DE4406996A1 - Gleichzeitige Transmissions- und Emissions-Konvergenztomographie - Google Patents
Gleichzeitige Transmissions- und Emissions-KonvergenztomographieInfo
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Description
Die Erfindung betrifft das Gebiet der Diagnoseabbildungen.
Sie ist besonders in der Singulärphotonenemissions-Computer
tomographie (SPECT = single-photon emission computed tomo
graphy) mit mehrköpfigen Kameras anwendbar und wird speziell
im Zusammenhang damit beschrieben. Es sei jedoch darauf hin
gewiesen, daß die Erfindung auch bei anderen nicht-eindrin
genden Untersuchungsverfahren anwendbar ist, z. B. in der
Positronenemissionstomographie (PET) und bei anderen Diagno
searten, bei denen ein Objekt auf Strahlungsemission unter
sucht wird.
Bislang wird die Singulär- oder Einzelphotonenemissions-Com
putertomographie zur Feststellung der Radionuklid-Verteilung
in Objekten angewandt. Gewöhnlich werden dabei einem
Patienten ein oder mehrere radioaktive Pharmazeutika inji
ziert. Die radioaktiven Pharmazeutika werden dabei gewöhnlich
in den Blutstrom des Patienten injiziert, um das Kreislauf
system oder spezielle Organe, die die injizierten radioakti
ven Pharmazeutika absorbieren, abzubilden. Dabei werden
Gamma- oder Szintillationskameraköpfe in unmittelbarer Nähe
einer Oberfläche des Patienten angeordnet, um die emittierte
Strahlung zu beobachten und aufzuzeichnen. Bei der Einzel
photonenemissions-Computertomographie wird der Kopf stetig
oder schrittweise um das Objekt herumgedreht, um die
emittierte Strahlung aus mehreren Richtungen zu erfassen.
Die Daten der aus der Vielzahl unterschiedlicher Richtungen
erfaßten Strahlung werden zu einer dreidimensionalen bild
lichen Darstellung der Verteilung der radioaktiven Pharma
zeutika im Patienten rekonstruiert.
Eines der Probleme bei dem SPECT-Abbildungsverfahren besteht
darin, daß die Absorption und Streuung der Photonen durch
Teile des Objekts zwischen dem emittierenden Radionuklid und
dem Kamerakopf das resultierende Bild verzerren. Um die
Photonendämpfung auszugleichen, hat man angenommen, daß sie
im gesamten Objekt gleichförmig ist. Das heißt, man hat den
Patienten als völlig homogen in bezug auf die Strahlungs
dämpfung angenommen, ohne zwischen Knochen, weichem Gewebe,
Lungen usw. zu unterscheiden. Dies ermöglicht eine Dämp
fungsabschätzung in Abhängigkeit von der Oberflächenkontur
des Objekts. Menschliche Objekte bewirken natürlich keine
gleichförmige Strahlungsdämpfung, insbesondere in der Brust.
Um die Strahlungsdämpfung genauer zu messen, wird eine di
rekte Messung nach dem Transmissionscomputertomographiever
fahren durchgeführt. Das heißt, die Strahlung einer Strah
lungsquelle wird auf den Patienten gerichtet und die unge
dämpfte Strahlung durch Detektoren auf der gegenüberliegen
den Seite aufgenommen. Die Quelle und die Detektoren werden
gedreht, um Daten über eine Vielzahl von Winkeln zu sammeln.
Diese Daten werden mittels herkömmlicher Tomographiealgo
rithmen in eine bildliche Darstellung rekonstruiert. Anhand
der Transmissionscomputertomographie-Abbildung werden dann
die Strahlungsdämpfungseigenschaften des Objekts zur Korrek
tur der Strahlungsdämpfung bei einer späteren SPECT oder
anderen Emissionsuntersuchung verwendet.
Eines der Probleme der zweistufigen Verfahren betrifft die
Registrierung der Transmissionscomputertomographie- und der
SPECT- oder anderer Emissionsuntersuchungs-Abbildungen. Eine
Fehlausrichtung der beiden Bilder führt zu einer falschen
Strahlungsdämpfungsinformation, die den Diagnosewert der
rekonstruierten Bilder beeinträchtigt. Die Registrierung hat
man durch Verwendung diskreter äußerer oder innerer Or
tungspunkte (sogenannter "landmarks") verbessert, die eine
bekannte konstante Relation zur Anatomie des Patienten wäh
rend der beiden Untersuchungen haben. Ein anderes Verfahren
ist die Anwendung eines dreidimensionalen Oberflächenidenti
fikationsalgorithmus zur Konstruktion numerischer Modelle
der äußeren Oberfläche der Bilder. Die numerischen Modelle
werden dann durch Translation, Drehung und Maßstabsverände
rung optimal angepaßt. Dennoch besteht weiterhin eine erheb
liche Unsicherheit bei der Kombination von Abbildungen ver
schiedener Modelle. Darüber hinaus sind erhebliche Unbequem
lichkeiten, Kosten und doppelte Abtastzeiten unvermeidlich.
Zur Vermeidung dieser Nachteile, wird eine gleichzeitige
Transmissions- und Emissionsdatenakquisition angewandt. Dabei
wird der Gamma-Kamerakopf auf einer Oberfläche des Objekts
und eine große ebene Strahlungsquelle gegenüber dem Kamera
kopf angeordnet, d. h. zwischen dem Objekt und einem
Gegengewicht für den Kamerakopf. Dem Patienten wird ein an
deres Radionuklid als das in der großen ebenen Strahlungs
quelle vorhandene injiziert. Bei diesem herkömmlichen dualen
Radionuklidverfahren werden die Daten aus dem injizierten
oder emittierenden Radionuklid und die Daten aus der großen
ebenen Quelle oder transmittierten (durchgelassenen) Strah
lung getrennt. Die Transmissionsdaten werden mittels Paral
lelstrahlungstransmissions-Computertomographiealgorithmen
zur Bildung von Dämpfungskorrekturkoeffizienten für die An
wendung bei der Emissionsstrahlungsrekonstruktion rekon
struiert.
