DE60115521T2

DE60115521T2 - Gammakameras mit korrigierter Transmissionsschaltung

Info

Publication number: DE60115521T2
Application number: DE60115521T
Authority: DE
Inventors: Daniel Twinsburg Gagnon; Chi-Hua Aurora Tung
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2000-03-10
Filing date: 2001-03-12
Publication date: 2006-08-10
Anticipated expiration: 2021-03-13
Also published as: EP1132757B1; JP2001311775A; DE60115521D1; US6388257B1; EP1132757A3; EP1132757A2; ATE312362T1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf sich auf das Feld der Nuklearmedizin und diagnostischen Bildgebung. Sie findet insbesondere Anwendung in Verbindung mit Gammakameras und wird unter besonderer Bezugnahme darauf beschrieben. Hervorzuheben ist, dass die vorliegende Erfindung auf die Positronenemissionstomographie (PET), die Einzelphotonenemissionstomographie (SPECT), Ganzkörper-Nuklear-Abtastungen und/oder andere ähnliche Anwendungen anwendbar ist.
Die Patentschrift US5.900.636 beschreibt ein Nuklearkamerasystem mit einem Detektorpaar. Ein Nuklearkamerasystem enthält ein um 180° um eine Drehachse versetzt angeordnetes Paar Detektoren, um von einem Objekt abgegebene Strahlung zu detektieren, ein Paar Einzelphotonenstrahlungspunktquellen, um Strahlung durch das Objektjeweils zu einem anderen Detektor auszusenden, und eine Gantry, die die Detektoren und die Strahlungsquellen trägt. Die Gantry ermöglicht eine Drehung der Detektoren und der Strahlungsquelle um die Drehachse, so dass die Winkelpositionen der Strahlungsquelle um die Drehachse im Verhältnis zur Winkelposition der Detektoren konstant bleiben. Weiterhin beinhaltet das Kamerasystem ein angekoppeltes Verarbeitungssystem, um die Detektoren und die Strahlungsquellen zu steuern und die Detektoren selektiv entweder für eine Koinzidenz- oder Einzelphotonenbildgebung zu konfigurieren. Das Verarbeitungssystem steuert die Detektoren, um Koinzidenzemissionsdaten des Objekts zu erfassen, und steuert die Einzelphotonenpunktquellen, um Transmissionsdaten des Objekts zu erfassen, wobei die Strahlung von den Punktquellen ein Fächerstrahlenbündel-Illuminationsprofil hat. Das Verarbeitungssystem korrigiert die erfassten Koinzidenzemissionsdaten mit Hilfe der Transmissionsdaten hinsichtlich der Abschwächung.
Diagnostische Nuklearbildgebung wird benutzt, um eine Radionuklidverteilung in einem Objekt zu untersuchen. Üblicherweise werden ein oder mehrere Radiopharmaka oder Radioisotope in ein Objekt injiziert. Gewöhnlich werden die Radiopharmaka in den Blutstrom des Objekts injiziert, um das Kreislaufsystem oder bestimmte Organe abzubilden, die die injizierten Radiopharmaka absorbieren. Angrenzend an eine Oberfläche des Objekts werden Detektorköpfe einer Gamma- oder Szintillationskamera, üblicherweise Kollimatoren beinhaltend, platziert, um die emittierte Strahlung zu überwachen und zu erfassen. Häufig werden die Detektorköpfe um das Objekt herum gedreht oder indexiert, um die emittierte Strahlung aus einer Vielzahl von Richtungen zu überwachen. Bei der Einzelphotonen-Emissions-Computertomographie (SPECT) wird die emittierte Strahlung durch einen einzelnen kollimierten Detektor erkannt. Bei der Positronenemissionstomographie (PET) ist die Datenerfassung auf die Strahlung begrenzt, die gleichzeitig durch ein Paar gegenüberliegend angeordneter Köpfe detektiert wird. Anhand der überwachten Strahlungsdaten der verschiedenen Richtungen wird eine dreidimensionale Bilddarstellung der radiopharmazeutischen Verteilung in dem Objekt rekonstruiert.
Eines der Probleme bei diesen Bildgebungsverfahren besteht darin, dass das resultierende Bild wegen der Photonenabsorption und -streuung durch Teile des Objekts oder der Objektauflage zwischen dem emittierenden Radionuklid und den Detektorköpfen verzerrt wird. Eine Lösung zur Kompensation der Photonenabschwächung besteht in der Annahme einer gleichförmigen Photonenabschwächung im gesamten Objekt. Das heißt, das Objekt wird in Bezug auf die Strahlungsabschwächung als vollständig homogen angesehen, wobei kein Unterschied zwischen Knochen, Weichgewebe, Lunge usw. gemacht wird. Dies ermöglicht es, Abschwächungsschätzungen basierend auf der Oberflächenkontur des Objekts vorzunehmen. Menschliche Objekte verursachen jedoch keine gleichförmige Strahlungsabschwächung, insbesondere im Brustkorb.
