DE19648211A1

DE19648211A1 - Kernmedizinisches Verfahren

Info

Publication number: DE19648211A1
Application number: DE19648211A
Authority: DE
Inventors: Adi Balan; Gideon Berlad; Alex Fisher; Dov Maor; Alex Silberklang
Original assignee: Elscint Ltd
Current assignee: Elscint Ltd
Priority date: 1995-11-24
Filing date: 1996-11-21
Publication date: 1997-05-28
Also published as: US6369389B1; CA2191174A1; JPH09178860A; FR2741723A1; IL119673A0; US5689115A

Description

Die Erfindung bezieht sich auf die Technik der kernmedizinischen Bildgebung und insbesondere auf digitale kernmedizinische Verfahren und Systeme.

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Fig. 1 zeigt ein Blockschaltbild eines verallgemeinerten kernmedizinischen Systems 550 nach dem Stand der Technik, das zur Abbildung eines Patienten 504 dient. Das System 550 wird verwendet, um Bilder von radionukliden Konzentrationen im Patienten 504 zu erzeugen. Dem Patienten 504 wird ein Radio-Pharmazeutikum injiziert, das üblicher weise mindestens eine Konzentration 506 in Teilen der Anatomie des Patienten 504 bildet. Der Patient 504 wird in einen Untersuchungsraum (nicht dargestellt) gebracht, so daß ein Szintillationsdetektorkristall 500 Gammastrahlung detektieren kann, die von Radio-Pharmazeutika in der Konzentration 506 emittiert werden.

Bei der Röntgenstrahl-Abbildung wird die Schwächung von Röntgenstrahlen durch interne Organe und Knochen als ein Wellen-Phänomen gemessen. Die Amplitude der gemesse nen Welle bestimmt das Ausmaß der Behinderung im zurückzulegenden Pfad. Bei der kernmedizinischen Abbildung werden Gammastrahlen, die aus radioaktiven Materialien emittiert werden, als ein Partikelphänomen behandelt. Jedes gemessene Photon entspricht einem Strahlungsereignis, und die Anzahl von Strahlungsereignissen aus einem Bereich gibt die Konzentration des radioaktiven Materials in diesem Bereich wieder. Die Energie der Ereignisse gibt jedoch an, ob sie direkt von der Konzentration 506 gekommen sind oder ob sie ihren Ursprung in einem anderen Bereich der Anatomie haben und gestreut worden sind.

Infolgedessen wird bei der Konstruktion von Kernmedizinsystemen das Filtern realer Strahlungsereignisse gegenüber Streuereignissen (deren Ursprung unbekannt ist) betont. Aufgrund der schwachen Wechselwirkung zwischen Gammastrahlen und Materie und dem Wunsch, geringe Dosierungen an Radioaktivität anzuwenden, werden Gammastrah len nicht auf Film oder mit Detektoren aufgenommen, wie sie z. B. in Röntgenstrahl-CT- Systemen verwendet werden. Gammastrahlung, die durch das Radio-Pharmazeutikum emittiert wird, wirkt mit einem Detektorkristall 500 so zusammen, daß sehr kleine Lichtblitze erzeugt werden. Jedes Strahlungsereignis erzeugt einen Lichtblitz im Detektor 500. Verschiedene Photovervielfacher 502 aus einer Vielzahl derartiger Photoverviel facher detektieren diesen Lichtblitz und erzeugen einen elektrischen Strom, der auf die Intensität des Lichtes anspricht, das von dem einzelnen Photovervielfacher festgestellt wird. Die Anteile von Photovervielfachern 502 werden miteinander addiert, damit die Energiemenge im Ereignis und damit seine Gültigkeit bestimmt wird. Zusätzlich wird die Lage des Ereignisses durch Analysieren der Signale aus jedem der Photovervielfacher 502 bestimmt.

Jeder Photovervielfacher 502 weist seinen eigenen Signalverarbeitungs-Stromkreis auf. Der elektrische Strom, der von jedem Photovervielfacher 502 erzeugt wird, wird durch einen Verstärker 508 verstärkt und dann durch einen Former/Verzögerer 512 geformt und verzögert. Der Zweck des Formens des Signals ist, das Signal zu komprimieren. Die meisten kernmedizinischen Systeme werden durch ein Ereignis getriggert und durch ein Ereignis blockiert. Wenn ein Ereignis registriert wird, verarbeitet das System dieses Ereig nis und es können keine weiteren Ereignisse mehr registriert oder verarbeitet werden, während das erste Ereignis verarbeitet wird. Eine Kompression kürzt die Zeitdauer eines Ereignisses ab, so daß die Verarbeitungsdauer (Integration) kürzer und die maximale Ereignisrate höher wird.

Typischerweise wird der Former/Verzögerer 512 nur dann getriggert, wenn das Strahl ungsereignis eine Gesamtenergie aufweist, die innerhalb eines speziellen breiten Energie fensters vorhanden ist. Andernfalls ist das gemessene Ereignis wahrscheinlich ein nicht interessierendes Streuereignis, das ausgeschaltet wird. Die Ausgänge aller Verstärker 508 werden durch einen Addierer 510 addiert. Die vom Addierer 510 berechnete Summe wird durch eine Gattervorrichtung 514 verwendet, um selektierbar den Former/Verzöge rer 512 abhängig von der Summe zu triggern. Wenn die Summe innerhalb eines vorein gestellten Bereiches von Werten liegt, triggert die Gattervorrichtung 514 den Former/Ver zögerer 512, um das Strahlungsereignis zu verarbeiten. Es ist festzuhalten, daß die gesamte Energie des Ereignisses grob vorbestimmt wird. Verwendet man die Verzöge rung, beginnt die Integration über den gesamten Wertebereich letztlich nur, wenn die angenäherte Energie innerhalb vorbestimmte Grenzen fällt.

Ein Integrator 516 integriert das Signal, das von dem Former/Verzögerer 512 erzeugt worden ist, um die gesamte Energie festzustellen, die dem Strahlungsereignis durch einen speziellen Photovervielfacher 512 zugeordnet ist. Ein wichtiges Ergebnis der Integration ist die Rauschreduzierung. Wie bei vielen Meßsystemen, selbst wenn kein Ereignis ge messen wird, ist ein parasitärer GS-Pegel vorhanden, der üblicherweise als Grundlinien- Spannung bezeichnet wird. Diese Grundlinien-Spannung wird typischerweise von dem Signal vor der Integration subtrahiert. Andernfalls enthält das integrierte Signal einen hohen (unbekannten) Teil aus der Grundlinie. Dieser Vorgang wird Grundlinien- Restaurierung genannt.

Die individuellen Detektorschaltungen sind mit einer einzelnen Ereignis-Verarbeitungs vorrichtung 519 verbunden. Um die Schaltungen zu vereinigen, ordnet eine Folgesteu erung 517 die Resultate aus allen Integratoren 516 der Reihe nach und gibt sie seriell an eine Ereignis-Verarbeitungsvorrichtung 519.

Typischerweise wird das Analogsignal nach der Integration in ein digitales Signal umge wandelt. Die Umwandlung von analogen Signalen in digitale Signale ist für die kurzen Impulsdauern problematisch, die bei der Kernmedizin-Abbildung typisch sind. Insbeson dere tendieren Analog/Digital-Umwandler dazu, daß sie

(a) ein relativ geringes Auflösungsvermögen haben,
(b) in ihrem Ansprechverhalten nicht linear sind, und
(c) Ansprechkurven haben, die sich zwischen einzelnen Umwandlern und innerhalb eines einzelnen Umwandlers mit der Zeit verändern.

US-Patent Nr. 53 71 362 betrifft ein Grundlinien-Meß- und -Korrektursystem. Die Ausgangssignale eines jeden Photovervielfachers werden durch einen Analog/Digital- (A/D)-Wandler abgefragt und analysiert, um die Werte der Grundlinien-Spannung zwischen Strahlungsereignissen zu bestimmen. Die bestimmte Grundlinien-Spannung wird von den abgefragten Signalen subtrahiert, um grundlinienkorrigierte Signale zu erhalten. Des weiteren ergibt sich hieraus die Addition einer Gleitskala-Spannung zum Photovervielfacher-Ausgangssignal. Eine G leitskala-Spannung wird von dem System in Abhängigkeit von der Amplitude des abgefragten Signals erzeugt. Die Gleitskala-Span nung wird dem Signal aus den Photovervielfachern hinzuaddiert, so daß die Amplitude innerhalb des linearen Bereiches des Analog/Digital-Wandlers liegt.

Bei dem APEX-System wird ein Gleitskala-Signal mit einer Zyklusdauer, die 64 Ereignisse andauert, dem Analog-Signal vor der Umwandlung hinzuaddiert. Die Gleitskala ist ereig nisbezogen, so daß das Gleitskala-Signal über die Dauer eines jeden Ereignisses konstant ist und sich um einen Pegel zwischen Ereignissen ändert. Fig. 2A zeigt ein Analog-Signal, das von den Photovervielfacher-Röhren 502 erzeugt wird, und Fig. 2B ein Gleitskala-Sig nal, wie hier beschrieben. Da der Zyklus des Gleitskala-Signals nur 64 Ereignisse andau ert, ist die mittlere Verteilung des Gleitskala-Signals über lange Zeitperioden (und 64 Ereignisse) Null.

