DE10251448A1

DE10251448A1 - Verfahren für die Computertomographie eines periodisch sich bewegenden Untersuchungsobjektes, sowie ein CT-Gerät zur Durchführung dieses Verfahrens

Info

Publication number: DE10251448A1
Application number: DE10251448A
Authority: DE
Inventors: Herbert Dr. Bruder; Thomas Dr. Flohr; Karl Dr. Stierstorfer
Original assignee: Siemens Corp
Current assignee: Siemens Corp
Priority date: 2002-11-05
Filing date: 2002-11-05
Publication date: 2004-05-19
Also published as: JP2004160222A; US6937690B2; US20040131140A1; CN1650807A

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung von CT-Bildern eines sich periodisch bewegenden Untersuchungsbereichs, insbesondere Verfahren zur Cardio Volumenrekonstruktion für Mehrzeilen-CT-Geräte im Spiralbetrieb und ein hierfür ausgebildetes Mehrzeilen-CT-Gerät, wobei aus kleinen Teilumlaufsegmenten entlang einer Umlaufspirale jeweils pro Teilumlaufsegment mehrere Segmentbilder berechnet werden, die in einem zweiten Schritt auf Partialbilder in der Ziel-Bildebene (z. B. axiale Ebene) umgerechnet und in einem dritten Schritt phasenrichtig zu vollständigen Bildern zusammengefügt werden.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren für die Computertomographie zur Untersuchung eines sich periodisch bewegten Untersuchungsobjektes, insbesondere ein Cardio-Computertomographieverfahren, sowie Computertomographie-Gerät zur Durchführung dieses Verfahrens, wobei die Abtastung des Untersuchungsbereiches durch ein flächig ausgebildetes Detektorarrays erfolgt, während sich dieses um die Systemachse rotierend auf einer Spiralbahn bewegt und Absorptionsdaten gesammelt werden. Gleichzeitig werden Bewegungsdaten von dem sich periodisch bewegenden Untersuchungsbereich gesammelt, um die Detektordaten und daraus resultierende Daten den Bewegungszuständen zuordnen zu können, wobei zur Erstellung eines CT-Bildes oder eines Satzes von CT-Bildern nur Ausgangsdaten verwendet werden, die mit einem bestimmten Bewegungszustand der Körperregion korrelieren.
Ein ähnliches Verfahren und ein ähnliches CT-Gerät sind beispielsweise aus der am nächsten kommenden vorveröffentlichten Patentanmeldung DE 18 42 238 A1 bekannt. Diese Anmeldung offenbart ein Bildrekonstruktionsaufnahmeverfahren für ein sich periodisch bewegendes Objekt mit einer Bewegungs- und einer Ruhephase mittels einer auf einem Träger (Gantry) angeordneten Detektoreinheit mit zumindest einer ersten und einer letzten Detektorzeile, wobei:

– die erste und die letzte Detektorzeile senkrecht zu einer Rotationsachse verlaufen und parallel zur Rotationsachse um eine Detektorhöhe (D) voneinander beabstandet sind,
– das Objekt mit einer Vorschubgeschwindigkeit entlang der Rotationsachse relativ zum Träger verschoben wird und der Träger mit einer Drehzahl um die Rotationsachse rotiert,
– zumindest während der Ruhephasen an einer Gruppe von Rotationswinkeln pro Rotationswinkel von den Detektorzeilen jeweils gleichzeitig je ein dem jeweiligen Rotationswinkel zugeordneter Messdatensatz aufgenommen wird,
– die Drehzahl derart gewählt ist, dass der Träger während einer Ruhephase um einen Drehwinkel rotiert, der mindestens so groß ist wie ein zur Rekonstruktion des Objekts erforderlicher Rekonstruktionswinkelbereich,
– die Vorschubgeschwindigkeit derart gewählt ist, dass das Objekt während der Summe von einer Bewegungsphase und zwei Rekonstruktionszeiten maximal um die Detektorhöhe entlang der Rotationsachse verschoben wird, und
– die Rekonstruktionszeit die zum Überstreichen des Rekonstruktionswinkelbereichs erforderliche Zeit ist.

Nachteilig ist bei dieser Erfindung, dass eine Kegelstrahlkorrektur nicht vorgesehen ist und sich daher bei größer werdendem Konuswinkel Bildartefakte ergeben, welche die Bildqualität negativ beeinflussen.
Weiterhin wird auf die nicht vorveröffentlichte deutsche Patentanmeldung mit Aktenzeichen 10207623.5 der Anmelderin verwiesen. Diese Anmeldung offenbart ein Verfahren für die Cardio-Computertomographie sowie ein Cardio-Computertomographie-Gerät, bei dem zur Abtastung eines Objekts mit einem von einem Fokus aus gehenden konusförmigen Strahlenbündel und mit einem matrixartigen Detektorarray zum Detektieren des Strahlenbündels der Fokus relativ zu dem Objekt auf einer Spiralbahn bewegt wird, deren Mittelachse einer Systemachse entspricht, wobei das Detektorarray der empfangenen Strahlung entsprechende Ausgangsdaten liefert, und zur Abbildung eines eine periodische Bewegung ausführenden Objektbereichs während der Abtastung ein den zeitlichen Verlauf der periodischen Bewegung wiedergebendes Signal gewonnen wird, aus jeweils während der Bewegung des Fokus auf einem Spiralsegment gelieferten Ausgangsdaten Bilder mit geneigter Bildebene rekonstruiert werden, wobei die Bildebenen sowohl um eine erste, die Systemachse rechtwinklig schneidende Achse um einen Neigungswinkel als auch um eine zweite, sowohl die erste Achse als auch die Systemachse rechtwinklig schneidende Achse um einen Kippwinkel bezüglich der Systemachse geneigt sind, wobei unmittelbar aufeinanderfolgende Spiralsegmente einander um einen Überlappungswinkel, der größer oder gleich Null ist, überlappen, und wobei die Spiralsegmente unter Berücksichtigung des den zeitlichen Verlauf der periodischen Bewegung wiedergebenden Signals so gewählt werden, dass sie einer abzubildenden Phase der periodischen Bewegung entsprechen.
Bei dem dort gezeigten Verfahren wird zwar der konusförmige Strahlenverlauf zwischen Fokus und mehrzeiligem Detektor berücksichtigt, wobei zum Bildaufbau die Sektordaten mehrerer benachbarter ähnlicher Bewegungszyklen berücksichtigt werden, jedoch lässt sich die Zeitauflösung nicht herzfrequenzunabhängig steigern.
Des weiteren wird in der nicht vorveröffentlichten deutschen Patentanmeldung mit Aktenzeichen 10133237.8 ein Verfahren für die Computertomographie und ein CT-Gerät dargestellt, bei dem:

– zur Abtastung eines Objekts mit einem von einem Fokus ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel und mit einem matrixartigen Detektorarray zum Detektieren des Strahlenbündels der Fokus relativ zu dem Objekt auf einer Spiralbahn um eine Systemachse bewegt wird, wobei
– das Detektorarray der empfangenen Strahlung entsprechende Ausgangsdaten liefert, die jeweils während der Bewegung des Fokus auf der Spiralbahn gelieferten Ausgangsdaten in Ausgangsdaten bezüglich Untersegmenten aufgeteilt werden,
– für die Untersegmente Segmentbilder mit bezüglich der Systemachse geneigter Bildfläche rekonstruiert werden,
– zur Abbildung eines eine periodische Bewegung ausführenden Objektbereichs während der Abtastung ein den zeitlichen Verlauf der periodische Bewegung wiedergebendes Signal gewonnen wird,
– den Segmentbildern eine z-Position auf der Systemachse und eine Zeitposition bezüglich des zeitlichen Verlaufs der periodischen Bewegung zugeordnet werden,
– zu einem gewünschten Bereich von z-Positionen und einem gewünschten Bereich von Zeitpositionen gehörige Segmentbilder derart ausgewählt werden, dass die entsprechenden Untersegmente eine zur Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreichende Gesamtlänge aufweisen, und
– die ausgewählten Segmentbilder zumindest mittelbar zu einem resultierenden CT-Bild bezüglich einer Zielbildfläche zusammengefasst werden.

Auch diese Verfahren berücksichtigt den konusförmigen Strahlenverlauf, aber die Zeitauflösung ist nur kontrollierbar, sofern während der Datenakquisition der Tischvorschub geeignet klein gewählt wird.