Eine große ebene Strahlungsquelle hat den Nachteil, daß sie
großbauend und schwer ist. Die großen Abmessungen der ebenen
Strahlungsquelle verhindern die Anwendung von Systemen mit
mehreren Gamma-Kameras. Ein weiterer Nachteil ist die
schlechte Auszählungsstatistik von Parallelstrahl
geometrierekonstruktionen. Zwar könnten stärkere Strahlungs
quellen zum Ausgleich der schlechten Auszählungstatistik
verwendet werden, doch ist die damit verbundene höhere
Strahlungsbelastung des Patienten unerwünscht.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein neues und ver
bessertes Gerät und Verfahren für eine gleichzeitige Trans
missions- und Emissionstomographie anzugeben.
Erfindungsgemäße Lösungen dieser Aufgabe sind in den Ansprü
chen 1, 12, 14, 20 und 24 angegeben.
Weiterbildungen dieser Lösungen sind in den Unteransprüchen
angegeben.
Ein Vorteil eines erfindungsgemäßen Geräts und Verfahrens
besteht darin, daß es eine genaue und effektive dämpfungs
korrigierte Emissionsstrahlungsdatenrekonstruktion ermög
licht.
Ein weiterer Vorteil des erfindungsgemäßen Gerätes und Ver
fahrens besteht darin, daß es gleichzeitig die Emissionsda
ten und die Transmissionskorrekturdaten sammelt.
Ein weiterer Vorteil des erfindungsgemäßen Gerätes und Ver
fahrens besteht darin, daß es eine genaue Korrektur von
Emissionsdaten mit Projektionsdaten aus einer transmissions
querschnittsbegrenzten (mit einer Blende versehenen) Quelle
ermöglicht, deren Transmissionsdaten der Querschnittsbegren
zung zuschreibbare Artefakte aufweisen.
Die Erfindung wird nachstehend anhand der Zeichnungen bei
spielhaft beschrieben. Es zeigen:
Fig. 1 eine perspektivische Ansicht eines erfindungsgemäßen
Gamma-Kamerasystems,
Fig. 2 eine schematische Darstellung eines Gamma-Kamerakopf-
und Transmissionsquellen-Lageregelers,
Fig. 3 eine schematische Darstellung einer Linien-Quelle,
eines Gamma-Kamerakopfes und eines Fächerstrahlenbündelkol
limators, die
Fig. 4A und 4B schematische Darstellungen einer unbegrenzten
und einer begrenzten Transmissionsabtastung,
Fig. 5 das Verfahren zur Verarbeitung der Emissions- und
Transmissionsdaten in verschiedenen Energiebereichen, die
mit dem Kamerasystem nach Fig. 1 gesammelt bzw. aufgenommen
wurden,
Fig. 6 das Verfahren der Verarbeitung von Emissions- und
Transmissionsdaten im gleichen Energiebereich, die mit dem
Kamerasystem nach Fig. 1 gesammelt bzw. aufgenommen wurden,
Fig. 7 eine schematische Darstellung einer alternativen Aus
führungsform mit einer Rechteckbalken-Transmissionsstrah
lungsquelle und einem Fächerstrahlenbündelkollimator,
Fig. 8 eine schematische Darstellung einer Punkttransmis
sionsstrahlungsquelle mit einem Konusstrahlenbündel- bzw.
Strahlenkegelkollimator,
Fig. 9 eine schematische Darstellung einer plattenförmigen
Strahlungsquelle mit einem Konusstrahlenbündelkollimator,
Fig. 10 eine schematische Darstellung einer Linien-Strah
lungsquelle mit einem astigmatischen Kollimator,
Fig. 11 ein Verfahren zum Verarbeiten von mittels im
Querschnitt begrenzter Transmission und Emission gewonnener
Daten,
Fig. 12 eine schematische Darstellung einer alternativen
Ausführungsform des Gamma-Kamerasystems nach Fig. 1 mit Mit
teln zum Messen der Objektkontur,
Fig. 13 eine detaillierte Seitenansicht des Patientenperi
pherie-Meßmittels nach Fig. 12 und
Fig. 14 eine alternative Ausführungsform des Patientenperi
pherie-Meßsystems nach Fig. 13.
Nach Fig. 1 enthält eine SPECT-Kameraanordnung eine Patien
tencouch oder ein Tragmittel 10 zum Halten und Positionieren
eines Objekts, z. B. eines Phantoms 12 oder eines menschli
chen Patienten, in einem Untersuchungsbereich 14.
Nach den Fig. 1 und 2 trägt ein Gestell 20 mehrere
Gamma-Kameraköpfe 22a, 22b und 22c, die in gleichmäßigen
Winkelabständen, z. B. 120°, um den Untersuchungsbereich 14
herum angeordnet sind. Insbesondere drehen ein rotierendes
Mittel, das eine rotierende Trommel oder Frontplatte 24
aufweist, an der die Kameraköpfe angebracht sind, und ein
Antriebsmotor 26 die Kameraköpfe wählbar um den Untersu
chungsbereich herum. Linearantriebsmittel, z. B. Motoren 28a,
28b, 28c, die Gewindespindelantriebe 30a, 30b, 30c
antreiben, die mit Nachfolgern 32a, 32b, 32c in Eingriff
stehen, sind auf der Rückseite der Frontplatte gelagert, um
die Gamma-Kameraköpfe jeweils auf rollenden Wagen 34a längs
Bahnen oder Führungen 36 radial zum Objekt hin oder von
diesem weg zu verschieben.
