DE19681594B4

DE19681594B4 - Auflösungsverbesserung für eine Zwei-Kopf-Gammakamera

Info

Publication number: DE19681594B4
Application number: DE19681594T
Authority: DE
Inventors: Peter Pleasonton Nellemann; Hugo Pleasonton Bertelsen; Horace San Jose Hines
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1995-10-12
Filing date: 1996-10-11
Publication date: 2007-10-04
Anticipated expiration: 2016-10-12
Also published as: DE19681594T1; JPH11514441A; AU7440496A; US5760401A; CN1307431C; CN1203668A; WO1997014059A1

Abstract

Vorrichtung zum Verbessern der Auflösung eines Bildes bei einer Positronen-Emissions-Tomographie mit:
einem Kristall zum Wechselwirken mit einem Gammastrahl, um ein Szintillationsereignis zu erzeugen, wobei der Gammastrahl mit einem Einfallswinkel innerhalb eines Winkelbereichs eintritt, der durch ein Gesichtsfeld des Kristalls begrenzt ist;
einem mit dem Kristall gekoppelten Detektor, der einen Koordinatenwert des Szintillationsereignisses registriert;
einem mit dem Detektor gekoppelten Auflösungsverbesserer, der einen Korrekturwert zum Korrigieren eines Versatzes des Koordinatenwerts in der Kristallebene erzeugt und diesen Korrekturwert mit dem Koordinatenwert kombiniert, um einen tatsächlichen Eintrittspunkt des Gammastrahls in den Kristall zu bestimmen.

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
(1) Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der nuklearmedizinischen Systeme. Insbesondere bezieht sich die vorliegende Erfindung auf Signalverarbeitungssysteme für Szintillationszähler.
(2) Stand der Technik
Tomographische Bildgebung ist eine Herangehensweise an die Bildgewinnung bei nuklearmedizinischen Systemen. Ein tomographisches Bild ist eine zweidimensionale Darstellung von Strukturen, die in einem dreidimensionalen Objekt in einer gewählten Ebene oder Tiefe liegen. Eine computergestützte Tomographie-Technik verwendet einzelne Ebenen oder "Scheiben", die physisch verschieden sind und sich nicht überlappen. Im allgemeinen liegen die tomographischen Ebenen rechtwinklig zur Längsachse des Körpers; jedoch können auch andere Orientierungen der Ebenen erreicht werden. Durch Verwendung individueller Ebenen und das Sammeln und Verarbeiten von Daten ausschließlich aus den interessierenden Gewebebereich wird eine genaue Darstellung der tatsächlichen Aktivitätsverteilung erreicht, die für quantitativ nuklearmedizinische Studien wichtig ist.
Im Gegensatz zur Röntgen-Computertomographie, die die Transmission von Strahlung nutzt, verwendet die Nuklearmedizin emittierte Strahlung; daher werden nuklearmedizinische Techniken im allgemeinen als Emissions-Computertomographie (ECT) bezeichnet. Es gibt zwei spezielle Arten von ECT, Einzelphotonen-Emissions-Computertomographie (single-photon emission computed tomography, SPECT), die gewöhnliche Gammastrahler verwendet, und Positronen-Emissions-Tomographie (PET), die Positronenstrahler verwendet.
Für Einzelphotonen-Emissions-Computertomographie (SPECT) geeignete Gammakameras werden seit einiger Zeit in der Nuklearmedizin eingesetzt. Anger entwarf und entwickelte in den 50iger Jahren ein solches System, das durch die Einführung von Hochgeschwindigkeits-Digitalrechnersystemen für die Bildaufnahme und -wiedergabe deutlich verändert und verbessert wurde. Bei der SPECT-Bildgebung werden Gammastrahlenbilder mit Hilfe eines Kollimators auf einen Kristall projiziert, wodurch sie im Kristall ein Szintillationsmuster erzeugen, das die Verteilung von Radioaktivität vor dem Kollimator wiedergibt. Der Kollimator projiziert ein Bild der Quellenverteilung auf den Detektor, indem er nur denjenigen Gammastrahlen erlaubt, den Detektor zu erreichen, die sich entlang gewisser Richtungen bewegen. Typischerweise durchdringen Gammastrahlen eines gewissen schmalen Einfallswinkels (annähernd rechtwinklig zur Kristalloberfläche) tatsächlich den Kristall und erreichen den Detektor. Gammastrahlen, die sich nicht in der richtigen Richtung bewegen, werden vom Kollimator absorbiert, bevor sie den Detektor erreichen. Der Einsatz eines Kollimators für Strahlung ist prinzipiell ineffizient, da der größte Teil der potentiell nutzbaren Strahlung, die sich in Richtung auf den Detektor zubewegt, vom Kollimator gestoppt wird. Obwohl SPELT-Bildgebung in der Nuklearmedizin weit verbreitet ist und eine brauchbare Bildqualität liefert, reduziert der Kollimator die Empfindlichkeit (d.h. die Anzahl der Gammastrahlen, die den Kristall tatsächlich durchdringen) und verringert damit die Gesamtauflösung und -qualität der mit Hilfe von SPELT-Systemen gewonnenen Bilder.
Die Positronen-Emissions-Tomographie (PET) ausführenden Kameras wurden mit der Einführung relativ schneller Detektionselektronik und schneller Computersysteme für die Bildauf nahme und -verarbeitung ebenfalls in der Nuklearmedizin verwendet. Der grundsätzliche Unterschied zwischen PET und SPELT besteht in der Verwendung einer Annihilations-Koinzidenz-Detektion (ACD) für die PET-Bildgewinnung. ACD tritt auf, wenn zwei 511-keV-Photonen nach der Annihilation eines Positrons und eines normalen Elektrons in entgegengesetzten Richtungen emittiert werden. Deshalb werden nur solche Paare von Ereignissen, die gleichzeitig oder innerhalb eines kurzen Zeitintervalls detektiert werden, von zwei Detektoren aufgezeichnet, die unter 180° zueinander orientiert sind. Die Gesamtqualität der Bilder eines PET-Systems übertrifft die Bildqualität eines SPECT-Systems hauptsächlich deshalb, weil bei der PET-Bildgewinnung kein Kollimator verwendet wird. Durch eliminieren des Kollimators wird die Empfindlichkeit des Detektors in PET-Systemen verbessert, so daß PET-Systeme für solche medizinische Diagnosen verwendet werden können, die SPECT-Systeme nicht in der Lage sind durchzuführen, wie beispielsweise Tumorüberwachungen und Gehirnabtastungen.
SPECT- und PET-Bildgebung werden im allgemeinen für unterschiedliche Arten von medizinischen Diagnosen verwendet. Bisher wurden für PET und SPELT unterschiedliche Kamerasysteme eingesetzt und geliefert, so daß eine Einrichtung, die SPECT- und PET-Bildgebung durchführen wollte, zwei getrennte Kamerasysteme mit entsprechend höheren Kosten erwerben mußte. Es wäre daher vorteilhaft, ein nuklearmedizinisches Kamerasystem zu haben, das die Fähigkeit bietet, sowohl SPECT- als auch PET-Bildgebungstechniken in einem einzigen konfigurierbaren System durchzuführen.
Um sowohl SPECT- als auch PET-Bildgebungsverfahren in einem einzigen nuklearmedizinischen Kamerasystem zu kombinieren, muß das System in der Lage sein, die bei der SPECT-Bildgewinnung verwendete Einzelphotonendetektion und die bei der PET-Bildgewinnung verwendete Annihilations-Koinzidenz- Detektion (ACD) durchzuführen. Kommerziell erhältliche nuklearmedizinische Kamerasysteme, wie das Vertex-System der ADAC Laboratories aus Milpitas, Kalifornien, haben diese Fähigkeit, sowohl SPECT- als auch PET-Bildgewinnungstechniken in einem System auszuführen.
