Beschreibung

Vorrichtung und Verfahren zur Bestimmung der optimalen Bildrekonstruktionsphase für sich quasiperiodisch bewegende Objekte

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Bestimmung der optimalen Bildrekonstruktionsphase für sich quasiperiodisch bewegende Objekte, insbesondere hinsichtlich der Röntgen-Computertomographie (CT) des Herzens.

Die Möglichkeit, bewegte Objekte in einem Quasi-Momentzustand bewegungsfrei darzustellen, ist sehr stark von der zeitlichen Auflösung des Aufnahmesystems abhängig. Im Rahmen dieser Beschreibung ist die Aufnahme durch Computertomographen (CT, Mikro-CT, C-Bogen-CT) erläutert, wobei die vorgestellte Technik für jedes andere Aufnahmesystem mit mehrdimensionalen Daten anwendbar ist. Insbesondere in der hochauflösenden klinischen CT besteht die Schwierigkeit, daß sich durch Bewegungen von Organen, wie z.B. Herz, Lunge, Bildunschärfen ergeben.

Speziell in der klinischen CT kann die Darstellung des Herzens zu charakteristischen Bewegungsartefakten in den rekonstruierten Bildern führen. Unter der Vorraussetzung einer quasiperiodischen Objektbewegung läßt sich jedoch der Rekonstruktionsalgorithmus mit der Objektbewegung synchronisieren. Dabei werden lediglich Projektionsdaten aus gleichen Bewegungsphasen (vorzugsweise solchen mit minimalen Bewegungen des zu untersuchenden Objektes) für eine

Bildrekonstruktion verwendet und die restlichen Daten werden nicht oder mit reduziertem Gewicht berücksichtigt. Hierdurch kann die zeitliche Auflösung des bildgebenden Systems erhöht

werden und die Objekte werden in einem quasistatischen Zustand dargestellt.

In der humanen Kardio-CT ist die Verwendung eines simultan aufgezeichneten Elektrokardiogramms (EKG) als

Synchronisationssignal für die Bildrekonstruktion am weitesten verbreitet. Darüber hinaus ist es bekannt, die Kymogrammfunktion, welche z.B. die zeitabhängige Schwerpunktsbewegung einer untersuchten Schicht wiedergibt, als Synchronisationssignal zu verwenden.

Unabhängig von dem verwendeten Synchronisationssignal werden für die Bildrekonstruktion periodisch wiederkehrende Objektzustände detektiert. Lediglich die Projektionsdaten innerhalb eines zeitlichen Fensters um den definierten Objektzustand werden für eine phasenkorrelierte Bildrekonstruktion verwendet und liefern somit einen Bildbeitrag, die restlichen Projektionsdaten bleiben unberücksichtigt. Diese Vorgehensweise ist bei allen gängigen Rekonstruktionsverfahren, wie der analytischen „Filtered Back Protection" (PBP) oder der statistischen „Algebraic Reconstruction Technique" (ART) , identisch.

Da einige der Projektionsdaten bei der Bildrekonstruktion unbeachtet bleiben, kann man durch eine Röhrenstrommodulation („tube current modulation" TCM) die Dosisbelastung bei einem Kardio-CT-Scan reduzieren. Hierbei wird in den bewegungsreichen Herzphasen, die geringe Bildbeiträge liefern, der Röhrenstrom des CT-Gerätes reduziert. Hierzu sind aber eine Verfügbarkeit des Synchronisationssignals und eine Kenntnis der gewünschten Rekonstruktionsphase bereits während des CT-Scan erforderlich. Eine Abweichung der später tatsächlich verwendeten von der vorher geplanten

Rekonstruktionsphase würde zu einem starken Verlust an Bildqualität führen.