Um die Kameraköpfe um das Objekt herumzudrehen und während
der Drehung zum Objekt hin und von diesem weg zu schieben,
wird in herkömmlicher Weise ein Regelungsmittel verwendet.
Im einzelnen ermittelt ein Drehwinkellagedetektor 38 den
Drehwinkel der Platte 24 relativ zu einem willkürlichen
Nullpunkt. Eine Nachschlagtabelle 40 ist mit einer von meh
reren wählbaren Umlaufbahnen, z. B. einer ovalen Umlaufbahn
vorbestimmter Größe, die den Maßen des Patienten möglichst
genau entspricht, geladen. Die Nachschlagtabelle 40 wird
durch den gemessenen Drehwinkel adressiert, um den radialen
Abstand von der Mitte des Untersuchungsbereiches für jeden
Kamerakopf unter diesem Winkel abzurufen. Ein Vergleichsmit
tel 42 vergleicht den aus der Nachschlagtabelle abgerufenen
Sollwert des radialen Abstands mit dem Istwert des radialen
Abstands jedes Kopfes. Die Differenz wird Treibern 44a, 44b, 44c
zugeführt, die bewirken, daß entsprechende Linearmotoren
28a, 28b, 28c die Köpfe bis zum Erreichen des entsprechenden
Abstandssollwerts verschieben. Ein Speicher-Aktualisierungs
mittel 46 addiert/subtrahiert die Abstandsdifferenzen zur
bzw. von der entsprechenden radialen Lage jedes Kopfes in
einem Istlage-Speicher 48. Dies ermöglicht die Bewegung der
Kameraköpfe um das Objekt herum in einer Kreisbahn, einer
elliptischen Bahn, einer erdnußförmigen Bahn oder anderen
Umlaufbahnen lediglich durch erneutes Laden der Nachschlag
tabelle 40 aus einem großen Speicher, z. B. einer (nicht dar
gestellten) Speicherplatte, mit vorausberechneten Umlaufbah
nen. Die Symmetrie bei einer kreisförmigen Bahn erleichtert
die Rekonstruktion der gesammelten Daten, während eine
elliptische oder erdnußförmige Umlaufbahn die Gamma-Kamera
köpfe näher an den Patienten heranbringt und dadurch die
Bildqualität verbessert.
Unmittelbar gegenüber einem ersten Gamma-Kamerakopf 22a und
zwischen den beiden anderen Gamma-Kameraköpfen 22b, 22c ist
eine Strahlungsquelle 50, eine Linien-Quelle bei dem Ausfüh
rungsbeispiel nach Fig. 1, angeordnet. Die Strahlungsquelle
kann wählbar in radialer Richtung entweder näher an den er
sten Kamerakopf 22a heran oder weiter von diesem weg posi
tioniert werden. Vorzugsweise wird die Strahlungsquelle hin
ter einer Ebene der Vorderseite der Kameraköpfe 22b und 22c
so angeordnet, daß ihre Strahlung nicht unmittelbar auf die
anderen Kameraköpfe 22b, 22c treffen kann. An der Strah
lungsquelle ist ein Kollimator- oder Abschirmmittel 21
(Blende) angebracht, um die Projektion bzw. den Verlauf der
Strahlung auf ein Fächerstrahlenbündel zu begrenzen, in
dessen Strahlengang der erste Gamma-Kamerakopf 22a liegt. Es
ist aber auch möglich, eine oder mehrere zusätzliche
Strahlungsquellen 50′ vorzusehen. Bei der Transmissions
strahlungsquelle kann es sich um eine Röhre oder einen Be
hälter, die bzw. der mit einem Radionuklid gefüllt ist, oder
um einen aktiven Strahlungsgenerator, z. B. eine Röntgen
strahlröhre, handeln.
Ein Motor 52 treibt eine Gewindespindel 54 an, die einen
Nachfolger 56 verschiebt, der so angebracht ist, daß er die
Strahlungsquelle radial verschiebt. Vorzugsweise regelt die
Regelschaltung den Motor 52 so, daß die Strahlungsquelle 50
und der erste Kamerakopf 52a um einen vorbestimmten festen
Abstand auseinanderliegen. Ein Richtungsumkehrmittel 60
kehrt das Vorzeichen oder die Richtung der Verschiebung um,
so daß ein Treiber 58 den Motor 52 veranlaßt, die Strah
lungsquelle um die gleiche Strecke, jedoch in entgegenge
setzter radialer Richtung relativ zur Mitte des Untersu
chungsbereichs zu verschieben, während der Treiber 44a den
Motor 28a zur Verschiebung des ersten Kopfes 22a veranlaßt.
Alternativ kann die Transmissionsstrahlungsquelle 50 an ei
nem der benachbarten Köpfe 22b oder 22c angebracht sein. Da
die Radialverschiebung eines Kopfes den effektiven Winkel
des Fächerstrahlenbündels ändert, wird der Rekonstruktions
algorithmus in Abhängigkeit von der Winkellage nachgestellt,
um ihn dem sich ändernden effektiven Winkel des Fächerstrah
lenbündels anzupassen. Der effektive Winkel des Fächerstrah
lenbündels wird vorzugsweise vorausberechnet und in der
Nachschlagtabelle 40 gespeichert.
