DE19521136A1 - Nuklearmedizinische Diagnostikeinrichtung - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft eine nuklearmedizinische Diagnostik­ einrichtung mit einer Kamera, die mit in ihrer Auflösung unterschiedlichen Kollimatoren ausgeführt werden kann.

Bei nuklearmedizinischen Diagnostikeinrichtungen ist der Kol­ limator die entscheidende, die Bildgüte bestimmende Komponen­ te. Durch Auswahl eines Kollimators, z. B. Parallelloch-Kolli­ mator, können die Bildgütemerkmale "Ortsschärfe" und "Bild­ rauschen" immer nur gleichsinnig beeinflußt werden. Ein Kol­ limator mit höherer Ortsauflösung hat eine verminderte Emp­ findlichkeit, was damit zu erhöhtem Bildrauschen (verringerte Kontrastauflösung) führt. Durch die Wahl unterschiedlicher Rekonstruktionsfilter kann die Schärfe von SPECT-Bildern (Single Photon Emission Tomography) gegenläufig zum Bildkon­ trast eingestellt werden. Hieraus resultiert aber ein schwer­ wiegender Mangel. Wegen des für nukleardiagnostische Aufnah­ men typisch starken Meßdatenrauschens ist mit Software-Mit­ teln immer nur die Verunschärfung eines mit einem hochauf­ lösenden Kollimator gewonnenen Bildes möglich. Eine Verschär­ fung eines mit einem schlecht auflösenden Kollimator gewonne­ nen unscharfen Bildes ist dagegen unmöglich. Ein hoch auflö­ sender Kollimator ist aber unempfindlich, so daß grundsätz­ lich von einem stark verrauschten Bild ausgegangen werden muß. Wegen unterschiedlicher medizinischer Aufnahmebedingun­ gen hat dies zur Entwicklung von Kollimatoren mit verschie­ denen Grundeigenschaften geführt. Für höchste Auflösungsan­ sprüche wird ein UHR-Kollimator (Ultra High Resolution) ver­ wendet, der jedoch nur bei hohen Quantenflüssen Anwendung finden kann. Ferner gibt es einen HR-Kollimator (High Resolution) sowie einen LEAP-Kollimator (Low Energy All Purpose) als Kompromiß zwischen Hochauflösung und Hochemp­ findlichkeit. Ferner wurden weitere Kollimator-Varianten entwickelt, um die Auflösung und die Empfindlichkeit gleich­ zeitig zu verbessern. So wurden unter anderen einfach fokku­ sierende, multifokale und astigmatische Kollimatoren ent­ wickelt. Bei SPECT-Systemen wurden auch komplizierte Abtast­ geometrien vorgeschlagen, bei denen der Kollimator so um den Patienten herumgeführt wird, daß der Abstand zum Patienten stets minimal bleibt. Aber auch hierbei können die Kollima­ toren nur so ausgeführt werden, daß entweder eine hohe Auf­ lösung oder eine hohe Empfindlichkeit erreicht wird. Der Kollimator muß also den wechselnden Aufnahmebedingungen an­ gepaßt und folglich gelegentlich oder gar häufig ausgewech­ selt werden. Das ist wegen des hohen Gewichtes der Kollima­ toren unbequem, ohne geeignete Montierhilfsmittel oft nicht möglich und stört den klinischen Ablauf.

Es sind Softwarelösungen oder Signalverarbeitungseinrichtun­ gen für Bildfilterprozesse oder Tiefpaßfilterungen bekannt, die zur Neurekonstruktion an einem mit einem Filter hoher Bandbreite rekonstruierten Bild durchgeführt werden. Diese Operationen sind aufgrund des hohen rechnerischen Aufwandes für "real time"-Bildwiedergabe zu zeitintensiv.

Aufgabe der Erfindung ist es daher, eine nuklearmedizinische Diagnostikeinrichtung der eingangs genannten Art so auszufüh­ ren, daß wahlweise einmal die Ortsauflösung und einmal die Kontrastauflösung von SPECT-Bildern betont werden kann. Ein Wechsel des Kollimators soll hierbei nicht unbedingt notwen­ dig sein.

Die Aufgabe wird bei einer nuklearmedizinischen Diagnostik­ einrichtung der Eingangs genannten Art durch den von den Merkmalen der Patentansprüche 1 und 2 gebildeten Gegenstand gelöst.