Da es sich besonders bei der Herzbewegung um eine ungleichförmige quasiperiodische Bewegung handelt, sind nicht alle Phasenabschnitte gleichwertig im Sinne der phasenkorrelierten Bildrekonstruktion. In der systolischen Phase beispielsweise, in der das Herz die Auswurfbewegung ausführt, weist das Herz eine hohe Bewegungsgeschwindigkeit auf. In der diastolischen Phase dagegen befindet sich das Herz nach der Relaxation in einer kurzen bewegungsarmen Ruhephase. Somit ist in den meisten Fällen die diastolische Phase, die zwischen 60% und 80% eines RR-Zyklus eines EKG- Signals liegt, die optimale Rekonstruktionsphase. Mit steigender Herzrate gewinnt, im Hinblick auf eine artefaktfreie Rekonstruktion jedoch auch die systolische Phase, die zwischen 20% und 40% eines RR-Zyklus liegt, an Bedeutung. Sowohl die Ungewißheit über eine Rekonstruktion in der systolischen oder in der diastolischen Phase als auch eine leichte patientenspezifische Abweichung innerhalb der typischen Phasenbezüge (Systole, Diastole) ermöglicht keine klare Aussage über eine generelle optimale Rekonstruktionsphase .

Deshalb versuchte man bisher zum einen, durch wiederholte Rekonstruktionen zu unterschiedlichen Phasenpunkten sich iterativ einer optimalen Bildqualität anzunähern. Zum anderen existieren bildbasierte Ansätze, sowohl global (über die gesamte Aufnahmezeit) als auch lokal (zu bestimmten Zeitpunkten) die optimale Rekonstruktionsphase zu bestimmen. Beide Möglichkeiten sind aber durch die vielen notwendigen Bildrekonstruktionen sehr zeit- und ressourcenaufwendig. Darüber hinaus ist es nicht möglich, die optimale

Rekonstruktionsphase bereits während des CT-Scans zu bestimmen, da für die bisher bekannten Lösungen die rekonstruierten Bilder und somit die kompletten Rohdaten benötigt werden.

Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, im Hinblick auf Reduktion der Bewegungsartefakte eine automatische Bestimmung dieser optimalen Rekonstruktionsphase zu ermöglichen.

Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren zur Darstellung eines sich quasiperiodisch bewegenden Objektes mit Hilfe eines Bildaufnahmesystems, insbesondere eines Computertomographen, unter Verwendung einer phasenkorrelierten Rekonstruktionstechnik gelöst, bei dem eine optimale Bildrekonstruktionsphase unter Verwendung einer Bewegungsfunktion des Objektes bestimmt wird.

Darüber hinaus wird diese Aufgabe durch ein Bildaufnahmesystem, insbesondere Computertomograph, zur

Darstellung eines sich quasiperiodisch bewegenden Objektes unter Verwendung einer phasenkorrelierten

Rekonstruktionstechnik gelöst, der durch eine Vorrichtung zur

Bestimmung der optimalen Bildrekonstruktionsphase unter Verwendung einer Bewegungsfunktion des Objektes gekennzeichnet ist.

Schließlich wird die Erfindung auch durch die Verwendung der Bewegungsfunktion eines Objektes zur Bestimmung einer optimalen Bildrekonstruktionsphase in einem Verfahren zur Darstellung eines sich quasiperiodisch bewegenden Objektes unter Verwendung einer phasenkorrelierten Rekonstruktionstechnik sowie durch ein Computerprogramm für

ein oben genanntes Bildaufnahmesystem gelöst, welches Computerprogrammanweisungen umfaßt zum Ausführen des oben genannten Verfahrens, wenn das Computerprogramm auf einem Rechner ausgeführt wird.

Unter einem quasiperiodischen Signal wird dabei ein Signal mit immer wiederkehrendem Signalverlauf verstanden, dessen Periodendauer jedoch variabel und nicht zwangsläufig konstant ist. In diesem Sinne kann ein quasiperiodisches Signal aber auch streng periodisch sein.

