DE3538845A1 - Digitale szintillationskameraanordnung - Google Patents
Digitale szintillationskameraanordnungInfo
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Description
Henkel, Feiler, Hänzel & Partner
Patentanwälte
Dr phil G Henkel
Dr rer nat L. Feiler
Oipl.-Ing.W Hanzel Dipl.-Ing. D-Kottmann
Dr rer nat L. Feiler
Oipl.-Ing.W Hanzel Dipl.-Ing. D-Kottmann
Möhlstraße 37
D-8000 München 80
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EAM-6OP438-2
KABUSHIKI KAISHA TOSHIBA, Kawasaki, Japan
Digitale Sz intillationskameraanordnung
ψ 4 ft
Die Erfindung betrifft ein nuklearmedizinisches Diagnosesystem und insbesondere eine Verbesserung in der Datenverarbeitung
zur Gewinnung eines vorteilhaften Untersuchungs- oder Diagnosebilds bei einer digitalen
Sz intillationskameraanordnung.
Wenn bestimmte radioaktive Medikamente oder Mittel, d.h. solche, die Radioisotope enthalten, verabreicht (z.B.
in ein Blutgefäß injiziert) werden, konzentrieren sie sich bevorzugt in spezifischen Bereichen (z.B. einem
Tumor o.dgl. in einem Innenorgan) des Körpers eines Patienten. Die Verteilung des Mittels (drug) im Patienten
kann daher von außen her durch Messung des im Mittel enthaltenen Radioisotops erfaßt, die erfaßte Verteilung
für anschließende Diagnosezwecke benutzt werden.
Als bisheriges Radioaktiv-Diagnosegerät ist eine Szintillationskameraanordnung bekannt. Dabei wird ein
diagnostisches Bild (z.B. ein Radioisotop-Verteilungsbild) des Patienten auf einem Film, z.B. einem Röntgenfilm,
erzeugt. Die Einfallspositionen der von einem Objekt, dem ein radioaktives Mittel verabreicht worden
ist, sequentiell emittierten Gammastrahlung werden mittels der Szintillationskamera erfaßt, die sodann entsprechende
Lagensignale erzeugt. Das beim Auftreffen der Gammastrahlung vom Szintillator gelieferte Licht wird
durch eine Reihe von Photosensoren, wie Photoelektronen-Vervielfacherröhren,
erfaßt. Unter Heranziehung der Meßsignale von diesen Röhren kann die Einfallsposition der
Gammastrahlung berechnet werden. Ein Gammastrahlung-Einfallspositionssignal von der Szintillationskamera
wird deren Abbildungsvorrichtung (im folgenden als "Gamma-Abbildungseinheit" bezeichnet) zugeführt, die
eine Kathodenstrahlröhre zum Aktivieren eines Punkts entsprechend der Einfallsposition in Abhängigkeit vom
IQ Einfallspositionssignal ansteuert. Mittels des hellen
(aufleuchtenden) Punkts oder Flecks wird ein Film, z.B. ein Röntgenfilm, belichtet. Durch Belichtung des
Films mit den hellen Punkten (oder Flecken) über einen bestimmten Zeitraum hinweg erhält man ein Radioisotopg
Verteilungsbild.
Digitale Szintillationskameraanordnungen haben in den letzten Jahren verbreitete Anwendung gefunden. Bei der
bisherigen digitalen Szintillationskameraanordnung wird
2Q ein Lagensignal von der Szintillationskameraanordnung
digital umgesetzt (digitized), und eine Zählung eines Pixels (Bildpunkts) entsprechend einem Bildspeicher
wird nach Maßgabe der Lagen- oder Positionsdaten inkrementiert, so daß Gammastrahlung-Einfallsdaten im
2g Bildspeicher gesammelt werden. Die in letzterem gespeicherten
Bilddaten geben die Radioisotop-Verteilungsdaten wieder, die durch Zählungen entsprechend der
Häufigkeit des Gammastrahlungseinfalls für jedes Pixel innerhalb einer vorbestimmten Zeitspanne gewonnen wur-
3q den. Die im Speicher abgespeicherten Bilddaten werden
in ein Fernseh- oder Videosignal umgewandelt, das einen Grau(wert)pegel entsprechend der Zählung darstellt. Das
Videosignal wird einer Video-Abbildungseinheit zugeführt und angezeigt. In Abhängigkeit von dem Videoein-
3_ gangssignal wird ein Radioisotop-Verteilungsbild des
Patienten auf einem Film (z.B. Röntgenfilm) erzeugt.