Um genauere SPECT- und PET-Strahlungsabschwächungsmessungen zu erhalten, wird unter Verwendung von Transmissions-Computertomographieverfahren eine direkte Transmissionsstrahlungsemissionsmessung vorgenommen. Bei diesem Verfahren wird Strahlung von einer Strahlungsquelle durch das Objekt projiziert. Durch Detektoren auf der gegenüberliegenden Seite werden abgeschwächte Strahlengänge empfangen. Die Quelle und die Detektoren werden gedreht, um gleichzeitig oder sequentiell mit den Emissionsdaten Transmissionsdaten über eine Vielzahl von Winkeln aufzunehmen. Mit Hilfe konventioneller Tomographiealgorithmen wird aus diesen Transmissionsdaten eine Bilddarstellung rekonstruiert. Mit Hilfe regionaler Strahlungsabschwächungseigenschaften des Objekts und der Auflage, die aus dem Transmissions-Computertomographiebild abgeleitet werden, wird die Strahlungsabschwächung in den Emissionsdaten korrigiert oder kompensiert.
PET-Messungen werden üblicherweise an inkrementell abgestuften Stellen vorgenommen. Eine Schwierigkeit besteht darin, die Abtastung sowohl der PET- und der SPECT-Emissionsdaten als auch der Transmissionsdaten zu optimieren, um die Gesamtabtastungszeit zu reduzieren. Üblicherweise werden die PET-Emissionsdaten mit einer größeren Auflösung als die Transmissionsdaten erfasst (d.h. ca. 2-4° pro Schritt beim Erfassen der Emissionsdaten gegenüber 5-8° pro Schritt beim Erfassen der Transmissionsdaten). Die Gesamtdauer für die Durchführung einer derartigen Abtastung setzt sich zusammen aus dem Zeitaufwand, um die Daten in jeder Winkelausrichtung tatsächlich zu erfassen, und dem Zeitaufwand, um die Gantry mechanisch von einer Winkelausrichtung zur anderen zu bewegen und in der neuen Ausrichtung zu stabilisieren.
Bei einer PET-Abtastung werden die Daten üblicherweise in Winkelinkrementen der gewünschten Auflösung über die ersten 180° einer Drehung erfasst. Bei einer Auflösung von 3° werden die Daten in 60 jeweils 3° voneinander getrennten Schritten erfasst. Bei Verwendung einer Transmissionsstrahlung in einem Fächerstrahlenbündelmuster und eines 360°-Rekonstruktionsalgorithmus können Transmissionsdaten in 30 zusätzlichen, jeweils 6° voneinander getrennten Schritten erfasst (und die entsprechenden Emissionsdaten verworfen) werden oder beide in 60 zusätzlichen, jeweils 3° voneinander getrennten Schritten erfasst werden. Nach jeder Indexierung gibt es eine signifikante Wartezeit, während sich die physische Position der Köpfe stabilisiert. Eine Stabilisierungswartezeit von nur 2-4 Sekunden pro Schritt bedeutet bei einer 120-Schritt-Abtastung zusätzlich 4-8 Minuten.
Gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung beinhaltet ein Verfahren zur diagnostischen Bildgebung unter Verwendung einer nuklearmedizinischen Gammakamera, dass ein Objekt in einer Objektaufnahmeöffnung platziert und dem Objekt ein Radiopharmakum injiziert wird. Um die Objektaufnahmeöffnung werden mindestens eine Strahlungsquelle und eine Vielzahl von Strahlungsdetektoren positioniert, so dass sich die Strahlungsquelle gegenüber einem zugehörigen Strahlungsdetektor auf der anderen Seite der Objektaufnahmeöffnung befindet. Strahlung von der Strahlungsquelle wird auf den zugehörigen Strahlungsdetektor gelenkt. Die Strahlungsquelle und die Strahlungsdetektoren werden während einer ganzen ersten 180°-Drehung um die Objektaufnahmeöffnung schrittweise mit einer vorgegebenen Schrittgröße um die Objektaufnahmeöffnung gedreht. Anschließend werden die Strahlungsquelle und die Strahlungsdetektoren um ein halb der vorgegebenen Schrittgröße versetzt und während der verbleibenden 180° einer vollständigen Drehung um die Objektaufnahmeöffnung schrittweise mit der vorgegebenen Schrittgröße um die Objektaufnahmeöffnung gedreht. Vom injizierten Radiopharmakum emittierte und von den Strahlungsquellen ausgesendete Strahlung wird von der Vielzahl von Strahlungsdetektoren in jeder zu jedem Schritt der inkrementellen Drehung um die Objektaufnahmeöffnung gehörenden Winkelausrichtung detektiert. Emissionsprojektionsdaten und Transmissionsprojektionsdaten werden erzeugt und zu einer volumetrischen Bilddarstellung rekonstruiert.