Nach Fig. 1 beginnt eine Ereignisverarbeitung mit der Bestimmung der XY-Position des Strahlungsereignisses am Detektorkopf 500. Für diese Bestimmung sind nur kräftige Signale nutzbar. Somit wählt eine Wählvorrichtung 518 nur die Integrationsresultate aus, die über einem Schwellwert liegen. Ein Standardisierer 520 normiert die ausgewählten Resultate, damit ihre Summe eine konstante Größe wird, und ein Positionsrechner 522 verwendet die standardisierten Resultate, um eine Anger-Arithmetik durchzuführen und die Position des Strahlungsereignisses in der Ebene des Detektors 500 zu berechnen.

Typischerweise werden einige der Anger-Arithmetik-Berechnungen durch eine Gruppe von bewerteten Widerständen durchgeführt. Diese Widerstände sind direkt mit Photo vervielfachern 502 verbunden und berechnen bewertete Summen der Signale aus Photovervielfachern 502.

Im Anschluß an eine Positionierung werden die Strahlungsereignisse auf Linearitätsfehler, Energiefehler und variable Empfindlichkeitsfehler durch eine Ereignis-Korrekturvorrich tung 524 korrigiert. Linearitätsfehler sind systematische Fehler in der Positionsberechnung durch die Anger-Arithmetik. Empfindlichkeitsfehler werden durch einen Detektor 500 verursacht, der eine positionsabhängige Empfindlichkeit hat, d. h., daß einige Teile des Detektors 500 natürlicherweise mehr Ereignisse als andere Teile anzeigen, selbst wenn die gesamte Detektoranordnung 500 einen gleichförmigen Ereignisfluß aufnimmt. Ener giefehler werden durch die Nichtanzeige eines Teils des Lichtes verursacht, das durch ein Ereignis erzeugt wird, z. B. Licht, das durch die Räume zwischen den Photovervielfacher- Röhren 502 geht. Somit werden ähnliche Ereignisse durch das System 550 so erfaßt, als ob unterschiedliche Energiepegel vorhanden wären. Üblicherweise werden die Ereignis se deren Energiepegel nicht innerhalb eines positionsabhängigen, schmalen Fensters liegt, von dem System 550 zurückgewiesen. In manchen kernmedizinischen Systemen werden Ereignisse nur korrigiert, nachdem Nicht-Ereignisse zurückgewiesen worden sind.

Wenn es erwünscht ist, das Bild zu transformieren (es z. B. zu vergrößern), gibt es zwei mögliche Lösungen. Die Korrekturvorrichtung 524 kann so ausgelegt sein, daß sie die Transformation durchführt. Alle geometrischen Transformationen (Linearitäts-Korrekturen und andere) werden üblicherweise als ein Schritt unter Verwendung einer einzigen Ta belle ausgeführt. Wenn die gewünschte Transformation sich ändert, muß die geometri sche Transformationstabelle in der Korrekturvorrichtung 524 neu berechnet werden, was zeitaufwendig ist.

Andererseits können die Transformationen an dem Endbild durchgeführt werden. Die Qualität dieses transformierten Bildes ist jedoch geringer als die Qualität des ursprüng lichen Bildes, bedingt durch Rückfaltungseffekte.

Eine Bilderzeugung durch einen Bildprozessor 526 vervollständigt die Verarbeitung von Strahlungsereignissen, so daß ein vervollständigtes Bild auf einer Sichtanzeige 528 darge stellt werden kann.

US-Patent 53 45 082 zeigt eine energieabhängige Linearitätskorrektur. Eine getrennte Linearitätskorrekturabbildung wird für jeden von verschiedenen Energiebereichen gespeichert. Die Positionierung eines detektierten Ereignisses wird unter Verwendung der Linearitätsabbildung korrigiert, die der Ereignisenergie angepaßt ist.

US-Patent 52 76 615 erwähnt ein kernmedizinisches System, bei dem die Ausgänge der Photovervielfacher-Röhren direkt durch einen Analog/Digital-Wandler abgefragt werden. Das Summieren, das Integrieren und das Positionieren werden dabei digital auf den abge fragten Ausgängen durchgeführt.

BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG

Aufgabe der Erfindung ist es, ein Kern-Abbildungsverfahren und -system mit verbesserter Bildqualität zu schaffen. Nach einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung weist ein digitales kernmedizinisches System eine Detektoreinheit auf, die ein analoges elektri sches Signal erzeugt, das auf ein auftreffendes Strahlungsereignis anspricht. Das analoge Signal wird in ein digitales Signal umgewandelt, bevor folgende Schritte durchgeführt werden, nämlich

(a) das Signal wird integriert, um einen Energiewert für das Ereignis zu erzielen, oder
(b) analoge Signale werden aus einer Mehrzahl von Detektoren summiert. Nach der Umwandlung wird das digitale Signal wieder auf die Grundlinie zurückgestellt und das Signal wird integriert, damit ein Energiewert für das Ereignis erzielt wird.

Im allgemeinen erfolgt die digitale Verarbeitung von Signalen schneller, stabiler, exakter und flexibler als die Verarbeitung von analogen Signalen. Kernmedizinsysteme sind sig nalverarbeitungsintensiv, so daß ein digitales Verarbeitungssystem von Vorteil ist. Der Schritt der Umwandlung von analogen Signalen in ihre digitalen Gegenpart verschlechtert üblicherweise die Signalauflösung und addiert Rauschen. Bekannte kernmedizinische Systeme optimieren somit ihre Bildqualität durch Verschieben der A/D-Umwandlung solange, bis zumindest ein Teil der Verarbeitung unter Verwendung der Analogschaltung durchgeführt worden ist.

Die Analog/Digital-Umwandlung hat ein begrenztes Auflösungsvermögen; dieses Auflö sungsvermögen kann jedoch dadurch verbessert werden, daß das Eingangssignal variiert wird. Wenn beispielsweise in konstantes Signal, das den Wert von 2,9 hat, durch einen Analog/Digital-Umwandler, der den Auflösungswert 1 hat, umgewandelt wird, wird der resultierende digitale Wert 2, was einem Fehler von etwa 50% entspricht. Wenn jedoch ein periodisches Signal mit der Amplitude 1 dem analogen Signal hinzuaddiert wird, schwankt der resultierende analoge Wert zwischen 1,9 und 3,9. Wird dieses neue Signal abgetastet und mehrere Male umgewandelt, wird das mittlere digitale Signal etwa 2,9.

Bei einer ersten bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird ein die Auflösung verbesserndes Signal dem analogen Signal vor der Umwandlung des analogen Signals in das digitale Signal hinzuaddiert. Vorzugsweise ist das die Auflösung verbessernde Signal ein Zeitänderungszyklus oder ein pseudo-willkürliches Signal, das während der Detektion eines einzelnen Ereignisses mehrere Male einen Zyklus durchläuft, und das eine Präzision hat, die höher ist als das Auflösungsvermögen des Analog/Digital-Wandlers. Vorzugswei se besitzt das die Auflösung verbessernde Signal eine Amplitude in der Größenordnung der Auflösung der Analog/Digital-Umwandlung. Die Summe der die Auflösung verbes sernden Signale über eine Integrierdaurt ist zweckmäßigerweise Null. Das die Auflösung verbessernde Signal führt kein Rauschen in das integrierte Signal ein, und infolgedessen braucht es nicht vor einer Integration korrigiert werden. Bei einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung, die besonders zweckmäßig ist, wenn die Integrations dauer des digitalen Signales nicht konstant ist, wird die Addition des die Auflösung ver bessernden Signals durch Subtrahieren eines digitalen Äquivalents des die Auflösung verbessernden Signals von dem digitalen Signal vor dem Wiederherstellen der Grundlinie korrigiert.

Das die Auflösung verbessernde Signal ist vorzugsweise mit dem Analog/Digital- Umwandlungsverfahren synchronisiert.

Eine zweite Beschränkung von Analog/Digital-Wandlern ist darin zu sehen, daß sie nicht gleichförmig linear über ihren Erfassungsbereich arbeiten. Diese Ungleichförmigkeiten können dadurch korrigiert werden, daß das Ansprechen des Wandlers abgebildet und ein Teil der Fehler nach der Erfassung korrigiert wird. Selbst wenn jedoch ein Wandler abge bildet wird, um die Ungleichförmigkeiten zu korrigieren, muß der Wandler erneut abge bildet werden, wenn er ersetzt wird. Zusätzlich ändert sich die Linearität von Analog/ Digital-Wandlern mit der Zeit.

Nach einer zweiten Ausführungsform der Erfindung wird ein Linearitäts-Verbesserungs signal dem analogen Signal hinzuaddiert, bevor es in das digitale Signal umgewandelt wird. Das die Linearität verbessernde Signal wird zusätzlich zu oder alternativ zu dem die Auflösung verbessernden Signal hinzuaddiert. Vorzugsweise wird das die Linearität ver bessernde Signal periodisch langsam wiederholt, derart, daß es sich einem konstanten Signal während der Integrationsdauer eines einzelnen Ereignisses nähert. Die Amplitude des die Linearität verbessernden Signals beträgt vorzugsweise etwa 5% des Bereiches des Analog/Digital-Wandlers. Die Präzision des die Linearität verbessernden Signals ist vor zugsweise höher als das Auflösungsvermögen des Analog/Digital-Wandlers. Wahlweise wird ein digitales Äquivalent des die Linearität verbessernden Signals von dem digitalen Signal subtrahiert, bevor die Grundlinie wieder hergestellt wird.

