist die Korrelation r geringer als ein geforderter Schwellenwert, so wird die Bestrahlungseinrichtung nicht getriggert bzw. ein PET-Ereignis verworfen oder fließt zumindest nicht in Bilderzeugung ein.If the correlation r is less than a required threshold value, the irradiation device is not triggered or a PET event is rejected or at least does not flow into image generation.
In einer anderen Ausführungsform kann der Triggerzeitpunkt auch über das Atemvolumen festgelegt werden und die Korrelation r zur Unterdrückung von untypischen Atempulsen, wie beispielsweise Husten oder Seufzen, herangezogen werden.In another embodiment, the trigger time can also be determined via the tidal volume and the correlation r can be used to suppress atypical breathing pulses, such as coughing or sighing.
In einer weiteren Ausführungsform kann doppeltes Gating, also sowohl in Abhängigkeit von der Atemphase als auch von einer Herzphase, angewendet werden. Die Herzphase kann von einem herkömmlichen EKG-Gerät geliefert werden oder, wie weiter unten ausgeführt wird, aus dem Atemflusssignal gewonnen werden. In der bevorzugten Ausführungsform weist die Herzphase einen Wert zwischen 0 und 1 auf, der zeitlinear während eines Herzzyklusses ansteigt. Bei solchen doppelten Gating wird die Bestrahlungseinrichtung dann getriggert, wenn sowohl die gewünschte Herzphase als auch die gewünschte Atemphase in einem vorgegebenen Zeitfenster den jeweils gewünschten Wert annehmen. Im Fall von PET werden kombinierte Atem- und Herzzykluszustände gebildet, die in einem zweidimensionalen Feld angeordnet werden können, wie oben beschrieben.In a further embodiment, double gating, that is to say both as a function of the breathing phase and of a heart phase, can be used. The cardiac phase can be provided by a conventional EKG device or, as explained below, can be obtained from the respiratory flow signal. In the preferred embodiment, the cardiac phase has a value between 0 and 1, which increases linearly during a cardiac cycle. With such double gating, the radiation device is triggered when both the desired heart phase and the desired breathing phase assume the respectively desired value in a predetermined time window. In the case of PET, combined respiratory and cardiac cycle states are formed that can be arranged in a two-dimensional field, as described above.
Ein Herzphasensignal kann auch aus dem Atemsignal gewonnen werden. Atemzyklen haben typischerweise eine Dauer von 3 bis 5 Sekunden, Herzzyklen von ca. 1 Sekunde in Ruhe. Der Frequenzunterschied von einem Faktor 3 bis 4 bleibt auch bei mäßiger Anstrengung erhalten. Somit kann das Atemphasensignal vom Herzphasensignal aus den gemessenen Atemflusswerten durch Hochpassfilterung erhalten werden. Zur Bestimmung der Grenzfrequenz der Hochpassfilterung kann eine Fourier-Analyse des Atemflusssignals durchgeführt werden, wobei ein großer Peak für das Atemflusssignal bei ca. 0,3 Hz und bei einer drei- bis vierfach höheren Frequenz um 1 Hz herum ein kleinerer Peak für das Herzphasensignal gefunden wird. Die Grenzfrequenz wird beispielsweise auf das geometrische Mittel zwischen beiden Peaks gelegt.A cardiac phase signal can also be obtained from the breathing signal. Breathing cycles typically last from 3 to 5 seconds, cardiac cycles of approx. 1 second at rest. The frequency difference of a factor of 3 to 4 is retained even with moderate exertion. The respiratory phase signal can thus be obtained from the cardiac phase signal from the measured respiratory flow values by high-pass filtering. A Fourier analysis of the respiratory flow signal can be carried out to determine the cutoff frequency of the high-pass filtering, a large peak for the respiratory flow signal being found at approx. 0.3 Hz and a smaller peak for the cardiac phase signal around 1 Hz at a frequency three to four times higher becomes. The cut-off frequency is set, for example, to the geometric mean between the two peaks.