Jeder Kamerakopf enthält in herkömmlicher Weise einen Szin
tillationskristall, der beim Auftreffen einer Strahlung ei
nen Lichtblitz erzeugt. Eine Reihe von Photoelektronen-Ver
vielfacherröhren erzeugt elektrische Signale bei jedem
Lichtblitz. Die bei der gleichen Szintillation oder dem
gleichen Lichtblitz erzeugten Signale werden kombiniert bzw.
summiert. Der Betrag der resultierenden Summe ist ein Maß
für die Energie der einfallenden Strahlung, und die relative
Antwort der nächstliegenden Photoelektronen-Vervielfacher
röhren zeigt die räumliche Lage der Szintillation an.
Nach Fig. 3 begrenzt ein Kollimator 62 jede inkrementelle
Fläche des Szintillationskristalls, auf den die Strahlung
oder ein Strahl aus einer vorbestimmten festen Richtung
trifft, z. B. der Strahl 64 in Fig. 4A. Der Kollimator hat
mehrere Fahnen 66 oder Facettenfahnen, die auf einen
Brennpunkt gerichtet sind, typischerweise die Transmissions
strahlungsquelle 50. Die Fahnen sind hinreichend lang, so
daß eine auf den entsprechenden Detektorkopf treffende
Strahlung auf diejenige begrenzt wird, die längs eines
Strahls im wesentlichen vom Brennpunkt kommt. Bei einem
bevorzugten Ausführungsbeispiel sind der Brennpunkt und die
Kopfgröße so gewählt, daß ein Patient oder Objekt, der bzw.
das untersucht wird, vollständig innerhalb des Transmis
sionsfächerstrahlenbündels liegt, wie es in Fig. 4A darge
stellt ist.
Herkömmliche Gamma-Kameraköpfe können eine Strahlung in zwei
oder mehr Energiefenstern oder -bereichen gleichzeitig ab
bilden. Bei einem herkömmlichen Dualenergiegammakamerakopf
werden die Summensignale in Abhängigkeit von der Amplitude
sortiert. Insbesondere sind Energiefenster oder -bereiche
begrenzt. Jedes Fenster entspricht einem Lichtmaximum
(photopeak) oder Energiespektrum eines Radionuklids, das bei
der Untersuchung verwendet werden soll. Bei dem bevorzugten
Ausführungsbeispiel hat das injizierte oder radioaktive
Emissionsmaterial eine vorbestimmte Energie und die Strah
lungsquelle 50 oder Transmissionsstrahlung eine andere
Energie. Auf diese Weise trennen die Kameraköpfe die
Transmissions- und Emissionsstrahlungsdaten unter Anwendung
einer herkömmlichen Energietrennungsschaltung, die bei Un
tersuchungen mit zweifach injizierten radioaktiven Pharma
zeutika verwendet wird. Ein Lageresolver mißt die Lage auf
dem Kristall, mithin den Strahlungswinkel, die Szintilla
tions- oder Strahlungsereignissen innerhalb eines der Ener
giefenster entspricht.
Nach Fig. 5 hat der erste Kopf 22a ein erstes Energiepegel-
Ausgabemittel 70t zum Trennen und Ausgeben von Lage- oder
Strahlungssignalen für jede Szintillation mit einer Energie
im Bereich der Transmissionsquelle 50 und ein zweites Ener
giepegel-Ausgabemittel 70e zum Trennen und Ausgeben von La
ge- oder Strahlungssignalen für jede Szintillation im Ener
giebereich des radioaktiven Emissionsmaterials. Obwohl der
zweite Kopf 22b und der dritte Kopf 22c die Transmissions
strahlung nicht direkt aufnehmen, nehmen sie dennoch etwas
von der Transmissionsstrahlung durch Streuung und der Photo
nen aus einem anderen Photonenmaximum oder anderen Photonen
maxima der Emissionsquelle auf. Der zweite Kopf 22b hat da
her ein Transmissionsenergie-Ausgabemittel 72t zum Trennen
und Ausgeben von Transmissionsenergiebereichsdaten und der
dritte Kopf 22c ein Transmissionsenergie-Ausgabemittel 74t
für Transmissionsenergiebereichsdaten. Ein Transmissions
strahlungsdatenkorrekturmittel 76 korrigiert die Transmis
sionsenergiedaten aus dem Ausgabemittel 70t bezüglich eines
oder mehrerer Emissionsstrahlungs-Photonenmaximums oder
Emissionsstrahlungs-Photonenmaxima im Transmissionsenergie
bereich.
Das Transmissionsstrahlungs-Korrekturmittel 76 enthält zwei
Teiler 80 und 82, die die Ausgangssignale der Mittel 72t und
74t jeweils durch zwei teilen. Ein Summiermittel 84 summiert
diese beiden halbierten Signale, um ein Signal zu bilden,
das effektiv den Mittelwert anderer Emissionsphotomaxi
mum-Photonen darstellt, die von den Köpfen 22b und 22c auf
genommen wurden. Ein Subtrahiermittel 86 subtrahiert die
mittlere Anzahl der Photonen aus der Emissionsquelle, die in
dem Transmissionsenergiebereich durch die Köpfe 22b und 22c
aus den Transmissionsenergiesignalen der Köpfe 22a fest
gestellt wurden. Ein Speicher 88 für korrigierte Transmis
sionsprojektionsdaten speichert die korrigierten Transmis
sionsprojektionsdaten.