Schließlich wird auf die ebenfalls nicht vorveröffentlichte deutsche Patentanmeldung mit Aktenzeichen 10127269.3 hingewiesen, welche ein Verfahren und Gerät für die Computertomographie offenbart, bei dem zur Abtastung eines unbewegten Objekts mit einem von einem Fokus ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel und mit einem matrixartige Detektorarray zum Detektieren des Strahlenbündels der Fokus relativ zu dem Objekt auf einer Spiralbahn um eine Systemachse bewegt wird, wobei das Detektorarray der empfangenen Strahlung entsprechende Ausgangsdaten liefert, die jeweils während der Bewegung des Fokus auf einem Spiralsegment mit zur Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreichender Länge gelieferten Ausgangsdaten in Ausgangsdaten bezüglich Untersegmenten aufgeteilt werden, für die Untersegmente Segmentbilder mit bezüglich der Systemachse geneigter Bildebene rekonstruiert werden, die jeweils zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder zu einem Teilbild bezüglich einer Zielbildebene zusammengefasst werden, und die Teilbilder zu einem resultierenden CT-Bild bezüglich der Zielbildebene zusammengefasst werden.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren für die Computertomographie zur Untersuchung eines sich periodisch bewegten Untersuchungsobjektes, insbesondere ein Cardio-Computertomographieverfahren, sowie Computertomographie-Gerät zur Durchführung dieses Verfahrens, zur Verfügung zu stellen, wobei einerseits dem Konuswinkel Rechnung getragen werden soll und andererseits auch bei variablen Vorschubwerten beziehungsweise Steigungen der Bewegungsspirale des Detektors unterhalb eines maximalen Vorschubwertes eine optimale Detektorausnutzung und damit Dosisnutzung gegeben sind.
Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
Der Erfinder hat erkannt, dass das grundsätzlich in der o.g. deutschen Patentanmeldung mit Aktenzeichen 10127269.3 dargestellte Verfahren einer segmentierten Spiralrekonstruktion mit einem Mehrzeilen-CT auch für die Untersuchung eines zyklisch bewegten Objektes, wie beispielsweise eines Herzens, zugänglich ist, indem geeignete axiale Segmentbildebenen phasenrichtig addiert werden.
Basierend auf diesem Verfahren zur Bildrekonstruktion schlagen die Erfinder nun vor, nach der Rekonstruktion und Reformattierung von Volumenstacks axialer Segmentbildebenen die Volumenstacks durch eine Zeitposition und z-Position zu kennzeichnen und anschließend durch einen Orts- und Zeitfilter mit Bezug zur zyklischen Bewegung des Untersuchungsobjektes zu überlagern, so dass jeweils Bilder bestimmter und gleicher Bewegungssituationen entstehen.
Die Zeitposition kann sich beispielsweise im Falle eines zu untersuchenden Herzens als zyklisch bewegtes Untersuchungsob jekt aus dem zeitgleich mit der Messung aufgezeichneten EKG des Patienten ergeben. Zum retrospektiven Gating müssen dann geeignete Segmente, die sich zu einem Winkelbereich von π ergänzen, bestimmt und entsprechende axiale Segmentbildebenen zum Zielbild summiert werden.
Erfindungsgemäß wird also auf der Menge der Segmentbildebenen S(θ_R,_j + kπ, z_R,_q(θ_R,j + kπ)); 1 ≤ j ≤ N_seg/2 (ganze Zahlen k, q) eine raumzeitliche Filterfunktion definiert, mittels der die z-Auflösung und Zeitauflösung des Zielbildes in einem weiten Bereich beeinflussbar ist.
Dabei bezeichnen θ_R,j + kπ den Zentrumswinkel des j-ten Volumenstacks im k-ten Halbumlauf (θ_R,j = θ_R + (j – 1)·π/(N_seg /2)) und
die zugeordneten z-Positionen der Segmentbildebenen im Volumenstack, wobei p der Tischvorschub und z_start die Startposition des Spiralumlaufs im Projektionswinkel θ = 0 ist. Im übrigen sind die Segmentbildebenen Funktionen der Ortskoordinaten (x, y), die zunächst der Übersichtlichkeit wegen weggelassen werden.
Die gefilterte Segmentbildebene S ^(θ_R,j, z_img) zum Zentralwinkel θ_R _,j an der z-Position z_img wird wie folgt berechnet
wobei w_z eine geeignete Gewichtungsfunktion ist, die die Schichtdicke bestimmt, und d den Abstand oder eine ähnliche Funktion der Segmentbildebene an der z-Position z_R,q von der z-Position zimg bezeichnet.
ist die Gewichtssumme zur korrekten Normierung. Die Gewichtsfunktlon w_phase bewertet den zeitliche Abstand der im Winkel θ_R,j + kπ zentrierten Segmentbildebenen zu der mittels EKG bestimmten Zeitposition c_R(k, j) in dem dem Winkel θ_R,j + kπ zugeordneten Herzzyklus.
Das CT-Bild an der z-Position z_img ergibt sich dann gemäß:
Durch geeignete Wahl des Tischvorschubs und der Gewichtsfunktionen kann sowohl die zeitliche Auflösung als auch die z-Auflösung der Zielbilder im weiten Bereich beeinflusst werden. Dies ist im Besonderen für funktionelle Herzuntersuchungen hilfreich, die Aufnahmen während der Kontraktionsphase des Herzens und damit hohe zeitliche Auflösung erfordern. Andererseits ist für die 3D-Darstellung der Koronaranatomie in der Koronarangiographie hohe z-Schärfe gefordert. Daher ist ein enger z-Filter zu wählen, die Zeitauflösung ist bei gegebenem Tischvorschub nur in einem eingeschränkten Bereich wählbar. Im ungünstigen Fall bei großem Vorschub und erwünschter hoher z-Schärfe müssen die zur Berechnung des Zielbildes erforderlichen Segmentbilder aus nur einem Herzzyklus genommen werden. Daher ist in diesem Fall die erreichbare Zeitauflösung auf die halbe Rotationszeit des Scanners beschränkt.
Nachfolgend soll das grundsätzliche Bildrekonstruktionsverfahren unabhängig von einer Berücksichtigung der zyklischen Bewegung des Untersuchungsobjektes beschrieben werden. Allerdings ist zu beachten, dass bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zumindest den Segmentbildern eine Art Zeitstempel mitgegeben wird, der jeweils eine Korrelation zur Phase der zyklischen Bewegung des Untersuchungsobjektes herstellen lässt.
Bei diesem Bildrekonstruktionsverfahren wird ein Objekt spiralförmig in Segmenten abgetastet und die Daten eines Spiral segments in Untersegmente aufgeteilt und bezüglich dieser Untersegmente werden Segmentbilder rekonstruiert. Hierbei sind die Abweichungen der Bildebenen der Segmentbilder von der Spiralbahn längs der Untersegmente sehr klein, so dass die Segmentbilder nur sehr geringe durch Abweichungen der Bildebenen der Segmentbilder von der Spiralbahn längs der Untersegmente verursachte Fehler enthalten und somit die bei der Erzeugung des resultierenden CT-Bildes zu erwartende Bildqualität hoch ist.
Die maximale Neigung der Bildebenen der Segmentbilder bestimmt sich aus der Bedingung, dass an beiden Enden eines Untersegments innerhalb des Messfeldes Strahlen für die Bildebene des jeweiligen Segmentbildes vorhanden sein müssen.
Die für sich allein nicht brauchbaren Segmentbilder werden in an sich bekannter Weise berechnet, d.h. aus den in Parallel- oder Fächergeometrie vorliegenden Projektionen für das jeweilige Untersegment werden die für die Bildebene des jeweiligen Segmentbildes günstigsten Strahlen gemäß eines geeigneten Fehlerkriteriums ausgewählt, gefiltert und rückprojiziert oder mit einem anderen Standardverfahren rekonstruiert.
Die Zusammenfassung der zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder, d.h. deren Reformatierung auf eine Zielbildebene, führt zu einem ebenfalls alleine nicht brauchbaren Teilbild; erst wenn die Teilbilder aller zu dem jeweiligen Spiralsegment gehörigen Teilbilder bezüglich der gewünschten Zielbildebene zu einem resultierenden CT-Bild zusammengefasst werden, entsteht ein brauchbares Bild.
Dessen Bildqualität ist dann besonders hoch, wenn die Segmentbilder für Bildebenen rekonstruiert werden, die sowohl um eine erste, die Systemachse rechtwinklig schneidende Achse um einen Neigungswinkel χ als auch um eine zweite sowohl die erste als auch die Systemachse rechtwinklig schneidende Achse um einen Kippwinkel δ bezüglich der Systemachse geneigt sind, weil dann die Anpassung der Bildebenen der Segmentbilder an die Spiralbahn des jeweiligen Untersegmentes nochmals besser ist.
Wenn sich die einander benachbarten Untersegmente überlappen, sollten die zu den Überlappungsbereichen gehörigen Ausgangsdaten jeweils derart gewichtet werden, dass die Gewichte einander entsprechender Ausgangsdaten der einander überlappenden Untersegmente jeweils eins ergeben.
Der Vorteil überlappender Untersegmente besteht darin, dass Artefakte, die andernfalls an den Stoßstellen der Untersegmente auftreten können, vermieden werden.