Durch Integrieren der SPECT-Bildgewinnung und der PET-Bildgewinnung in ein System wird der gleiche Szintillationskristall sowohl für die SPECT-Bildgewinnung als auch für PET-Bildgewinnung verwendet. In verschiedene nuklearmedizinische Kamerasysteme eingebaute SPECT-Bildgewinnung und PET-Bildgewinnung verwenden jedoch unterschiedliche Arten von Kristallen. Typischerweise verwendet die SPECT-Bildgewinnung einen Kristall aus kristallinem Natriumjodid dotiert mit Thallium, NaJ(Tl), um eine hinreichende Bremsleistung für ein einzelnes Photon bei der SPECT-Bildgewinnung zu gewährleisten. Andererseits verwenden unabhängige, bekannte PET-Systeme Detektoren mit einer größeren Bremsleistung als bei der SPELT-Bildgebung verwendete Detektoren. Das bevorzugte Detektormaterial für PET-Bildgewinnung ist Wismut-Germanat-Oxid (BGO), wegen seiner größeren Dichte und höheren Kernladungszahl, was zu einer ausreichenden Bremsleistung für die 511-keV-Annihilations-Gammastrahlen führt, die durch die Positronenemission erzeugt werden. Außerdem sind die Kristallelemente in einer gitterähnlichen Matrix angeordnet. Wenn ein eingehender Gammastrahl durch den BGO-Kristall tritt, ist der Detektor in der Lage, den tatsächlichen Eintrittspunkt des Gammastrahls aus der gitterähnlichen Kristallanordnung zu erschließen. Obwohl NaJ(Tl) und BGO als bevorzugte Kristalle für SPECT- bzw. PET-Bildgewinnung beschrieben wurden, können diese gegen andere wohlbekannte Kristalle ausgetauscht werden.
Wird jedoch ein BGO-Kristall bei der PET-Bildgewinnung gegen einen NaJ(Tl)-Kristall ausgetauscht, wie beispielsweise bei einem kombinierten SPECT- und PET-System, und wird außerdem der Kollimator entfernt, so wird die Auflösung und Qualität des durch die PET-Bilderzeugung rekonstruierten Bildes verschlechtert. Ohne Kollimator treten die einkommenden Gammastrahlen unter einer Vielzahl von Winkeln in den NaJ(Tl)-Kristall ein, statt unter demjenigen schmalen Winkelbereich (annähernd rechtwinklig zur Kristalloberfläche), wie er bei SPECT-Systemen verwendet wird. Wechselwirkt ein Gammastrahl mit dem NaJ(Tl)-Kristall während der PET-Bildgewinnung, geschieht die Umwandlung von Gammastrahlen in Lichtphotonen nach einem bestimmten Wegstück in die Kristallebene. Falls der Gammastrahl unter einem schrägen Winkel auf die Oberfläche des Kristalls trifft, wird daher die Erfassung durch den Detektor um einen gewissen Abstand versetzt erscheinen. Mit anderen Worten: Je größer der Einfallswinkel und der Versatz des eingehenden Gammastrahls in der Kristallebene, desto schlechter ist die Auflösung einer Punktquelle. Es ist daher wünschenswert, eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Verbesserung der Auflösung anzugeben, um diese Art von Verzerrung zu korrigieren, die die Gesamtqualität des bei der PET-Bildgewinnung rekonstruierten Bildes verringert.
ZUSAMMENFASSENDE DARSTELLUNG DER ERFINDUNG
Aufgabe der Erfindung ist es, ein nuklearmedizinisches Kamerasystem anzugeben, das sowohl für die PET- als auch die SPECT-Bildgewinnung geeignet ist und bei der PET-Bildgewinnung eine verbesserte Auflösung bietet.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist es, die Auflösung für ein Objekt zu verbessern, indem die Verzerrung korrigiert wird, die durch den Versatz in der Kristallebene verursacht wird, die bei der Wechselwirkung eines Gammastrahls mit einem Kristall wie NaJ(Tl) auftritt.
Außerdem ist es eine weitere Aufgabe der Erfindung, Werte für den Versatz in der Kristallebene zu berechnen. Hat man einmal den Wert für den Versatz in der Kristallebene bestimmt, können die den erfaßten Ort repräsentierenden Ko ordinatenwerte modifiziert werden, um den tatsächlichen Eintrittspunkt des Gammastrahls in den Kristall wiederzugeben.
Es wird eine Vorrichtung zur Verbesserung der Auflösung von Positronen-Emissions-Tomographie (PET)-Bildern bei einen nuklearmedizinischen Kamerasystem beschrieben, die sowohl für die Durchführung der PET- als auch der SPECT-Bildgewinnung ausgelegt ist. Die Vorrichtung weist einen Kristall auf, der ein Szintillationsereignis innerhalb der Oberfläche des Kristalls erzeugt, wenn der Kristall mit einem Gammastrahl wechselwirkt. Die auf den Kristall treffenden Gammastrahlen haben einen Eintrittswinkel, der durch ein Gesichtfeld des Kristalls beschränkt ist. Hinter dem Kristall ist ein Detektor angeordnet, der auf die Licht-Photonen reagiert, die durch das Szintillationsereignis freigesetzt wurden, und einen Koordinatenwert des Szintillationsereignisses registriert. An den Detektor gekoppelt ist eine Auflösungsverbesserungsschaltung, die einen Korrekturwert für den Versatz in der Kristallebene für den vom Detektor erfaßten Koordinatenwert erzeugt. Der Korrekturwert für den Versatz in der Kristallebene wird dann mit dem Koordinatenwert kombiniert, um den tatsächlichen Eintrittspunkt des Gammastrahls in den Kristall zu berechnen.
Es wird eine andere erfindungsgemäße Vorrichtung beschrieben, die die Auflösung bei der PET-(Koinzidenz)-Bildgebung verbessert. Die Vorrichtung weist ein Paar von Detektoren zum gleichzeitigen Detektieren eines Paars von Gammastrahlen auf, die von einer Punktquelle erzeugt und um 180° gegeneinander versetzt emittiert wurden. Bei der Wechselwirkung jedes Gammastrahls mit einem vor dem Detektor angeordneten Kristall tritt ein Szintillationsereignis auf. Der erste Detektor erzeugt ein erstes Adreßsignal, das die Lokalisierung eines Ereignisses in einem ersten Kristall wiedergibt, und der zweite Detektor erzeugt ein zweites Adreßsignal, das die Lokalisierung eines Ereignisses in einem zweiten Kristall wiedergibt. Ein Computersystem ist mit dem Paar von Detektoren gekoppelt, um das erste und das zweite Adreßsignal zu empfangen und um einen ersten und zweiten Korrekturwert zu erzeugen, um den Wert für den Versatz in der Kristallebene für die auftreffenden Gammastrahlen zu korrigieren. Der Computer korrigiert dann das erste und zweite Adreßsignal und gibt diese korrigierten Signale an einen Bildverarbeitungsprozessor aus, um sie für die Bildverarbeitung und -rekonstruktion zu verwenden.
Außerdem wird ein Verfahren zum Verbessern der Auflösung eines für PET-(Koinzidenz)-Bildgewinnung geeigneten nuklearmedizinischen Kamerasystems beschrieben. Ein Kristall empfängt einen Gammastrahl mit einem Einfallswinkel innerhalb eines Winkelbereichs, der durch ein Gesichtsfeld des Kristalls begrenzt ist. Detektoren auf der Rückseite des Kristalls detektieren das Szintillationsereignis, das auftritt, wenn der Kristall mit dem auftreffenden Gammastrahl wechselwirkt, und registrieren den Koordinatenwert des Szintillationsereignisses. Nachdem die Koordinatenwerte registriert sind, erzeugt ein Prozessor einen Korrekturwert, um den Versatz in der Kristallebene des registrierten Koordinatenwerts zu korrigieren, und kombiniert den Korrekturwert mit dem registrierten Koordinatenwert, um den tatsächlichen Eintrittspunkt des Gammastrahls in den Kristall zu bestimmen.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt ein Übersichtsblockdiagramm eines erfindungsgemäßen Zwei-Kopf-Gamma-Kamerasystems, das sowohl für die SPECT- als auch für die PET-Bildgewinnung geeignet ist.
2 zeigt eine Blockdarstellung des Aufnahmecomputers des Zwei-Kopf-Gamma-Kamerasystems.
3 ist eine Darstellung des axialen und transaxialen Gesichtsfelds der Kristalloberfläche bei der vorliegenden Erfindung.
4 zeigt eine Schnittansicht eines Paars von Kristallen, die die Wechselwirkung eines Gammastrahls mit jedem der Kristalle veranschaulicht.
5 zeigt das projizierte Strahlungsprofil (d.h. die Auflösung) einer Punktquelle.
6 ist eine Blockdarstellung des erfindungsgemäßen Bildverbesserers.
7 zeigt den Wert für den Versatz in der Kristallebene, wenn ein Gammastrahl mit einem Kristall wechselwirkt.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
In der folgenden detaillierten Beschreibung der vorliegenden Erfindung werden zahlreiche spezielle Details beschrieben, um ein gründliches Verständnis der Erfindung zu ermöglichen. Einem Fachmann ist es jedoch klar, daß die vorliegende Erfindung auch ohne diese speziellen Details ausgeführt werden kann. An anderen Stellen werden wohlbekannte Verfahren, Vorgehensweisen, Komponenten und Schaltungen nicht im Detail beschrieben, um die Beschreibung der vorliegenden Erfindung nicht unnötig zu belasten.