Die Beziehung zwischen der Gammastrahlungszählung und der Dichte der Röntgenfilme ("Zählung/Dichte-Kennlinie")
ist in Fig. 1 dargestellt. Die Bilder auf den Röntgenfilmen wurden (dabei) mittels einer herkömmlichen
nicht-digitalen Szintillationskameraanordnung (im folgenden zur Unterscheidung von der digitalen Szintillationskameraanordnung
als analoge Szintillationskameraanordnung bezeichnet) und einer digitalen Szintillationskameraanordnung
gewonnen.
In Fig. 1 sind die Zählung auf der Abszisse und die Dichte auf der Ordinate aufgetragen. In Fig. 1 stehen
eine ausgezogene Kennlinie PO für ein mittels einer Gamma-Abbildungseinheit bei einer analogen Szintillationskameraanordnung
auf einem Röntgenfilm erzeugtes Radioisotop- bzw. RI-Verteilungsbild und eine gestrichelte
Kennlinie P1 für ein mittels einer Video-Abbildungseinheit bei einer digitalen Szintillationskameraanordnung
auf einem Röntgenfilm erzeugtes RI-Verteilungsbild. Die Zählung/Dichte-Kennlinien für die analoge und die digitale
Szintillationskameraanordnung bezüglich des Röntgenfilms sind dabei voneinander verschieden. Auch wenn daher
Daten unter gleichen Bedingungen gesammelt werden können, entstehen auf den jeweiligen Röntgenfilmen
Diagnosebilder (RI-Verteilungsbilder) unterschiedlicher Graupegeleigenschaften, d.h. unterschiedlicher Dichteeigenschaften.
Aus diesem Grund fühlen sich an eine her-
go kömmliche analoge Szintillationskameraanordnung gewöhnte
Diagnostiker (d.h. Mediziner) bei der Bedienung einer digitalen Szintillationskameraanordnung unsicher. Infolgedessen
kann in nachteiliger Weise die Diagnose nicht ohne weiteres durchgeführt werden.
3538845 -Τι Die Zählung/Dichte-Kennlinien werden vorzugsweise durch
eine von den die Kennlinien PO und P1 wiedergebenden
Linien verschiedene Linie (Zählung proportional zur Dichte) dargestellt, um eine einwandfreie Wiedergabe
und Erkennung der RI-Verteilung zu ermöglichen. Eine
Abbildung mit einer linearen Korrelation oder Beziehung zwischen der Zählung und der Dichte kann jedoch für eine
Bedienungsperson, die an eine herkömmliche analoge Szintillationskameraanordnung gewöhnt ist, nicht einfach
zu erkennen sein. Dennoch wird eine Abbildung mit einer linearen Korrelation zwischen Zählung und Dichte
als beste Möglichkeit, eine RI-Verteilung auszudrücken, angesehen. Tatsächlich kann erwartet werden, daß eine
solche Abbildung zur Standard-RI-Verteilungsabbildung werden wird.
Mittels einer digitalen Szintillationskameraanordnung gewonnene Zählung/Dichte-Kennlinien unterscheiden sich
von den mittels der herkömmlichen analogen Szintillationskameraanordnung
gewonnenen sowie von denen bei einer Anordnung, bei der eine lineare Korrelation zwischen
der Zählung und der Dichte erhalten wird. Die Zählung/Dichte-Kennlinien des mittels der vorliegenden
digitalen Szintillationskameraanordnung erhaltenen Diagnosebilds sind daher an sich für praktische Anwendung
unbrauchbar. Zudem werden diese Kennlinien hauptsächlich durch die Belichtungseigenschaften der Video-Abbildungseinheit
für den Film bestimmt, und sie können nicht einfach modifiziert werden.