Mit Hilfe der vorliegenden Erfindung wird die derzeit vorhandene standardmäßige Rekonstruktionstechnik für die Computertomographie (CT) -basierte Darstellung von sich bewegenden Objekten modifiziert. Um Bilder zu erhalten, die frei von Bewegungsartefakten sind, wird eine phasenkorrelierte Rekonstruktionstechnik verwendet. Die vorliegende Erfindung beschreibt einen Computertomographen mit einer vollautomatischen, rechnergestützten Bestimmung der optimalen Rekonstruktionsphase zur Minimierung der

Bewegungsartefakte. Hierzu wird aus einer Bewegungsfunktion des Objektes, insbesondere der Kymogrammfunktion, der Phasenabschnitt der quasiperiodischen Bewegungsfunktion des bewegten Objektes ermittelt, in dem eine minimale Bewegung stattfindet. Die Größe des betrachteten Phasenabschnittes wird durch die Systemparameter der verwendeten bildgebenden Modalität bestimmt. Mit der Erfindung wird die erzielbare Bildqualität deutlich erhöht und damit der diagnostische Wert der Aufnahmen vergrößert .

Im Gegensatz zu den bereits bestehenden Lösungsansätzen stützt sich die beschriebene Methode auf die direkte Analyse der tatsächlichen Bewegungsfunktion des Objektes, also

beispielsweise der tatsächlichen Herzbewegungsfunktion, und nicht auf eine ähnlichkeitsberechnung oder auf Drittdaten. Mit anderen Worten erfolgt die Bestimmung der optimalen Rekonstruktionsphase nicht auf Daten, welche die Objektbewegung lediglich mittelbar oder indirekt beschreiben, sondern auf der Grundlage direkter und unmittelbarer Bewegungsdaten. Die Bestimmung der optimalen Rekonstruktionsphase erfolgt dabei ausschließlich im Rohdatenraum, also im speziellen unter Verwendung von CT- Rohdaten. Die Bildqualität wird somit verbessert, ohne daß dafür über die ohnehin durchgeführte Bildrekonstruktion hinausgehende Schritte notwendig sind. Insbesondere sind keine Berechnungen im Bildraum, also basierend auf bereits rekonstruierten CT-Bildern, erforderlich. Damit wird die für den eigentlichen CT-Scan benötigte Gesamtzeit deutlich verringert, was einen spürbar verbesserten Ablauf der CT- Untersuchung zur Folge hat.

Kern der Erfindung ist ein Verfahren, das es erlaubt, individuell auf den Patienten und auch in Echtzeit auf jede einzelne Periode der Bewegung abgestimmt, die optimale Phase für eine Bildrekonstruktion zu berechnen. Dadurch können die für die Bildrekonstruktion notwendige Zeit bzw. die Bildqualität verbessert werden. Hierzu wird aus den Rohdaten in festen zeitlichen Abständen das Kymogrammsignal berechnet, das den zeitlichen Verlauf des Massenschwerpunkts widerspiegelt, aus dem wiederum dessen Geschwindigkeit und schließlich die optimale Rekonstruktionsphase, nämlich die mit minimalen Bewegungen, berechnet werden kann. In einer Ausführungsform der Erfindung wird die aus dem

Kymogrammsignal resultierende minimale Objektgeschwindigkeit detektiert und somit die optimale Rekonstruktionsphase bestimmt. In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung

werden diese individuellen und periodenabhängigen Ergebnisse mit gemittelten Kurven (Templates) verglichen, um den Einfluß des Rauschens ∑:u verringern.

Darüber hinaus wird eine Implementierung für eine Berechnung in Echtzeit beschrieben, welches die Voraussetzung für eine optimale Röhrenstrommodulation ist. Hierdurch ergibt sich, verglichen mit bildbasierten Methoden, eine schnelle rohdatenbasierte Methode zur Bestimmung der patientenspezifischen optimalen Rekonstruktionsphase bei gleichzeitiger Verringerung der Strahlungsbelastung für den Patienten.

Die Begriffe Kymogramm, Kymogrammfunktion und Kymogrammsignal werden in dieser Beschreibung synonym verwendet. Unter einem Kymogramm wird eine Bewegungsinformation verstanden, wie sie in den folgenden Veröffentlichungen beschrieben ist:

Marc Kachelrieß, Dirk-Alexander Sennst, Wolfgang Maximoser, und Willi A. Kalender: "Kymogram detection and kymogram- correlated image reconstruction from subsecond spiral computed tomography scans of the heart" . Medical Physics, 29(7) :1489-1503,

W.A. Kalender und M. Kachelrieß: „Computertomograph mit objektbezogener Bewegungsartefaktreduktion und Extraktion der ObjektbewegungsInformation Kymogramm". European Patent Application Nr. 99111708.6.