Einige Teile der folgenden detaillierten Beschreibung werden in Form von Algorithmen und symbolischen Darstellungen von Operationen an Datenbits in einem Computerspeicher dargestellt. Diese algorithmischen Beschreibungen und Darstellungen sind die Mittel, mit denen die Fachleute auf dem Gebiet der Datenverarbeitung am effektivsten das Wesen ihrer Arbeit anderen Fachleuten übermitteln. Falls nicht explizit im Rahmen der folgenden Diskussion angegeben, soll angenommen werden, daß sich in der gesamten vorliegenden Erfindung Erörterungen, die Begriffe wie "Verarbeiten" oder "Berechnen" oder "Bestimmen" oder "Anzeigen" oder ähnliches verwenden, auf Aktionen und Prozesse eines Computersystems oder einer ähnlichen elektronischen Recheneinirchtung beziehen, die Daten manipuliert und Daten, welche als physikalische (elektronische) Größen in den Registern und Speichern des Computers dargestellt sind, in andere Daten umwandelt, die in ähnlicher Weise als physische Einheiten in den Speichern und Registern oder anderen ähnlichen Informationsspei cher-, -übertragungs- oder -anzeigeeinrichtungen dargestellt sind.
Die vorliegende Erfindung beschreibt ein nuklearmedizinisches Kamerasystem, das geeignet ist, sowohl im PET- als auch im SPECT-Modus zu arbeiten und im PET-Modus eine verbesserte Bildgewinnung aus einer Radionuklidverteilung aufweist. Obwohl die vorliegende Erfindung anhand eines konfigurierbaren (SPECT- oder PET-) Kamerasystems beschrieben wird, ist diese Erfindung nicht auf ein konfigurierbares Kamerasystem beschränkt und kann auch in einem Stand-alone-PET-Bildgewinnungssystem verwendet werden. Die vorliegende Erfindung kann vorteilhafterweise auch in einem Kamerasystem mit mehr als zwei Detektorköpfen arbeiten. 1 zeigt ein Überblicksdiagramm eines erfindungsgemäßen, nuklearmedizinischen Zwei-Kopf-Kamerasystems. Obwohl ein erfindungsgemäßes Ausführungsbeispiel mit Bezug auf ein Kamerasystem mit zwei Detektoren beschrieben ist, kann die erfindungsgemäße Lehre auch auf Systeme mit mehr als zwei Detektoren angewandt werden (z.B. kann es auf Drei- oder Vier-Kamera-Systeme angewandt werden). Das Detektorpaar ist in einer 180°-Konfiguration gezeigt und kann relativ zueinander gedreht werden, so daß es sich in einer 90°-Konfiguration befindet. Im allgemeinen enthält das erfindungsgemäße System ein Paar von Gamma-Kamera-Detektoren 80 und 80' ("Zwei-Kopf"), die jeweils aus einer Mehrzahl von Photomultiplierröhren PMTs bestehen, die in einer zweidimensionalen Matrix angeordnet sind und mit Kristallen 80 und 80' gekoppelt sind, um Licht zu empfangen (z.B. sichtbare Photonen). Die PMT-Matrix bildet einen Photodetektor. Jeder Detektor, sei es 80 oder 80', ist ähnlich aufgebaut, und sich auf einen Detektor beziehende Erörterungen sind auch auf den anderen Detektor anzuwenden.
Die Kristallschichten 81 und 81' können aus Natriumjodid (NaJ) aufgebaut sein, das mit Thallium (Tl) dotiert ist, und sind während der SPECT-Bildgewinnung typischerweise zwischen einem (nicht gezeigten) Kollimator und der PMT-Matrix angeordnet. Während der PET-Bildgewinnung wird jedoch kein Kollimator verwendet. Typischerweise enthält ein Kollimator eine Anzahl von Löchern mit bleiernden Scheidewänden, die wabenförmig angeordnet sind. Der Kollimator projiziert ein Bild der Quellenverteilung auf die Detektoren 80 und 80', indem er es nur denjenigen Gammastrahlen erlaubt, den Detektor zu erreichen, die sich entlang bestimmter Richtungen bewegen. Bei einem erfindungsgemäßen Ausführungsbeispiel werden nur solche Gammastrahlen durch die Detektoren 80 und 80' detektiert, die auf die Kristalle 81 und 81' unter ca. 90° treffen. Gammastrahlen, die sich nicht unter ca. 90° bewegen, werden vom Kollimator absorbiert, bevor sie die Detektoren 80 und 80' erreichen können.
Gammastrahlen, die den NaJ(Tl)-Kristall 81 treffen, verursachen wohlbekannte Szintillationsereignisse, die eine Anzahl von Photonen sichtbaren Lichts auslösen, die von den PMTs detektiert werden. Bei der vorliegenden Erfindung sind die PMTs in einem hexagonalen Muster angeordnet. Jedoch kann die Anzahl der PMTs, ihre Größe und ihre Anordnung im Rahmen der vorliegenden Erfindung variiert werden. Im SPECT-Modus werden 19 PMTs zum Detektieren eines Szintillationsereignisses verwendet. Der dem Ereignis am nächsten angeordnete PMT, die ersten 6 des Rings seiner nächsten Nachbarn und der nächste Ring von 12 PMTs bilden die 19 PMT-Röhren. Beim PET-Modus werden 7 PMTs dazu verwendet, ein Ereignis zu detektieren. Diese 7 PMTs umfassen die dem Ereignis am nächsten gelegene Röhre und ihre 6 nächsten Nachbarn.
Die zum Detektieren eines Ereignisses verwendeten PMT-Röhren liefern analoge Signale, die die Menge der detektierten Lichtenergie repräsentieren. Tritt ein Szintillationsereignis an einem Punkt A in einem Kristall auf, so wird daher der dem Ereignis am nächsten gelegene PMT die größte Menge von Licht empfangen und wird daher Ausgabesignale mit der größten Amplitude liefern. Diese von den PMTs gemeldeten analogen Signale werden zur Lokalisierung der Ereignisse verwendet. Bei der vorliegenden Erfindung werden diese analogen Signale von Schaltungen innerhalb der Detektoren 80 und 80' digitalisiert. Die im Rahmen der vorliegenden Erfindung verwendeten Gamma-Kamera-Detektoren 80 und 80' sind von der Art, wie sie für digitale Gamma-Kameras verwendet werden, und können von einer Anzahl von wohlbekannten und kommerziell erhältlichen Designs sein; daher werden Details solcher Gamma-Detektoren hier nicht ausführlich diskutiert. Eine digitale Gamma-Kamera ist beschrieben in US Patent Nr. 5,449,987, ausgegeben am 12. September 1995 für die ADAC Labaratories.
Die Detektoren 80 und 80' sind auf einem Gerüst 85 montiert, das die Detektoren 80 und 80' auf verschiedenen Kreisbahnen (ECT-Projektionen) um ein Objekt (Patient) 1020 drehen kann, das auf einem Tisch 87 (z.B. für ECT-Abtast-Operationen) ruht. In jeder der beiden Konfigurationen (180° oder 90°) kann das Detektorpaar um einen Rotationsmittelpunkt gemäß einer Anzahl von Projektionswinkeln gedreht werden, wie es in der Gamma-Kamera-Technologie bekannt ist. Das Gerüst 85 und der Tisch 87 ruhen auf einem Boden 89. Das Detektorpaar 80 und 80' kann außerdem transversal über den Tisch 87 bewegt werden (z.B. für Abtastoperationen am gesamten Körper) oder es kann über dem Patienten 1020 für eine statische Bildgewinnung angeordnet werden.