Weiterhin können für jedes Untersegment Segmentbilder für eine Anzahl n_ima von geneigten Bildebenen rekonstruiert werden, wobei die Bildebenen unterschiedliche z-Positionen z_ima aufweisen. Durch die Rekonstruktion mehrerer Segmentbilder mit unterschiedlich geneigter Bildebene für unterschiedliche z-Positionen ist es möglich, durch eine entsprechende Wahl des Neigungswinkels γ und des Kippwinkels δ die Bildebene des jeweiligen Segmentbildes für jede dieser z-Positionen optimal an das Untersegment anzupassen und sowohl das Detektorarray als auch die Dosis theoretisch vollständig und in der Praxis weitestgehend zu nutzen. Dabei können sich die mehreren ge- neigten Bildebenen in einer tangential zu dem Untersegment verlaufenden Geraden schneiden.
Um eine möglichst vollständige Detektor- und Dosisnutzung zu erhalten gilt gemäß einer Variante der Erfindung für die Extremwerte +δ_max und –δ_max des Kippwinkels δ der zu einem Untersegment gehörigen geneigten Bildebenen:

wobei γ₀ der gemäß
für den Kippwinkel δ = 0 ermittelte Wert des Neigungswinkels γ ist.
Im Interesse einer hohen Bildqualität ist gemäß einer weiteren Variante der Erfindung vorgesehen, dass für einen gegebenen Betrag |δ_max| des Maximalwertes des Kippwinkels δ der zugehörige Optimalwert γ_min des Neigungswinkels γ derart ermittelt wird, dass ein Fehlerkriterium, beispielsweise minimaler quadratischer Mittelwert des in z-Richtung gemessenen Abstandes aller Punkte des Untersegmentes von der Bildebene, erfüllt ist.
Um die Voraussetzung dafür zu schaffen, die den Benutzern von CT-Geräten gewohnten Transversalschnittbilder erhalten zu können, kann vorteilhaft eine Reformatierung vorgesehen werden, -wobei ein Teilbild in einem weiteren Verfahrensschritt erzeugt wird, indem mehrere Segmentbilder zusammengefasst werden. Dabei kann die Zusammenfassung erfolgen, indem mehrere Segmentbilder zu einem Teilbild durch Interpolation oder durch insbesondere gewichtete Mittelwertbildung zusammengefasst werden.
Die Rekonstruktionsschichtdicke der Teilbilder und damit des resultierenden CT-Bildes wird nach einer besonders bevorzugten Ausführungsform der Erfindung -eingestellt, indem die Segmentbilder bei der Zusammenfassung zu einem Teilbild entsprechend der jeweils gewünschten Rekonstruktionsschichtdicke des Teilbildes gewichtet werden.
Bei der Zusammenfassung mehrerer Segmentbilder zu einem Teilbild besteht die Möglichkeit, die Anzahl der Segmentbilder, die zur Erzeugung eines Teilbildes zusammengefasst werden, entsprechend der jeweils gewünschten Rekonstruktionsschichtdicke des Teilbildes zu wählen. Dabei besteht im Interesse einer möglichst hohen Bildqualität die Möglichkeit, die Segmentbilder mit der geringst möglichen Schichtdicke zu rekonstruieren.
Die Zusammenfassung der Teilbilder zu dem resultierenden CT-Bild erfolgt vorzugsweise durch Addition und zwar ebenfalls vorzugsweise für eine Zielbildebene, die die Systemachse rechtwinklig schneidet. Die Zielbildebene kann aber auch bezüglich der Systemachse geneigt sein.
Um die bei der Erzeugung von Segmentbildern anfallende Datenmenge in Grenzen zu halten, sieht eine Variante der Erfindung vor, dass die den Segmentbildern entsprechenden Daten komprimiert werden.
Gemäß einer besonders bevorzugten Ausführungsform der Bildrekonstruktion kann vorgesehen werden, dass die den Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten eine derart inhomogene Pixelmatrix aufweisen, dass die Auflösung in einer ersten, wenigstens im wesentlichen in Richtung der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung größer ist als in einer zweiten Richtung, die wenigstens im wesentlichen orthogonal zu der Referenzprojektionsrichtung verläuft. Eine solche Vorgehensweise ist möglich, weil die Informationsdichte in den Segmentbildern orthogonal zu der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung wesentlich größer ist als in der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung.
Die Realisierung einer inhomogenen Pixelmatrix ist dann besonders einfach, wenn die den Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten Pixel von länglicher Gestalt, vorzugswei se rechteckige Pixel, aufweisen, wobei die längste Erstreckung der Pixel wenigstens im wesentlichen in Richtung der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung verläuft.
Besonders zeitsparend ist es, wenn gemäß einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung die Segmentbilder in der inhomogenen Pixelmatrix rekonstruiert werden, da dann deutlich weniger Pixel rekonstruiert werden müssen als im Falle einer homogenen Pixelmatrix, die in der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung die gleiche Auflösung aufweist. Die Rückprojektion gestaltet sich dann besonders einfach, wenn die Rückprojektionsrichtung wenigstens im wesentlichen der Richtung der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung entspricht.
Da das resultierende CT-Bild in üblicher Weise eine homogene Pixelmatrix aufweist, soll die Komprimierung, falls sie auf der Verwendung einer inhomogen Pixelmatrix beruht, gemäß einer Variante der Erfindung spätestens im Zuge der Zusammenfassung der Teilbilder zu dem resultierenden CT-Bild rückgängig gemacht werden.
In besonderen Varianten des Bildrekonstruktionsverfahrens können die Pixel der homogenen Pixelmatrix durch Interpolation oder durch Mittelwertbildung aus den Pixeln der inhomogenen Pixelmatrix gewonnen werden.
Es ist darauf hinzuweisen, dass das beschriebene Verfahren sich auch ohne Konus-Korrektur durchführen lässt. Hierbei wird die Spirale in N_seq kleine (z. B. π/4, π/8, ...), eventuell etwas überlappende, Teilumlaufsegmente zerlegt. Für jedes dieser Segmente werden im Abstand Δz axiale Segmentbildebenen definiert und zu axialen Bildschichten S(θ_R,_j + kπ, z_R _,q(θ_R _,j + kπ)); 1 ≤ j ≤ N_seg/2 (ganze Zahlen k, q) rekonstruiert. Diese können dann wieder zu Zielbilder an frei wählbaren z-Positionen mit wählbarer Zeitauflösung verrechnet werden.
Basierend auf dem oben beschriebenen Verfahren schlagen die Erfinder auch ein CT-Gerät mit mindestens einem, von einem Fokus ausgehendenden Strahlenbündel und einem flächig ausgebildeten Detektorarray mit einer Vielzahl von verteilten Detektorelementen zum Detektieren der Strahlen des Strahlenbündels, wobei der mindestens eine Fokus relativ zu dem Untersuchungsobjekt auf mindestens einer das Untersuchungsobjekt umlaufenden Fokusbahn mit gegenüberliegendem Detektorarray bewegt wird, und zumindest Mittel zur Detektion des Bewegungszustandes des Untersuchungsobjektes, zur Sammlung von Detektordaten, zur Filterung und Rückprojektion gemäß dem zuvor beschriebenen Verfahren vorgesehen sind.
Die in diesem erfindungsgemäßen Verfahren benötigten funktionalen Mittel können zumindest teilweise durch Programme oder Programm-Module verwirklicht werden. Des weiteren kann zur Detektion des Bewegungszustandes, falls es sich hierbei um das Herz eines Patienten handelt, ein EKG verwendet werden. Allerdings ist es auch möglich, beispielsweise bei der Untersuchung einer periodisch sich bewegenden Maschine einen Winkelgeber oder ein sonstiges Messinstrument zu verwenden, auf dem die jeweils vorliegende Phase oder der aktuelle Bewegungszustand erkennbar ist.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand eines in den beigefügten schematischen Zeichnungen dargestellten Ausführungsbeispiels näher erläutert. Die Figuren zeigen im Einzelnen:
1: Schematische Darstellung eines mehrzeiligen CT-Gerätes;
2: Längsschnitt durch das Gerät aus 1;
3: Schematische Darstellung eines Spiralscans mit Segmenten und Untersegmenten;
4: Bildebenen der zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder;
5: Beispiel eines Segmentbildes;
6: Inhomogene Pixelmatrix eines Segmentbildes und die homogene Pixelmatrix des zugehörigen Teilbildes;
7: Typisches EKG eines menschlichen Herzens;
8: Bewegungszustand des Herzens dargestellt durch relative Volumenänderung korreliert mit EKG aus 7;
9: Zeitlicher Verlauf der Gewichtungsfunktion h_phase korreliert mit den 4 und 5.