Das digitale Signal, dessen Grundlinie durch den Grundlinien-Restaurator wieder herge stellt wird, hat eine höhere Genauigkeit als das digitale Signal, das durch den Analog/ Digital-Wandler erzeugt wird. Da das die Linearität verbessernde Signal sich langsam ändert, behandelt der Grundlinien-Restaurator das Signal als ein GS-Signal, so daß der Grundlinien-Restaurator eine Anpassung an das die Linearität verbessernde Signal ohne Spezialschaltung und ohne das die Linearität verbessernde Signal als Eingang aufnehmen kann.

Um ein Bild auf der Basis einer Vielzahl von Strahlungsereignissen zu erzeugen, werden verschiedene Schritte bei jedem Ereignis durchgeführt, nämlich

(a) die Lage des Strahlungsereignisses wird bestimmt,
(b) Linearitätsfehler in der Positionierung des Ereignisses werden korrigiert,
(c) Fehler bei der Bestimmung der Energie des Ereignisses werden korrigiert,
(d) Fehler bei der Ereignisdetektion werden korrigiert, z. B. Fehler aufgrund einer ungleichförmigen Empfindlichkeit des Detektors,
(e) andere Positionierfehler bei der Positionierung des Ereignisses werden korrigiert, z. B. Fehler, die durch mechanische Fehlausrichtung verursacht werden,
(f) die Position des Ereignisses wird unter Verwendung einer generellen geometrischen Transformation, z. B. Zoomen, transformiert, und
(g) Ereignisse werden einer Stelle in einer Bildebene zugeordnet.

Wenn mehr als einer der Schritte nach (b), (e) und (f) ausgeführt wird, werden die Schritte üblicherweise unter Verwendung einer einzelnen Transformationsabbildung durchge führt. Alternativ können (e) oder (f) auf der Bildebene im Anschluß an (g) ausgeführt werden.

Ein derartiges Verfahren hat verschiedene Nachteile. Erstens ist es zeitaufwendig, die einzelne Transformationsabbildung zu berechnen, wenn eine der Korrekturen oder Transformationen in (b), (e) oder (f) geändert wird, wird das gesamte Nuklearmedizin- System stillgehalten, bis die Neuberechnung abgeschlossen ist. Zweitens sind Korrektu ren, die zeitabhängig sind, unmöglich auszuführen, da die Transformationsabbildung statisch ist und die Bildebene keine Zeitdimension hat. Drittens ist, wenn eine Korrektur an der Bildmatrix vorgenommen wird, das Resultat nur so genau wie die Auflösung der Bildebene, die klinisch sechs bis acht Bits beträgt und üblicherweise zehn Bits nicht übersteigt.

Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden die Schritte (a)-(f) als getrennte unabhängige Schritte bei jedem individuellen Ereignis durchgeführt. Ein Ereig nis wird somit der Bildebene nur zugeordnet, nachdem ihr alle gewünschten Transforma tionen und Korrekturen aufgegeben worden sind. Das Resultat ist, daß jedem Ereignis unterschiedliche, nicht konstante, möglicherweise auf Zeit basierende Korrekturen und Transformationen aufgegeben werden. Zusätzlich ist die Genauigkeit von (a)-(e) so groß wie das Berechnungssystem, und nicht durch die Bildebenenauflösung beschränkt.

Eine bevorzugte, auf Zeitbasis vorgenommene Korrektur korrigiert Störungen, die durch bestimmte Radio-Pharmazeutika verursacht werden, die rasch während einer Nuklear medizin-Sitzung verschlechtert werden. Strahlungsereignisse, die später in der Sitzung auftreten, erhalten höhere Bewertungen, um diese Verschlechterungen zu kompensieren.

Eine weitere bevorzugte nicht konstante Korrektur ist eine Korrektur auf mechanische Fehlausrichtung. Bei einem typischen tomographischen Kernmedizinsystem werden Detektoranordnungen um einen Patienten herum gedreht. Die Detektoranordnungen biegen sich jedoch aufgrund ihres Gewichtes durch. Auch ist die Rotationsmitte für die Anordnungen nicht immer exakt die Mitte der Projektionsebene. Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird der Fehler in der Position des Ereignisses, der auf grund des Durchhängens der Kameradetektoren bedingt ist, dadurch korrigiert wird, daß eine winkelbezogene geometrische Transformation jedem Ereignis aufgegeben wird. Die Rotationsmitte wird ferner dadurch korrigiert, daß dem Ereignis eine zweite geometrische Transformation aufgegeben wird. Diese Korrekturen können in einer einzigen geometri schen Transformation kombiniert werden.

Eine andere bevorzugte, nicht konstante Korrektur ist eine Geschwindigkeitskorrektur für lineare Abtastung, wobei ein Detektor den Körper des Patienten entlang abtastet. Geschwindigkeitsänderungen werden dadurch korrigiert, daß jedem Ereignis ein positionsabhängiges Gewicht, abhängig von der Geschwindigkeit des Detektors an dieser Position, gegeben wird.

Eine bevorzugte geometrische Transformation besteht darin, ein Fächerstrahlbild in ein Parallelstrahlbild umzuwandeln, um optimal sowohl die Detektor als auch die Bild ebenenfläche auszunutzen. Bei einer bevorzugten Ausführungsform vorliegender Erfin dung wird ein kleiner Teil des Körpers des Patienten unter Verwendung eines Fächer strahl-Kollimators abgebildet. Die Strahlungsereignisse werden jedoch neu positioniert, bevor sie der Bildebene zugeordnet werden, um die Verwendung eines Parallelstrahl- Kollimators zu simulieren. Damit wird ein Fächerstrahlbild hoher Auflösung ohne die typischen Störungen, die durch den Fächerstrahl-Kollimator verursacht werden, zur Anzeige gebracht.

Da jedes Ereignis mit einer Bewertung versehen wird, können verschiedene Arten von Unregelmäßigkeiten dadurch korrigiert werden, daß die Bewertung eines jeden Ereig nisses variiert wird. Eine Empfindlichkeitskorrektur wird bei einer bevorzugten Ausfüh rungsform der Erfindung dadurch erzielt, daß zuerst die Empfindlichkeits-Gleichförmigkeit des Detektors abgebildet wird und daß während der Erfassung jedem Ereignis eine (bruchteilige) Bewertung gegeben wird, die von der Position des Ereignisses im Detektor abhängt.

Wenn Strahlungsereignisse schneller auftreten als das Kernmedizin-System sie verarbeiten kann, gehen die Ereignisse verloren. Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfin dung zählt ein Ereigniszähler die Anzahl von tatsächlichen Ereignissen. Eine höhere Be wertung wird einem Ereignis zugeordnet, das aus einer Stelle eines Patienten ankommt, die Ereignisse aufgrund einer hohen Anzahl von Ereignissen aus dieser Stelle verloren hat.

Bei einer anderen Ausführungsform der Erfindung wird Ereignissen, die während eines kurzen Rahmens auftreten, eine höhere Bewertung gegeben als Ereignissen, die während langer Rahmenzeiten auftreten. Somit haben Bilder mit unterschiedlichen Rahmenzeiten, jedoch ähnlichen Inhalts ähnliche Intensitäten.

KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Fig. 1 ist ein Blockschaltbild eines bekannten Nuklearmedizin-Systems,

Fig. 2A eine graphische Darstellung des Ansprechverhaltens einer Photovervielfacher- Röhre auf eine Serie von Strahlungsereignissen,

Fig. 2B eine bekannte Kurvenform, die dem Photovervielfacher-Ansprechen hinzuaddiert wird,

Fig. 2C und 2D graphische Darstellungen verschiedener Kurvenformen, die dem Photovervielfacher-Ansprechen in verschiedenen bevorzugten Ausführungs formen der Erfindung hinzuaddiert werden,

Fig. 3 ein Blockschaltbild eines Kernmedizin-Bildgebungssystems nach einer bevor zugten Ausführungsform der Erfindung,

Fig. 4 ein detailliertes Blockschaltbild einer Detektorschaltung des Systems nach Fig. 3,

Fig. 5 ein detailliertes Blockschaltbild eines Prozessors des in Fig. 3 gezeigten Systems,

Fig. 6 ein detailliertes Blockschaltbild einer Torschaltung des Systems nach Fig. 4, und

Fig. 7 den Effekt des Durchhängens an einem Detektorkristall, der einen Patienten abbildet.

DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN

Fig. 3 zeigt eine schematische Darstellung eines Kernmedizin-Systems 61 nach einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung. Das System 61 weist einen Untersuchungs bereich 44, einen Detektorkristall 41 und eine Vielzahl von Photovervielfacher-Röhren 14 (PM) auf. Wenn eine Gamma-Quelle im Untersuchungsbereich 44 angeordnet wird, wir ken die Gamma-Strahlen, die durch das Strahlungsereignis entstehen, mit dem Detektor 41 so zusammen, daß schwache Szintillationen erzeugt werden. Diese Szintillationen werden durch die PM-Röhren 14 verstärkt, die ferner die Szintillationen in elektrische Signale mit einer Amplitude entsprechend der Energie der sich gegenseitig beeinflussen den Gamma-Strahlen umwandeln. Jede der PM-Röhren 14 ist mit einer Detektorschaltung 34 verbunden, die nachstehend näher beschrieben wird. Die Ausgänge aus den Schaltun gen 34 werden in einen Prozessor 60 eingeführt, der die Position eines jeden Strahl ungsereignisses aus den Signalen bestimmt, die in den PM-Röhren 14 erzeugt werden, und kombiniert diese Ereignisse so, daß ein Bild entsteht. Dieses resultierende Bild wird auf einem Sichtanzeigeschirm 92 dargestellt. Das System 61 wird von einem Steuergerät 100 gesteuert, das Steuerungs- und Zeitgeber-Signale erzeugt.