Bei der Detektion eines Ereignisses in einem der Detektoren 80 oder 80' tragen die Signale 1210 bzw. 1212 anfängliche Triggerimpulse für die Ereignisdetektion zu einer programmierbaren Koinzidenz-Zeitgeberschaltung 1050 (coincidence timing circuit CTC). Die CTC-Einheit 1050 erzeugt dann Gültiges-Ereignis-Triggersignale über die Leitungen 1240 bzw. 1242, die zurück zu den Detektoren 80 und 80' geleitet werden, abhängig vom Betriebsmodus (entweder SPECT oder PET). Ein über die Leitung 1252 geleitetes Signal zeigt der CTC-Einheit 1050 den richtigen Betriebsmodus an (SPECT oder PET). Die Gültiges-Ereignis-Triggersignale 1240 und 1242 werden von den Detektoren dazu verwendet, ihre Akkumulatoren (Integratoren) zu starten (oder zurückzusetzen), die die Energie der erfaßten Szintillation akkumulieren (integrieren) und werden daher "Gültiges-Ereignis"-Triggersignale genannt. Im PET-Modus wird die Integration nicht begonnen, bis eine Koinzidenz zwischen den Detektoren 80 und 80' erfaßt wurde. Im SPECT-Modus wird eine Integration für jeden Detektor bei Empfang eines Triggersignals gestartet, unabhängig von einer Koinzidenz. Nach Integration und Schwerpunktsermittlung geben die Detektoren 80 und 80' X-, Y- und Z-Werte über die Leitungen 1220 bzw. 1222 aus. Diese Signale zeigen die Koordinatenwerte X und Y an, die die "Lokalisierung" des detektierten Event darstellen, und sein gemessener Energiewert Z.
Bei Ausführungsbeispielen, die mehr als zwei Detektorköpfe verwenden, wird die Information über das Detektieren eines Ereignisses von jedem Detektorkopf zur CTC-Einheit 1050 geleitet, die dann Koinzidenz zwischen zwei der Detektoren erfaßt, was die CTC-Ereignis-Detektionsinformation auslöst (beim PET-Bildgewinnungs-Modus). Im SPECT-Modus berichtet jeder Detektor Ereignisinformationen ohne Koinzidenz in ähnlicher Weise wie das System mit zwei Detektoren.
Obwohl die Anordnung solcher Hardware nicht Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist, ist in jedem Detektor Hardware zum Digitalisieren der analogen PMT-Signale und Ausgeben der X-, Y- und Z-Werte enthalten. Zu diesem Zweck enthält jeder Detektor 80 und 80' Vorverstärker- und Digitalisierungs-Hardware und eine digitale Ereignis-Verarbeitungseinheit. Diese Hardware kann innerhalb oder außerhalb der Szintillationsdetektoren 80 und 80' angeordnet sein.
Die über die Busse 1220 und 1222 übertragenen Werte bilden die Eingaben für einen Aufnahmecomputer 1055, der ein digitales Universalrechnersystem ist. Der Aufnahmecomputer 1055 speichert und modifiziert die Werte für jedes detektierte Ereignis für jeden Projektionswinkel und leitet diese Information an eine Bildverarbeitungseinrichtung 1060 weiter, die eine Standardbenutzerschnittstelle hat. Die Benutzerschnittstelle bietet eine Eingabeeinrichtung für einen Benutzer, damit dieser anzeigen kann, welcher Betriebsmodus (z.B. SPECT oder PET) gewünscht wird. Die Eingabevorrichtung für den Benutzer kann auch im Computer 1055 angeordnet sein.
In der Bildverarbeitungseinrichtung 1060 werden die Ereignis-Lokalisierungsdaten, die zu verschiedenen ECT-Projektionswinkeln gehören, in einer Speichereinrichtung gespeichert. Diese Daten werden dazu verwendet, Bildinformationen und Zähldichteinformationen zu erzeugen, und werden in Form von Matrizen für verschiedenen ECT-Projektionswinkel gesammelt. Bildmatrizen werden im allgemeinen unter verschiedenen ECT-Winkeln gesammelt, und anschließend wird eine Rekonstruktion mit Hilfe einer tomographischen Rekonstruktion durchgeführt, um ein dreidimensionales Bild ("Rekonstruktion") eines Organs zu erzeugen. Die Bildverarbeitungseinrichtung 1060 ist außerdem mit einer Anzeigeeinheit 1065 (die eine Hardkopiereinrichtung umfassen kann) zum Visualisieren der vom Kamerasystem erfaßten Bilder gekoppelt.
Die vorliegende Erfindung schafft eine Vorrichtung und ein Verfahren zum Verbessern der Auflösung einer Radionuklid-Verteilung bei der PET-Bildgewinnung, die auch als Koinzidenz-Bildgewinnung bekannt ist. Die vorliegende Erfindung korrigiert den Versatz eines Gammastrahls in der Kristallebene, der unter einem schrägen Winkel auf den Kristall trifft. Der Versatz in der Kristallebene ist bei der SPECT- Bildgebung typischerweise relativ klein, da der Kollimator nur Gammastrahlen innerhalb eines schmalen Bereichs von Eintrittswinkeln erlaubt, auf den NaJ(Tl)-Kristall zu treffen. Außerdem zeigen selbständige PET-Bildgewinnungssysteme, die einen Einzelkristall, wie beispielsweise Wismut-Germanat-Oxid (BGO), benutzen, keinen Versatz in der Kristallebene für den eintretenden Gammastrahl aufgrund der Natur des Einzelkristalls. Wird jedoch die PET-Bildgewinnung in einem konfigurierbaren nuklearmedizinischen SPECT/PET-Kamerasystem implementiert, kann es sein, daß der BGO-Kristall durch einen NaJ(Tl)-Kristall ersetzt wird, so daß ein Versatz in der Kristallebene zu einer Verschlechterung der Auflösung führt. Die Korrektur des Versatzes in der Kristallebene für einen auftreffenden Gammastrahl ist daher im wesentlichen dann anzuwenden, wenn ein Kristall wie NaJ(Tl) für die PET-Bildgewinnung verwendet wird.
2 ist eine Blockdarstellung des Aufnahmecomputers 1050, der mit Detektoren 1112a und 1112b gekoppelt ist. Der Aufnahmecomputer 1050 ist verantwortlich für die Korrektur der Verzerrung, die durch den Kristall unter einem schrägen Winkel schneidende Gammastrahlen verursacht wird. Der Aufnahmecomputer 1050 umfaßt einen Adressen/Daten-Bus 1100 zum Austauschen von Informationen innerhalb des Aufnahmecomputers 1050, einen mit dem Bus 1100 gekoppelten Prozessor 1101 zur Linearitätskorrektur von auf den Kristall unter ungefähr 90° auftreffenden Gammastrahlen, einen mit dem Bus 1100 gekoppelten Auflösungsverbesserer 1111 zum Korrigieren des Versatzes in der Kristallebene von auf den Kristall unter einem schrägen Winkel auftreffenden Gammastrahlen, eine mit dem Bus 1100 gekoppelte Speichereinrichtung 1104, wie ein magnetisches oder optisches Plattenlaufwerk, zum Speichern von Bildinformationen und Befehlen von einem Prozessor, eine mit dem Bus 1100 gekoppelte Anzeigeeinrichtung 1105 (die auch extern sein kann, wie die Einrichtung 1065 gemäß 1) zum Anzeigen von Informationen für den Computerbenutzer, eine mit dem Bus 1100 gekoppelte alphanumerische Eingabeeinrichtung 1106 mit alphanumerischen und Funktionstasten zum Übermitteln von Informationen und Befehlsauswahlen an einen Prozessor, eine mit dem Bus gekoppelte Cursor-Steuereinrichtung 1107 zum Übermitteln von Eingabeinformationen eines Benutzers und Befehlsauswahlen an einen Prozessor und eine mit dem Bus 1100 gekoppelte Hochgeschwindigkeits-Kommunikationsverbindung 1108 zur Kommunikation mit einer Bildverarbeitungseinrichtung. Ein Hardkopiergerät 1109 (z.B. ein Drucker) kann ebenfalls mit dem Bus 1100 gekoppelt sein.
Die zusammen mit dem erfindungsgemäßen Aufnahmecomputer 1050 verwendete Anzeigeeinrichtung 1105 gemäß 2 (oder die Anzeigeeinheit 1065 gemäß 1) kann eine Flüssigkristallanzeige, eine Kathodenstrahlröhre oder ein anderes Anzeigegerät sein, das zum Erzeugen von für einen Benutzer erkennbaren graphischen Bildern und alphanumerischen Zeichen geeignet ist. Die Cursorsteuereinrichtung 1107 erlaubt es dem Benutzer des Computers, die zweidimensionale Bewegung eines sichtbaren Symbols (Zeiger) auf einem Anzeigeschirm der Anzeigeeinrichtung 1105 dynamisch zu signalisieren. Viele Ausführungsformen der Cursorsteuereinrichtung sind bekannt; dazu zählen ein Trackball, ein Fingerpad, eine Maus, ein Joystick oder spezielle Tasten auf der alphanumerischen Eingabeeinrichtung 1106, die in der Lage sind, die Bewegung in eine bestimmte Richtung oder eine Verschiebungsart anzuzeigen. Die Tastatur 1106, die Cursorsteuereinrichtung 1107, die Anzeige 1105 und die Hardkopiereinrichtung 1109 bilden die zur Bildverarbeitungseinrichtung 1060 gehörende Benutzerschnittstelle.