Gemäß einem anderen Aspekt der vorliegenden Erfindung beinhaltet eine tomographische Kamera eine sich drehende Gantry, die eine Objektaufnahmeöffnung definiert. An der sich drehenden Gantry ist eine Vielzahl von Strahlungsdetektorköpfen beweglich angebracht, so dass sich die Detektorköpfe mit Drehung der sich drehenden Gantry um die Objektaufnahmeöffnung drehen. Ein Drehantrieb bewegt die Vielzahl der Detektorköpfe in gleichmäßigen Schritten um die Objektaufnahmeöffnung, wobei die Schritte bei einer halben Drehung von den Schritten bei einer entgegengesetzten halben Drehung um eine Hälfte des gleichmäßigen Schritts versetzt sind. Mindestens eine Strahlungsquelle ist an mindestens einem Detektorkopf angebracht, so dass die Transmissionsstrahlung von der Strahlungsquelle auf einen entsprechenden, gegenüber der Strahlungsquelle angebrachten Detektorkopf auf der anderen Seite der Objektaufnahmeöffnung gerichtet ist und von ihm empfangen wird. Ein Winkelpositionssensor erkennt die Winkelposition der Gantry und jedes daran angebrachten Detektorkopfes, während sich die Gantry um die Objektaufnahmeöffnung dreht. Ein Rekonstruktionsprozessor rekonstruiert anhand der Emissions- und Transmissionsdaten eine volumetrische Emissionsbilddarstellung.
Gemäß einem eingeschränkteren Aspekt der vorliegenden Erfindung beinhaltet das Abtastverfahren, dass bei der zweiten inkrementellen 180°-Drehung detektierte Emissionsstrahlungsdaten mit bei der ersten inkrementellen 180°-Drehung detektierten Emissionsstrahlungsdaten verschachtelt werden.
Ein Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass sie die Stillstandszeit der Gantry verkürzt.
Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass sie es ermöglicht, die Anzahl der Schritte zur Erfassung der Emissions- und Transmissionsdaten gegenüber herkömmlichen Abtastverfahren um etwa die Hälfte zu verringern.
Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass sie es ermöglicht, eine höhere Auflösung für eine PET-Emission zu schaffen, als für Transmissionsdaten erforderlich ist.
Wege zur Ausführung der Erfindung werden im Folgenden anhand von Beispielen sowie unter Bezugnahme auf die begleitenden Zeichnungen näher beschrieben. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung einer Nuklearmedizin-Gammakamera gemäß Aspekten der vorliegenden Erfindung;
2 eine schematische Darstellung einer bevorzugten Ausrichtung von Köpfen in einer Nuklearmedizin-Gammakamera mit drei Köpfen gemäß der vorliegenden Erfindung;
3 eine perspektivische Ansicht einer bevorzugten Ausrichtung von zwei Köpfen einer Nuklearmedizin-Gammakamera gemäß der vorliegenden Erfindung; und
4 eine schematische Darstellung eines asymmetrischen Abtastungsschemas gemäß der vorliegenden Erfindung.
Bezug nehmend auf 1 enthält ein diagnostisches Bildgebungsgerät einen Objektauflage 10, wie beispielsweise einen Tisch oder eine Liege, die ein zu untersuchendes und/oder abzubildendes Objekt 12 (gezeigt in 2) aufnimmt. Dem Objekt 12 werden ein oder mehrere Radiopharmaka oder Radioisotope injiziert, so dass Emissionsstrahlung von ihm emittiert wird. Optional ist die Objektauflage 10 selektiv höhenverstellbar, um das Objekt 12 in einer gewünschten Höhe zu zentrieren. Eine erste oder stationäre Gantry 14 trägt drehbar eine sich drehende Gantry 16. Die sich drehende Gantry 16 definiert eine Objektaufnahmeöffnung 18. In einer bevorzugten Ausführungsform wird die erste Gantry 14 auf die Objektauflage 10 zu und/oder von dieser weg bewegt, um interessierende Regionen des Objekts 12 selektiv innerhalb der Objektaufnahmeöffnung 18 zu positionieren. Alternativ wird die Objektauflage 10 vor oder zurück bewegt, um innerhalb der Objektaufnahmeöffnung 18 die gewünschte Positionierung des Objekts 12 zu erreichen.
Die Detektorköpfe 20a, 20b, 20c sind beweglich an der sich drehenden Gantry 16 angebracht. Mit der Drehung der sich drehenden Gantry 16 drehen sich die Detektorköpfe 20a-20c ebenfalls um die Objektaufnahmeöffnung 18 (und, sofern aufgenommen, um das Objekt 12). Die Detektorköpfe 20a-20c sind radial und peripher justierbar, um ihren Abstand auf der sich drehenden Gantry 16 zu verändern, beispielsweise auf die in der US-amerikanischen Patentschrift 5.717.212 beschriebene Weise. Separate Translationsvorrichtungen 22a-22c, wie beispielsweise Motoren und Antriebsbaugruppen, verschieben die Detektorköpfe radial und lateral entlang linearer Schienen oder anderer geeigneter Führungen in Richtungen tangential zur Objektaufnahmeöffnung 18. Vorzugsweise steuert eine einzelne Motor- und Antriebsbaugruppe die Bewegungen aller Detektorköpfe 20a-20c einzeln und/oder als Einheit.