Aufgabe der Erfindung ist damit die Schaffung einer digitalen Szintillationskameraanordnung, mit welcher die
Datenverarbeitung verbessert wird, die einer Bedienungsperson das Verständnis eines Radioisotop- oder RT-Verteilungszustands
ermöglicht und die eine einfach zu
diagnostizierende Abbildung liefert.
Diese Aufgabe wird durch die im Patentanspruch 1 gekennzeichneten Merkmale gelöst.
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Gegenstand der Erfindung ist eine digitale Szintillationskameraanordnung
zum Umwandeln von mittels einer Szintillationskamera erfaßten Daten in ein Videosignalbild
und zur Darstellung einer digitalen RI-Verteilung sowie zum Erzeugen eines dem Videosignal entsprechenden
diagnostischen Bilds auf einem Film mittels einer Video-Abbildungseinheit (video imager), wobei ein
Zählung/Graupegel-Wandler zum Umwandeln der Strahlungszählung der diagnostischen Bilddaten in Anzeige-Grau-
skaladaten angeordnet ist und eine für die Umwandlung abgerufene Zählung/Graupegel-Umwandlungstabelle eine
Umwandlungstabelle umfaßt, in welcher eine Korrekturkomponente zur Gewinnung vorbestimmter Zählung/Dichte-Kennlinien
gespeichert ist, um damit auf dem Film die gewünschten Zählung/Dichte-Kennlinien des diagnostischen
Bilds zu gewinnen.
Mit der erfindungsgemäßen digitalen Szintillationskameraanordnung
kann ein Bild oder eine Abbildung, das bzw. die eine gleichwertige oder eine bessere Diagnose als
das mit einer herkömmlichen analogen Szintillationskameraanordnung gewonnene Bild erlaubt, unter Verwendung
einer Video-Abbildungseinheit in der digitalen Szintillationskameraanordnung gewonnen werden.
Im folgenden ist eine bevorzugte Ausführungsform der
Erfindung anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen :
Fig. 1 eine graphische Darstellung von mittels einer herkömmlichen analogen Szintillationskameraanordnung
und einer digitalen Szintillationskameraanordnung ermittelten Strahlungszählung/
Röntgenfilmdichte-Kennlinien,
Fig. 2 eine graphische Darstellung zur Verdeutlichung des der Erfindung zugrundeliegenden Prinzips
und
Fig. 3 ein Blockschaltbild des Aufbaus einer digitalen
Szintillationskameraanordnung gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
Das der digitalen Szintillationskameraanordnung gemäß der Erfindung zugrundeliegende Prinzip ist im folgenden
anhand von Fig. 2 erläutert.
Gemäß Fig. 2 stehen x-, y- und ζ-Achsen orthogonal zueinander.
Auf der x-Achse ist eine (Gamma-)Strahlungszählung aufgetragen, während auf der y-Achse die Dichte
eines Röntgenfilms und auf der z-Achse eine Gradation, z.B. der Grau(wert)pegel (grey-level), aufgetragen sind.
Die Zählung/Dichte-Kennlinien sind auf der x-y-Ebene, die Zählung:Graupegel-Kennlinien auf der x-z-Ebene aufgetragen.
Eine auf der x-y-Ebene gemäß Fig. 2 aufgetragene Kennlinie PO entspricht der Kennlinie oder
Kurve PO gemäß Fig. 1; eine auf der x-y-Ebene aufgetragene Kennlinie P1 entspricht der Kurve P1 nach
Fig. 1.
Die Kennlinie P1 wird erhalten, wenn eine Funktion f (x)
zum Umwandeln von in einem Bildspeicher der digitalen Szintillationskameraanordnung gespeicherten Diagnosedaten
in einen Gradationspegel (d.h. einen Graupegel)
als lineare Funktion auf der x-z-Ebene vorgegeben wird, d.h. wenn f(x) = f(x1) gilt.