Bei einem typischen Verfahren der Kernmedizin-Bilderfassung wird einem Patienten 40 ein Radio-Pharmazeutikum injiziert oder eingegeben, und der Patient wird in den Unter suchungsbereich 44 gebracht. Das Radio-Pharmazeutikum wird selektierbar durch Gewe be im Körper des Patienten 40 absorbiert, und das Ausmaß der Absorption ist typisch ab hängig von den metabolischen Vorgängen, die im Gewebe auftreten. Ein Zerfall des Radio-Pharmazeutikums verursacht eine Vielzahl von Strahlungsereignissen, die durch den Detektor 41 detektiert werden. Ein im Detektor 41 bei jedem detektierten Ereignis erzeugter Lichtblitz wird erfaßt und von mindestens einem, in der Regel mehreren PM- Röhren 14 verstärkt. Das von den Photovervielfachern 14 in Abhängigkeit von einem Ereignis erzeugte Signal wird ein Impulssignal genannt. Das Integral des Impulses ent spricht der Anzahl von Photonen, die durch den Photovervielfacher 14 angezeigt wird, und die der vom Detektor 41 detektierten Energie entspricht. Der Detektor 41 kann um den Teil des Körpers 40 gedreht werden, der abgebildet wird, so daß ein tomographisches Bild entstehen kann.

Fig. 4 zeigt ein Blockschaltbild der Detektorschaltung 34 nach einer bevorzugten Ausfüh rungsform der Erfindung. Der Verstärkungsgrad eines Photovervielfachers 14 wird durch ein Verstärkungs-Steuergerät 12 gesteuert, da jeder Photovervielfacher typischerweise auffallendes Licht um einen unterschiedlichen Faktor verstärkt. Vorzugsweise wird das Verstärkungs-Steuergerät 12 durch ein Steuergerät 100 gesteuert, um bekannte Abwei chungen in der Verstärkung von Photovervielfachern 14 zu kompensieren. Das Impuls signal wird vorzugsweise weiter durch einen Vorverstärker 16 verstärkt. Der Vorverstärker 16 besitzt zweckmäßigerweise die Möglichkeit einer Glättung, um ein Rauschen zu redu zieren. Typischerweise hat der Vorverstärker 16 eine Bandbreite von 5-8 MHz. Das ge glättete Impulssignal wird durch einen A/D-Wandler 20 digitalisiert. Es sei bemerkt, daß der A/D-Wandler 20 mehrere Datenabtastungen während eines jeden Strahlungsereig nisses erfaßt, so daß das Impulssignal aus den digitalisierten Daten reproduziert werden kann. Vorzugsweise tastet ein A/D-Wandler 20 mit einer Geschwindigkeit von 20 MHz ab. Die Auflösung des A/D-Wandlers 20 beträgt vorzugsweise mindestens acht Bits, vor zugsweise zehn oder mehr Bits.

Das begrenzte Auflösungsvermögen des A/D-Wandlers 20 kann die Bildqualität entschei dend beeinflussen. Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird ein Auflö sungs-Verstärkungssignal dem Analogsignal unter Verwendung eines Addierers 18 hinzu addiert. Fig. 2A zeigt eine Serie von Analogsignalen, die durch einen PM als Folge von Strahlungsereignissen erzeugt werden. Fig. 2C, die die gleiche Zeitskala wie Fig. 2A hat, zeigt ein bevorzugtes Auflösungs-Verstärkungssignal.

Der Einfluß des Auflösungs-Verstärkungssignales läßt sich am besten durch das Beispiel der Erfassung eines konstanten Signales erläutern. Beispielsweise entspricht ein Schritt von einem Bit des A/D-Wandlers 20 einem Spannungswert von 8 Millivolt. Wenn ein Konstantsignal von 15 Millivolt digitalisiert wird, hat das digitialisierte Signal den Wert 1, selbst wenn der reale äquivalente digitale Wert 1,875 beträgt, da nur der "ganze" Teil des Signals digitalisiert wird. Wenn das konstante Signal durch ein periodisches Signal mit einer Amplitude von 8 Millivolt (ein Bit) in Zitterbewegungen (dither) versetzt wird, beträgt das resultierende analoge Signal zwischen 7 und 23 Millivolt. Dies hat zur Folge, daß das digitalisierte Signal entweder 1 oder 2 ist. Wird das Zitter-Signal eine unbegrenz te Anzahl von Malen digitalisiert, nähert sich das mittlere digitale Signal dem Wert 1,375, da in 7/16 der Fälle die Signalspannung über 16 Millivolt und in 9/16 der Fälle zwischen 8 und 16 Millivolt liegt. Ein Wert 0,5 (Hälfte eines Bits) wird dem mittleren Signal hinzu addiert, um den mittleren Rundungsfehler des A/D-Wandlers zu reflektieren, d. h. die Tatsache, daß alle Werte zwischen 8 und 15 Millivolt als 1 digitalisiert sind, obwohl ihr Mittelwert 1,6 beträgt.

Der mittlere erfaßte Wert ist somit 1,875. Wenn das Signal eine begrenzte Anzahl N mal digitalisiert wird, ist im allgemeinen die zusätzliche Auflösung der Digitalisierung log(N), falls jede Digitalisierung bei einer unterschiedlichen Phasenlage des "zitternden" periodischen Signals durchgeführt wird.

Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird das "zitternde" periodische Signal etwa zweimal während eines Pulssignales zyklisch geschaltet, d. h. etwa 800 ns.

Vorzugsweise wird das periodische Signal mit dem digitalisierten Takt synchronisiert, um sicherzustellen, daß jede Digitalisierung bei einer unterschiedlichen Phase des periodi schen Signals erfolgt. Wenn beispielsweise zwei addierte Bits der Auflösung erwünscht sind, wird die Digitalisierungsfrequenz so eingestellt, daß sie dem Vierfachen der Fre quenz des periodischen Signals entspricht. Die Zeitsteuerung der Digitalisierung wird so eingestellt, daß innerhalb eines jeden Zyklus des periodischen Signals jede Digitalisierung bei einer unterschiedlichen Phasenlage des periodischen Signals erfolgt. Diese Zeitgabe wird in aufeinanderfolgenden Signalzyklen wiederholt. Alternativ wird ein Zeitsteuer schema verwendet, das weniger häufig wiederholt.

Der Auflösungs-Verstärkungseffekt wird möglicherweise für ein einzelnes Impulssignal nicht erzielt, insbesondere, wenn die Frequenz des Auflösungs-Verstärkungssignals niedrig im Vergleich zum Impulssignal ist. Wenn das Auflösungs-Verstärkungssignal beispielsweise nur einmal zyklisch schaltet und zwei A/D-Abtastungen in einem Ereignis vorgenommen werden, kann die erste Abtastung von 1,9 auf 2,1 (d. h. von 1 auf 2) erhöht werden, und die zweite Abtastung von 1,3 auf 1,1 (d. h. unbeeinflußt) reduziert werden. Somit beträgt die gesamte detektierte Energie 2+(0,5)+ 1 +(0,5)=4,0, verglichen mit dem nichtkorrigierten Wert von 1 + (0,5) + 1 + (0,5) = 3 und verglichen mit dem korrekten Wert von 1,9+1,3 =3,2, einem definitiven Verlust an Genauigkeit.

Selbst wenn die Genauigkeit einer einzigen Digitalisierungs-Abtastung leicht verzögert wird, ergibt der kumulative Effekt auf viele digitalisierte Impulssignale eine höhere Genauigkeit der Messung. Wenn die Frequenz des periodischen Signals höher ist, wird in Verbindung mit einer Digitalisierungsrate in der vorbeschriebenen Weise die Genauigkeit der Digitalisierung eines einzelnen Impulssignales ebenfalls höher.

Vorzugsweise wird auch das periodische Signal mit der Integration synchronisiert. Beispielsweise ist die Integrationsdauer eines Impulssignals ein integrales Mehrfaches der Periode des Auflösungs-Verstärkungssignals, um sicherzustellen, daß die Summe von Beiträgen des periodischen Signals zu dem integrierten Wert Null ist. Wenn jedoch eine variable Integrationsdauer verwendet wird, wird der digitale Wert des "Zitter"-Signals an den Abtaststellen vorzugsweise von dem digitalisierten Signal subtrahiert, wie vorstehend beschrieben. Eine zweckmäßige Ausführungsform einer derartigen periodischen Kurven form ist eine Sägezahnkurve.

Da alle Berechnungen nach der Analog/Digital-Umwandlung digital sind, kann die Subtraktion des "Zitter"-Signals vor der Grund-Wiederherstellung stattfinden, indem jedes Signal korrigiert wird, oder sogar nach der Integration, indem die Summe der Zitter- Signale an den Abtaststellen von dem integrierten Wert subtrahiert wird. Vorzugsweise ist der Wert des Zitter-Signales an den Abtaststellen bekannt und braucht nicht erfaßt zu werden, da das Zitter-Signal mit der Digitalisierung synchronisiert ist. Zusätzlich oder alternativ wird das Zitter-Signal durch das Steuergerät 100 gesteuert, wie nachstehend beschrieben wird.