Ein Transmissionsrekonstruktionsmittel 90 rekonstruiert die
Transmissionsstrahlungsdaten mittels eines herkömmlichen
Computertomographie- oder iterativen Rekonstruktionsalgo
rithmus zu einer dreidimensionalen elektronischen Bilddar
stellung, die in einem 3D-Transmissionsstrahlungs-
oder -Dämpfungsbildspeicher 92 gespeichert wird, z. B. eines
Fächerstrahlenbündelrekonstruktionsalgorithmus. Jedes Pixel
oder Voxel des Dämpfungsbildspeichers 92 stellt die Strah
lungsdämpfung durch ein entsprechendes Pixel oder Voxel
(Bild- oder Volumenelement) des Untersuchungsbereichs 14
oder des untersuchten Objekts dar. Wenn daher ein Emissions
strahlungsereignis in einem vorbestimmten Pixel oder Voxel
auftritt, läßt sich der Betrag der Strahlungsdämpfung längs
der Strahlen zwischen dem Ereignis-Voxel und den Punkten an
jedem Kopf, in denen die Szintillation auftritt, durch
Summierung der Dämpfungswerte jedes Pixels oder Voxels,
durch die die Strahlen hindurchgehen, bestimmen. Die
Dämpfungswahrscheinlichkeit der Detektion (Feststellung)
ist eine Potenz (oder Exponentialfunktion) des Negativen
dieser Summe. Eine weitere Korrektur kann durch Bestimmung
der Strecke, die der Strahl durch jedes dazwischenliegende
Pixel oder Voxel durchläuft, bewirkt werden. Wenn der Strahl
sich quer durch ein Pixel oder Voxel von der einen Oberflä
che zur gegenüberliegenden Oberfläche erstreckt, wird der
gesamte Dämpfungswert addiert. Wenn die Bahn nur durch eine
kleine Ecke verläuft, wird ein entsprechend kleinerer Teil
des Dämpfungswertes addiert. Ein Normierungsmittel 94 (ein
Verhältnisbildungsmittel) justiert die Dämpfungsdaten in
Übereinstimmung mit der relativen Energie der Transmissions-
und Emissionsquellen, z. B. dem Verhältnis oder einer nicht
linearen Beziehung der Energie.
Ein Hauptziel der Transmissions-Computertomographie ist die
Berechnung örtlicher Dämpfungskoeffizienten für das interes
sierende Objekt. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel
werden die aufgezeichneten Projektionsdaten bei einer Trans
missionsabtastung dadurch in eine geeignete Form umgesetzt,
daß der natürliche Logarithmus des Verhältnisses der unge
dämpften geforderten Zählung (Messung) pro Pixel oder Voxel
(Flutlichtbild No) zur beobachteten Zählung eines vorbe
stimmten Pixels (aufgezeichnete Projektion N) gebildet wird.
Andere Algorithmen, wie sie z. B. in dem Aufsatz "EM Recon
structions for Emission and Transmission Tomography" von
Lang und Carson, J. Comp. Assist. Tomogr., Band 8, Seiten
306 bis 316 (1984) beschrieben sind, erfordern keine
Anfangsbedingung des Logarithmus. Für diejenigen Bereiche,
bei denen der ermittelte Zählwert (Meßwert) größer als das
Flutlichtbild ist, wird das Linienintegral der Dämpfungs
koeffizienten gleich null gesetzt, d. h.:
Nach dieser Umsetzung wird ein herkömmlicher Computertomo
graphie- oder iterativer Rekonstruktionsalgorithmus ange
wandt, um die Karte (Landkarte) der Dämpfungskoeffizienten
µÿ zu bilden. Die berechnete Dämpfungskarte wird zur Kor
rektur der Photonendämpfung bei der Emissionsuntersuchung
verwendet.
Bei einem speziellen Beispiel des Normierungsmittels 94, das
die Dämpfungskoeffizienten µ einer T1-201-Emissionsquelle
mit 75 keV relativ zu den Dämpfungskoeffizienten µ einer
TC-99m-Transmissionsquelle von 140 keV normiert, werden die
Dämpfungskoeffizienten µ für die T1-201-Emission ange
nähert durch:
Ein anderes Normierungsverfahren wird bei einer Dämpfungs
karte mit höherer Energie (140 keV) angewandt. Bei diesem
Verfahren wird eine Nachschlagtabelle der linearen Dämp
fungskoeffizienten für verschiedene Materialien bei 75 keV
und 140 keV angewandt. Zur Bestimmung des Normierungsfaktors
wird ein Dateninterpolationsverfahren angewandt, um die
Dämpfungsverteilung bei 140 keV in die bei 75 keV zu trans
formieren.
Der zweite Kopf hat in ähnlicher Weise ein Emissionsenergie
lage- oder Strahlungssignal-Ausgabemittel 72e, und der drit
te Kopf 22c hat ein Emissionsenergie-Strahlungssignalaus
gabemittel 74e. Einige der Transmissionsphotonen und der
Streuemissionsphotonen werden im Emissionsstrahlungsener
giebereich festgestellt (detektiert). Die Komponente der
gemessenen Emissionsstrahlung, die der Transmissionsstrah
lung zugeschrieben werden kann, wird durch ein Emissions
strahlungskorrekturmittel 100 beseitigt. Das Emissionsstrah
lungskorrekturmittel 100 enthält ein erstes Multipliziermit
tel 102a zum Mulitplizieren des Transmissionsstrahlungs
signals des ersten Detektorkopfes aus dem Speicher 88 mit
einem Maßstabs- oder Normierungsfaktor F1. Ein zweites Mul
tipliziermittel 102b multipliziert das korrigierte Transmis
sionsstrahlungssignal des ersten Detektorkopfes aus dem die
korrigierten Transmissionsdaten enthaltenden Speicher 88 mit
einem zweiten Maßstabs- oder Normierungsfaktor F2, und ein
drittes Multipliziermittel 102c multipliziert das korri
gierte Transmissionssignal aus dem Speicher 88 mit einem
dritten Maßstabs- oder Normierungsfaktor F3.