Beim Betrieb im PET-Modus werden die X- und Y-Koordinatenwerte und die Energieinformationen Z von jedem Detektor 1112a und 1112b innerhalb eines Koinzidenz-Fensters erzeugt. Die von den Szintillationsdetektoren 1112a und 1112b detektierten X- und Y-Koordinaten entsprechen einem Punkt im Kri stall, an dem das Szintillationsereignis auftrat. Die X-Koordinate entspricht dem Ort des Szintillationsereignisses entlang des transaxialen Gesichtsfeldes des Kristalls, und die Y-Koordinate entspricht dem Ort des Szintillationsereignisses entlang des axialen Gesichtsfeldes des Kristalls. 3 bietet eine Darstellung des transaxialen und axialen Gesichtfeldes der Detektoren 1112a und 1112b bezogen auf den Patienten 300, dem ein Radionuklid injiziert wurde und der Gammastrahlen aus einem seiner Organe emittiert. Das Rechteck 310 stellt das Gesichtsfeld eines der Detektoren 1112a oder 1112b dar. Gemäß 3 ist das axiale Gesichtsfeld eines Kristalls durch den Pfeil 320 angedeutet und längs des Patienten vom Kopf zum Fuß orientiert, und das transaxiale Feld ist durch den Pfeil 330 gezeigt und von links nach rechts über den Patienten hinweg gerichtet. Obwohl die Detektoren 1112a und 1112b ein rechteckiges Gesichtsfeld gemäß 3 haben, ist die vorliegende Erfindung nicht auf Detektoren mit einer rechteckigen Oberfläche beschränkt.
Die Koordinatenwerte X und Y der detektierten Punkte werden von den Detektoren 1112a und 1112b registriert und über die Leitungen 1000a bzw. 1000b an den Aufnahmecomputer 1055 ausgegeben. Ein Korrekturprozessor 1101, ein Auflösungsverbesserer 1111 und eine Kommunikationseinrichtung 1108 sind im Aufnahmecomputer 1055 enthalten. Aus dem Paar von Koordinatenwerten X und Y werden vom Aufnahmecomputer 1055 die axialen und transaxialen Eintrittswinkel des einkommenden Gammastrahls berechnet. Der Ort der Positronenwechselwirkung (oder des Szintillationsereignisses) liegt auf der Gerade, die die beiden detektierten Punkte verbindet. Für den Fall, daß ein Versatz in der Kristallebene auftritt, geben die von den Szintillationsdetektoren 1112a und 1112b registrierten X- und Y-Koordinaten nicht genau den tatsächlichen Eintrittspunkt des auftreffenden Gammastrahls wieder. Liegt der Quellpunkt (d.h. der Ort in einem Organ, der die Strahlung emittiert) außerdem nicht auf der Mittel linie zwischen den um 180° gegeneinander versetzten Detektoren 1112a und 1112b, dann führt der Versatz in der Kristallebene zu einer Verzerrung oder zu einer Unschärfe des Quellpunkts bei der Bildrekonstruktion.
Bei einem erfindungsgemäßen Ausführungsbeispiel werden die von den Detektoren 1112a und 1112b registrierten X- und Y-Koordinatenwerte über die Leitungen 1000a und 1000b an den Korrekturprozessor 1101 ausgegeben. Der Korrekturprozessor 1101 modifiziert die Koordinatenwerte X und Y, um die Auflösung des Kollimators und die intrinsische Auflösung zu verbessern. Wird ein Kollimator eingesetzt, wie bei der SPECT-Bildgewinnung, tritt eine gewisse Verzerrung (oder Unschärfe) auf, die durch den Durchgang der Gammastrahlen durch die Kollimatorlöcher verursacht wird. Der Durchmesser des Kollimatorlochs muß relativ groß sein (um eine brauchbare Kollimatoreffizenz zu erreichen), weshalb eine mindestens so große Unschärfe des Bildes wie der Durchmesser des Lochs auftritt. Die intrinsische Auflösung, welche die statistische Schwankung in der Verteilung der Lichtphotonen zwischen den Photomultiplierröhren (PMT) ist, erzeugt weiterhin eine gewisse Verzerrung des auf den Kristall auftreffenden Gammastrahls. Daher modifiziert der Korrekturprozessor 1101 die Koordinatenwerte X und Y und gibt neue Koordinatenwerte X' und Y' an den Bus 1100 aus. Die Koordinatenwerte X' und Y' werden dann vom Auflösungsverbesserer 1111 modifiziert, um den Versatz des eintretenden Gammastrahls in der Kristallebene zu korrigieren. Wie oben erwähnt, tritt der Versatz in der Kristallebene auf, wenn der Eintrittswinkel des Gammastrahls einen Kristall wie NaJ(Tl) schräg schneidet. Daher ist die Erfindung besonders relevant für die PET-Bildgewinnung in einem nuklearmedizinischen Kamerasystem, das sowohl PET- als auch SPECT-Bildgewinnung durchführt.
Der Auflösungsverbesserer 1111 ist ein Prozessor, der die Werte für den Versatz in der Kristallebene für die PET-Bildgewinnung berechnet. Gemäß 6 kann der Auflösungsverbesserer ein Computersystem 60 mit einer Zentraleinheit (CPU) 61 und einem Direktzugriffsspeicher (RAM) 62 sein. Bei einem erfindungsgemäßen Ausführungsbeispiel ist die CPU 61 eine Pentium^®-Prozessor, der bei 100 MHz arbeitet. Die CPU 61 ist mit dem Bus 63 zum Ausführen von Befehlen und Verarbeiten von Informationen gekoppelt, und der RAM 62 ist mit dem Bus 63 zum Speichern von Informationen und Befehlen für die CPU 61 gekoppelt.
Der RAM 62 speichert die Koordinatenwerte X' und Y' für jedes von einem der Detektoren 1112a und 1112b registrierte Szintillationsereignis. Die Koordinatenwerte X' und Y' können die gleichen Werte wie die von einem der Detektoren 1112a oder 1112b registrierten Koordinatenwerte X und Y sein, oder sie können modifizierte Versionen der Koordinatenwerte X und Y sein. Die CPU 61 erzeugt die Werte für den Versatz in der Kristallebene ΔX und ΔY für die X'- und Y'-Koordinatenwerte. Ein Paar von Werten ΔX und ΔY für den Versatz in der Kristallebene wird für jede zur Koinzidenz-Bildgebung gehörende Positronen-Elektronen-Wechselwirkung erzeugt. ΔX ist daher der Versatzwert eines eintretenden Gammastrahls bezogen auf das transaxiale Gesichtsfeld des Kristalls, und ΔY ist der Versatzwert eines eintretenden Gammastrahls bezogen auf das axiale Gesichtsfeld des Kristalls. Sobald die Versatzwerte ΔX und ΔY berechnet sind, werden sie mit den Koordinatenwerten X' und Y' kombiniert. Bei einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung werden Versatzwerte ΔX und ΔY zu den Koordinatenwerten X' und Y' addiert, so daß die korrigierten Koordinatenwerte (X' + ΔX) und (Y' + ΔY) an die Bildverarbeitungseinrichtung ausgegeben werden.
Diese Art der Korrektur wird besonders wichtig, wenn der Eintrittswinkel des Gammastrahls zunimmt, da der Wert für den Versatz in der Kristallebene mit dem Eintrittswinkel zunimmt. Bei einem erfindungsgemäßen Ausführungsbeispiel ist das transaxiale Gesichtsfeld größer als das axiale Gesichtsfeld, weshalb der deutlichste Versatz in der Kristallebene entlang des transaxialen Gesichtsfeldes auftritt. Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf beide Gesichtsfelder.