Die durch die Kurve P1 für eine gegebene Zählung (z.B.
x1) bestimmte Dichte unterscheidet sich von der durch die Kurve PO für die gegebene Zählung bestimmten (genauer
gesagt: die durch die Kurve P1 bestimmte Dichte ist y1, und die durch die Kurve PO bestimmte Dichte
ist yO, so daß yO > y1 gilt).
Dieser Unterschied besteht aus den folgenden Gründen: Bei einer digitalen Szintillationskameraanordnung werden
im allgemeinen digitale Diagnosedaten in ein analoges elektrisches Signal und dann in ein Fernseh- oder
Videosignal umgewandelt. Ein durch die Videodaten dargestellter heller Punkt (oder Fleck) wird durch die
Video-Abbildungseinheit auf einen Röntgenfilm aufbelichtet.
Im Gegensatz dazu erfordert eine Gamma-Abbildungseinheit bei einer analogen Szintillationskameraan-Ordnung
keine Umwandlung des Analogsignals in ein Videosignal, wodurch der Verlust an diagnostischen Bilddaten
verringert wird.
Wenn bei einer digitalen Szintillationskameraanordnung ein diagnostisches Bild mittels einer Video-Abbildungseinheit
auf einem Röntgenfilm erzeugt wird, vergrößern sich die Zählung:Grauwert-Kennlinien mit einer Funktion
f(xO) zum Kompensieren der im Bildspeicher gespeicherten Bilddaten um eine Differenz der Zählung/Dichte-Kennlinien
der mit den analogen und digitalen Szintillationskameraanordnungen
erhaltenen Bilder. Wenn in diesem Zustand die Graupegelumwandlung nach Maßgabe der
Funktion f(xO) durchgeführt wird, kann dasselbe diagnostische Bild, wie es von der Gamma-Abbildungseinheit
bei der herkömmlichen analogen Anordnung gewonnen wird,
erzeugt werden. '/"*
Es sei beispielsweise angenommen, daß ein Graupegel z1
durch eine Funktion f(x1) zum Umwandeln der Zählung in
den Graupegel in Übereinstimmung mit einer Zählung x1 und einer Dichte y1 vorgegeben ist. Bei Anpassung einer
Umwandlungsfunktion f(xO) zur Erzielung des Graupegels von zO (zO
> z1) für die Zählung x1 kann die Dichte des Röntgenfilms mit einem durch die Video-Abbildungseinheit
erzeugten Bild derjenigen eines mittels der Gamma-Abbildungseinheit
erzeugten Bilds gleich sein.
Fig. 3 veranschaulicht eine erfindungsgemäße digitale
Szintillationskameraanordnung zur Realisierung des der
Erfindung zugrundeliegenden Prinzips.
Sooft gemäß Fig. 3 eine von einem Radioisotop in einem einem Patienten verabreichten radioaktiven Mittel
emittierte Gammastrahlung durch eine Szintillations-Kamera 1 erfaßt wird, greift (detects) die Kamera 1
ein analoges Meßsignal ab, das ein die erfaßte Gammastrahlungsposition darstellendes Lagensignal enthält.
Ein Analogsignal von der Kamera 1 wird durch einen Analog/Digital- oder A/D-Wandler 2 digital umgesetzt.
Das Digitalsignal wird auf Echtzeitbasis zu einem Speicher 3 übertragen. Im Speicher 3 werden zumindest Einzelbild-Digitalbilddaten
der Gammastrahlungs-Zählungsdaten (für eine vorbestimmte Datenerfassungsperiode)
für jedes Pixel entsprechend der Gammastrahlungs-Meßposition
gespeichert. Sooft das Gammastrahlungs-Meßsignal
von der Kamera 1 über den A/D-Wandler 2 zum Speicher 3 übertragen wird, werden die Zählungsdaten
des dem Lagensignal entsprechenden Pixels inkrementiert.