Die beiden 1 und 2 zeigen ein zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens geeignetes CT-Gerät der 3. Generation. Dessen gesamte Messanordnung 1 weist eine Röntgenstrahlenquelle 2 mit einer dieser vorgelagerten quellennahen Strahlenblende 3 und ein als flächenhaftes Array von mehreren Zeilen und Spalten von Detektorelementen 4 ausgebildetes Detektorsystem 5 mit einer diesem vorgelagerten detektornahen Strahlenblende 6 auf. In der 1 sind der Übersichtlichkeit halber nur acht Zeilen von Detektorelementen 4 dargestellt, das Detektorsystem 5 weist jedoch, wie es in der 2 punktiert angedeutet ist, weitere Zeilen mit Detektorelementen 4 auf.
Die Röntgenstrahlenquelle 2 mit der Strahlenblende 3 einerseits und das Detektorsystem 5 mit der Strahlenblende 6 andererseits sind an einem Drehrahmen 7 derart gegenüberliegend angeordnet, dass ein im Betrieb des CT-Geräts von der Röntgenstrahlenquelle 2 ausgehendes, durch die einstellbare Strahlenblende 3 eingeblendetes, pyramidenförmiges Röntgenstrahlenbündel, dessen Randstrahlen mit 8 bezeichnet sind, auf das Detektorsystem 5 auftrifft. Dabei ist die Strahlenblende 6 dem mittels der Strahlenblende 3 eingestellten Querschnitt des Röntgenstrahlenbündels entsprechend so eingestellt, dass nur derjenige Bereich des Detektorsystems 5 freigegeben ist, der von dem Röntgenstrahlenbündel unmittelbar getroffen werden kann. Dies sind in dem in den 1 und 2 veranschaulichten Betriebsmodus acht Zeilen von Detektorelementen 4, die im Folgenden als aktive Zeilen bezeichnet werden. Die weiteren punktiert angedeuteten Zeilen sind von der Strahlenblende 6 abgedeckt und daher nicht aktiv. Jede Zeile von Detektorelementen 4 weist eine Anzahl K von Detektorelementen auf wobei k = 1 bis K der sogenannte Kanalindex ist. Die aktiven Zeilen L_n von Detektorelementen 4 sind in 2 mit L₁ bis L_N bezeichnet, wobei n = 1 bis N der Zeilenindex ist.
Das Röntgenstrahlenbündel weist den in 2 eingetragenen Konuswinkel β auf, bei dem es sich um den Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels in einer die Systemachse Z und den Fokus F enthaltenden Ebene handelt. Der Fächerwinkel φ des Röntgenstrahlenbündels, bei dem es sich um den Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels in einer rechtwinklig zur Systemachse Z angeordneten und den Fokus F enthaltenden Ebene handelt, ist in den 1 und 2 eingetragen.
Der Drehrahmen 7 kann mittels einer Antriebseinrichtung 22 um eine mit Z bezeichnete Systemachse in Rotation versetzt werden. Die Systemachse Z verläuft parallel zu der z-Achse eines in der 1 dargestellten räumlichen rechtwinkligen Koordinatensystems.
Die Spalten des Detektorsystems 5 verlaufen ebenfalls in Richtung der z-Achse, während die Zeilen, deren Breite b in Richtung der z-Achse gemessen wird und beispielsweise 1 mm beträgt, quer zu der Systemachse Z bzw. der z-Achse verlaufen.
Um ein bewegtes Untersuchungsobjekt, z.B. das Herz eines Patienten P, in den Strahlengang des Röntgenstrahlenbündels bringen zu können, ist eine Lagerungsvorrichtung 9 vorgesehen, die parallel zu der Systemachse Z, also in Richtung der z-Achse verschiebbar ist, und zwar derart, dass eine Synchronisation zwischen der Rotationsbewegung des Drehrahmens 7 und der Translationsbewegung der Lagerungsvorrichtung in dem Sinne vorliegt, dass das Verhältnis von Translations- zu Rotationsgeschwindigkeit konstant ist, wobei dieses Verhältnis einstellbar ist, indem ein gewünschter Wert für den Vorschub p der Lagerungsvorrichtung pro Umdrehung Drehrahmens gewählt wird.
Es kann also ein Volumen eines auf der Lagerungsvorrichtung 9 befindlichen Untersuchungsobjekts im Zuge einer Volumenabtastung untersucht werden, wobei die Volumenabtastung in Form einer Spiralabtastung in dem Sinne vorgenommen werden kann, dass unter gleichzeitiger Rotation der Messeinheit 1 und Translation der Lagerungsvorrichtung 9 mittels der Messeinheit pro Umlauf der Messeinheit 1 eine Vielzahl von Projektionen aus verschiedenen Projektionsrichtungen aufgenommen wird. Bei der Spiralabtastung bewegt sich der Fokus F der Röntgenstrahlenquelle relativ zu der Lagerungsvorrichtung 9 auf einer Spiralbahn S.
Gleichzeitig mit der Abtastung des Untersuchungsobjektes wird durch ein EKG 23 die Herztätigkeit des Patienten aufgezeichnet, um später die ermittelten Bilddaten phasenrichtig entsprechend den EKG-Aufzeichnungen gewichten zu können.
Die während der Spiralabtastung aus den Detektorelementen jeder aktiven Zeile des Detektorsystems 5 parallel ausgelesenen, den einzelnen Projektionen entsprechenden Messdaten werden in einer Datenaufbereitungseinheit 10 einer Digital/Analog-Wandlung unterzogen, serialisiert und an einen Bildrechner 11 übertragen.
Nach einer Vorverarbeitung der Messdaten in einer Vorverarbeitungseinheit 12 des Bildrechners 11 gelangt der resultierende Datenstrom zu einer Rekonstruktionseinheit 13, die aus den Messdaten CT-Bilder von gewünschten Schichten des Untersuchungsobjekts rekonstruiert, und zwar nach einem an sich bekannten Verfahren (z.B. 180LI- oder 360LI-Interpolation).
Die CT-Bilder bestehen aus matrixartig zusammengesetzten Pixeln, wobei die Pixel der jeweiligen Bildebene zugeordnet sind, jedem Pixel eine CT-Zahl in Hounsfield Units (HU) zugeordnet ist und die einzelnen Pixel entsprechend einer CT-Zahl/Grauwertskala in einem ihrer jeweiligen CT-Zahl entsprechenden Grauwert dargestellt werden.
Die von der Schnittbildrekonstruktionseinheit 13 und der Röntgenschattenbildrekonstruktionseinheit 15 rekonstruierten Bilder werden auf einer an den Bildrechner 11 angeschlossenen Anzeigeeinheit 16, z.B. einem Monitor, dargestellt.
Die Röntgenstrahlenquelle 2, beispielsweise eine Röntgenröhre, wird von einer Generatoreinheit 17 mit den notwendigen Spannungen und Strömen, beispielsweise der Röhrenspannung U, versorgt. Um diese auf die jeweils notwendigen Werte einstellen zu können, ist der Generatoreinheit 17 eine Steuereinheit 18 mit Tastatur 19 zugeordnet, die die notwendigen Einstellungen gestattet.
Auch die sonstige Bedienung und Steuerung des CT-Gerätes erfolgt mittels der Steuereinheit 18 und der Tastatur 19, was dadurch veranschaulicht ist, dass die Steuereinheit 18 mit dem Bildrechner 11 verbunden ist.
Unter anderem kann die Anzahl N der aktiven Zeilen von Detektorelementen 4 und damit die Position der Strahlenblenden 3 und 6 eingestellt werden, wozu die Steuereinheit 18 mit den Strahlenblenden 3 und 6 zugeordneten Verstelleinheiten 20 und 21 verbunden ist. Weiter kann die Rotationszeit τ eingestellt werden, die der Drehrahmen 7 für eine vollständige Umdrehung benötigt, was dadurch veranschaulicht ist, dass die dem Drehrahmen 7 zugeordnete Antriebseinheit 22 mit der Steuereinheit 18 verbunden ist.
Die Berechnung der CT-Bilder erfolgt nach dem im Folgenden näher erläuterten Verfahren.
Hierzu wird eine Spiralabtastung über, wie beispielsweise in der 3 dargestellt, 6π durchgeführt. Aus den dabei gewonnenen Messdaten werden einer Anzahl von einander überlappenden Untersegmenten entsprechende Messdaten entnommen. Dabei werden Anzahl und Länge, z.B. π/4 oder π/8, der Untersegmente so gewählt, dass diese insgesamt mindestens ein Spiralsegment ergeben, dessen Länge, z.B. π + φ, zur Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreicht. Für jedes der Untersegmente wird aus den entsprechenden Messdaten eine Anzahl von N_tilt Segmentbildern berechnet, deren Pixel sich auf verschiedene bezüglich der Mittelebene geneigte Bildebenen beziehen.
Aus der 3 ist ersichtlich, dass im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels pro Vollumlauf zwölf einander überlappende Untersegmente vorhanden sind, d.h. es gilt N_α = 12. Die Untersegmente des ersten der drei in der 3 gezeigten Vollumläufe sind dort mit US₁ bis US₁₂ bezeichnet.