Der Inhalt dieser beiden Veröffentlichungen wird hiermit vollumfänglich in die vorliegende Beschreibung aufgenommen. Einzelheiten zu der Kymogrammfunktion und deren Erfassung sind aus den oben genannten Veröffentlichungen bekannt, so

daß im Rahmen dieser Beschreibung nicht näher darauf eingegangen werden braucht.

Weitere vorteilhafte Ausführungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben und werden nachfolgend im

Zusammenhang mit einem Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben, das anhand der folgenden Zeichnungen näher erläutert wird. Diese zeigen:

Fig. 1 ein schematisches CT-System mit seinen für die vorliegende Erfindung wesentlichen Bestandteilen,

Fig. 2 das EKG-Signal und die korrespondierende

Kymogrammfunktion (oben) sowie den RR-Zyklus des EKG-Signals und die korrespondierende (nodulare

Phase p(t) (unten),

Fig. 3 Bewegungsfunktion eines Beispielpatienten,

Fig. 4 ein mit einer herkömmlicher Rekonstruktionstechnik erstelltes Kardio-CT-Bild und ein mit einer phasenkorrelierten Rekonstruktionstechnik erstelltes Kardio-CT-Bild.

Die vorliegende Erfindung beschreibt die Detektion der optimalen Bewegungsphase für eine phasenkorrelierte Bildrekonstruktion unter Verwendung der errechneten Herzbewegungsfunktion, dem Kymogramm. Hierdurch wird eine bewegungsartefaktfreie Bildrekonstruktion in der optimalen Rekonstruktionsphase ermöglicht. Eine patientenspezifische Adaption der Rekonstruktionsphase ist nicht mehr notwendig.

Die Erfindung wird nachfolgend am Beispiel eines Kardio-CT- Systems 1 beschrieben. Dieses besteht im wesentlichen aus bildgebenden Elementen 2 (Röntgenröhre, Detektoren, etc.) sowie einer damit verbundenen Steuerungskomponente 3 sowie einer Bildrekoristruktionskomponente 4, die unter Verwendung der von den bildgebenden Elementen 2 erhaltenen Rohdaten CT- Bilder erstellt, vgl. Fig. 1. Die nachfolgend beschriebenen erfindungswesentlichen Schritte werden überwiegend von der Steuerungskomponente 3 verwirklicht.

Die Steuerungskomponente 3 umfaßt dabei wenigstens eine Datenverarbeitungseinheit mit einer Anzahl von weiter unten näher erläuterten Funktionsmodulen, wobei jedes Funktionsmodul ausgebildet ist zur Durchführung einer bestimmten Funktion oder einer Anzahl bestimmter Funktionen gemäß dem beschriebenen Verfahren. Bei den Funktionsmodulen kann es sich um Hardwaremodule oder Softwaremodule handeln. Mit anderen Worten kann die Erfindung, soweit es die Datenverarbeitungseinheit betrifft, entweder in Form von Computerhardware oder in Form von Computersoftware oder in einer Kombination aus Hardware und Software verwirklicht werden. Soweit die Erfindung in Form von Software verwirklicht ist, werden die nachfolgend beschriebenen Funktionen durch Computerprogrammanweisungen realisiert, wenn das Computerprogramm auf einem Rechner ausgeführt wird. Der Rechner kann beispielsweise ein Standard-Personalcomputer oder eine dedi zierte medizinische Workstation sein. Die Computerprogrammanweisungen sind dabei auf an sich bekannte Art und Weise in einer beliebigen Programmiersprache verwirklicht und können der Datenverarbeitungseinheit in beliebiger Form bereitgestellt werden, beispielsweise in Form von Datenpaketen, die über ein Rechnernetz übertragen werden, oder in Form eines auf einer Diskette, einer CD-ROM oder

einem anderen Datenträger gespeicherten Computerprogrammprodukts .