Jeder der Detektorköpfe 20a-20c hat eine der Objektaufnahmeöffnung 18 zugewandte strahlungsempfangende Stirnfläche. Jeder Kopf enthält einen Szintillationskristall, wie beispielsweise einen großen dotierten Natriumiodid-Kristall, der in Reaktion auf einfallende Strahlung einen Licht- oder Photonenblitz abgibt.
Eine Anordnung von Photovervielfacherröhren empfängt das Licht und wandelt es in elektrische Signale um. Eine Koordinatenwandlerschaltung löst die x, y-Koordinaten jedes Lichtblitzes sowie die Energie der einfallenden Strahlung auf. Das heißt, Strahlung trifft auf den Szintillationskristall und bewirkt damit das Szintillieren des Szintillationskristalls, d.h. er gibt in Reaktion auf die Strahlung Lichtphotonen ab. Die Photonen werden von den Photovervielfacherröhren empfangen, und ihre jeweiligen Ausgaben der Photovervielfacherröhren werden verarbeitet und korrigiert, um ein Ausgangssignal zu erzeugten, das (i) eine Positionskoordinate am Detektorkopf angibt, an dem jedes Strahlungsereignis empfangen wird, und (ii) eine Energie jedes Ereignisses angibt. Die Energie wird verwendet, um zwischen verschiedenen Strahlungsarten wie mehreren Emissionsstrahlungsquellen, Streu- und Sekundäremissionsstrahlung, Transmissionsstrahlung zu unterscheiden und Rauschen zu beseitigen. Bei der SPECT-Bildgebung wird durch die an jeder Koordinate empfangenen Strahlungsdaten eine Projektionsbilddarstellung definiert. Bei der PET-Bildgebung werden die Ausgaben der Detektorköpfe auf Koinzidenzstrahlung überwacht. Anhand der Position und Ausrichtung der Köpfe und der Lage der Stirnflächen, an denen die koinzidente Strahlung empfangen wird, wird ein Strahlengang zwischen den Spitzendetektionspunkten errechnet. Dieser Strahlengang definiert eine Linie, entlang der das Strahlungsereignis auftrat. Anschließend werden die Strahlungsdaten zu einer volumetrischen Bilddarstellung der interessierenden Region rekonstruiert.
Bei der SPECT-Bildgebung enthalten die Detektorköpfe 20a-20c mechanische Kollimatoren, die jeweils beweglich an den die Strahlung empfangenden Stirnflächen der Detektorköpfe 20a-20c angebracht sind. Die Kollimatoren enthalten vorzugsweise eine Anordnung oder ein Raster von Bleistreifen, die verhindern, dass die Detektorköpfe 20a-20c Strahlung empfangen, die sich nicht entlang ausgewählter Strahlengänge gemäß der erfassten Datenart fortgepflanzt hat.
Bezug nehmend auf 2 und 3 sowie weiterhin Bezug nehmend auf 1 ist mindestens eine Strahlungsquelle 30a an mindestens einem Detektorkopf 20a angebracht, so dass Transmissionsstrahlung (dargestellt durch Pfeile 32a) von der Strahlungsquelle 30a zum entsprechenden, gegenüber der Strahlungsquelle 30a auf der anderen Seite der Objektaufnahmeöffnungpositionierten Detektorkopf 20b geleitet und von ihm empfangen wird. Es ist zu beachten, dass Strahlungsquellen an zwei oder allen drei Detektorköpfen angebracht sein können. Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird mindestens an dem Detektorkopf 20b, der die Transmissionsstrahlung 32a empfängt, ein Kollimator eingesetzt. Das heißt, der Kollimator 24b verhindert, dass der Detektorkopf 20b (in der Ausführungsform aus 2) diejenigen Anteile der Transmissionsstrahlung empfängt, die sich nicht entlang direkter Strahlengänge in parallelen Ebenen senkrecht zur der die Strahlung empfangenden Stirnfläche des Detektorkopfes fortpflanzen. Alternativ werden für verschiedene Anwendungen und Strahlungsquellen wie einer Punktquelle andere Kollimationsgeometrien eingesetzt. Eine zusätzliche Kollimation kann an der Quelle stattfinden.
2 veranschaulicht eine 3-Kopf-Ausführungsform, einschließlich eines ersten Detektorkopfes 20a, eines zweiten Detektorkopfes 20b und eines dritten Detektorkopfes 20c, die an der sich drehenden Gantry in Abständen um die Objektaufnahmeöffnung 18 herum angeordnet sind. Eine erste Strahlungsquelle 30a ist so am ersten Detektorkopf 20a angeordnet, dass Transmissionsstrahlung 32a davon zum zweiten Detektorkopf 20b geleitet und von diesem empfangen wird. Vorzugsweise werden bei der Positronenemissionstomographie (PET) für die Koinzidenzerkennung von emittierter Strahlung (dargestellt durch Pfeile 34) zwei Detektorköpfe 20a, 20c verwendet, während der dritte Detektorkopf 20b dafür vorgesehen ist, ausgesendete Strahlung von der Strahlungsquelle 30a zu empfangen.