4 zeigt eine Querschnittsansicht der Kristalle 410 und 412, die um 180° gegeneinander versetzt sind, und wird dazu verwendet, graphisch den Versatz in der Kristallebene anhand eines Paars von Gammastrahlen zu illustrieren, die bei der Annihilation eines Positrons mit einem Elektron am Punkt 401 erzeugt wurden. Die Linie 420 stellt entweder das axiale oder das transaxiale Gesichtsfeld der Kristalle 410 und 412 dar. Die Linie 430 stellt die Tiefe oder Dicke, T, der Kristalle 410 und 420 und die Linie 440 den Abstand, D, zwischen den Kristallen 410 und 412 dar. Der Punkt der Positron-Elektron-Wechselwirkung, der auch als Quellpunkt bezeichnet wird, ist auf der Mittellinie an einem Punkt 401 angeordnet. Die beiden von der Positron-Elektron-Wechselwirkung emittierten Gammastrahlen werden in annähernd entgegengesetzter Richtung entlang der Antwortlinie 402 erzeugt. Einer der erzeugten Gammastrahlen trifft auf den Kristall 410 an einem Punkt 403a auf und erzeugt an dem Punkt 404a ein Szintillationsereignis. Der zweite emittierte Gammastrahl trifft auf den Kristall 412 an einem Punkt 403b auf und erzeugt ein Szintillationsereignis an einem Punkt 404b. Die Punkte 403a, 403b, 404a und 404b liegen alle entlang der Antwortlinie 402 der Positron-Elektron-Wechselwirkung, die sich am Punkt 401 ereignet. α ist der Eintrittswinkel des Paars von Gammastrahlen, die an den Punkten 403a und 403b auf die Kristalle 410 bzw. 412 treffen.
Ereignet sich eine Positron-Elektron-Wechselwirkung an einem Punkt 401, so liegt der tatsächliche Eintrittspunkt in den Kristall 410 bei 403a, obwohl ein hinter dem Kristall 410 angeordneter Detektor den Eintrittspunkt als am Punkt 404a bezogen auf das Gesichtsfeld 420 eingetreten registriert. Es gibt daher einen Versatz (Δ1) entlang des Gesichtsfeldes 420 zwischen dem tatsächlichen Eintrittspunkt 403a in den Kristall 410 und dem durch den Detektor registrierten Punkt 404a des eintretenden Gammastrahls. Ferner ist der tatsächliche Eintrittspunkt in den Kristall 412 bei 403b, aber der Detektor registriert den Eintrittspunkt als am Punkt 404b entlang des Gesichtsfeldes 420 sich ereignend. Daher ist Δ2 der Versatz zwischen dem tatsächlichen Eintrittspunkt 403b in den Kristall 412 und dem vom Detektor registrierten Punkt 404b. Mit anderen Worten, es ist Δ1 der Abstand zwischen den Punkten 403a und 405a, und Δ2 ist der Abstand zwischen den Punkten 403b und 405b. Δ1 und Δ2 werden auch Werte für den Versatz in der Kristallebene genannt, da die registrierten Orte (404a und 404b) die tatsächlichen Eintrittspunkte (403a und 403b) um einen gewissen Abstand Δ1 und Δ2 versetzt darstellen.
Das Berechnen des Versatzes in der Kristallebene und das Korrigieren der registrierten Koordinatenwerte X und Y, um den Versatz zu berücksichtigen, verbessert die Auflösung des Bildes der Radionuklidverteilung. Der Quellpunkt 401 ist auf der Mittellinie angeordnet, so daß der Versatz Δ1 und der Versatz Δ2 in der Kristallebene ungefähr gleich sind und der Detektor den Auftreffpunkt des Gammastrahls auf den Kristall an den Punkten 405a und 405b registriert. Wird eine Linie vom Punkt 405a zum 405b gezogen, so verläuft diese Linie durch den Quellpunkt 401, so daß der Ort des Quellpunkts aus den registrierten Werten des Quellpunkts bezogen auf das Gesichtsfeld 420 bestimmt werden kann. Diese Art der Korrektur ist vorzugsweise dann anzuwenden, wenn der Quellpunkt 401 auf der Antwortlinie 402 angeordnet ist, aber nicht mit tig zwischen den Kristallen 410 und 412 (d.h. auf der Mittellinie) liegt. Für den Fall, daß ein Quellpunkt 406 einen bestimmten Abstand r entlang der Antwortlinie 402 von der Mittellinie entfernt angeordnet ist, werden die Detektoren ebenfalls feststellen, daß die Gammastrahlen auf den Kristall bezogen auf das Gesichtsfeld 420 an den Punkten 405a und 405b auftreffen. Zieht man eine Linie von 405a bis 405b, so schneidet diese Linie 407 nicht den Quellpunkt 406; der Ort des Quellpunkts 406 kann daher nicht genau bestimmt werden, und die Auflösung des Quellpunkts 406 ist verschlechtert. In dem Maße, wie die Auflösung des Quellpunkts verschlechtert ist, wird das rekonstruierte Bild des Quellpunkts unscharf.
Durch Erzeugen von Werten für den Versatz in der Kristallebene für jedes in Koinzidenz detektierte Szintillationsereignis kann die Auflösung für jeden Quellpunkt verbessert werden, wodurch die Gesamtqualität des rekonstruierten Bildes verbessert wird. 5 illustriert graphisch die Auflösung eines Quellpunkts. Die Häufigkeitsverteilungskurve 50 stellt das projizierte Strahlungsprofil eines Quellpunkts mit einem Mittelwert am Punkt 51 dar. Die Halbwertsbreite, FWHM, wird zwischen den beiden Punkten 52a und 52b gemessen und zeigt an, wo die Intensität die Hälfte des mittleren Werts hat. Die Auflösung eines Quellpunkts ist definiert als die Halbwertsbreite des Strahlungsprofils eines Strahlungsquellpunkts projiziert auf einen Detektor. Erhöht sich die Halbwertsbreite, tritt daher eine Verschlechterung der Auflösung auf, die eine stärkere Verzerrung einer Punktquelle zur Folge hat. Durch Korrigieren des Versatzes in der Kristallebene wird die Halbwertsbreite verringert und die Auflösung verbessert.
Bei einem erfindungsgemäßen Ausführungsbeispiel erzeugt die CPU 61 bei der PET-Bildgewinnung einen Wert Δ für den Versatz in der folgenden Weise. Der Wert Δ des Versatzes möge den Versatz in der Kristallebene entlang des transaxialen oder axialen Gesichtsfeldes entweder des Detektors 410 oder 412 darstellen. Aus Gründen der Anschaulichkeit wird der Wert Δ des Versatzes entlang des transaxialen Gesichtsfeldes des Kristalls 412 gemessen und wird daher als Wert ΔX des Versatzes bezeichnet.
Im folgenden wird erneut auf 4 bezug genommen. ΔX wird im bezug auf den Quellpunkt 406 berechnet. Die Vernichtung eines Positrons und eines gewöhnlichen Elektrons geschieht an einem Quellpunkt 406, der zwei 510-keV-Photonen in entgegengesetzten Richtungen entlang der Linie 402 emittiert. Nur diejenigen Paare von Ereignissen, die gleichzeitig oder innerhalb eines schmalen Zeitintervalls detektiert werden, werden von den Detektoren 410 und 412 registriert, die gegeneinander um 180° versetzt angeordnet sind. Der tatsächliche Eintrittspunkt eines Gammastrahls in den Kristall 412 liegt bei 403b, jedoch registriert der Detektor den Punkt 404b als den tatsächlichen Eintrittspunkt. Außerdem liegt der tatsächliche Eintrittspunkt eines Gammastrahls in dem Kristall 410 bei 403a, jedoch registriert der Detektor den Punkt 404a als den tatsächlichen Eintrittspunkt. Daher erscheint der Quellpunkt 406 den Detektoren als auf der Antwortlinie 407 liegend, die von 405b zu 405a verläuft. Der Abstand D zwischen den Kristallen 410 und 412 ist durch die Linie 440 angedeutet, und der Abstand C zwischen den Punkten 405a und 405b ist durch die Linie 450 angezeigt. Ausgehend von der Antwortlinie 407, dem Abstand D und dem Abstand C, wird der Winkel θ bezogen auf die Kristallebene 410 und 412 berechnet. Der Eintrittswinkel θ kann aus der folgenden Gleichung berechnet werden:
Obwohl der Eintrittswinkel der entlang der Antwortlinie 402 emittierten Gammastrahlen gleich α ist, ist der Eintrittswinkel θ eine hinreichend gute Schätzung des Eintrittswinkels α, um sie für die Berechnung des Versatzwertes ΔX zu benutzen.