Das Zitter-Signal wird durch eine digitale Gleitskala-Quelle 10 erzeugt. Vorzugsweise werden Steuer- und Zeitsignale für die digitale Gleitskalen-Quelle 10 durch das Steuer gerät 100 erzeugt. Die Amplitude des Zitter-Signals ist vorzugsweise mindestens ebenso hoch wie ein Auflösungsschritt des A/D-Wandlers 20. Die Genauigkeit des Zitter-Signals ist vorzugsweise höher als die gewünschte zusätzliche Auflösung.

A/D-Wandler haben üblicherweise kein lineares Ansprechen über ihren gesamten dyna mischen Bereich. Zusätzlich ändert sich die Linearität von A/D-Wandlern über die Zeit, insbesondere, wenn der Wandler ausgewechselt wird. Bestimmte Analog/Digital- Wandlersysteme verwenden eine Linearitäts-Abbildung, um diese Nichtlinearitäten zu korrigieren. Die Verwendung einer Linearitäts-Abbildung reduziert jedoch die Genau igkeit des digitalisierten Signals. Zusätzlich muß die Abbildung periodisch aktualisiert werden, insbesondere wenn der A/D-Wandler ausgewechselt wird.

Fig. 2D zeigt ein Linearitäts-Verstärkungssignal (nicht maßstabsgetreu), das vorzugsweise dem Analog-Signal vor der Digitialisierung hinzugefügt wird. Dieses Linearitäts-Verstär kungssignal hat vorzugsweise eine wesentlich niedrigere Frequenz als das Auflösungs- Verstärkungssignal, typischerweise von 60-100 Hz. Die Amplitude des Linearitäts- Verstärkungssignals liegt vorzugsweise über 5% des Gesamtbereiches des A/D-Wandlers 20. Somit wird jedes Ansprechen des Strahlungsereignisses in einem etwas unterschied lichen Gebiet des dynamischen Bereichs des A/D-Wandlers 20 digitalisiert, und es wer den Nichtlinearitäten ausgemittelt. Weil das Linearitäts-Verstärkungssignal sich sehr langsam im Vergleich zur Dauer eines Strahlungsereignis-Ansprechens verändert, wird es von dem übrigen Teil der Detektorschaltung 34 als Gleichstromsignal wahrgenommen.

Das Linearitäts-Verstärkungssignal wird vorzugsweise durch eine digitale Gleitskalen- Quelle 11 erzeugt und dem Analog-Signal durch einen Addierer 18 hinzuaddiert. Das Steuer- und Zeitsignal für jede digitale Gleitskalen-Quelle 11 wird vorzugsweise durch das Steuergerät 100 erzeugt.

Jede Detektorschaltung 34 hat beispielsweise ihre eigene digitale Gleitskalen-Quelle 11, und diese Quellen sind zwischen unterschiedlichen Detektorschaltungen nicht synchro nisiert. Auch hat jede Detektorschaltung 34 ihre eigene, nichtsynchronisierte, digitale Gleitskalen-Quelle 10. Ausführungsbeispiele der Erfindung können eine oder mehrere Arten von Verstärkungssignalen verwenden.

Bei einer anderen Ausführungsform der Erfindung wird der digitale Wert des Auflösungs- Verstärkungssignals und/oder des Linearitäts-Verstärkungssignals von dem digitalisierten Signal subtrahiert, um Rauschwerte im digitalisierten Signal zu reduzieren. Die Subtrak tion wird jedoch typischerweise nicht benötigt.

Da die Basislinie des Signals, wie nachstehend beschrieben, während solcher Zeiten gemessen wird, zu denen kein Strahlungsereignis detektiert wird, wird die Genauigkeit der gemessenen Basislinie auch durch das Auflösungs-Verstärkungssignal erhöht. Das Linearitäts-Verstärkungssignal trägt im allgemeinen nicht zur Genauigkeit der gemessenen Basislinie bei, da sie der realen Basislinie einen konstanten Wert hinzuaddiert. Dieser konstante Wert kann eine Amplitude haben, die niedriger ist als die Auflösung des Wandlers 20, und damit unbekannt ist. Da das Basislinien-Signal jedoch fortlaufend aktualisiert wird, wirkt das sich langsam ändernde Linearitäts-Verstärkungssignal wie ein Teil der realen Basislinie. Die Genauigkeit der Basislinien-Schätzung wird durch das Auflösungs-Verstärkungssignal und das Linearitäts-Verstärkungssignal unterstützt.

Bei einem typischen Kernmedizin-System kann nur jeweils ein Strahlungsereignis gleich zeitig verarbeitet werden. Es ist deshalb zweckmäßig, die Verarbeitungszeit eines Strahl ungsereignisses abzukürzen. Die Qualität des resultierenden Bildes ist jedoch direkt pro portional der Integrationszeit des PM-Signals. Somit formt ein Former/Verzögerer 24 das digitale Signal nach dem Abtasten neu, um ein neues digitales Signal mit äquivalenter Energie, jedoch einer kürzeren Zeiterstreckung zu erzeugen. Dies hat die Wirkung, daß das Signal komprimiert wird. Vorzugsweise ist der Former/Verzögerer 24 durch das Steuergerät 100 so steuerbar, daß Impulse in parametrischer Art einstellbar geformt wer den. Somit können wahlweise Impulse unterschiedlich als eine Funktion einer Ereignis geschwindigkeit geformt werden. Die Verwendung einer einstellbaren Impulsformung verbessert die Zeitauflösung und damit sind höhere Zählraten möglich. Es sei erwähnt, daß zwar analoge Former/Verzögerer in der Technik bekannt sind, vorliegende Erfindung verwendet jedoch vorzugsweise ein digitales Filter zum Formen/Verzögern.

Bevor das digitale Signal integriert wird, um die gesamte Energie festzulegen, die durch einen individuellen PM 14 detektiert wird, ist es wichtig, die Basislinien-Komponente des Signals zu subtrahieren. Diese Basislinie ist in der Regel gleich dem GS-Signal, das detek tiert wird, wenn keine Ereignisse (oder Streuereignisse) auftreten, d. h. zwischen Impuls signalen. Andernfalls stammt ein entscheidender Teil des integrierten Signals von der Basis linien-(Rausch)-Komponente und nicht von der Impuls-Komponente. Eine Basislinien- Wiederherstellvorrichtung 26 wird verwendet, um die Basislinien-Komponenten von dem digitalen Signal zu entfernen. Wahlweise verwendet die Basislinien-Wiederherstellvor richtung 26 Eingänge aus dem Steuergerät 100, um den digitalen Wert des Auflösungs- Verstärkungssignals und des Linearitäts-Verstärkungssignals zu bestimmen, so daß sie ebenfalls von dem digitalen Signal subtrahiert werden können. In der Regel brauchen diese Signale nicht subtrahiert zu werden, mit der Ausnahme wie oben beschrieben. Es wurde jedoch festgestellt, daß das Subtrahieren dieser Werte eine geringfügig höhere Genauigkeit für die Integration ergibt.

Die Basislinien-Wiederherstellvorrichtung 26 verwendet ein laufendes Mittelschema, um die Basislinie fortlaufend zu aktualisieren, d. h. B(t)=(1/m) _* ((m-1) _* B(t-dt) + Signal (t)), wobei B(t) die Basislinie zum Zeitpunkt t, dt die Abtastdauer und Signal (t) der Eingang in die Wiederherstellvorrichtung 26 zum Zeitpunkt t ist. Vorzugsweise hat m, die Anzahl von Abtastungen, den Wert 256. Alternativ wird ein sich bewegendes Fensterschema verwendet, d. h. B(t) = B(t-dt) + (l/n) _* (Signal (t) - Signal (t-n_*dt)), wobei n die Größe des Fensters ist.

Eine Gatterschaltung 32 stellt fest. daß keine Strahlungsereignisse auftreten. Digitale Signale, die erfaßt werden, während kein Strahlungsereignis-Ansprechen abläuft, werden in das Fenster eingeführt, um die Basislinie für Signale zu schätzen, die erfaßt werden, während ein Strahlungsereignis-Ansprechen durchgeführt wird.

Ein Integrator 28 wird durch die Gatterschaltung 32 aktiviert, um digitale Signale zu inte grieren (summieren), die während eines Strahlungsereignis-Ansprechens erfaßt werden. Wenn das Strahlungsereignis-Ansprechen vorüber ist (ebenfalls bestimmt durch die Gatterschaltung 32), stellt das integrierte Signal die gesamte Energiemenge aus dem Strahlungsereignis dar, das durch PM 14 detektiert worden ist.

Die Gatterschaltung 32 wird verwendet, um Signale zu differenzieren, die ein Anspre chen auf Strahlungsereignisse aus willkürlichen Rauschsignalen und gestreuten Strahlungsereignissen sind. Typischerweise wird das Signal, wenn die Summe der detektierten Signale aus allen PMs 14 außerhalb eines spezifischen Energiefensters liegt, als nicht verwendbar ausgeschieden. Ansonsten wird es als ein gültiges Ereignis bis zum nächsten Filterungsschritt behandelt. Die Summe wird dadurch bestimmt, daß die Impuls signale aus allen PMs 14 addiert werden, wobei der resultierende Meta-Impuls geglättet und nach einem Spitzenwert gesucht wird, der mit dem Energiefenster verglichen wird. Vorzugsweise wird das Ausmaß des Energiefensters durch das Steuergerät 100 entspre chend den Systemrauschpegeln, der Type des Radio-Pharmazeutikums und der Zählrate gesteuert.