Pro Untersegment werden im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels, wie aus der 4 am Beispiel des Untersegmentes US₄ ersichtlich ist, fünf Segmentbilder berechnet, d.h. es gilt N_tilt = 5, was durch die Bildebenen PI₁ bis PI₅ der Segmentbilder veranschaulicht ist.
Für einen Vollumlauf werden also insgesamt N_α·N_tilt = 60 Segmentbildern aus den Messdaten des Vollumlaufs berechnet, wobei später die zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder zu einem Teilbild zusammengefasst werden.
Die Bildebenen PI₁ bis PI₅ der Segmentbilder schneiden sich gemäß 4 alle in einer Geraden. Bei dieser handelt es sich im Falle des dargestellten Ausführungsbeispiels um die Tangente T an die Mitte M des jeweiligen Untersegments, d.h. an denjenigen Punkt des zu dem Untersegment gehörigen Ab schnittes der Fokusbahn, der bei der halben Bogenlänge dieses Abschnittes der Fokusbahn liegt.
Für jede dieser Bildebenen PI₁ bis PI₅ werden aus den von den verschiedenen Detektorzeilen L₁ bis L₈ gelieferten Messdaten diejenigen Messwerte ausgewählt, die dem für eine Rekonstruktion des jeweiligen Segmentbildes benötigten Linienintegrale entsprechen, wobei die Auswahl derart erfolgt, dass die zur Rekonstruktion des jeweiligen Segmentbildes herangezogenen Strahlen ein geeignetes Fehlerkriterium hinsichtlich ihres Abstandes von der geneigten Bildebene des jeweiligen Segmentbildes erfüllen. Im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels ist dies der minimale quadratischer Mittelwert des in z-Richtung gemessenen Abstandes aller zur Rekonstruktion des jeweiligen Segmentbildes herangezogenen Strahlen von der jeweiligen geneigten Bildebene PI₁ bis PI₅.
Die maximale Neigung einer Bildebene eines Segmentbildes ist somit durch die Forderung bestimmt, dass für alle benötigten linienintegrale Messwerte verfügbar sein müssen, deren Strahlen nach dem Fehlerkriterium hinreichend nahe an der geneigten Bildebene liegen.
Aus diesen für jede Bildebenen PI₁ bis PI₅ aus verschiedenen Messwerten zusammengestellten Linienintegralen wird nun das zu der jeweiligen Bildebene PI₁ bis PI₅ gehörige Segmentbild berechnet, z.B. durch das Standard-Rekonstruktionsverfahren der Faltung und Rückprojektion. Die Pixel dieses Segmentbildes gehören zu der jeweiligen geneigten Bildebene PI₁ bis PI₅. Es wird also im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels für jedes Untersegment ein Stapel von fünf Segmentbildern berechnet.
Die so pro Untersegment erhaltenen N_tilt Segmentbilder werden in einem anschließenden Reformatierungsschritt zu Teilbilder bezüglich einer gewünschten, von den Bildebenen PI₁ bis PI₅ verschiedene, die Systemachse Z vorzugsweise wie in der 2 dargestellt rechtwinklig schneidende Zielbildebene IP zusammengefasst, und zwar in Abhängigkeit von noch zu erläuternden wählbaren Untermodi, entweder durch Gewichtung oder durch Interpolation. Unabhängig von dem jeweiligen Untermodus wird im Zuge der Zusammenfassung das Bildrauschen vermindert und die gewünschte Rekonstruktionsschichtdicke eingestellt, wobei die Einstellung der durch die Gewichtung und/oder die Anzahl der in die Reformatierung einbezogenen Segmentbilder, die jedoch vorzugsweise gleich der Anzahl der pro Untersegment rekonstruierten Segmentbilder ist, erfolgt.
Die so erhaltenen N_α Teilbilder werden in einem abschließenden Reformatierungsschritt zu einem resultierenden CT-Bild bezüglich der Zielbildebene zusammengefasst und zwar durch Addition.
Die Zusammenfassung von Segmentbildern zu einem Teilbild erfolgt in einem ersten Untermodus durch Gewichtung, wobei bei der Zusammenfassung durch Gewichtung, die nach einem von zwei wählbaren Gewichtungsmodi erfolgt, unabhängig von dem jeweils gewählten Gewichtungsmodus derart vorgegangen wird, dass die Pixel der Segmentbilder jeweils als Quellpixel zu einem entsprechenden Zielpixel des resultierenden CT-Bildes beitragen und der Beitrag eines Quellpixels zu einem Zielpixel in Abhängigkeit von einer geometrischen Bezugsgröße gewichtet _ wird. Die zu einem Zielpixel gehörige CT-Zahl wird also jeweils aus den CT-Zahlen der entsprechenden Quellpixel unter Berücksichtigung der geometrischen Bezugsgröße ermittelt.
In dem ersten Gewichtungsmodus wird als geometrische Bezugsgröße der Abstand des jeweiligen Quellpixels von dem entsprechenden Zielpixel berücksichtigt.
In dem zweiten Gewichtungsmodus erfolgt zur Vermeidung von Artefakten zusätzlich eine Gewichtung in Abhängigkeit des Abstandes der Quellpixel von der Mitte des jeweiligen Untersegments.
In einem zweiten Untermodus erfolgt die Zusammenfassung der Segmentbilder zu einem Teilbild durch Interpolation, d.h. die Zielpixel, also die Pixel des resultierenden CT-Bildes, werden durch Interpolation, beispielsweise lineare Interpolation, aus den entsprechenden Quellpixeln, also aus den entsprechenden Pixeln der Segmentbilder, ermittelt.
Die der Rekonstruktion von Segmentbildern zugrundeliegenden Bedingungen werden nachfolgen anhand eines Untersegmentes beispielhaft erläutert, das bezüglich eines Referenzprojektionswinkels α_r = 0 zentriert ist. Da die Bildebenen der n_ima Segmentbilder sowohl bezüglich der x-Achse um den Neigungswinkel γ als auch bezüglich der y-Achse um den Kippwinkel δ geneigt sind, ist der Normalenvektor einer Bildebene gegeben durch:
Der Abstand d(α, δ, γ), den ein beliebiger Punkt (x_f, y_f, z_f) auf der Spiralbahn bzw. dem betrachteten Untersegment in z-Richtung von der um den Neigungswinkel γ und den Kippwinkel δ geneigten Bildebene aufweist ist gegeben durch
Dabei wird davon ausgegangen, dass die Position (–R_f, 0, 0) des Fokus F für den Referenzprojektionswinkel α_r = 0 in der Bildebene liegt.
Der Neigungswinkel γ und der Kippwinkel δ der geneigten Bildebene müssen derart gewählt werden, dass alle Punkte des jeweiligen Untersegments einem Fehlerkriterium genügen, z.B. dass der quadratische Mittelwert der in z-Richtung gemessenen Abstände aller Punkte des Spiralsegments von der Bildebene jeweils minimal ist.
Nimmt man an, dass b-t das um die z-Achse um einen Winkel α – π/2 gedrehte Koordinatensystem x-y sei, so ist b-t das lokale Koordinatensystem für eine Projektion mit dem Projektionswinkel α. x = bsinα + tcosα y = –bcosα + tsinα ( 3 )
Stellt man sich ein virtuelles Detektorarray vor, das der Projektion des Detektorarrays in eine die Systemachse z enthaltende Ebene, die sogenannte virtuelle Detektorebene, entspricht, so gilt für die Detektorebene t = 0.
Jeder Punkt (x, y, z) auf der Bildebene ist gekennzeichnet durch
Setzt man (3) mit t = 0 in (4) ein, so erhält man die Schnittgerade der virtuellen Detektorebene mit der Bildebene
Die z-Koordinate auf der virtuellen Detektorebene ist gegeben durch
Der Neigungswinkel γ wird zunächst in der gleichen Weise wie im Falle der US 5 802 134 optimiert, d.h. für den Kippwinkel δ = 0. Als Ergebnis erhält man
wobei ^ der Winkel ist, bei dem das Untersegment die Bildebene durchstößt.
Für den nach (7) ^ mit erhaltenen Neigungswinkel γ₀ wird der Kippwinkel δ optimiert. Das Optimierungskriterium für den Kippwinkel δ ist dabei, dass die z-Koordinate gemäß (6) für die Linien –RFOV ≤ b ≤ RFOV, die den von der Strahlung erfassten Bereich des Untersuchungsobjekts in z-Richtung nach hinten bzw. vorne begrenzen, nicht nur innerhalb der aktiven Detektorfläche, d.h. innerhalb des von der Strahlenblende 6 freigegebenen und von der Strahlung getroffenen Bereichs des Detektorarrays 5, liegen müssen, sondern die Detektorfläche auch möglichst gut ausnutzen müssen.