Sobald der Winkel θ berechnet ist, können auch die Parameter L und DOI gemäß 7 berechnet werden. 7 stellt einen Querschnitt des Kristalls 412 mit einer Vorderseite 70a dar, auf die Gammastrahlen treffen, und einer Rückseite 70b, die vor den PMTs angeordnet ist. L ist der Abstand, den sich der Gammastrahl entlang der Antwortlinie 402 in die Kristallebene des Kristalls 412 bewegt und ist gleich dem Abstand zwischen 403b und 415. L kann gemäß der folgenden Formel berechnet werden
wobei T die Dicke des Kristalls 412 ist. Bei einem erfindungsgemäßen Ausführungsbeispiel ist T gleich 3/8 eines Zolls dick. DOI ist die mittlere Wechselwirkungstiefe und stellt den Ort 409 im Kristall dar, an dem der Gammastrahl die höchste Wahrscheinlichkeit für eine Wechselwirkung (oder Erzeugen eines Szintillationsereignisses) mit dem Kristall 412 hat. Eine Linie ist von dem Punkt 409 lotrecht auf die Kristallebene in 70a projiziert, so daß DOI der Abstand zwischen einem Punkt 408 und dem Punkt 409 ist. Obwohl das Szintillationsereignis im Kristall 412 die höchste Eintrittswahrscheinlichkeit bei 409 hat, kann es sein, daß ein Szintillationsereignis auch nicht genau am Punkt 409 auftritt. DOI ergibt sich aus der Dämpfung A(x) des sich durch den NaJ(Tl)-Kristall bewegenden 511-keV-Gammastrahls, aus der Dichte ρ des NaJ(Tl)-Kristalls und dem Massendämpfungskoeffizienten μ_m des NaJ(Tl)-Kristalls bei 511 keV. Bei einem erfindungsgemäßen Ausführungsbeispiel ist μ_m = 0.0921cm²/gm, ρ = 3,67gm/cm³ und A(x) = e^–μm^ρx. DOI kann mit der folgenden Gleichung berechnet werden:
Sobald DOI und L berechnet sind, kann der Versatz ΔX in der Kristallebene aus der folgenden Gleichung bestimmt werden: ΔX = DOI(θ)·COT(θ).
Sobald die Versatzwerte ΔX und ΔY berechnet sind, können diese Werte mit den Koordinatenwerten X' und Y' kombiniert werden. Bei einem erfindungsgemäßen Ausführungsbeispiel werden die Versatzwerte ΔX und ΔY zu den Koordinatenwerten X' und Y' addiert, so daß die korrigierten Koordinatenwerte (X' + ΔX) und (Y' + ΔY) an die Bildverarbeitungseinrichtung ausgegeben werden.
Bei der PET-Bildgewinnung wird der Eintrittswinkel des emittierten Paars von Gammastrahlen detektiert, falls sie irgendwo innerhalb des axialen oder transaxialen Gesichtsfelds des Kristalls in Koinzidenz auf den Kristall treffen. Mit anderen Worten, der Eintrittswinkel der Gammastrahlen ist bei der PET-Bildgewinnung durch das Gesichtsfeld 420 der Kristalle 410 und 412 limitiert. Außerdem ist bei einem größeren Versatz in der Kristallebene auch die Verschlechterung der Auflösung größer. Bei der SPELT-Bildgewinnung sind die Eintrittswinkel durch den Kollimator auf einen sehr schmalen Bereich (ungefähr 90°) begrenzt, so daß nur wenig Versatz in der Kristallebene auftritt. Außerdem haben selbständige PET-Bildgebungssysteme, die einen Einzelkristall wie Wismut-Germanat-Oxid (BGO) verwenden, aufgrund des Aufbaus des Einzelkristalls keinen Versatz in der Kristallebene. Die Vorrichtung und das Verfahren zum Verbessern der Auflösung gemäß der vorliegenden Erfindung ist daher vorteilhaft für die PET-Bildgewinnung bei einem kombinierten SPECT- und PET-System, das einen Kristall, wie z.B. Natriumjodid dotiert mit Thallium NaJ(Tl), verwendet.

Claims

Vorrichtung zum Verbessern der Auflösung eines Bildes bei einer Positronen-Emissions-Tomographie mit: einem Kristall zum Wechselwirken mit einem Gammastrahl, um ein Szintillationsereignis zu erzeugen, wobei der Gammastrahl mit einem Einfallswinkel innerhalb eines Winkelbereichs eintritt, der durch ein Gesichtsfeld des Kristalls begrenzt ist; einem mit dem Kristall gekoppelten Detektor, der einen Koordinatenwert des Szintillationsereignisses registriert; einem mit dem Detektor gekoppelten Auflösungsverbesserer, der einen Korrekturwert zum Korrigieren eines Versatzes des Koordinatenwerts in der Kristallebene erzeugt und diesen Korrekturwert mit dem Koordinatenwert kombiniert, um einen tatsächlichen Eintrittspunkt des Gammastrahls in den Kristall zu bestimmen.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei der Koordinatenwert des Szintillationsereignisses einen x-Koordinatenwert und einen y-Koordinatenwert hat, wobei die x-Koordinate entlang eines transaxialen Gesichtsfelds des Kristalls angeordnet ist und die y-Koordinate entlang eines axialen Gesichtsfelds des Kristalls angeordnet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei der Korrekturwert einen x-Deltawert und einen y-Deltawert umfaßt, wobei der x-Deltawert der Abstand entlang des transaxialen Gesichtsfeldes des Kristalls zwischen dem tatsächlichen Eintrittspunkt des Gammastrahls in den Kristall und einem Konversionspunkt ist, wobei der y-Deltawert der Abstand entlang des axialen Gesichtsfeldes des Kristalls zwischen dem tatsächlichen Eintrittspunkt des Gammastrahls in den Kristall und dem Konversionspunkt ist, wobei der Konversionspunkt dort ist, wo der Gammastrahl die höchste Wahrscheinlichkeit der Konversion in einen Lichtimpuls im Kristall hat.
Vorrichtung nach Anspruch 3, wobei der x-Deltawert und der y-Deltawert des Korrekturwerts vom Eintrittswinkel des Gammastrahls und von dessen Energieniveau abhängig sind.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei der Kristall aus mit Thallium dotiertem, kristallinem Natriumjodid NaJ(Tl) besteht.
Vorrichtung zum Verbessern der Auflösung bei einer Koinzidenz-Bildgewinnung mit: einem ersten Detektor und einem zweiten Detektor zum gleichzeitigen Detektieren eines Paars von Gammastrahlen, die von einem Quellpunkt erzeugt und um 180° gegeneinander versetzt emittiert wurden, wobei der erste Detektor ein erstes Adreßsignal und der zweite Detektor ein zweites Adreßsignal erzeugt; einem mit dem ersten und zweiten Detektor gekoppelten Computersystem, daß das erste Adreßsignal und das zweite Adreßsignal vom ersten bzw. zweiten Detektor empfängt und einen ersten und zweiten Korrekturwert zum Korrigieren eines Versatzes in der Kristallebene des ersten bzw. zweiten Adreßsignals erzeugt, und wobei das Computersystem ein erstes und zweites korrigiertes Adreßsignal ausgibt, die für Bildverarbeitung und -rekonstruktion verwendet werden.
Vorrichtung nach Anspruch 6, wobei das erste Adreßsignal einen ersten x-Wert und einen ersten y-Wert aufweist und das zweite Adreßsignal einen zweiten x-Wert und einen zweiten y-Wert aufweist, wobei der erste x-Wert entlang eines transaxialen Gesichtsfeldes des ersten Detektors angeordnet ist, wobei der zweite x-Wert entlang eines transaxialen Gesichtsfeldes des zweiten Detektors angeordnet ist, wobei der erste y-Wert entlang eines axialen Gesichtsfeldes des ersten Detektors angeordnet ist, und wobei der zweite y-Wert entlang eines axialen Gesichtsfeldes des zweiten Detektors angeordnet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 7, wobei der erste Korrekturwert eine x- und eine y-Komponente aufweist, so daß die x-Komponente zum ersten x-Wert des ersten Signals addiert wird, und die y-Komponente zum ersten y-Wert des ersten Signals addiert wird, wobei der zweite Korrekturwert eine x- und eine y-Komponente umfaßt, so daß diese x-Komponente zum zweiten x-Wert des zweiten Signals addiert wird und diese y-Komponente zum zweiten y-Wert des zweiten Signals addiert wird.
Vorrichtung nach Anspruch 8, wobei die x-Komponente des ersten Korrekturwerts und die x-Komponente des zweiten Korrekturwerts vom Energieniveau und vom Eintrittswinkel des Paars von Gammastrahlen entlang des transaxialen Gesichtsfelds des ersten bzw. zweiten Detektors abhängen, und wobei die y-Komponente des ersten Korrekturwerts und die y-Komponente des zweiten Korrekturwerts vom Energieniveau des Paars von Gammastrahlen und von dessen Eintrittswinkel entlang des axialen Gesichtsfelds des ersten bzw. zweiten Detektors abhängen.