Durch Wiederholung dieser Operation für eine vorbestimmte Zeitspanne werden die während der vorbestimmten
Zeitspanne erfaßten Daten zur Bildung von diagnostischen Bilddaten gesammelt bzw. aufgespeichert. Ein Zählung/
Grauwert-Wandler 4 umfaßt eine Zählung/Grauwert-Umwandlungstabelle entsprechend der Funktion f(xO). Zu dieser
Umwandlungstabelle im Wandler 4 erfolgt ein Zugriff für die aus dem Speicher 2 ausgelesenen diagnostischen Daten,
die wiederum in Übereinstimmung mit der Funktion f(xO) in einen Graupegel umgewandelt werden. Ein Ausgangssignal
des Wandlers 4 wird durch einen Digital/ Analog- oder D/A-Wandler 5 umgewandelt. Das Analogsignal
vom Wandler 5 wird als Videosignal einer Video-Abbildungseinheit 6 zugeführt.
Das Videosignal vom D/A-Wandler 5 wird auch einer An-Zeigeeinheit 7 zugeführt, auf deren Bildschirm ein RI-Verteilungsbild
als diagnostisches Bild wiedergegeben wird.
Das diagnostische Bild wird in Übereinstimmung mit einem vorbestimmten Abtastsystem aus dem Speicher 3 ausgelesen.
Die ausgelesenen diagnostischen Bilddaten werden durch den Wandler 4 und sodann den Wandler 5 umgewandelt.
Das Videosignal kann daher nach dem vorbestimmten Abtastsystem erhalten werden.
Die Abbildungseinheit 6 erzeugt das RI-Verteilungsbild
als diagnostisches Bild auf dem Röntgenfilm unter Heranziehung des Videosignals, das durch Umwandlung der Zählung
der Diagnosedaten in den Graupegel erhalten wurde.
Bei der digitalen Szintillationskameraanordnung des beschriebenen
Aufbaus kann die Differenz zwischen den Zählung/Dichte-Kennlinien eines Röntgenfilms mit einem
durch eine Video-Abbildungseinheit in einer digitalen Szintillationskamera erzeugten Bild und den Zählung/
Dichte-Kennlinien eines bei einer analogen Szintillationskameraanordnung
mittels einer Gamma-Abbildungseinheit erzeugten Bilds durch Verwendung einer vorbestimmten
Funktion f(xO) bei der Zählung/Graupegel-Umwandlung der Diagnosedaten korrigiert werden. Infolgedessen
kann dieselbe Dichte wie bei einem Röntgenfilm mit einem mittels einer analogen Szintillationskameraanordnung
erzeugten Bild erzielt werden.
Wenn daher die Funktion f(x) zum Korrigieren der Differenz
zwischen den Zählung/Dichte-Kennlinien eines Röntgenfilms mit einem durch eine Video-Abbildungseinheit
erzeugten Bild und den eine lineare Korrelation zwischen der Zählung und der Filmdichte angebenden
Zählung/Dichte-Kennlinien für die Umwandlung von Diagnosedatenzählung in Graupegel verwendet wird, kann
eine digitale Szintillationskameraanordnung ein ideales diagnostisches Bild mit einer der Zählung linear proportionalen
Röntgenfilmdichte liefern.
Eine weiter verbesserte Szintillationskameraanordnung kann auch mit den im folgenden beschriebenen Abwandlungen
realisiert werden. Die Zählung/Graupegel-Umwandlungstabelle im Wandler 4 kann unter der Steuerung
einer Zentraleinheit (CPU) programmierbar sein, so daß eine Tabelle entsprechend einer gewünschten Umwandlungsfunktion
f(x) gewählt werden kann. In diesem Fall kann durch einen Anwender (d.h. Mediziner) beliebig oder
willkürlich dasselbe Bild wie bei der herkömmlichen analogen Szintillationskameraanordnung und ein Bild mit
einer linearen Korrelation zwischen der Zählung und der Filmdichte gewählt werden.