Fig. 6 zeigt eine bevorzugte Ausführungsform einer vollständigen Gattervorrichtung einschließlich eines Addierers 40, der die Energieablesungen von allen PMs summiert. Eine Unterdrückungsvorrichtung 42 mit breitem Fenster glättet die Summe (die ein kontinuierliches Signal ist) und bestimmt, ob die Energiesumme eine Spitze innerhalb eines Fensters hat. Liegt die Spitze innerhalb des Fensters, gibt die Unterdrückungs vorrichtung 42 ein Aktivierungssignal an die Gatterschaltung 32, die so zeitgesteuert ist, daß die Integration und die Formgebung gestartet wird, so daß sie am Beginn des Impuls signals starten und an seinem Ende aufhören. Das Impulssignal wird durch den Verzöger ungsteil des Formers/Verzögerers 24 verzögert. Vorzugsweise summiert der Addierer 40 analoge Signale, da eine analoge Summierung in der Regel präziser als eine digitale Summierung ist. Die Summe wird dann durch einen A/D-Wandler 44 zur weiteren Ver wendung digitalisiert. Alternativ werden die analogen Signale digitalisiert, bevor sie summiert werden, oder bevor sie an die Breitfenster-Unterdrückungsvorrichtung 42 gegeben werden, wobei vorzugsweise die Auflösungs- und/oder Linearitäts-Verbes serungsgssignale in der vorbeschriebenen Weise verwendet werden.

In einem idealen System hat das integrierte Signal eine lineare Beziehung zum Abstand des Strahlungsereignisses von der Mitte des PM 14. Bei realen Kernmedizin-Systemen ist diese Beziehung gestört. Eine Hauptursache der Störung besteht darin, daß der PM 14 in seiner Mitte empfindlicher ist als in der Nähe seiner Ränder. Andere Ursachen sind die Differenz im Brechungsindex zwischen dem Detektorkristall 41 und dem PM 14, sowie lageabhängige Änderungen im Detektor 41.

Bei der bevorzugten Ausführungsform der Erfindung nach Fig. 4 wird das räumliche Ansprechen des Photovervielfachers (PM) 14 durch einen Modellierer 29 modelliert, um Verzerrungen zu korrigieren. Das integrierte Signal wird korrigiert, um den Wert zu reflektieren, der erfaßt worden wäre, wenn PM 14 optimal wäre. Vorzugsweise werden alle PMs modelliert, indem ein einziges empirisches (gemessenes) Modell, üblicherweise eine Nachschlagtabelle, die vorzugsweise eindimensional ist, verwendet wird. Alternativ wird eine mathematische Funktion anstelle einer Nachschlagetabelle verwendet. Das Korrekturmodell kann zweidimensional sein. Zusätzlich oder wahlweise kann jeder PM 14 ein zugeordnetes unterschiedliches, personalisiertes Modell sein.

Vorzugsweise wird die PM-Modellierung in einer Detektorschaltung 34 dadurch durchge führt, daß ein gemessener Wert PMC (x, y) mit einem idealen Wert PMC (0, 0) verglichen wird, wobei PMC (x, y) das Ansprechen der Röhre auf ein Ereignis ist, das an der Stelle (x, y) auftritt. Eine Nachschlagetabelle wird verwendet, um den Wert d/D zu bestimmen, nämlich das Verhältnis zwischen dem Abstand des Ereignisses von der Mitte des PM und dem Abstand zwischen zwei benachbarten PMs, auf der Basis des Unterschieds zwischen PMC (x, y) und PMC (0, 0). Wenn d/D einmal bekannt ist, kann die Energie für dieses Impulssignal und alle anderen Impulssignale, die dem gleichen Ereignis entsprechen, in der vorbeschriebenen Weise korrigiert werden. Es ist zu erwähnen, daß die gesamte gemessene Energie des Ereignisses vorher durch einen Addierer 40 bestimmt wird.

Als Beispiel für die schädlichen Einflüsse der nichtkorrigierten PM-Verzerrung in dem 6HR-System kann das nichtkorrigierte Flut-Kontrastverhältnis bis zu 2,0 betragen.

Das Korrigieren der Energie des individuellen PM 14 an dieser Stelle im Verfahren durch Modellieren des Photovervielfacher-Ansprechens reduziert entscheidend die Nichtline aritäten bei der Positionsbestimmung unter Verwendung der Anger-Arithmetik. Alternativ wird die Energie durch einen Prozessor 60 unmittelbar nachdem er das Impulssignal empfangen hat, korrigiert.

Wenn die Impulssignale integriert worden sind und wahlweise die Verzerrung korrigiert worden ist, werden sie in einer Folge in den Prozessor 60 als Komponenten eines Einzel- Strahlungsereignis-Ansprechens (Metapuls-Signal) eingeführt. Eine Ablaufsteuervorrich tung 30 synchronisiert und bringt die Signale von den Detektorschaltungen 34 in Reihe zum Prozessor 60.

Fig. 5 zeigt ein vereinfachtes Blockschaltbild des Prozessors 60, der ein kernmedizini sches Bild liefert, das auf detektierten Strahlungsereignissen basiert. Da das Bild durch Ereignisse entsteht, ist der erste Schritt, der vom Prozessor 60 vorgenommen wird, die Lage des Strahlungsereignisses im Detektorkristall 41 zu bestimmen. Ein bevorzugtes Verfahren zur Ereignis-Lokalisierung wird Anger-Arithmetik genannt und ist in US-Patent 30 11 057 beschrieben. Es sind jedoch auch andere Verfahren zum Lokalisieren bekannt und zweckmäßig, um die Erfindung auszuführen, z. B. das in US-Patent 52 85 072 be schriebene Verfahren. Zu Einzelheiten wird auf diese beiden Patente Bezug genommen.

Um unter Verwendung der Anger-Arithmetik ein Rauschen zu reduzieren und eine hohe Genauigkeit zu erzielen, werden nur relativ starke PM-Signale verwendet. Eine Auswähl vorrichtung 62 wählt nur die PM-Signale aus, die größer sind als ein Schwellwert. Vor zugsweise wird die Höhe des Schwellwertes durch ein Steuergerät 100 gesteuert, das auf die Gesamtenergie (die Summe aller Signale aus dem Addierer 40) anspricht.

Als Teil der Anger-Arithmetik werden die ausgewählten Signale auf die Summe der Signale standardisiert, die durch alle PMs mit Hilfe einer Standardisiervorrichtung 68 erzeugt werden. Eine Positioniervorrichtung 80 berechnet die Position des Strahlungs ereignisses im Detektor 41 unter Verwendung der Anger-Arithmetik auf der Basis der ausgewählten Signale.

Nun wird die Lage des Ereignisses bestimmt. Wenn die Energie des Ereignisses außerhalb eines gegebenen Energiefensters liegt, wird das Ereignis jedoch als fehlerhaft bestimmt und unterdrückt. Ähnliche Ereignisse können unterschiedliche erfaßte Energien aufgrund von System-Störungen haben. Somit korrigiert eine Energie-Korrekturvorrichtung 70 die Energie des erfaßten Ereignisses in Hinblick auf diese Störungen vor der Fensterbildung. Alternativ wird ein Fenster als Funktion der Position des Ereignisses verändert.

Gründe für die Energiestörungen sind u. a.:

(a) PM-bezogene Nichtlinearitäten, die vorzugsweise mindestens teilweise in einem vorausgehenden Verfahrensschritt durch das PM-Modellieren korrigiert werden,
(b) Räume zwischen benachbarten PMs 14, die gestatten, daß ein Teil der Energie des Ereignisses undetektiert entweicht,
(c) lokale Ungenauigkeiten in den PMs 14 und im Detektorkristall 41, und
(d) Ereignisse in der Nähe der Ränder des Detektorsignals 41, wobei ein Teil der Energie des Ereignisses undetektiert entweicht.

Das Korrigieren von Energieverzerrungen wird üblicherweise durch Eichen des Systems erzielt, um Eichdaten zu bestimmen, die in einer Nachschlagetabelle gespeichert sind. Beim Korrigieren wird der exakte Energiewert durch Interpolieren zwischen Tabellen werten bestimmt. Vorzugsweise werden unterschiedliche Nachschlagetabellen je nach dem Energiebereich des Strahlungsereignisses verwendet.

Bei der Anger-Arithmetik werden Fehler in der Ereignis-Energiebestimmung auf dem PM- Pegel in Fehler bei der Positionierung des Ereignisses übersetzt. Nach einer Energie- Korrektur und Fensterung korrigiert eine Linearitäts-Korrekturvorrichtung 72 Fehler in der Lokalisierung von Strahlungsereignissen. Vorzugsweise wird eine Konfigurations-Abbil dung, die die Linearitätsfehler abbildet, verwendet, um Ereignispositionen in Echtzeit zu korrigieren. Eine kontinuierliche Annäherung, z. B. eine räumliche B-Spline-Annäherung, wird zum Interpolieren zwischen Datenpunkten der Abbildung verwendet. Vorzugsweise werden unterschiedliche Linearitäts-Korrektur-Abbildungen je nach dem Energiebereich des Strahlungsereignisses verwendet.