Für den maximal möglichen Kippwinkel ±δ_max erreichen die durch die z-Koordinate gemäß (6) gegebenen Linien für b = ±RFOV das in z-Richtung vordere bzw. hintere Ende der Detektorfläche. Wenn dies für das jeweilige Untersegment für die Projektionen an Anfang und Ende des Untersegmentes, d.h. für die äußersten Projektionswinkel ± α_l eintritt, gilt:
wobei M die Anzahl der Detektorzeilen und S die in z-Richtung gemessenen Breite einer Detektorzeile ist.
Indem (5) für α = α_l und γ = γ₀ in (7) eingesetzt und nach δ_max aufgelöst wird, resultiert
Für das entsprechende δ_max wird ein neues γ_min durch Re-Iteration ermittelt, und zwar durch Minimierung des quadratischen Mittelwertes der in z-Richtung gemessenen Abstände d(α, δ_max, γ) aller Punkte des Untersegmentes von der Bildebene gemäß (2) .
Der zur Verfügung stehende Bereich [–δ_max, δ_max] des Kippwinkels wird nun entsprechend der Anzahl n_ima der zu rekonstruierenden Segmentbilder vorzugsweise wie im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels gleichmäßig unterteilt. D.h., dass im Falle einer gleichmäßigen Unterteilung jede Bildebene 0 ≤ i ≤ n_ima – 1 durch den Neigungswinkel γ_min (der vorzugsweise wie im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels für alle Bildebenen gleich ist) und den jeweiligen Kippwinkel δ_(i) gekennzeichnet ist, wobei für den jeweiligen Kippwinkel
gilt.
Die Reformatierung geschieht mit Hilfe von Interpolationsfunktionen wählbarer Breite, wodurch sich das Schichtempfind 1ichkeitsprofil und das Bildrauschen im resultierenden Transversalschnittbild beeinflussen lassen.
Dabei ist von Vorteil, dass die Festlegung der gewünschten Rekonstruktionsschichtdicke der Teilbilder und damit der resultierenden CT-Bilder retrospektiv im Zuge der Reformatierung erfolgt.
Infolge des Umstandes, dass die Rekonstruktionsschichtdicke eines gewünschten Teilschnittbildes retrospektiv festgelegt wird, erfolgt die Rekonstruktion der Segmentbilder vorzugsweise durch Wahl einer entsprechend engen Gewichtungsfunktion mit der geringst möglichen Rekonstruktionsschichtdicke. Dies gewährleistet höchste Schärfe in z-Richtung nicht nur der Segmentbilder, sondern auch der durch die Reformatierung erhaltenen Teilbilder, wie auch des CT-Bildes, welches durch die Teilbilder gewonnen wurde.
Neben diesem Vorteil sind als weitere Vorteile der beschriebenen Reformatierung zu nennen:

– Die Rekonstruktionsschichtdicke kann retrospektiv gewählt werden, ohne dass eine erneute Rekonstruktion erforderlich ist,
– die Rekonstruktionsschichtdicke ist frei wählbar, und
– für die Reformatierung steht eine Vielzahl von geeigneten Interpolationsfunktionen frei wählbarer Breite zur Verfügung.

In der 5 ist von den zu dem Untersegment US₄ gehörigen Segmentbildern beispielhaft das zu der Bildebene PI₃ gehörige Segmentbild dargestellt. Dabei sind strichliert der Referenzprojektionswinkel α_r und die zu diesem gehörigen äußersten Projektionswinkel +α_l und –α_l angedeutet. Es wird deutlich, dass die Informationsdichte in den Segmentbildern orthogonal zu der dem jeweiligen Referenzprojektionswinkel entsprechenden Projektionsrichtung, die im Folgenden als Referenzprojek tionsrichtung bezeichnet wird, wesentlich größer ist als in der jeweiligen Referenzprojektionsrichtung.
Es besteht daher die Möglichkeit die den Segmentbildern entsprechenden Daten zu komprimieren. Im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels geschieht infolge des Umstandes, dass im Falle der Verwendung einer homogenen Pixelmatrix die Datenredundanz aus den genannten Gründen sehr hoch wäre, die Datenkomprimierung indem die den Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten entsprechend der Datenstruktur eine derart inhomogene Pixelmatrix aufweisen, dass die Auflösung R_r in Referenzprojektionsrichtung geringer ist als die Auflösung R_or orthogonal zu der Referenzprojektionsrichtung. Geht man von einer gegebenen Auflösung orthogonal zur Referenzprojektionsrichtung aus, so entspricht der bei der Komprimierung erzielbare Komprimierungsfaktor dem Quotienten R_or/R_r.
Im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels ist die inhomogene Pixelmatrix gemäß 6 dadurch realisiert, dass die den Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten Pixel von länglicher, nämlich rechteckiger Gestalt aufweisen, wobei die längste Erstreckung der Pixel in Referenzprojektionsrichtung verläuft.
Wenn es im Wesentlichen darum geht, den für die Speicherung der Segmentbilder benötigten Speicherplatz zu verringern, wird eine erste Komprimierungsbetriebsart gewählt, bei der die Segmentbilder nach erfolgter Rekonstruktion auf die inhomogene Pixelmatrix umgerechnet werden.
Wenn auch der zur Rekonstruktion der Segmentbilder erforderliche Rechenaufwand reduziert werden soll, wird eine zweiten Komprimierungsbetriebsart gewählt, bei der so vorgegangen wird, dass die Segmentbilder bereits in der inhomogenen Pixelmatrix rekonstruiert werden, was den Vorteil bietet, dass dann deutlich weniger Pixel rekonstruiert werden müssen als im Falle einer homogenen Pixelmatrix, die orthogonal zur Re ferenzprojektionsrichtung die gleiche Auflösung wie die inhomogene Pixelmatrix aufweist.
Im Zuge der Rekonstruktion in der inhomogenen Pixelmatrix wird – gemäß 5 – das der Rückprojektion zugrundeliegende Koordinatensystem mit der x- und der y-Achse jeweils so gedreht, dass die Rückprojektionsrichtung der jeweiligen Referenzprojektionsrichtung entspricht.
Unabhängig davon, welche der beiden Komprimierungsbetriebsarten gewählt wird, muss die Datenkomprimierung spätestens im Zuge der Zusammenfassung der Teilbilder zu einem resultierenden CT-Bild wieder rückgängig gemacht werden. Daher ist im Falle des erfindungsgemäßen CT-Geräts vorgesehen, dass auch die Teilbilder auf Basis der inhomogenen Pixelmatrix erzeugt werden und erst im Zuge der Erzeugung des resultierenden CT-Bildes der Übergang auf eine homogene Pixelmatrix erfolgt. Dies bietet gegenüber der prinzipiell ebenfalls möglichen Vorgehensweise, bereits bei der Zusammenfassung der zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder zu einem Teilbild auf die homogene Pixelmatrix überzugehen, den Vorteil eines verringerten Speicherbedarfs und eines ebenfalls geringeren Rechenaufwandes.
Unabhängig davon, ob die Dekomprimierung im Zuge der Zusammenfassung von Segmentbildern zu einem Teilbild oder der Zusammenfassung von Teilbildern zu einem resultierenden CT-Bild erfolgt, werden bei Wahl einer ersten Unterbetriebsart die Pixel der homogenen Pixelmatrix durch Interpolation aus den Pixeln der homogenen Pixelmatrix gewonnen. Bei Wahl einer zweiten Unterbetriebsart werden die Pixel der homogenen Pixelmatrix durch Gewichtung aus den Pixeln der inhomogenen Pixelmatrix gewonnen.
In beiden Unterbetriebsarten muss infolge der Ausrichtung der inhomogenen Pixelmatrix entsprechend der Referenzprojektionsrichtung die inhomogene Pixelmatrix größer als die homogene Pixelmatrix sein, um trotz der Verdrehung der inhomogenen Pixelmatrix relativ zu der homogenen Pixelmatrix sicherzustellen, dass die inhomogene Pixelmatrix zur Ermittlung jedes Pixels der homogenen Pixelmatrix geeignete Daten enthält. Im Falle einer quadratischen homogenen Pixelmatrix und einer ebenfalls quadratischen inhomogenen Pixelmatrix bedeutet dies, dass (für beliebige Referenzprojektionsrichtungen) die Seitenlänge der inhomogenen Pixelmatrix um den Faktor größer als die der homogenen Pixelmatrix sein muss.
Was die Vorgehensweise bei der Datendekomprimierung durch Interpolation bzw. Gewichtung angeht, so gilt das vorstehend im Zusammenhang mit der Zusammenfassung mehrerer Segmentbilder zu einem Teilbild Gesagte sinngemäß. Die Mittelwertbildung kann also auch gewichtet erfolgen.
Im Falle der beschriebenen Ausführungsbeispiele erfolgt die Datenkomprimierung auf Basis der Verwendung einer inhomogenen Pixelmatrix. Alternativ können andere auf dem Gebiet der Bildverarbeitung übliche Komprimierungsverfahren Anwendung finden.