Bei einer Ausführungsform enthält die Strahlungsquelle 30a eine radioaktive Punktquelle 36a, die innerhalb eines abgeschirmten, an den Enden versiegelten Stahlzylinders justierbar angebracht ist. Wie in 3 gezeigt, tastet die Strahlungsquelle 30a in jeder Winkelausrichtung der drehbaren Gantry das Sichtfeld der Länge nach ab. Der Stahlzylinder ist über einen schwenkbaren Armmechanismus justierbar am entsprechenden Detektorkopf angebracht. Alternativ ist die Strahlungsquelle 30a eine Stabquelle, flache rechteckige Quelle, Scheibenquelle, Flächenquelle, eine Röhre oder ein Gefäß gefüllt mit Radionukliden oder Aktivstrahlungsgeneratoren wie Röntgenröhren.
Bezug nehmend auf 1 wird beim Erfassen jedes Datensatzes die Winkelposition der drehbaren Gantry, und damit die Winkelpositionen der jeweiligen Detektorköpfe 20a-20c, von einem Winkelpositionssensor 58 abgetastet oder indexiert, während sich die Gantry 16 um die Objektaufnahmeöffnung 18 dreht. Der vom Winkelpositi onssensor 58 registrierte diskrete Index von Winkelpositionen wird zum Indexieren der registrierten Emissions- und Transmissionsdaten verwendet. Bei einer Ausführungsform ist der Winkelpositionssensor ein optischer Sensor, der die Position der Gantry abtastet, indem Licht, wie beispielsweise ein Laserstrahl, durch einen bestimmten äußeren Ring an der Gantry projiziert und das projizierte Licht empfangen wird. Es ist zu beachten, dass zum Detektieren der Winkelausrichtung der drehbaren Gantry auch konventionelle mechanische Mittel wie Drehantriebe eingesetzt werden können.
Zum Ablauf eines Bildgebungsvorgangs gehört ein Rekonstruktionsprozess für Emissions- und Transmissionsdaten. Das Rekonstruktionsverfahren ändert sich entsprechend der Art der erfassten Strahlung und der verwendeten Kollimatoren (d.h. Fächer-, Kegel-, Parallelstrahl- und/oder andere Betriebsarten). Emissionsstrahlung vom Objekt 12 und Transmissionsstrahlung 32a von der Strahlungsquelle 30a werden von den Detektorköpfen 20a-20c empfangen, und Emissionsprojektionsdaten und Transmissionsprojektionsdaten werden erzeugt. Die Emissionsdaten enthalten normalerweise Ungenauigkeiten, die auf variierende Absorptionseigenschaften der Objektanatomie zurückzuführen sind. Ein Sortierer 60 sortiert die Emissionsprojektionsdaten und Transmissionsprojektionsdaten beispielsweise auf der Grundlage ihrer relativen Energien oder des Detektorkopfes, von dem die Daten stammen. Die Daten werden in einem Projektionsansichtspeicher 62 gespeichert, genauer gesagt in einem entsprechenden Emissionsdatenspeicher 62e und Transmissionsdatenspeicher 62t. Ein Rekonstruktionsprozessor 64t verwendet einen Fächerstrahl-Rekonstruktionsalgorithmus, um die Transmissionsdaten zu einer Transmissionsbilddarstellung oder Volumen von im Speicher 66 gespeicherten Abschwächungsfaktoren zu rekonstruieren. Jeder im Speicher 66 gespeicherte Voxelwert weist auf eine Gewebeabschwächung an einer entsprechenden Stelle innerhalb des Objekts 12 hin.
Ein Emissionsdatenbahnprozessor 68 ermittelt die Bahn jedes Emissionsdatenstrahlengangs im Verhältnis zur Volumenbilddarstellung im Speicher 66 und veranlasst, dass die Abschwächungswerte entlang des Strahlengangs abgefragt werden. Der Fachkundige wird es zu würdigen wissen, dass bei der PET-Bilddarstellung eine Projektion mit einer gegebenen Winkelausrichtung und ihre 180 Grad entgegengesetzte Entsprechung im Wesentlichen äquivalent sind. Die Eigenschaft der PET-Daten und das geeignete Abtastungsschema zur Erfassung derartiger Daten werden nachfolgend ausführlicher beschrieben.