Die Normierungsfaktoren F1, F2, F3 werden anhand anfängli
cher Eichungstests bestimmt. Diese Tests beginnen mit dem
Sammeln reiner Transmissionsdaten unter Verwendung eines
kalten Phantoms, d. h. keiner Emissionsquelle. Die Korrektur
faktoren F1, F2, F3 werden für jeden Kopf durch Berechnung
eines Verhältnisses von Zähl- oder Meßwerten in den
Emissions- und Transmissionsenergiefenstern oder -bereichen
bestimmt. Subtraktionsschaltungen 104A, 104B, 104C subtra
hieren das Produkt aus dem Transmissionsstrahlungswert und
dem entsprechenden Korrekturfaktor von den tatsächlich
gemessenen Emissionsstrahlungsprojektionsdaten. Speicher
106A, 106B und 106C für korrigierte Emissionsstrahlung oder
Lagesignale speichern die korrigierten Emissionsprojektions
daten aus den jeweiligen Köpfen 22a, 22b und 22c. Eine
Vereinigungsschaltung 108 vereinigt die korrigierten Emis
sionsdaten aus den Köpfen 22a, 22b und 22c. Insbesondere
vereinigt die Vereinigungsschaltung Daten aus jedem Kopf,
die den gleichen Strahl darstellen. Das heißt, der Kollima
tor 62 begrenzt relativ zu dem Kopf die Bahn, längs der die
Strahlung verläuft, um die Szintillation an der überwachten
oder beobachteten Stelle auf dem Kopf zu bewirken. Die
Stelle oder Lage auf dem Kopf und der Winkel des Kopfes als
das Ereignis beobachtet wurde, begrenzen den Strahl oder die
Bahn zwischen der entsprechenden Emissionsquelle und dem
Empfangspunkt.
Die korrigierten Emissionsprojektionsdaten aus dem Vereini
gungsmittel 108 werden in einem Gesamtemissionsprojektions
datenspeicher 110 gespeichert. Ein Emissionsdatenrekonstruk
tionsprozessor 112 rekonstruiert die Emissionsdaten zu einer
entsprechenden dreidimensionalen bildlichen Darstellung, die
in einem Emissionsbildspeicher 114 gespeichert wird. Ein
Videoanzeigeterminal 116 (Bildschirm) oder ein anderes
Anzeigemittel bildet eine lesbare Darstellung der rekon
struierten Emissionsverteilung. Typischerweise werden ver
schiedene Darstellungen gewählt, z. B. transversale oder
laterale Querschnitte oder Schichten des Patienten oder so
gar eine dreidimensionale perspektivische Darstellung. Ein
Dämpfungskorrekturmittel 118 korrigiert die Emissionsdaten
Pkm aus dem Gesamtemissionsprojektionsdatenspeicher 110 zur
Dämpfung durch iterative Rekonstruktionsalgorithmen
oder -mittel und liefert korrigierte Emissionsprojektionsdaten an
das Emissionsdatenrekonstruktionsmittel.
Mathematischer dargestellt: Die Emissionsprojektionsdaten
Pkm bei dem Projektionswinkel Rm und dem Detektorbehälter
oder -strahl k und der Bild- oder Rückprojektionswert Xÿ am
Pixel (i, j) sind wie folgt definiert:
wobei für den Gewichtungsfaktor W gilt:
wobei l die Länge des Strahls durch das Pixel ist. Der
Dämpfungsfaktor A (siehe Gleichung (6)) ist eine Potenz
bzw. Exponentialfunktion des Linienintegrals der Dämpfungs
koeffizienten µÿ von bÿ, dem Eingangspunkt des Projek
tionsstrahls in das Pixel (i, j), bis zum Detektor. Wenn
keine Dämpfungskorrektur erforderlich ist, werden die Dämp
fungskoeffizienten µÿ gleich null gesetzt.
Im einzelnen enthält das Dämpfungskorrekturmittel 118 ein
Dämpfungsfaktorberechnungsmittel 120, das die Dämpfungsfak
toren A berechnet. Das Dämpfungsfaktorberechnungsmittel
berechnet die Potenz des Linienintegrals der normierten
Dämpfungskoeffizienten µÿ längs jedes Strahls k bei dem
Winkel Rm zwischen dem Pixel (i, j) und dem Detektorkopf.
Natürlich brauchen die Werte null für Strahlen, die das Pi
xel nicht durchqueren, nicht gespeichert zu werden.
Ein Gewichtungsfaktorberechnungsmittel 122 berechnet die
Gewichtungsfaktoren W gemäß Gleichung (3c) für jeden
Emissionsdatenstrahl k und Winkel Rm und jedes Pixel (i, j)
des Emissionsverteilungsbildspeichers 114. Die berechneten
Gewichtungsfaktoren werden in einem Dämpfungsgewichtungsfak
torspeicher oder einer Nachschlagtabelle 124 gespeichert.
Das Emissionsdatenrekonstruktionsmittel 112 bewirkt die Mul
tiplikation und Summierung nach Gleichung (3b), um die Bild
werte Xÿ bei jeder Iteration gemäß dem Iterationsschema der
Gleichung (4) zu erzeugen.