Auch die Bildrekonstruktionskomponente 4 umfaßt wenigstens eine Datenverarbeitungseinheit sowie eine entsprechend zur Bildrekonstruktion ausgebildete Computersoftware. Eine derartige Bildrekonstruktionskomponente ist aus dem Stand der Technik bekannt. Es kann sich dabei insbesondere um eine entfernt von den bildgebenden Elementen 2 installierte Rechnereinheit handeln.

Die Steuerungskomponente 3 umfaßt ein erstes Funktionsmodul 5, das zur Bereitstellung der Kymogrammfunktion des untersuchten Herzens ausgebildet ist. Hierzu ist das erste Funktionsmodul 5 mit den bildgebenden Elementen 2 des CT-

Systems 1 über eine Datenleitung 101 verbunden. Das Kymogramm wird dabei von dem ersten Funktionsmodul 5 direkt aus den CT- Rohdaten berechnet. Im Gegensatz zu einem EKG ₇ bei dem dies nur indirekt der Fall ist, werden mit dem Kymogramm die tatsächlichen Bewegungen des Herzens erfaßt. Auf den an sich bekannten Aufbau und die Arbeitsweise dieses ersten Funktionsmoduls 5 der Steuerungskomponente 3 wird nachfolgend nicht weiter eingegangen. Das Kymogrammsignal wird von dem ersten Funktionsmodul 5 einem zweiten Funktionsmodul 6 der Steuerungskomponente 3 bereitgestellt bzw. zu diesem über eine Datenleitung 103 übertragen. Dieses zweite Funktionsmodul 6 führt dann die nachfolgend im Detail beschriebenen Einzelschritte durch.

Das zweidimensionale Kymogrammsignal

spiegelt die Bewegung des Massenschwerpunkts (center-of-mass, COM-Punkt) der durchleuchteten Schicht des Herzens in x- und y-Richtung wiecder. Durch die Pumpbewegung des Herzens variiert der COM-Punkt mit der Zeit und gibt daher die Herzbewegung wieder. In Fig. 2 (oben) ist ein EKG-Signal 7 und die korrespondierende Kymogrammfunktion 8 dargestellt.

Da es sich bei dem Kymogrammsignal um ein quasiperiodisches Signal handelt, ist für die Erfindung lediglich die Phasenbewegungsfunktion r _c (p) eines Bewegungszyklus

(Bewegungsperiode) bezüglich der Bewegungsphase p von Interesse. Dazu werden innerhalb des kontinuierlichen Zeitsignals r _c (t) mit t e [t _S tart# t _En d] die einzelnen Bewegungszyklen mit der Periodenlänge T betrachtet. Dabei stellt die Bewegungsphase p den relativen Zeitpunkt innerhalb der Periode dar, d.h. den Zeitpunkt innerhalb einer Periode t _p € [0, T[ normiert auf die Periodendauer T:

P

Eine repräsentative, patientenspezifische

Phasenbewegungsfunktion wird vorzugsweise dadurch erhalten, indem die Bewegungsfunktion r _c (t) über die Aufnahmedauer für eine gewählte Bewegungsphase p gemittelt wird:

Mit anderen Worten wird eine Bewegungsfunktion der COM-Punkte erzeugt, die repräsentativ ist für einen Bewegungszyklus des

Herzens. Dabei stellt p(fc) € [0, 1 [die modulare Phase 9 des Signals dar, welche der Bewegungsphase p zum Zeitpunkt t e [ts _tart , t _End ] entspricht und beispielhaft in Fig. 2 (unten) abgebildet ist :

Die variable Herzrate wird hierbei durch 1/T _n =I/ ( t _n+ i- t _n ) und die Synchronisationspunkte durch t _n+ i, t _n mit t _n+1 >t _n angegeben. Die modulare Phase bezieht sich dabei auf ein beliebiges Synchronisationssignal, welches die quasiperiodische Objektbewegung widerspiegelt.

Als Synchronisationssignal kann beispielsweise die Kymogrammfunktion selbst verwendet werden. Insbesondere in der Kardio-CT wird ein zusätzliches EKG 10 eingesetzt, das über eine Datenleitung 102 an die Steuerungskomponente 3 des CT-Systems 1 angeschlossen wird. Der RR-Zyklus 11 eines solchen EKG-Signals ist in Fig. 2 (unten) abgebildet.