Ein Emissionsdatenkorrekturmittel 70 korrigiert alle Emissionsdaten gemäß den anhand der Transmissionsdaten ermittelten Abschwächungsfaktoren. Genauer gesagt, berechnet der Emissionsdatenbahnprozessor 68 für jeden Strahlengang, entlang dessen Emissionsdaten abgefragt werden, anhand der im Speicher 66 gespeicherten Transmissionsdatenfaktoren einen entsprechenden Strahlengang. Anschließend wird jeder Strahlengang der Emissionsdaten gemäß den Abschwächungsfaktoren von einem Emissionsdatenkorrekturprozessor 70 gewichtet oder korrigiert. Die korrigierten Emissionsdaten werden von einem Emissionsstrahlungsrekonstruktionsprozessor 72 rekonstruiert, um eine dreidimensionale Emissionsbilddarstellung zu erzeugen, die in einem volumetrischen Emissionsbildspeicher 74 gespeichert wird. Ein Videoprozessor 76 ruft bestimmte Teile der Daten aus dem Bildspeicher 74 ab, um von Menschen lesbare Anzeigen auf einem Videomonitor 78 zu erzeugen. Typische Anzeigen sind unter anderem Reprojektionen, ausgewählte Schichten oder Ebenen, Oberflächen-Renderings und dergleichen.
Bezug nehmend auf 4 und weiterhin Bezug nehmend auf 1 verwendet die vorliegende Erfindung ein asymmetrisches Abtastungsschema, das eine simultane oder sequentielle Erfassung eines kompletten Satzes von Emissions- und Transmissionsdaten bei einer vollständigen 360°-Drehung der Gantry um das Objekt vereinfacht. Fachkundige werden es begrüßen, dass bei der Koinzidenzdetektion für die PET-Bildgebung, wann immer zwei Detektorköpfe ein Strahlungsereignis gleichzeitig erkennen, davon ausgegangen wird, dass das Ereignis mathematisch auf einem Strahlengang 34 zwischen den beiden Detektionspunkten aufgetreten ist. Mit anderen Worten, eine Projektion und ihre 180° entgegengesetzte Entsprechung sind im Wesentlichen äquivalent. Es ist zu beachten, dass wegen der Symmetrie der Emissionsdaten für eine vollständige Erfassung der Emissionsdaten die Detektorköpfe nur um 180° gedreht werden müssen. Um einen kompletten Fächerstrahlenbündel-Datensatz zu erzeugen, werden die Transmissionsstrahlendaten über mehr als 180° erfasst, bei der bevorzugten Ausführungsform über 360°. Optional können die Transmissionsdaten über 180° plus den Fächerwinkel erfasst werden.
Für eine gegebene PET-Bildgebungssequenz werden Emissionsdaten üblicherweise mit einer feineren Abtastung (d.h. geringeren Winkeldrehung der Gantry pro Abtastungsschritt) als Transmissionsdaten erfasst. Bei einer bevorzugten Ausführungsform haben die Emissionsdaten eine Auflösung von 3° pro Schritt, während die Transmissionsdaten eine Auflösung von 6° pro Schritt haben. Fachkundige werden es begrüßen, dass die Transmissionsquelle dieselbe Abtastung wie die Emissionsdatenerfassung haben wird, weil sie sich an derselben Gantry wie die Koinzidenzdetektorköpfe befindet. Zu Veranschauli chungszwecken liefert 4 ein Abtastungsschema sowohl für die Erfassung von Emissionsdaten als auch für die Erfassung von Transmissionsdaten während einer vollständigen 360°-Drehung um das Objekt. In dieser Darstellung wurden eine Emissionsdatenauflösung von 15° pro Schritt und eine Transmissionsdatenauflösung von 30° pro Schritt gewählt.
In 4 stellt jeder Strahlengang P₁,..., P₁₂ eine Winkelausrichtung dar, bei der eine Emissionsprojektion und eine Transmissionsprojektion abgetastet werden. Bei den ersten 180° der Gantry-Drehung werden Emissionsdaten und Transmissionsdaten wie oben beschrieben in 30°-Intervallen oder Schritten P₁, P₂,..., P₆ erfasst. Am 180°-Punkt der Abtastung wird die Gantry in einem Einzelschritt von der Hälfte der vorhergehenden Schrittgröße, in dieser Abbildung 15°, schrittweise bewegt. In der verbleibenden zweiten Hälfte der Abtastung wird die Gantry mit der ursprünglichen Schrittgröße von 30° P₇, P₈,..., P₁₂ schrittweise bewegt. An diesem Punkt gibt es einen kompletten 360°-Transmissions-Fächerstrahlbündel-Datensatz mit der gewünschten Auflösung von 30°. Der Emissionsdatensatz über die ersten 180° ist jedoch unvollständig, weil er mit 30° pro Schritt statt der gewünschten 15° pro Schritt abgetastet wurde. Da die Emissionsdaten symmetrisch sind, ist es hervorzuheben, dass die während der zweiten 180° der Abtastung P₇, P₈,..., P₁₂ erfassten Emissionsdaten wie gezeigt in die ersten 180° P₇', P₈',..., P₁₂' projiziert oder darin verschachtelt werden. Der Emissionsdatensatz wird daher durch P₁, P₈', P₂, P₉', P₃, P₁₀', P₄, P₁₁', P₅, P₁₂', P₆, P₁₃' geliefert. Es ist zu beachten, dass