Da unterschiedliche Teile des Detektorkristalls 41 unterschiedliche Empfindlichkeiten gegenüber Gamma-Strahlung haben, stellt ein Ereignis, das in einem weniger empfind lichen Bereich auftritt, eine höhere Konzentration des Radionukleids dar als ein Ereignis, das in einem empfindlicheren Bereich auftritt. Eine Empfindlichkeits-Korrekturvorrichtung 74 führt diese Logik dadurch ein, daß jedem Ereignis eine Bewertung zugeordnet wird. Eine hohe Bewertung wird einem Ereignis zugeordnet, das in einem weniger empfind lichen, geringen Wahrscheinlichkeitsbereich detektiert wird, und eine niedrige Bewertung wird einem Ereignis zugeordnet, das in einem empfindlichen, hohen Wahrscheinlich keitsbereich detektiert wird. Vorzugsweise wird ein Zerfall des injizierten Radio-Pharma zeutikums korrigiert, indem die jedem Ereignis gegebene Bewertung variiert wird.

Die Energie-Korrekturvorrichtung 70, die Linearitäts-Korrekturvorrichtung 72 und die Empfindlichkeits-Korrekturvorrichtung 74 können in anderen Reihenfolgen als den beschriebenen mit entsprechenden Änderungen für die Korrektur-Algorithmen aufgegeben werden.

Nachdem das Ereignis korrigiert worden ist, ist es für die Projektion auf die Bildebene bereit. Ein geometrischer Transformer 76 gibt dem Ereignis drei Arten von Transfor mationen auf. Zuerst werden alle zusätzlichen geometrischen Verzerrungen korrigiert, wie nachstehend noch erläutert wird. Als nächstes werden statische Transformationen, z. B. Zoomen und Drehen, durchgeführt. Dann wird, wenn der Detektor 41 sich relativ zum Patienten 40 bewegt (z. B. dreht der Detektor 41 um den Patienten 40) das Ereignis auf die geeignete, zeitabhängige Position in der Bildebene transformiert. Jedes transfor mierte Ereignis wird in eine Stelle in der Bildebene gebunkert (binned), und individuelle Ereignis-Charakteristiken gehen verloren. Die Bildebene kann dabei drei oder mehr Dimensionen haben.

Eine Rahmen-Konstruktionsvorrichtung 78 transformiert die Ereignisse, die in der Bild ebene gebunkert sind, in ein kernmedizinisches Bild. Wenn ein dreidimensionales Bild erfaßt wird, erzeugt die Rahmen-Konstruktionsvorrichtung 78 ein tomographisches Bild aus den Daten, die in der Bildebene gebunkert sind. Rahmen, die durch die Rahmen- Konstruktionsvorrichtung 78 erzeugt werden, werden dann auf der Sichtanzeigevor richtung 92 dargestellt (Fig. 3).

Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden Korrekturen durch die Energie-Korrekturvorrichtung 70, die Linearitäts-Korrekturvorrichtung 72, die Empfind lichkeits-Korrekturvorrichtung 74 und einen geometrischen Transformer 76 auf der Basis Ereignis um Ereignis so durchgeführt, daß jedem Ereignis individualisierte Transforma tionen und/oder Korrekturen aufgegeben werden. Zusätzlich kann jede Korrektur und Transformation unabhängig durchgeführt werden. Bei manchen bekannten Systemen werden geometrische Transformationen kombiniert, um eine einzelne statische Transfor mation zu erzielen, die in einem einzigen Berechnungsschritt aufgegeben wird. Das Aufgeben von Transformationen auf einer Basis Ereignis um Ereignis hat verschiedene Nachteile, nämlich:

(a) Es ist exakter, eine Ereignisposition mit gleitendem Punkt zu transformieren als eine Matrixposition mit festem Punkt,
(b) jedes Ereignis nimmt eine individualisierte Transformation auf der Basis seiner exakten charakteristischen Merkmale auf, und
(c) Änderungen in den Betriebsparametern, z. B. eine Änderung des Zoom-Faktors, macht keine erneute Berechnung aller geometrischen Transformationen und Korrekturen erforderlich, wie dies bei bekannten Systemen der Fall ist.

Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden die Korrekturen auf folgende Weise ausgeführt:

(a) Das Positioniersystem gibt einen Festwert von 14 Bits für die Lage des Ereignisses ab,
(b) der 14 Bit-Wert wird in einen 20 Bit-Wert dadurch umgewandelt, daß sechs freie LSB (Bits geringster Bedeutung) hinzuaddiert werden,
(c) die 8 MSB (Bits höchster Bedeutung) werden verwendet, um vier Gitterpunkte einer groben Linearitäts-Korrekturabbildung wieder aufzufinden, wobei jeder Gitterpunkt einen 24 Bits umfassenden Gleitpunkt-Wert hat,
(d) die Ereignis-Stelle wird unter Verwendung einer bi-linearen Interpolation der vier Gitterpunkte korrigiert, was einen 24 Bit-Gleitpunkt-Wert ergibt, und
(e) die Transformationen werden der resultierenden Gleitpunkt-Ereignisstelle aufgegeben.

Bei einer anderen bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden Compton- Streuartefakte in Echtzeit reduziert. Ein bevorzugtes Verfahren der Compton-Streuartefakt- Reduzierung ist in US-Patent 52 93 195 beschrieben. Um Compton-Streuartefakte zu reduzieren, wird jedes Ereignis der Bildebene mit einer berechneten Wertigkeit hinzu addiert. Pixel, die die Ereignisstelle umgeben, werden ferner mit verschiedenen Bewer tungen schrittweise weitergeschaltet. Eine Compton-Artefakt-Reduzierung wird zweck mäßigerweise durch einen Compton-Entferner 77 durchgeführt.

Alle vorbeschriebenen Korrekturen und Transformationen können während der Verar beitung in Abhängigkeit von einer Eingabe aus einem Operator oder anderen Informa tionsquellen geändert werden. Wenn z. B. festgestellt wird, daß die Rahmen-Erfassungs dauer kürzer ist als eine andere Rahmen-Erfassungsdauer, erhalten die Ereignisse in dem kürzeren Rahmen eine höhere Bewertung.

Bei einer anderen bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird ein Ereigniszähler verwendet, um die entsprechende Anzahl von realen Ereignissen zu zählen. Wenn eine geringere Anzahl von Strahlungsereignissen aufgrund von Zählraten-Begrenzungen durch das System 61 verarbeitet wird, wird die Bewertung von verarbeiteten Ereignissen zur Kompensierung erhöht.

Bei einer anderen Ausführungsform der Erfindung wird ein Parallelstrahl-Bild unter Ver wendung eines Fächerstrahl-Kollimators dadurch simuliert, daß jedem Ereignis eine geo metrische Transformation aufgegeben wird. Eine Parallelstrahl-Simulierung ist zweck mäßig, wenn ein Fächerstrahl-Kollimator verwendet wird, um ein Bild eines kleinen Organs zu erfassen; es ist aber erwünscht, ein ungestörtes Bild zu betrachten, das die Bildebene effizienter benutzt. Wie vorstehend ausgeführt, hat die Bildebene ein begrenz tes räumliches Auflösungsvermögen; um es optimal zu benutzen, soll der interessierende Bereich die Bildebene soweit wie möglich ausfüllen. Um diese Simulierung zu erzielen, wird unter Verwendung eines Fächerstrahl-Kollimators ein Organ abgebildet. Jedes Ereig nis wird durch einen geometrischen Transformer 78 transformiert, um die durch den Fächerstrahl-Kollimator verursachten Störungen zu korrigieren. Diese Transformation wird in der Rahmen-Konstruktionsvorrichtung 78 vor einer tomographischen Verarbeitung der Ereignisse aufgegeben.

Nach der Erfindung werden ferner variable, mechanische Fehlausrichtungen in Echt-Zeit korrigiert.

Bei bestimmten Abbildungsvorgängen wird der Detektor 41 längs einer Achse des Pati enten 40 verschoben. Wenn die Bewegungsgeschwindigkeit nicht konstant ist, erscheinen Teile des Patienten 40, die schneller abgetastet werden, weniger Ereignisse zu haben als Teile, die langsamer abgetastet werden. Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird jedem Ereignis eine Bewertung gegeben, die von der aktuellen Abtastgeschwindigkeit abhängt, und zwar eine höhere Bewertung für eine schnelle Abtastung und eine niedrigere Bewertung für eine langsame Abtastung.

Fig. 7 zeigt eine weitere Art einer mechanischen Fehlausrichtung. Durch den Patienten 40 ist eine Y-Achse längs seines Körpers gelegt, ferner eine diese Achse schneidende XZ- Ebene. Eine Nuklearkamera 642 wird um den Patienten 40 gedreht, um Ereignisse zur Herstellung eines tomographischen Bildes aufzunehmen. Eine erste Fehlausrichtung ist eine Rotations-Fehlausrichtung in der Y-Achse. Aufgrund des hohen Gewichtes der Kame ra 642 unterscheidet sich ein tatsächlicher Rotations-Mittelpunkt 602 von einem konfigu rierten Rotations-Mittelpunkt 600. Zusätzlich hängt die Kamera 642 entweder auf den Drehmittelpunkt zu oder von ihm weg als Funktion des Rotationswinkels durch. Diese Fehlausrichtung wird im Falle der Erfindung dadurch korrigiert, daß eine winkelabhängige geometrische Transformation jedem Ereignis aufgegeben wird, so daß eine Bewegung in der XZ-Ebene erfolgt. Diese Transformation wird durch die geometrische Transformations vorrichtung 76 aufgegeben.