Bezüglich des Herzphasensignals können ähnliche Auswertungen und Gating-Signale, wie beim Atemphasensignal, gewonnen werden. Auch ist nach Gewinnung des Herzphasensignals ein doppeltes Gating nach Atemphase und Herzphase möglich.
Fig. 2 zeigt eine ähnliche Einrichtung wie Fig. 1. Der Unterschied zu Fig. 1 besteht lediglich in der Messung des Atemflusssignals. Dem Patienten wird eine Nasen- oder Gesichtsmaske 21 aufgesetzt, an der über einen kurzen Schlauch 22 ein Flusssensor 23 angeschlossen ist. Das vom Flusssensor gelieferte elektrische Signal wird dem Mikroprozessor 7, wie in Fig. 1 , 5 zugeführt. Der Mikroprozessor kann dann ähnliche Auswertungen vornehmen, die im Zusammenhang mit der in Fig. 1 dargestellten Anordnung erläutert wurden.Regarding the cardiac phase signal, similar evaluations and gating signals can be obtained as with the respiratory phase signal. After the cardiac phase signal has been obtained, double gating after the breathing phase and cardiac phase is also possible. FIG. 2 shows a device similar to FIG. 1. The only difference from FIG. 1 is the measurement of the respiratory flow signal. A nose or face mask 21 is placed on the patient, to which a flow sensor 23 is connected via a short tube 22. The electrical signal supplied by the flow sensor is fed to the microprocessor 7, as in FIGS. 1, 5. The microprocessor can then carry out similar evaluations which have been explained in connection with the arrangement shown in FIG. 1.
In einer anderen Ausführungsform kann das Schlauchstück 22 zwischen Flusssensor und Maske entfallen, so dass der Flusssensor 23 auch in die Maske 21 integriert werden kann.In another embodiment, the tube piece 22 between the flow sensor and mask can be omitted, so that the flow sensor 23 can also be integrated into the mask 21.
Die Erfindung wurde zuvor anhand von bevorzugten Ausführungsformen näher erläutert. Für 10 einen Fachmann ist jedoch offensichtlich, dass verschiedene Abwandlungen und Modifikationen gemacht werden können, ohne vom Geist der Erfindung abzuweichen. Deshalb wird der Schutzbereich durch die nachfolgenden Ansprüche und ihre Äquivalente festgelegt.The invention was previously explained in more detail with the aid of preferred embodiments. However, it will be apparent to those skilled in the art that various changes and modifications can be made without departing from the spirit of the invention. Therefore, the scope of protection is determined by the following claims and their equivalents.
BezugszeichenlisteLIST OF REFERENCE NUMBERS
15 1 Patient 14 Anzeige15 1 patient 14 display
2 Sensornippel 30 14,15 Signalleitungen2 sensor nipples 30 14.15 signal lines
3 Schlauchschleife 21 Gesichts- oder Nasenmaske3 hose loop 21 face or nose mask
4 Manschette 22 Schlauch4 cuff 22 hose
5 Y-Weiche 23 Flusssensor5 Y-switch 23 flow sensor
20 16 Schlauchstück 31 gemessene Atemflusswerte20 16 hose section 31 measured respiratory flow values
6 Drucksensor 35 32 Markierung für Extrema6 Pressure sensor 35 32 marking for extremes
7 Mikroprozessor 33 geschätzte Ableitung7 microprocessor 33 estimated derivative
8 Hochspannungsverstärker 34 Minimum8 high voltage amplifiers 34 minimum
9 Röntgenröhre 35 Maximum9 X-ray tube 35 maximum
25 10 Spannungsversorgung 36 Maximum25 10 Power supply 36 maximum
11 Blende 40 37 Minimum11 aperture 40 37 minimum
12 Detektor12 detector
13 Computer
13 computers