Als weitere Abwandlung bietet sich die folgende an: Standardzähl(ungs)daten werden in einen Graupegel nach
Maßgabe der linearen Zählung:Graupegel-Umwandlungskennlinien
umgewandelt, und der umgewandelte Graupegel wird durch eine Abbildungseinheit (imager) 6 auf einem Film
reproduziert. Tatsächlich werden Meßdaten einer nicht dargestellten Datenprozessoreinheit zugeliefert. Die
Zählung/Graupegel-Umwandlungstabelle wird in Übereinstimmung mit den Empfindlichkeitskennlinien o.dgl. des
Films korrigiert. Zudem können gewünschte Zählung/Dichte-Kennliniendaten zur Datenprozessoreinheit geliefert werden,
und die Zählung/Graupegel-Umwandlungstabelle kann nach Maßgabe der Kennlinien korrigiert werden, um die
gewünschten Zählung/Dichte-Kennliniendaten zu gewinnen.
Claims (4)
- PATENTANSPRÜCHEΠ. Digitale Szintillationskameraanordnung, die eine Video-Abbildungseinheit (6) ein diagnostisches Bild auf der Grundlage von durch eine Szintillationskamera (1) abgegriffenen und Strahlungs-Zählungsdaten eines Pixels (Bildpunkts) entsprechend einer Strahlungserfassungs- oder -meßposition darstellenden Radioisotop-Verteilungsbilddaten erzeugen läßt, gekennzeichnet durch eine Zählung/ Grau(wert)pegel-Umwandlungseinrichtung (4) zum Umwandeln einer Zählung der Radioisotop-Verteilungsbilddaten in einen Graupegel (grey-level) nach Maßgabe von Zählung/Graupegel-Umwandlungscharakteristika oder -kennlinien, enthaltend eine Korrekturkomponente zur Änderung der tatsächlichen Strahlungszählung/ Dichte-Charakteristika oder -Kennlinien eines Films für das von der Video-Abbildungseinheit (6) erzeugte diagnostische Bild in gewünschte Zählung/Dichte-Kennlinien.
- 2. Szintillationskameraanordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Zählung/Graupegel-Umwandlungseinrichtung eine Zählung/Graupegel-Umwandgg lungstabelle zum Speichern von Graupegeldaten in Zuordnung zu den Zählungsdaten und eine Einheit (4), zu der ein Zugriff zwecks Umwandlung der Zählung in den Graupegel erfolgt, aufweist.
- 3. Szintillationskameraanordnung nach Anspruch 1, da-1 durch gekennzeichnet, daß die gewünschten Zählung/ Dichte-Kennlinien die in einer analogen Szintillationskameraanordnung erzielten Zählung/Dichte-Kennlinien sind. 5
- 4. Szintillationskameraanordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die gewünschten Zählung/ Dichte-Kennlinien derart sind, daß die Filmdichte der Zählung linear proportional ist. 10
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1985
- 1985-10-31 DE DE19853538845 patent/DE3538845A1/de not_active Ceased
- 1985-11-01 US US06/793,767 patent/US4982327A/en not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE2417087A1 (de) * | 1973-04-09 | 1974-10-17 | Baird Atomic Inc | Verfahren und vorrichtung zur darstellung von radioaktivitaetsverteilungen |
| DE2419328A1 (de) * | 1974-04-22 | 1975-11-06 | Siemens Ag | Einrichtung zur verarbeitung von in einem datenspeicher gespeicherten bildsignalen |
| DE2621655A1 (de) * | 1976-05-15 | 1977-12-01 | Heribert Dipl Phys Dr Rer Luig | Verfahren zur fotografischen wiedergabe eines in einem computer digital gespeicherten flaechenhaften intensitaetsmusters |
Non-Patent Citations (2)
| Title |
|---|
| "Kerntechnik", 16. Jg., 1974, No. 8/9, S. 372-379 * |
| "Röfo", 110, 1, 1969, S. 108-117 * |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0531745B2 (de) | 1993-05-13 |
| JPS61110078A (ja) | 1986-05-28 |
| US4982327A (en) | 1991-01-01 |
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