In den oben gemachten Ausführungen wurde noch nicht berücksichtigt, dass die ermittelten Daten und Segmentbilder, wenn sie von einem sich bewegenden Untersuchungsobjekt gewonnen werden zum Teil Unschärfen aufweisen, die durch unterschiedliche Bewegungszustände des Untersuchungsobjektes bedingt sind. Entsprechend dem Erfindungsgedanken soll jedoch diese Bewegungsunschärfe dadurch eliminiert werden, dass eine bewegungsphasenbezogene Gewichtung über die Segmentbilder gelegt wird, oder anders ausgedrückt, dass nur solche Segmentbilder zur Darstellung des Untersuchungsobjektes verwendet werden, die das Untersuchungsobjekt in einem bestimmten Bewegungszustand darstellen. Bezogen auf die Bewegung eines Herzens kann beispielsweise eine relativ langzeitliche Phase, in der das Herz keine oder nur eine sehr geringe Bewegung aufweist genutzt werden.
Die 7 bis 9 zeigen die zeitliche Korrelation zwischen einer schematisch dargestellten EKG-Rufnahme eines Patienten.
In der 7 wird der allgemein bekannte typische Verlauf über den Vorhofteil mit P-Welle und PQ-Strecke, gefolgt vom Kammerteil mit der QRS-Gruppe, ST-Strecke, T-Welle und U-Welle gezeigt. Charakteristisch sind in dieser Darstellung nur die P-Welle, QRS-Gruppe und die T-Welle herausgestellt.
Dieser typische und periodische Verlauf des EKG's ist korreliert mit bestimmten Bewegungszuständen des Herzens, die in der 8 zeitlich synchron durch eine Aufzeichnung der relativen Volumenänderung V/V₀(t) des Herzens dargestellt sind. Teilt man diesen Verlauf grob in zwei Phasen ein, so ergibt sich eine Bewegungsphase I und eine Ruhephase II. Erfindungsgemäß sollen die CT-Aufnahmen jeweils einer bestimmten Phase entsprechen, so dass entsprechend der jeweiligen Phasen die Wichtungsfunktion h_phase deren Verlauf in der 6 dargestellt ist, dafür sorgt, dass nur Informationen dieser bestimmten Bewegungssituation letztendlich zur Bildgebung herangezogen werden.
Da man über eine relativ große Zeitspanne, nämlich die Ruhephase II des Herzens, davon ausgehen kann, dass nur geringe Bewegung stattfindet, kann, wie aus der 9 ersichtlich ist, beispielsweise die gesamte Ruhephase II hoch gewichtet werden, während die Bewegungsphase I gering gewichtet wird. Die durchgezogene Linie in der 9 zeigt einen solchen Verlauf der Gewichtsfunktion h_phase mit nur zwei unterschiedlichen Werten 1 und 0.
Alternativ kann jedoch auch die tatsächliche relative Volumenänderung und damit der Bewegungszustand des Herzens berücksichtigt werden, indem, wie es in dem gestrichelt dargestellten Verlauf der Gewichtungsfunktion h_phase dargestellt ist, je nach dem Ausmaß der Ruhe des Herzens unterschiedliche und feiner differenzierte Wichtungen eingeführt werden. Außerdem kann auch eine Wichtungsfunktion gewählt werden, die mit zeitlichem Abstand von einem vorbestimmten Bewegungszustand abfällt. Dies ist beispielhaft durch den gepunkteten Verlauf der Gewichtsfunktion dargestellt.
Es wird auf der Menge der Segmentbildebenen gefiltert, die sowohl einen Zeitstempel als auch einen Ortsstempel tragen. Auf diesen Koordinaten wirkt der raumzeitliche Filter. Für jedes der Segmente gibt es einen Stapel (booklet) von Segmentbildebenen, wobei die Anzahl N_tilt für jeden Stapel gleich ist.
Erfindungsgemäß wird auf der Menge der Segmentbildebenen S(θ_R,_j + kπ, z_R,_q(θ_R,j + kπ)); mit 1 ≤ j ≤ N_seg/2 (ganze Zahlen k, q) eine raumzeitliche Filterfunktion definiert, mittels der die z-Auflösung und Zeitauflösung des Zielbildes in einem weiten Bereich beeinflussbar ist.
Dabei bezeichnen θ_R,j + kπ den Zentrumswinkel des j-ten Bildstapels im k-ten Halbumlauf (θ_R,j = θ_R+ (j – 1)·π/(N_seg/2)) und
die zugeordneten z-Positionen der Segmentbildebenen im Bildstapel, wobei p der Tischvorschub und z_start die Startposition des Spiralumlaufs im Projektionswinkel θ = 0 ist. Im übrigen sind die Segmentbildebenen Funktionen der Ortskoordinaten (x, y), die zunächst der Übersichtlichkeit wegen weggelassen werden.
Die gefilterte Segmentbildebene S(θ_R,j, z_img) zum Zentralwinkel θ_R,j an der z-Position z_img wird wie folgt berechnet
wobei w_z eine geeignete Gewichtungsfunktion ist, die die Schichtdicke bestimmt, und d den Abstand oder eine ähnliche Funktion der Segmentbildebene an der z-Position z_R _,q von der z-Position z_img bezeichnet.
ist die Gewichtssumme zur korrekten Normierung. Die Gewichtsfunktion w_phase bewertet den zeitlichen Abstand der im Winkel θ_R,j + kπ zentrierten Segmentbildebenen zu der mittels EKG bestimmten Zeitposition c_R(k, j) in dem dem Winkel θ_R,j + kπ zugeordneten Herzzyklus.
Das CT-Bild an der z-Position z_img ergibt sich dann gemäß:
Im Zusammenhang mit den vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispielen finden CT-Geräte der dritten Generation Verwendung, d.h. die Röntgenstrahlenquelle und das Detektorsystem werden während der Bilderzeugung gemeinsam um die Systemachse verlagert. Die Erfindung kann aber auch im Zusammenhang mit CT-Geräten der vierten Generation, bei denen nur die Röntgenstrahlenquelle um die Systemachse verlagert wird und mit einem feststehenden Detektorring zusammenwirkt, Verwendung finden, sofern es sich bei dem Detektorsystem um ein mehrzeiliges Array von Detektorelementen handelt.
Auch bei CT-Geräten der fünften Generation, d.h. CT-Geräten, bei denen die Röntgenstrahlung nicht nur von einem Fokus, sondern von mehreren Foken einer oder mehrerer um die Systemachse verlagerter Röntgenstrahlenquellen ausgeht, kann das erfindungsgemäße Verfahren Verwendung finden, sofern das Detektorsystem ein mehrzeiliges Array von Detektorelementen aufweist.
Die im Zusammenhang mit den vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispielen verwendeten CT-Geräte weisen ein Detektorsystem mit nach Art einer orthogonalen Matrix angeordneten Detektorelementen auf. Die Erfindung kann aber auch im Zusammenhang mit CT-Geräten Verwendung finden, deren Detektorsystem in einer anderen Weise flächenhaftes Array angeordnete Detektorelemente aufweist.
Insgesamt offenbart also die Erfindung ein Verfahren zur Erzeugung von CT-Bildern eines sich periodisch bewegenden Untersuchungsbereichs, insbesondere Verfahren zur Cardio Volumenrekonstruktion für Mehrzeilen-CT-Geräte im Spiralbetrieb und ein hierfür ausgebildetes Mehrzeilen-CT-Gerät, wobei aus kleinen Teilumlaufsegmenten entlang einer Umlaufspirale jeweils pro Teilumlaufsegment mehrere Segmentbilder berechnet werden, die in einem zweiten Schritt auf Partialbilder in der Ziel-Bildebene (z.B. axiale Ebene) umgerechnet und in einem dritten Schritt phasenrichtig zu vollständigen Bildern zusammengefügt werden.