Vorteil der Erfindung ist, daß bei der nukleardiagnostischen Einrichtung nach der Erfindung sowohl erste Bildsignale auf­ grund der Abtastung des Untersuchungsobjektes mit einem er­ sten Kollimator mit einer ersten Auflösung und zweite Bild­ signale aufgrund eines zweiten Kollimators mit einer zweiten Auflösung erzeugbar sind. Es kann somit beim Abtasten des Un­ tersuchungsobjektes gleichzeitig ein Bild mit hoher Auflösung und ein Bild mit hoher Empfindlichkeit erstellt werden. Zudem ergibt sich der Vorteil, daß die ersten und zweiten Bild­ signale in einer Additionsstufe gewichtet und dementsprechend überlagerte Bildsignale erzeugt werden können. Mit anderen Worten ausgedrückt: Es ist also in Abhängigkeit von der Wich­ tung möglich, den durch den empfindlichen, gering auflösen­ den Kollimator erhaltenen Bildsignalen, die durch den unemp­ findlichen hoch auflösenden Kollimator erhaltenen Bildsignale zu überlagern. Die Grenzfrequenz eines aus diesen überla­ gerten Bildsignalen erhaltenen Überlagerungsbildes ist dann durch den hochauflösenden Kollimator gegeben und das Bild­ rauschen ist nicht wesentlich stärker als das Bildrauschen, das aus der Verwendung von zwei hoch empfindlichen Kollima­ toren geringer Auflösung resultiert.

Weitere Vorteile und Einzelheiten der Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung eines Ausführungsbeispie­ les einer nuklearmedizinischen Diagnostikeinrichtung anhand der Figuren.

Es zeigt:

Fig. 1 ein erstes Ausführungsbeispiel einer nuklearmedizini­ schen Diagnostikeinrichtung nach der Erfindung in prinzipieller Darstellung und

Fig. 2 ein Blockschaltbild der nuklearmedizinischen Diagno­ stikeinrichtung nach Fig. 1.

Die in der Fig. 1 gezeigte nuklearmedizinischen Diagnostikein­ richtung weist eine Lagerungsvorrichtung 1 für ein Untersu­ chungsobjekt 2 sowie eine nukleardiagnostische Kamera 3 auf, die im Ausführungsbeispiel mit einem ersten und einem zweiten Kamerakopf 4, 5 ausgeführt ist. Es ist gezeigt, daß der erste Kamerakopf 4 mit einem ersten Kollimator 6 mit geringer Auf­ lösung, aber hoher Empfindlichkeit und der zweite Kamerakopf 5 mit einem zweiten Kollimator 7 mit hoher Auflösung und geringer Empfindlichkeit ausgeführt ist. Zur Abtastung des Untersuchungsobjektes 2 ist vorgesehen, daß die Lagerungsvor­ richtung 1 und die nukleardiagnostische Kamera 3 relativ zu­ einander verstellbar sind. Hierzu kann die nukleardiagnosti­ sche Kamera 3 beispielsweise an einer Lagerungsvorrichtung 8 gelagert sein, so daß sie um das Untersuchungsobjekt 2 ver­ stellbar ist.

Aus der Fig. 2 ergibt sich, daß die Signale des ersten und zweiten Kamerakopfes 4, 5 jeweils einem ersten und einem zweiten Datenspeicher 9, 10 zugeführt werden, denen eine Rekonstruktionseinheit 11 nachgeschaltet ist. Die Rekonstruk­ tionseinheit 11 berechnet aus den Signalen des ersten und zweiten Kamerakopfes 4, 5 jeweils Bildsignale, die jeweils einem nachgeschalteten Bildsignalspeicher 12, 13 zugeführt werden. Den Bildsignalspeichern 12, 13 ist eine Additions­ stufe 14 nachgeschaltet zum Addieren der in den Bildsignal­ speichern 12, 13 gespeicherten Signale in Abhängigkeit von einer Wichtung. Der Additionsstufe ist eine Bildwiedergabe­ einrichtung 15 zum Anzeigen der gewichteten Signale der Addi­ tionsstufe 14 nachgeschaltet. Vorteilhaft ist es, wenn der Additionsstufe 14 die Signale einer Eingabevorrichtung 16 zu­ führbar sind, um somit die Wichtung vorzugeben. Es ist somit möglich, entweder nur die Bildsignale des einen oder des an­ deren Bildsignalspeichers 12, 13 auf der Bildwiedergabeein­ richtung anzuzeigen. Gemäß der Erfindung und daher besonders bevorzugt werden die Bildsignale der Bildsignalspeicher 13, 14 aber in Abhängigkeit von der über die Eingabevorrichtung 16 vorgebbaren Wichtung addiert, so daß ein Mischbild auf der Bildwiedergabeeinrichtung 15 anzeigbar ist.

Vorzugsweise weist die Rekonstruktionseinheit 11 einen ersten, den Signalen des ersten Kamerakopfes 4 zugeordneten ersten Rekonstruktionsfilter 17 mit niedrigerer Bandbreite und einen zweiten den Signalen des zweiten Kamerakopfes 5 zu­ geordneten Rekonstruktionsfilter 18 mit höherer Bandbreite auf.

Es ist natürlich auch möglich, die nukleardiagnostische Kamera mit mehreren Kameraköpfen auszuführen, die jeweils mit unterschiedlichen Kollimatoren ausgeführt sein können. Hier­ bei ist dann die in der Fig. 2 gezeigte Anordnung vorzugsweise mit entsprechend weiteren Daten und Bildsignalspeichern sowie Rekonstruktionsfiltern ausgeführt.