sich dieses Abtastungsschema auf Situationen erweitern lässt, wo die gewünschte Transmissionsauflösung 1/n der gewünschten Emissionsauflösung beträgt. In einem derartigen Fall werden die Daten in Schritten, die der Transmissionsdatenauflösung entsprechen, mittels n 180°-Gantry-Drehungen, mit einem Schritt von 1/n bei jedem 180°-Intervall, erfasst. Beispielsweise kann eine Abtastung mit einer Emissionsdatenauflösung von 15° pro Schritt und einer Transmissionsdatenauflösung von 45° pro Schritt in drei 180°-Drehungen mit 45°-Schritten, mit einem einzelnen Ein-Drittel-Schritt von 15° nach jeder 180°-Drehung, durchgeführt werden. Eine derartige Ausführungsform reduziert Artefakte aufgrund von Patientenbewegung und erleichtert die Rekonstruktion eines Bildes nach 33%, 66% oder 100% der Gesamterfassungszeit. Jede weitere 180°-Drehung liefert zusätzliche Strahlungszählwerte und zusätzliche Ansichtswinkel, wobei jedoch jedes rekonstruierte Bild komplett ist. In der bevorzugten Ausführungsform erfasst ein Bediener nach einer kompletten Drehung einen 180°-, 3°/Schritt-Emissionsdatensatz und einen 360°-, 6°/Schritt- Transmissionsdatensatz. Fachkundige werden es begrüßen, dass der Effekt dieses schrittweisen, asymmetrischen Abtastungsschemas insgesamt darin besteht, etwa 50% der Gantry-Stillstandszeit zu sparen, indem etwa die Hälfte der Schrittanzahl erforderlich ist. Bei PET- und SPECT-Anwendungen das Vorhandensein von zwei kompletten und semiredundanten Erfassungen zudem Mittel zum Einschätzen von Patientenbewegung während einer Abtastung schaffen. Zu beachten ist weiterhin, dass sich die obige Abtastung auf SPECT-Anwendungen anwenden lässt, indem zwei 360°-Abtastungen ineinander verschachtelt werden. Dies kann erreicht werden, indem man zwei 180°-Drehungen bei einer um 180° gegenüberliegenden Detektorkonfiguration durchführt, einen halben Schritt weiterdreht, und eine weitere 180-Drehung ausführt.
Text in der Zeichnung
1

Angular position sensor – Winkelpositionssensor
Sort – Sortierer
Emission memory – Emissionsspeicher
Transmission memory – Transmissionsspeicher
Reconstruction processor – Rekonstruktionsprozessor
Attenuation factor memory – Abschwächungsfaktorspeicher
Emission data trajectory – Emissionsdatenbahn
Correction processor – Korrekturprozessor
Image memory – Bildspeicher
Video processor – Videoprozessor

Claims

Verfahren zur diagnostischen Bildgebung unter Verwendung einer nuklearmedizinischen Gammakamera, wobei das Verfahren Folgendes umfasst: (a) Platzieren eines Objekts (12) in einer Objektaufnahmeöffnung (18); (b) Injizieren eines Radiopharmakums in das Objekt (12); (c) Positionieren mindestens einer Strahlungsquelle (30a) und einer Vielzahl von Strahlungsdetektoren (20a-20c) um die Objektaufnahmeöffnung (18) herum, so dass sich die Strahlungsquelle (30a) gegenüber einem zugehörigen Strahlungsdetektor (20b) auf der anderen Seite der Objektaufnahmeöffnung (18) befindet; (d) Richten von Strahlung (32a) von einer Strahlungsquelle (30a) auf den zugehörigen, auf der gegenüberliegenden Seite der Objektaufnahmeöffnung (18) positionierten Strahlungsdetektor (20b); (e) schrittweises Drehen der Strahlungsquelle (30a) und der Strahlungsdetektoren (20a-20c) um die Objektaufnahmeöffnung (18) mit einer vorgegebenen Schrittgröße während einer ganzen ersten 180°-Drehung (P₁,..., P₆) um die Objektaufnahmeöffnung (18); (f) Versetzen der Strahlungsquelle (30a) und der Strahlungsdetektoren (20a-20c) um die Objektaufnahmeöffnung (18) um die Hälfte der vorgegebenen Schrittgröße (P₇ oder P₈); (g) schrittweises Drehen der Strahlungsquelle (30a) und Strahlungsdetektoren (20a-20c) um die Objektaufnahmeöffnung (18) mit einer vorgegebenen Schrittgröße während der verbleibenden, zweiten 180° einer vollständigen Drehung (P₈,..., P₁₂) um die Objektaufnahmeöffnung (18); (h) Detektieren der von dem injizierten Radiopharmakum emittierten (34) und von der Strahlungsquelle (30a) ausgesendeten (32a) Strahlung unter Verwendung der Vielzahl von Strahlungsdetektoren (20a-20c) in jeder Winkelposition entsprechend jedem Schritt der inkrementellen Drehung (P₁,..., P₁₂) um die Objektaufnahmeöffnung (18); (i) Erzeugen von Emissionsprojektionsdaten (68) und Transmissionsprojektionsdaten (66) anhand der detektierten Emissions- (34) und Transmissionsstrahlung (32a); und (j) Rekonstruieren (72) der Emissions- und Transmissionsprojektionsdaten (66, 68) zu einer volumetrischen Bilddarstellung (74).