Wie bei den meisten Rekonstruktionsschemata wird der Objekt
bereich in kleine Pixels unterteilt. Für jedes Pixel werden
eine Emissionsradionuklidkonzentration und ein Projektions
strahlungsdämpfungskoeffizient bestimmt. Diese Parameter
können durch Maximierung der Wahrscheinlichkeit (Wahrschein
lichkeit der Beobachtungen) abgeschätzt werden. Der bevor
zugte Algorithmus enthält ein Verfahren zum Berechnen der
Schätzwerte mit maximaler Wahrscheinlichkeit. Dieser Algo
rithmus hat die besondere Fähigkeit, die Poissonsche Natur
der Photonenzählung und die physikalischen Unterschiede zwi
schen der Transmissions- und der Emissionstomographie nach
zubilden. Bei einer SPECT kann die Photonendämpfung und Än
derung des Auflösungsvermögens mit der Tiefe angemessen be
handelt werden, und die Anwendung eines genauen statisti
schen Modells kann die Qualität der Rekonstruktion bei nied
rigen Zählwerten verbessern. Die Kombination guter statisti
scher und physikalischer Modelle sollte bessere Rekonstruk
tionen ergeben. Der bevorzugte Algorithmus, den das Emis
sionsdatenrekonstruktionsmittel 112 ausführt, ist der itera
tive EM-Rekonstruktionsalgorithmus, d. h.:
Nach Fig. 6 kann die Emissions- und Transmissionsstrahlung
mit dem gleichen Energiebereich oder -fenster gemessen wer
den. Der Kopf 22a nimmt sowohl die Transmissions- als auch
die Emissionsstrahlung auf, während die Köpfe 22b und 22c
die Emissionsstrahlung aufnehmen. Die Köpfe 22a, 22b und 22c
haben jeweils Ausgänge 130a, 130b und 130c zum Ausgeben der
gemeinsamen Energiebereichsstrahlungsdaten. Ein Trans
missionsdatenkorrekturmittel 132 korrigiert die Daten vom
Ausgang 130a in Übereinstimmung mit allen Emissionsdaten aus
den Detektorkopfausgängen 130b und 130c. Insbesondere
enthält das Transmissionsdatenkorrekturmittel Teiler 134 und
136, die die an den Ausgängen 130b und 130c ausgegebenen
Daten halbieren, und ein Addiermittel 138, das die beiden
Hälften vereinigt, um den Mittelwert der Daten zu bilden,
die durch den zweiten und dritten Kopf empfangen wurden. Ein
Subtrahiermittel 140 subtrahiert den Mittelwert der durch
den zweiten und dritten Kopf empfangenen Daten von den
Daten, die durch den ersten Kopf 22a empfangen wurden, um
korrigierte Transmissionsprojektionsdaten zu erzeugen, die
in einem Speichermittel 88′ für korrigierte Transmissions
daten gespeichert werden. Ein Transmissionsdatenrekon
struktionsmittel 90′ rekonstruiert die korrigierten Trans
missionsdaten, die aus dem Speichermittel 88′ abgerufen wer
den, um Dämpfungsbilddaten zu erzeugen, die in einem Dämp
fungsbildspeichermittel 92′ gespeichert werden.
Ein Emissionsdatenvereinigungsmittel 108′ vereinigt die
Emissionsdaten aus dem zweiten und dritten Kopf und
speichert die Emissionsdaten in einem Emissionsdatenspei
chermittel 110′. Ein Dämpfungskorrekturmittel 118′ korri
giert die Emissionsdaten in Abhängigkeit von den Dämpfungs
daten, wie es anhand des Zwei-Energien-Ausführungsbeispiels
beschrieben wurde. Ein Emissionsdatenrekonstruktionsmittel
112′ rekonstruiert die korrigierten Emissionsdaten, um ein
Emissionsquellenverteilungsbild zu erzeugen, das in einem
Emissionsquellenverteilungsspeichermittel 114′ gespeichert
wird.
Nach Fig. 4B lassen sich genauere Gamma-Kamerabilder rekon
struieren, wenn die Kollimatoren auf den interessierenden
abzubildenden Bereich des Objekts fokussiert sind. Bessere
Emissionsbilder lassen sich dadurch erzeugen, daß der Brenn
punkt der Kollimatoren dichter an die Mitte des Patienten
herangeschoben wird. Wenn die Transmissionsstrahlungsquelle
dichter an den Patienten herangeschoben wird, fällt ein Teil
des Patienten - bei einigen Winkeln - aus dem Transmissions
fächer heraus, d. h. es liegt eine Begrenzung (Abstumpfung)
eines Teils des Objekts vor. Der begrenzte (abgestumpfte)
Bereich des Körpers ist bestrebt, ein Ringartefakt mit
analogem Durchmesser um das rekonstruierte Bild herum zu
verursachen.
Eine Lösung besteht in der Verwendung verschiedener Kollima
toren am Kopf 22a, der sowohl die Emissions- als auch die
Transmissionsstrahlung aus den Köpfen 22b und 22c aufnimmt,
die nur die Emissionsstrahlung aufnehmen. Das heißt, die
Nur-Emissions-Köpfe haben Kollimatoren mit verhältnismäßig
kurzer Brennweite, z. B. 50 cm, und der Kopf 22a, der sowohl
die Transmissions- als auch die Emissionsstrahlung empfängt,
hat eine größere Brennweite, z. B. 110 cm.
Bei einer anderen Lösung liefert der ovale Querschnitt eines
menschlichen Patienten, der nur mäßig begrenzt (abgestumpft)
ist, genügend Daten zur Berechnung der Dämpfungs
koeffizientenfaktoren für den iterativen EM-Konstruktions
algorithmus und analoge Algorithmen, um das Transmissionsre
konstruktionsproblem als Lösung eines Systems linearer Glei
chungen zu lösen. Obwohl das Transmissionsbild verzerrt ist,
werden die Dämpfungsfaktoren A (die Potenz oder Exponen
tialfunktion des partiellen Linienintegrals der Dämpfungs
verteilung µÿ) für diejenigen Dämpfungsfaktoren hinreichend
genau gemessen, die den größten Einfluß aus den Emissions
messungen haben.