Claims

Verfahren zur Erzeugung von CT-Bildern eines sich periodisch bewegenden Untersuchungsbereichs, vorzugsweise der Herzregion eines Lebewesens, vorzugsweise eines Patienten, mit zumindest den folgenden Verfahrensschritten: 1.1. die Abtastung des Untersuchungsbereiches erfolgt mit einem von einem Fokus ausgehenden Strahlenbündel mit einer Vielzahl von Strahlen zu einer Vielzahl von flächig angeordneten Detektorelementen eines Detektorarrays, wobei sich der Fokus und das Detektorarray sieh um die Systemachse rotierend auf einer äquidistanten Spiralbahn, bestehend aus einer Vielzahl von Spiralsegmenten, parallel zur Systemachse relativ zum Lebewesen verschiebt und dabei von den Detektorelementen orts- und zeitabhängige Ausgangsdaten liefert, durch welche die Schwächungsänderung der Strahlen zwischen Fokus und Detektorelementen bestimmbar ist, 1.2. es werden zeitgleich Bewegungsdaten von dem sich periodisch bewegenden Untersuchungsbereich gesammelt, um die Detektordaten und daraus resultierende Daten den Bewegungszuständen zuordnen zu können, 1.3. zur Erstellung eines CT-Bildes oder eines Satzes von CT-Bildern werden nur Ausgangsdaten verwendet, die mit einem bestimmten Bewegungszustand der Körperregion korrelieren, 1.4. die jeweils während der Bewegung des Fokus auf einem Spiralsegment mit zur Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreichender Länge gelieferten Ausgangsdaten, die bestimmten Bewegungszuständen zugeordnet sind, werden in Ausgangsdaten bezüglich N_seg Untersegmenten aufgeteilt, 1.5. für diese bewegungszustandsbezogenen Untersegmente werden bewegungszustandbezogene Segmentbilder mit zur Systemachse geneigter Bildebene durch Rückprojektion und Filterung rekonstruiert, 1.6. jeweils zu einem Untersegment gehörende und mit einem Bewegungszustand korrelierte Segmentbilder werden zu einem bewegungszustandsbezogenen Teilbild bezüglich einer Zielbildebene zusammengefasst, 1.7. für mindestens eine Zielbildebene werden bewegungszustandsbezogene Teilbilder zu resultierenden CT-Bildern eines bestimmten Bewegungszustandes zusammengefasst.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass zur Bildung des Teilbildes aus den Segmentbildern auf die Segmentbilder eine raumzeitliche Filterfunktion angewendet wird, die bezüglich der Ortsauflösung in Systemachsenrichtung und bezüglich Zeitauflösung variierbar ist.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Menge der Segmentbilder durch S(θ_R,_j + kπ, z_R _,q(θ_R _,j + kπ)) dargestellt wird, wobei 1 ≤ j ≤ N_seg/2 gilt, k und j ganze Zahlen darstellen, θ_R,_j + kπ den Zentrumswinkel eines j-ten Volumenstacks im k-ten Halbumlauf θ_R,_j = θ_R + (j – 1)·π/(N_seg/2) und
die zugeordneten z-Positionen der Segmentbilder im Volumenstack darstellen, weiterhin p der Tischvorschub und z_start die Startposition des Spiralumlaufs im Projektionswinkel θ = 0 sind.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Anspruch 3, dadurch gekennzeihnet, dass die gefilterten Segmentbilder S(θ_R,_j, z_img) gemäß der Vorschrift
berechnet werden, mit 1 ≤ j ≤ N_seg/2, wobei w_z eine Gewichtungsfunktion ist, die die Schichtdicke bestimmt, und d den Abstand oder eine ähnliche Funktion der Segmentbildebene an der z-Position z_R,_q von der z-Position z_img bezeichnet, w_phase den zeitlichen Abstand der im Winkel θ_R,_j + kπ zentrierten Segmentbildebenen zum Bewegungszustand bestimmten Zeitposition c_R(k, j) in dem dem Winkel θ_R,_j + kπ zugeordneten Bewegungszyklus des Untersuchungsobjektes darstellt und
der Gewichtssumme zur korrekten Normierung entspricht.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass das CT-Bild an der z-Position z_img sich ergibt aus:
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Segmentbilder für Bildebenen rekonstruiert werden, die sowohl um eine erste, die Systemachse rechtwinklig schneidende Achse um einen Neigungswinkel y als auch um eine zweite, sowohl die erste Achse als auch die Systemachse rechtwinklig schneidende Achse um einen Kippwinkel δ bezüglich der Systemachse geneigt sind.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass benachbarte Un- tersegmente einander überlappen und die zu den Überlappungsbereichen gehörigen Ausgangsdaten jeweils derart gewichtet werden, dass die Gewichte einander entsprechender Ausgangsdaten der einander überlappenden Untersegmente jeweils eins ergeben.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass für jedes Untersegment Segmentbilder für eine Anzahl n_ima von geneigten Bildebenen rekonstruiert werden, wobei die Bildebenen die unterschiedliche z-Positionen z_ima aufweisen.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass sich die mehreren geneigten Bildebenen in einer tangential zu dem Untersegment verlaufenden Geraden schneiden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 8 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass für die Extremwerte +δ_max und –δ_max des Kippwinkels δ der zu einem Untersegment gehörigen geneigten Bildebenen gilt:
wobei γ₀ der gemäß
für den Kippwinkel δ = 0 ermittelte Wert des Neigungswinkels γ ist.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 6 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass für einen gegebenen Betrag |δ_max| des Maximalwertes des Kippwinkels δ der zugehörige Optimalwert γ_min des Neigungswinkels γ derart ermittelt wird, dass ein Fehlerkriterium erfüllt ist.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 6 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Kippwinkel δ der geneigten Bildebenen nach
ermittelt werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Zusammenfassung der mehreren Segmentbilder zu einem Teilbild durch Interpolation erfolgt.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Zusammenfassung der mehreren Segmentbilder zu einem Teilbild durch Mittelwertbildung erfolgt.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Zusammenfassung der mehreren Segmentbilder zu einem Teilbild durch gewichtete Mittelwertbildung erfolgt.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Zusammenfassung der mehreren Segmentbilder zu einem Teilbild entsprechend einer gewünschten Rekonstruktionsschichtdicke des Teilbildes gewichtet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass die Anzahl der Segmentbilder, die zur Erzeugung eines Teilbildes zusammengefasst werden, entsprechend einer jeweils gewünschten Rekonstruktionsschichtdicke des Teilbildes gewählt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass die Segmentbilder mit der geringstmöglichen Schichtdicke rekonstruiert werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 18, dadurch gekennzeichnet, dass die Teilbilder für eine Zielbildebene ermittelt werden, die die Systemachse rechtwinklig schneidet.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 19, dadurch gekennzeichnet, dass die Zusammenfassung der Teilbilder zu dem resultierenden CT-Bild durch Addition erfolgt.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass die den Segmentbildern entsprechenden Daten komprimiert werden.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet, dass die den Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten eine derart inhomogene Pixelmatrix aufweisen, dass die Auflösung in einer ersten, wenigstens im wesentlichen in Richtung der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung verlaufenden Richtung größer ist als in einer zweiten Richtung, die wenigstens im wesentlichen orthogonal zu der Referenzprojektionsrichtung verläuft.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, dass die den Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten Pixel von länglicher Gestalt aufweisen, wobei die längste Erstreckung der Pixel wenigstens im wesentlichen in Richtung der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung verläuft.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Anspruch 23, dadurch gekennzeichnet, dass rechteckige Pixel vorgesehen sind.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 23 bis 24, dadurch gekennzeichnet, dass die Segmentbilder auf die inhomogene Pixelmatrix umgerechnet werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 23 bis 24, dadurch gekennzeichnet, dass die Segmentbilder in der inhomogenen Pixelmatrix rekonstruiert werden.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Anspruch 26, dadurch gekennzeichnet, dass die Rückprojektionsrichtung wenigstens im wesentlichen der Richtung der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung entspricht.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 21 bis 27, dadurch gekennzeichnet, dass die Komprimierung im Zuge der Zusammenfassung der Teilbilder zu einem eine homogene Pixelmatrix aufweisenden resultierenden CT-Bild aufgehoben wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 21 bis 28, dadurch gekennzeichnet, dass die Segmentbilder auf die inhomogene Pixelmatrix umgerechnet werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 21 bis 28, dadurch gekennzeichnet, dass die Pixel der homogenen Pixelmatrix durch Interpolation aus den Pixeln der inhomogenen Pixelmatrix gewonnen werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 28, dadurch gekennzeichnet, dass die Pixel der homogenen Pixelmatrix durch Mittelwertbildung aus den Pixeln der inhomogenen Pixelmatrix gewonnen werden.
CT-Gerät zur Abtastung eines periodisch bewegten Untersuchungsobjektes, insbesondere eines Herzens, mit einem von mindestens einem Fokus ausgehenden Strahlenbündel und mit einem flächig ausgebildeten Detektorarray mit einer Vielzahl von verteilten Detektorelementen zum Detektieren der Strahlen des Strahlenbündels, wobei der mindestens eine Fokus relativ zu dem Untersuchungsobjekt auf mindestens einer das Untersuchungsobjekt umlaufenden Fokusbahn mit gegenüberliegendem Detektorarray bewegt wird, wobei zumindest Mittel zur Detektion des Bewegungszustandes des Untersuchungsobjektes, zur Sammlung von Detektordaten, zur Filterung und Rückprojektion gemäß einem der Ansprüche 1 bis 31 vorgesehen sind.
CT-Gerät gemäß Anspruch 32, dadurch gekennzeichnet, dass die genannten funktionalen Mittel zumindest teilweise durch Programme oder Programm-Module verwirklicht werden.
CT-Gerät gemäß einem der Ansprüche 32 bis 33, dadurch gekennzeichnet, dass zur Detektion des Bewegungszustandes des Untersuchungsobjektes ein EKG vorgesehen ist.