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Rekonstruktionsschritt weiterhin Folgendes umfasst: Rekonstruieren (72) der Transmissionsprojektionsdaten (66) zu einer Abschwächungsbilddarstellung.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei der Rekonstruktionsschritt weiterhin Folgendes umfasst: Verschachteln (P₇',..., P₁₂') der Emissionsdaten von der zweiten inkrementellen 180°-Drehung (P₈,..., P₁₂) mit den Emissionsdaten von der ersten inkrementellen 180°-Drehung (P₁,..., P₇).
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei der Rekonstruktionsschritt weiterhin Folgendes umfasst: Korrigieren (70) der Emissionsdaten (34) basierend auf der Abschwächungsbilddarstellung (66).
Verfahren nach Anspruch 4, wobei der Korrekturschritt (70) Folgendes beinhaltet: Berechnen von Abschwächungsfaktoren (66) anhand der Abschwächungsbilddarstellung (66), wobei die genannten Abschwächungsfaktoren (66) jedem Strahlengang entsprechen, entlang dessen Emissionsdaten (34) empfangen werden.
Verfahren nach Anspruch 4 oder 5, wobei der Rekonstruktionsschritt weiterhin Folgendes umfasst: Rekonstruieren (72) der korrigierten Emissionsdaten (70) zu einer volumetrischen Bilddarstellung (74).
Verfahren nach Anspruch 6, wobei: die vorgegebene Schrittgröße der Transmissionsdatenauflösung entspricht, und die Hälfte der vorgegebenen Schrittgröße der gewünschten Emissionsdatenauflösung entspricht.
Tomographische Kamera, die Folgendes umfasst: eine sich drehende Gantry (16), die eine Objektaufnahmeöffnung (18) definiert; ein Drehantriebsmittel (22a-22c), um die Detektorköpfe (20a-20c) schrittweise um eine erste halbe Drehung um die Patientenaufnahmeöffnung (18) mit einer vorgegebenen Schrittgröße zu bewegen, wobei die Detektorköpfe am Ende der ersten 180° der Drehung schrittweise um einen halben Schritt der Schrittgröße (P₇ oder P₈) bewegt werden, und wobei die Detektorköpfe schrittweise um zweiten 180° einer vollständigen Drehung mit der vorgegebenen Schrittgröße (P₈,..., P₁₂) um die Patientenaufnahmeöffnung herum bewegt werden; eine Vielzahl von Strahlungsdetektorköpfen (20a-20c), die an der sich drehenden Gantry (16) angebracht sind, wobei die genannten Detektorköpfe (20a-20c) so angeordnet sind, dass sie sich mit Drehung der sich drehenden Gantry (16) um die Objektaufnahmeöffnung (18) herum drehen; mindestens eine Strahlungsquelle (30a), die so an mindestens einem Detektorkopf (20a) angebracht ist, dass die Transmissionsstrahlung (32a) von der Strahlungsquelle (30a) auf einen entsprechenden, gegenüber der Strahlungsquelle (30a) angebrachten Detektorkopf (20b) auf der anderen Seite der Objektaufnahmeöffnung (18) gerichtet ist und von diesem empfangen wird; einen Winkelpositionssensor (58), der dafür eingerichtet ist, die Winkelposition der Gantry (16) und jedes daran angebrachten Detektorkopfes (20a-20c) zu erkennen, während sich die Gantry (16) um die Objektaufnahmeöffnung (18) dreht; und einen Rekonstruktionsprozessor (64t, 72), der anhand der Emissions- und Transmissionsdaten eine volumetrische Emissionsbilddarstellung (74) rekonstruiert.
Tomographische Kamera nach Anspruch 8, die weiterhin Folgendes umfasst: ein Mittel, um die in der einen und der entgegengesetzten Halbdrehung (P₁,..., P₁₂) detektierten Emissionsdaten zu einem kontinuierlichen Datensatz ineinander zu verschachteln (P₇',..., P₁₂').
Tomographische Kamera nach Anspruch 8 oder 9, wobei der Rekonstruktionsprozessor Folgendes beinhaltet: ein Korrekturmittel (70) zum Korrigieren von Emissionsdaten (34) basierend auf erfassten und rekonstruierten (64t, 66) Transmissionsdaten, um Abschwächungseffekte bei den Emissionsdaten zu berücksichtigen.
Tomographische Kamera nach einem der Ansprüche 8 bis 10, wobei die Kamera eine Positronenemissions-Tomographiekamera ist.