Eine zweite Fehlausrichtung ist eine axiale (in Blicklinie) Fehlausrichtung. Wie vorstehend erwähnt, bewirkt das Gewicht der Kamera 642 den Durchhang. Wenn die Kamera 642 jedoch über dem Patienten 40 angeordnet ist, hängt sie auf den Patienten zu durch, und wenn eine Nuklearmedizin-Kamera 644 unterhalb des Patienten angeordnet ist, hängt sie vom Patienten weg durch. Da die Kameras an langen Trägern befestigt sind, die sich durchbiegen, so daß der Betrachtungswinkel der Kameras sich ändert, bewegt sich die Sichtlinie der Kamera längs der Y-Achse des Patienten 40 entsprechend der Größe der Änderung des Durchhanges. Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird diese Fehlaus richtung dadurch korrigiert, daß eine winkelabhängige geometrische Transformation jedem Ereignis aufgegeben wird, so daß eine Verschiebung längs der Y-Achse erfolgt.

Mechanische Fehlausrichtungen werden typischerweise entweder durch Konfigurations daten detektiert, indem eine Rückkopplung aus mechanischen Positions-, Geschwindig keits- oder Beschleunigungssensoren erfolgt, oder durch Verarbeitung der erfaßten Daten, um Korrelationen und Fourier-Frequenzspitzen aufzufinden, die bestimmten Arten von Fehlausrichtungen entsprechen. Beispielsweise ergibt sich eine in der Y-Achse erfolgende Rotations-Ausrichtung (oben beschrieben) selbst als eine Fourier-Frequenzspitze, die dem Ausmaß der Fehlausrichtung entspricht.

Bei einer anderen Ausführungsform der Erfindung sind geometrische Transformationen, die einem Ereignis aufgegeben werden, von einem gemessenen biologischen Rhythmus, z. B. Magenkontraktionen, Atemvorgängen oder Herzschlägen abhängig.

Alle vorerwähnten Korrekturen werden vorzugsweise in Echtzeit auf einer zeitgetreuen Basis der Ereignisse durchgeführt. Die Ausführung von Berechnungen bei individuellen Ereignissen in Echtzeit ergibt eine hohe Genauigkeit, ohne daß ein Nachteil durch die erforderliche Datenspeicherung in Kauf genommen werden muß, wenn alle Ereignisse für eine prozeßparallele Verarbeitung gespeichert werden.

Eine Nachschlagtabelle und eine mathematische Formel können manchmal in bezug auf die Funktion ausgetauscht werden. Jedoch ist eine mathematische Funktion in sich exakter als eine Nachschlagtabelle, jedoch langsamer und nicht so leicht nacheichbar.

Der vorbeschriebene Prozessor 60 kann mit einem analogen Frontende verwendet werden, nicht nur mit einem digitalen Frontende, wie beschrieben.

Claims

1. Verfahren zum Erfassen eines analogen, elektrischen Impulssignals, das durch ein Strahlungsereignis erzeugt wird, welches auf einen Detektorkristall auftrifft und durch eine Mehrzahl von Detektoreinheiten betrachtet wird, um ein Bild zu formen, das auf einer Mehrzahl dieser Ereignisse basiert, von denen jedes durch einige der Detektor einheiten aufgenommen wird, dadurch gekennzeichnet, daß ein Linearitäts-Verstärkungssignal dem analogen Signal hinzuaddiert wird, und das analoge Signal in ein digitales Signal umgewandelt wird, wobei das Linearitäts-Verstärkungssignal sich langsam im Vergleich zur Länge eines Impulses im analogen Signal verändert.

2. Verfahren zum Erfassen eines analogen, elektrischen Impulssignals, das durch ein Strahlungsereignis verursacht wird, welches auf eine Mehrzahl von Detektoreinheiten auftrifft, um ein Bild zu formen, das auf einer Mehrzahl dieser Ereignisse basiert, von denen jedes durch einige der Detektoreinheiten aufgenommen wird, dadurch gekennzeichnet, daß ein Auflösungs-Verstärkungssignal dem analogen Signal hinzuaddiert wird, und das analoge Signal in ein digitales Signal umgewandelt wird, wobei das Auflösungs-Verstärkungssignal sich schnell im Vergleich zur Länge eines Impulses in diesem analogen Signal ändert.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß ein Linearitäts-Verstär kungssignal dem analogen Signal hinzuaddiert wird, wobei das Linearitäts-Verstär kungssignal sich relativ zur Länge des Impulses langsam verändert.

4. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß ein dem Wert des Linearitäts-Verstärkungssignals äquivalenter Wert bei der Umwandlung von dem digi talen Signal digital subtrahiert wird.

5. Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, daß das Auflösungs- Verstärkungssignal mit der Analog/Digital-Umwandlung synchronisiert wird.

6. Verfahren nach Anspruch 2 oder 5, dadurch gekennzeichnet, daß das Auflösungs- Verstärkungssignal mit dem Abfragezyklus synchronisiert wird.

7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Summe der Verteilung des Auflösungs-Verstärkungssignal über eine Zeitperiode einer Integration einen bekannten Wert hat.

8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß dieser Wert Null ist.

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 2-8, dadurch gekennzeichnet, daß ein dem Wert des Auflösungs-Verstärkungssignals äquivalenter Wert bei dieser Umwandlung von dem digitalen Signal digital subtrahiert wird.

10. Verfahren zum Korrigieren und Transformieren eines erfaßten Strahlungsereignisses, dadurch gekennzeichnet, daß

(a) das Strahlungsereignis nach mindestens einem der Fehler korrigiert wird, die Linearitäts-, Energie- und/oder Empfindlichkeitsfehler sind,
(b) das Strahlungsereignis geometrisch unabhängig von (a) transformiert wird und
(c) das korrigierte und transformierte Strahlungsereignis einer Position in einer Matrix zugeordnet wird.

11. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß der Korrekturvorgang zeitabhängig durchgeführt wird.

12. Verfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß der Korrekturvorgang den Zerfall einer radioaktiven Quelle, die das Ereignis erzeugt, korrigiert.

13. Verfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß der Korrekturvorgang das Metabolisieren einer radioaktiven Quelle, die das Ereignis erzeugt, korrigiert.

14. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß der Korrekturvorgang von der Orientierung eines Detektors abhängt, der zum Erfassen des Strahlungser eignisses relativ zu einer Strahlungsquelle verwendet wird, die das Strahlungsereignis erzeugt.

15. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß das Korrigieren von einer externen Variablen abhängt.

16. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß das Korrigieren von biolo gischen Rhythmen eines Patienten abhängt, der unter Verwendung des Strahlungser eignisses abgebildet wird.

17. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß der biologische Rhythmus ein Herzrhythmus ist.

18. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß der biologische Rhythmus ein Atemrhythmus ist.

19. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß der biologische Rhythmus ein Magenrhythmus ist.

20. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß das Korrigieren von der Energie des Ereignisses abhängt.

21. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die geometrische Transformation zeitabhängig ist.

22. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß das geometrische Trans formieren von der Orientierung eines Detektors abhängig gemacht wird, der verwen det wird, um das Strahlungsereignis relativ zu einer Strahlungsquelle zu erfassen, die das Strahlungsereignis erzeugt.

23. Verfahren nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß der Detektor um die Strahlungsquelle rotiert, und daß die geometrische Transformation eine axiale Fehl ausrichtung korrigiert.

24. Verfahren nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß der Detektor um die Strahlungsquelle rotiert, und daß die geometrische Transformation die axiale Winkel- Fehlregistrierung korrigiert.

25. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die geometrische Trans formation von der Geschwindigkeit eines Detektors abhängt, der zum Erfassen des Strahlungsereignisses relativ zu einer Strahlungsquelle verwendet wird, die das Strah lungsereignis erzeugt.

26. Verfahren nach Anspruch 25, dadurch gekennzeichnet, daß der Detektor parallel zur Strahlungsquelle bewegt wird.

27. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die geometrische Trans formation abhängig von einer externen Variablen gemacht wird.

28. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die geometrische Trans formation von biologischen Rhythmen eines Patienten abhängig ist, was unter Ver wendung des Strahlungsereignisses abgebildet wird.

29. Verfahren nach Anspruch 28, dadurch gekennzeichnet, daß der biologische Rhythmus ein Herzrhythmus ist.

30. Verfahren nach Anspruch 28, dadurch gekennzeichnet, daß der biologische Rhythmus ein Atemrhythmus ist.

31. Verfahren nach Anspruch 28, dadurch gekennzeichnet, daß der biologische Rhythmus ein Magenrhythmus ist.

32. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die geometrische Trans formation von der Energie des Ereignisses abhängt.

33. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die geometrische Trans formation Störungen korrigiert, die durch einen Kollimator verursacht werden, der zum Erfassen des Strahlungsereignisses verwendet wird.

34. Verfahren nach Anspruch 33, dadurch gekennzeichnet, daß die geometrische Trans formation ein Ereignis, das unter Verwendung eines fächerförmigen Kollimators erfaßt wurde, in ein Ereignis transformiert, das unter Verwendung eines parallelen Kollima tors erfaßt worden ist.