Vorrichtung nach Anspruch 6, wobei der Kristall mit Thallium dotiertes, kristallines Natriumjodid NaJ(Tl) enthält.
Ein nuklearmedizinisches Kamerasystem mit: einem Paar von Kristallen, die derart angeordnet sind, daß sie mit einer Mehrzahl von von einer Quelle erzeugten Gammastrahlen wechselwirken, wobei die Gammastrahlen nicht durch einen Kollimator hindurchtreten; einem Paar von Detektoren, wobei jeder Detektor mit einem Kristall des Kristallpaares gekoppelt ist und auf eine Mehrzahl von Lichtphotonen anspricht, die von jedem der Kristalle während einer Wechselwirkung emittiert werden, und einen Koordinatenwert der Wechselwirkung aufzeichnet; einem mit dem Paar von Detektoren gekoppelten Prozessor, um den Koordinatenwert von jedem der Detektoren zu empfangen, wobei der Prozessor in Abhängigkeit davon die Auflösungsverzerrung, die von einem Versatz in der Kristallebene verursacht ist, korrigiert und einen neuen Koordinatenwert zur Bildverarbeitung und -rekonstruktion ausgibt.
Das nuklearmedizinische Kamerasystem nach Anspruch 11, wobei jedes Paar von Kristallen eine Schicht aus mit Thallium dotiertem Natriumjodid NaJ(Tl) ist.
Das nuklearmedizinische Kamerasystem nach Anspruch 12, wobei der Prozessor die Auflösungsverzerrung dadurch korrigiert, daß ein Korrekturwert für jeden Koordinatenwert erzeugt und mit dem Koordinatenwert kombiniert wird.
Das nuklearmedizinische Kamerasystem nach Anspruch 13, wobei der vom Prozessor erzeugte Korrekturwert eine Funktion eines Eintrittswinkels und eines Energiewerts von einem der Mehrzahl von Gammastrahlen, mehrerer Parameter des Paars der Kristalle und eines Abstands zwischen dem Kristallpaar ist.
Das nuklearmedizinische Kamerasystem nach Anspruch 14, wobei die mehreren Parameter des Kristallpaars umfassen: eine Dicke jedes der Kristalle, einen Massendämpfungskoeffizienten jedes der Kristalle, eine Dichte jedes der Kristalle, eine Dämpfung als Funktion des Wegs der Mehrzahl von Gammastrahlen durch jeden der Kristalle, und ein axiales und transaxiales Gesichtsfeld jedes der Kristalle.
Verfahren zum Verbessern der Auflösung für ein nuklearmedizinisches Kamerasystem, das für eine Koinzidenz-Bildgewinnung geeignet ist, mit folgenden Schritten: (a) Empfangen eines Gammastrahls mit einem Eintrittswinkel innerhalb eines Winkelbereichs, der von einem Gesichtsfeld eines Kristalls beschränkt wird; (b) Detektieren eines Szintillationsereignisses; (c) Registrieren eines Koordinatenwerts des Szintillationsereignisses; (d) Erzeugen eines Korrekturwerts zum Korrigieren eines Versatzes des Koordinatenwerts in der Kristallebene; und (e) Kombinieren des Korrekturwerts mit dem Koordinatenwert zum Bestimmen eines tatsächlichen Eintrittspunkts des Gammastrahls in den Kristall.
Verfahren nach Anspruch 16, wobei der Registrierungsschritt (c) die Schritte umfaßt: (i) Registrieren eines x-Koordinatenwerts entlang eines transaxialen Gesichtsfelds des Kristalls; und (ii) Registrieren eines y-Koordinatenwerts entlang eines axialen Gesichtsfelds des Kristalls.
Verfahren nach Anspruch 16, wobei der Erzeugungsschritt (d) die Schritte umfaßt: (i) Erzeugen eines x-Deltawerts, der einen Abstand entlang eines transaxialen Gesichtsfeldes des Kristalls zwischen dem tatsächlichen Eintrittspunkt des Gammastrahls in den Kristall und einem Konversionspunkt darstellt, wobei der Konversionspunkt dort ist, wo der Gammastrahl innerhalb des Kristalls mit höchster Wahrscheinlichkeit in einen Lichtimpuls konvertiert wird; und (ii) Erzeugen eines y-Deltawerts, der einen Abstand entlang eines axialen Gesichtsfelds des Kristalls zwischen dem tatsächlichen Eintrittspunkt des Gammastrahls in den Kristall und dem Konversionspunkt darstellt.
Verfahren nach Anspruch 18, wobei der Schritt des Erzeugens eines x-Deltawerts (i) die Schritte umfaßt: (i) Messen des Eintrittswinkels des Gammastrahls entlang des transaxialen Gesichtsfelds des Kristalls; (ii) Bestimmen einer mittleren Wechselwirkungstiefe des Gammastrahls und des Kristalls, projiziert auf eine Ebene rechtwinklig zum Kristall; und (iii) Erzeugen eines x-Deltawerts, der von der mittleren Wechselwirkungstiefe und dem Eintrittswinkel des Gammastrahls abhängt.
Verfahren nach Anspruch 18, wobei der Schritt des Erzeugens eines y-Deltawerts (i) die Schritte umfaßt: (i) Messen des Eintrittswinkels des Gammastrahls entlang des axialen Gesichtsfelds des Kristalls; (ii) Bestimmen einer mittleren Wechselwirkungstiefe des Gammastrahls und des Kristalls, projiziert auf eine Ebene rechtwinklig zum Kristall; und (iii) Erzeugen des y-Deltawerts, der von der mittleren Wechselwirkungstiefe und dem Eintrittswinkel des Gammastrahls abhängt.
Ein nuklearmedizinisches Kamerasystem mit: einer Kristalleinrichtung zum Wechselwirken mit einem Gammastrahl, der einen Eintrittswinkel innerhalb eines Winkelbereichs hat, der durch ein Gesichtsfeld der Kristalleinrichtung begrenzt ist; einer Detektoreinrichtung zum Detektieren eines Szintillationsereignisses in der Kristalleinrichtung und zum Registrieren eines Koordinatenwerts des Szintillationsereignisses; und einer Korrektureinrichtung zum Erzeugen eines Korrekturwerts zum Korrigieren eines Versatzes des Koordinatenwerts in der Kristallebene und zum Kombinieren des Korrekturwerts mit dem Koordinatenwert, um einen tatsächlichen Eintritts punkt des Gammastrahls in die Kristalleinrichtung zu bestimmen.
Das nuklearmedizinische Kamerasystem nach Anspruch 21, wobei die Detektoreinrichtung einen Koordinatenwert registriert mit einem x-Koordinatenwert entlang eines transaxialen Gesichtsfelds der Kristalleinrichtung und einem y-Koordinatenwert entlang eines axialen Gesichtsfelds der Kristalleinrichtung.
Das nuklearmedizinische Kamerasystem nach Anspruch 21, wobei die Korrektureinrichtung einen x-Deltawert erzeugt, der der Abstand entlang eines transaxialen Gesichtsfelds der Kristalleinrichtung zwischen dem tatsächlichen Eintrittspunkt des Gammastrahls in die Kristalleinrichtung und einem Konversionspunkt darstellt, wobei der Konversionspunkt dort ist, wo der Gammastrahl innerhalb der Kristalleinrichtung mit höchster Wahrscheinlichkeit in einem Lichtimpuls konvertiert wird, wobei die Korrektureinrichtung einen y-Deltawert erzeugt, der den Abstand entlang eines axialen Gesichtsfelds der Kristalleinrichtung zwischen dem tatsächlichen Eintrittspunkt des Gammastrahls in die Kristalleinrichtung und dem Konversionspunkt darstellt.
Nuklearmedizinisches Kamerasystem nach Anspruch 23, wobei die Erzeugungseinrichtung einen x-Deltawert erzeugt, indem der Eintrittswinkel des Gammastrahls entlang des transaxialen Gesichtsfelds der Kristalleinrichtung gemessen wird und eine mittlere Wechselwirkungstiefe des Gammastrahls und der Kristalleinrichtung projiziert auf eine Ebene rechtwinklig zur Kristalleinrichtung bestimmt wird, wobei die Erzeugungseinrichtung einen y-Deltawert erzeugt, indem der Eintrittswinkel des Gammastrahls entlang des axialen Gesichtsfelds der Kristalleinrichtung gemessen wird und eine mittlere Wechselwirkungstiefe des Gammastrahls und der Kri stalleinrichtung projiziert auf eine Ebene rechtwinklig zur Kristalleinrichtung bestimmt wird.