Eine Phasenbewegungsfunktion 12 eines Beispielpatienten r _c (p) für p{t) e [0, 1 [ mit 100 Abtastwerten ist in Fig. 3 dargestellt. Die Graustufenkodierung ermöglicht dabei eine Zuordnung zu dem korrespondierenden EKG-Signal in Fig. 2 (unten) . Die in dem linken unteren Bereich der Fig. 3 dargestellten hellgrauen Meßpunkte entsprechend dabei der systolischen Phase (p (t) =20%-40%) und die im Mittelbereiche dargestellten dunkleren Meßpunkte entsprechen der diastolischen Phase (p (t) =60%-80%) .

Die Geschwindigkeit des Herzens hinsichtlich der Bewegungsphase kann dabei mit Hilfe des Abstandes zweier benachbarter phasenbasierter COM-Punkte r _c {p) und r _c (p+δp) zueinander bestimmt werden. Bei einer konstanten phasenbasierten Abtastrate δp weisen zwei benachbarte COM- Punkte bei höheren Geschwindigkeiten einen größeren Abstand \r _c (p+δp) -r _c (p) | auf als bei niedrigeren Geschwindigkeiten.

Die optimale Rekonstruktionsphase p _opt wird durch das Lösen eines Minimierungsproblems in dem zweiten Funktionsmodul 6 der Steuerungskomponente 3 bestimmt. Hierbei wird der Abstand des Phasen-COM-Punktes r _c (p) bzgl . des Phasenpunktes p zu den Nachbarphasenpunkten r _c (p+pi) um einen relevanten Bereich 2 -p _w minimiert:

Der relevante Bereich 2 -p _w (Weite des Zeitfensters für die phasenkorrelierte Bildrekonstruktion) ist in dem speziellen Beispiel einer phasenkorrelierten Bildrekonstruktion in der Kardio-CT durch die relative Zeitauflösung definiert. Diese ist von der Herzrate des Patienten, dem verwendeten

Rekonstruktionsalgorithmus (u.a. Single-segment, multi- segment) und den Systemparametern des CT-Systems 1 abhängig. So würde sich beispielsweise die Fensterweite bei höheren Herzraten vergrößern und bei der Verwendung eines Multisegmentrekonstruktionsalgorithmus mit beispielsweise zwei Fenstern annähernd halbieren.

Nachdem die optimale Rekonstruktionsphase p _opt in dem zweiten Funktionsmodul 6 der Steuerungskomponente 3 bestimmt ist, erfolgt eine entsprechende Ansteuerung der Komponente 4 zur Bildrekonstruktion über eine Datenleitung 106. Insbesondere werden an ein Auswahlelement der

Bildrekonstruktionskomponente 4 Steuersignale übertragen, die das Auswahlelement dazu befähigen, nur solche CT-Rohdaten zur Bildrekonstruktion auszuwählen, die eine minimal mögliche Objektbewegung beinhalten. Die notwendigen Meßdaten zur Bildrekonstruktion erhält die entsprechende Komponente 4 über die Datenleitung 107 von dem bildgebenden Element 2. Eine Gegenüberstellung eines mit herkömmlicher

Rekonstruktionstechnik erstellten Kardio-CT-Bildes 13 und eines mit einer phasenkorrelierten Rekonstruktionstechnik erstellten Bildes 14, wie in Fig. 4 dargestellt, macht die verbesserte Bildqualität deutlich.

In einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung wird in dem zweiten Funktionsmodul eine online- (d.h. Echtzeit-) fähige Berechnung der optimalen Rekonstruktionsphase für eine

Röhrenstrommodulation (TCM) durchgeführt. Hierfür wird die Kymogrammfunktion r _c (fc) bereits während des CT-Scans berechnet. Die Phasenbewegungsfunktion r _c (p) kann dann jedoch nicht durch eine Mittelung über die gesamte Aufnahmedauer der Kymogrammfunktion r _c (t) berechnet werden, sondern es ergibt sich eine vom Aufnahmezeitpunkt abhängige Phasenbewegungsfunktion:

'start

Unter Verwendung des oben genannten Minimierungsverfahrens ergibt sich somit für die optimale Rekonstruktionsphase

P _o p _t (t) eine Zeitabhängigkeit. Aus dieser Zeitabhängigkeit läßt sich der Zeitpunkt der optimalen Rekonstruktionsphase innerhalb des nächsten Bewegungszyklus vorhersagen. Dies erfolgt unter Verwendung entsprechend angepaßter Berechnungsalgcorithmen in dem zweiten Funktionsraodul 6 der Steuerungskompόnente . Mit anderen Worten läßt sich aus bereits ermittelten Werten die optimale Rekonstruktionsphase für den nächsten Bewegungszyklus des Herzen vorhersagen. In Abhängigkeit davon erfolgt anschließend eine Ansteuerung der bildgebenden Elemente 2 des CT-Systems 1 über eine

Datenleitung 104, insbesondere der Röntgenröhre, durch das zweite Funktionsmodul 6 derart, daß in bewegungsreichen Phasen, die geringe Bildbeiträge liefern, der Röhrenstrom als eine Funktion der Herzphase p(fc) gestaltet und somit die Dosisbelastung reduziert wird.

In einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung erfolgt eine Korrelationsberechnung mit einer Templatekurve (Musterbeispielbewegungskurve) . Hierfür werden im Vorfeld der Anwendung zuvor ermittelte patientenspezifische

Phasenbewegungsfunktionen r _c (p) über eine gewisse Anzahl an Patienten zu einer repräsentativen Templatekurve gemittelt. Die Templatekurve wird dann in dem zweiten Funktionsmodul 6 abgelegt oder dem zweiten Funktionsmodul 6 zur Nutzung bereitgestellt, beispielsweise von einer externen Datenbank über eine Datenleitung 105, die auch zum Datentransport von Ergebnis- oder Kontrolldaten der Steuerungskomponente 3 an eine externe Empfangsstation (nicht dargestellt) verwendet werden kann.

Während eines CT-Scans werden durch das zweite Funktionsmodul mit Hilfe des oben beschriebenen Minimierungsverfahrens die optimalen Rekonstruktionsphasen global, innerhalb eines

Bewegungszyklus, oder auch lokal, beispielsweise innerhalb der systolischen oder diastolischen Phase, in der Tetnplatekurve bestimmt. über eine ebenfalls durch das zweite Funktionsmodul ausgeführte Korrelationsberechnung der patientenspezifischen Phasenbewegungsfunktion r _c (p) oder r _c (p,t) mit der Templatekurve können dann sowohl die optimale Rekonstruktionsphase, als auch charakteristische Bewegungsphasen, wie beispielsweise die midsystolische und die diastolische Phase, bestimmt werden. Mit anderen Worten findet ein Vergleich von gemessenen Daten mit Musterdaten statt, so daß sehr schnell eine bereits im Vorfeld bestimmte optimale Rekonstruktionsphase gefunden werden kann. Diese Korrelationsberechnung ist sowohl für eine online- (d.h. Echtzeit-) als auch eine standardmäßige offline-Berechnung anwendbar.

Templatekurven können insbesondere für verschiedene Herzfrequenzbereiche bereitgestellt werden. Somit kann der Herzfrequenzabhängigkeit der optimalen Rekonstruktionsphase auf einfache Art und Weise begegnet werden.

Alle in der Beschreibung, den nachfolgenden Ansprüchen und der Zeichnung dargestellten Merkmale können sowohl einzeln als auch in beliebiger Kombination miteinander erfindungswesentlich sein.

Bezugszeichenliste

1 CT-System 2 bildgebende Elemente

3 Steuerungskomponente

4 Bildrekonstruktionskomponente

5 erstes Funktionsmodul

6 zweites Funktionsmodul

7 EKG-Signal

8 Kymogramm

9 modulare Phase 10 EKG

11 RR-Zyklus

12 Phasenbewegungsfunktion

13 herkömmliches CT-BiId

14 verbessertes CT-BiId 101-107 Datenleitungen