Aufgrund des nachfolgenden Rechenbeispieles soll der sich durch die Erfindung ergebende Vorteil näher verdeutlicht wer­ den. Hierbei sei der erste Kollimator 6 ein fiktives LEAP- Kollimator mit der halben Auflösung eines zweiten fiktiven UHR-Kollimators 7. Der LEAP-Kollimator hat etwa dann die vierfache Empfindlichkeit des UHR-Kollimators. In der nach­ folgenden Tabelle sind die charakteristischen Merkmale für eine Zweitkopfkamera dargestellt, wenn einmal beide Kamera­ köpfe mit je einem UHR-, einmal je mit einem LEAP- und einmal ein UHR- mit einem LEAP-Kollimator kombiniert werden:

Tabelle 1

Als Ortsauflösung wurde dabei die Grenzfrequenz fg definiert, d. h. die höchste Ortsfrequenz (bei vorgegebenen Abstand zwi­ schen Objekt und Kollimator), die bei vernachlässigbarem Quantenrauschen noch auflösbar ist. Sie entspricht der ersten Nullstelle der MTF (Modulation Transfer Eunction). Empfind­ lichkeit und Grenzfrequenz des UHR-Kollimators wurden will­ kürlich = 1 gesetzt. Es ergibt sich hieraus, daß bei der Kom­ bination des höchstauflösenden UHR-Kollimators mit dem emp­ findlicheren LEAP-Kollimator die Grenzauflösung des UHR-Kol­ limators erhalten bleibt, die Empfindlichkeit aber günstiger ist.

Im Rahmen der Erfindung können die Kameraköpfe einander gegenüberliegend an einem Ring angeordnet sein, so daß sie um das Untersuchungsobjekt verstellbar sind. Ferner ist es mög­ lich, einen dritten Kamerakopf an dem Ring derart vorzusehen, daß die Kameraköpfe einen gleichen Abstand zueinander haben. Die Kameraköpfe können mit unterschiedlichen Kollimatoren oder beispielsweise zwei Kameraköpfe mit hochauflösenden Kol­ limatoren und der weitere Kamerakopf mit einem hochempfind­ lichen Kollimator ausgerüstet werden. Hierdurch kann bei­ spielsweise der hochauflösende Charakter der Kamera betont werden. Alternativ können auch zwei Kameraköpfe mit hoch­ empfindlichen Kollimatoren und der dritte Kamerakopf mit einem hochauflösenden Kollimator versehen sein.

Claims (6)

1. Nuklearmedizinische Diagnostikeinrichtung mit einer nukleardiagnostischen Kamera (3) aufweisend wenigstens einen ersten und einem zweiten Kamerakopf (4, 5), die mit einem Kollimator (6, 7) versehen sind, dadurch gekennzeichnet, daß sich die Kollimatoren (6, 7) hinsichtlich der Auflösung unterscheiden.

2. Nuklearmedizinische Diagnostikeinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Signale der nukleardiagnostischen Kamera (3), einer Signalverarbeitungseinrichtung zum Erzeugen von Bildsignalen zugeführt wird,
daß die Signalverarbeitungseinrichtung einen ersten und einen zweiten Speicher (9, 10) aufweist,
daß die Signale der mit einem ersten Kollimator (6) einer er­ sten Auflösung ausgeführten nukleardiagnostischen Kamera (3) in dem ersten Speicher (9) und die Signale der mit einem zweiten Kollimator (7) einer zweiten, zur ersten unterschied­ lichen Auflösung ausgeführten nukleardiagnostischen Kamera (3) in dem zweiten Speicher (10) gespeichert werden,
daß die Signalverarbeitungseinrichtung eine Rekonstruktions­ einheit (11) aufweist, der die Signale des ersten und zweiten Speichers (9, 10) zuführbar sind,
daß die Rekonstruktionseinheit (11) zum berechnen von Bild­ signalen aus den Signalen der nukleardiagnostischen Kamera (3) ausgeführt ist,
daß die aus den Signalen des ersten Speichers (9) berechneten Bildsignale in einem ersten Bildsignalspeicher (12) und die aus den Signalen des zweiten Speichers (10) berechneten Bild­ signale in einem zweiten Bildsignalspeicher (13) speicherbar sind,
daß die Bildsignale des ersten und zweiten Bildsignalspei­ chers (12, 13) einer Additionsstufe (14) zur gewichteten Addition zuführbar sind und
daß der Additionsstufe (14) eine Bildwiedergabeeinrichtung (15) nachgeschaltet ist.

3. Nuklearmedizinische Diagnostikeinrichtung nach Anspruch 2, wobei der Rekonstruktionseinheit (11) elektronische Filter (17, 18) zugeordnet sind.

4. Nuklearmedizinische Diagnostikeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die nukleardiagnostische Kamera (3) relativ zu einer Lagerungsvorrichtung (1) für ein Untersuchungsobjekt (2) zum Erzeugen der Signale verstellbar ist.

5. Nuklearmedizinische Diagnostikeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei die Kameraköpfe (4, 5) an einem Ring einander gegen­ überliegend angeordnet sind.

6. Nuklearmedizinische Diagnostikeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei drei Kameraköpfe im gleichen Abstand an einem Ring an­ geordnet sind.