Bei dem alternativen Ausführungsbeispiel nach Fig. 7 ist die
Transmissionsstrahlungsquelle eine Rechteckbalkenquelle, die
ein Fächerstrahlenbündel projiziert, d. h. erzeugt, oder so
begrenzt (abgeblendet) ist, daß sie ein Fächerstrahlenbündel
einer transmittierten Strahlung in Richtung auf einen
Fächerstrahlenbündelkollimator wirft, der am gegenüberlie
genden Detektorkopf angebracht ist.
Bei dem alternativen Ausführungsbeispiel nach Fig. 8 ist die
Strahlungsquelle eine Punktquelle, die so begrenzt ist, daß
sie eine konusförmige oder pyramidenförmige Transmissions
strahlung auf den gegenüberliegenden Detektorkopf richtet.
Ein Konusstrahlenbündelkollimator hat Tunnels, die auf einen
Brennpunkt in einiger Entfernung von seiner Oberfläche
fokussiert sind.
Bei dem alternativen Ausführungsbeispiel nach Fig. 9 ist die
Strahlungsquelle eine kleine flache Rechteckquelle oder eine
Plattenquelle und der Kollimator ein Konusstrahlenbün
delkollimator.
Bei der weiteren Alternative nach Fig. 10 ist die Transmis
sionsstrahlenquelle eine Linienquelle, und es wird ein
astigmatischer Kollimator verwendet, der den Brennpunkt auf
zwei verschiedene Brennlinien legt. Bei einer weiteren Al
ternative werden eine Flutlichtquelle und ein paralleler
Kollimator verwendet.
Bei der Abbildung eines Teilbereichs des menschlichen Torsos
mit dem Kollimator, wie er in Fig. 4B dargestellt ist, wird
der menschliche Körper begrenzt (abgestumpft bzw. abge
schnitten). In der Lage nach Fig. 4B werden die seitlichen
Ränder des Patiententorsos nicht abgebildet. Wenn die Quelle
und der Detektor jedoch um 90° gedreht werden, werden alle
Teile des Torsos abgebildet. Auf diese Weise wird eine
Transmissionsstrahlung, die durch den interessierenden
Bereich hindurchgeht, in allen Lagen bzw. Ausrichtungen
aufgenommen, doch wird die Strahlung, die durch abgestumpfte
Bereiche des Objekttorsos hindurchgeht, nur bei einigen
Winkeln aufgenommen.
Nach Fig. 11 werden die Transmissionsdaten 88 rekonstruiert,
um die Dämpfungs-Linienintegrale zu bilden, d. h. den Dämp
fungskoeffizienten µÿ. Aufgrund der Begrenzung (Abstump
fung) hat das rekonstruierte Bild Artefaktfehler. Bei
Anwendung des folgenden Verfahrens hat sich jedoch herausge
stellt, daß die berechneten Dämpfungsfaktoren weiterhin zum
Korrigieren der Emissionsdaten 110 brauchbar sind, um eine
größere Genauigkeit zu erzielen. So bewirkt ein Korrektur
mittelgenerator 140 eine Annäherung an die Transmissionsre
konstruktions-Gewichtungsfaktoren W durch den Wert l,
wobei er die Gewichtungsfaktoren in einer Tabelle oder einem
Speichermittel 142 speichert. Wie anhand von Fig. 3
beschrieben, ist l die Länge des Strahls, der durch jedes
Pixel im (i,j)-Raum hindurch auf die Detektorkoordinate (k,
m) auftrifft. Ein Transmissionsdaten-Rekonstruktionsmittel
90′ wendet einen iterativen Erwartungsmaximierungsalgorith
mus oder andere Algorithmen, z. B. gemäß dem Vorschlag von
Lang und Carson, auf die Rekonstruktion von Bildern aus den
Transmissionsdaten 88 an. So wird jeder Dämpfungskoeffizient
µÿ unter Verwendung des Gewichtungsfaktors Wÿ aus dem
Speichermittel 142 wie folgt berechnet:
Hierbei handelt es sich natürlich um den gleichen iterativen
Rekonstruktionsalgorithmus, der auf die Emissionsdaten bei
den Ausführungsbeispielen nach den Fig. 5 und 6 gemäß
Gleichung (4) angewandt wird. Mit dem Rekonstruktionsmittel
90′′ wird eine vollständige Matrix der transversalen Bild
dämpfungskoeffizienten µÿ erzeugt und in der Tabelle 92′′
gespeichert. Aus der µÿ-Dämpfungskoeffiziententabelle be
rechnet ein Mittel 120′′ die Dämpfungsfaktoren A. Jeder
Dämpfungsfaktor ist eine Potenz des Linienintegrals der
Dämpfung vom Punkt bÿ bis zum Detektor, wie oben beschrie
ben wurde, d. h.:
wobei bÿ, wie bereits erwähnt, der Eingangspunkt des durch
das Pixel (i, j) zum Detektor hindurchgehenden Projektions
strahls und Skm die Länge des Projektionsstrahls ist. Auf
diese Weise wird eine Tabelle mit Dämpfungsfaktoren A in
einen Speicher 144 geladen.
Die Gewichtungsfaktoren W für die Emissionsdatenrekon
struktion werden nach den Gleichungen (3c) und (3d) im Be
rechnungsmittel 122′′ berechnet, um ein Gewichtungsfaktor
speichermittel 124′′ mit den Emissionsrekonstruktions-Ge
wichtungsfaktoren W zu laden.
Ein Emissionsdatenrekonstruktionsmittel 112′′ rekonstruiert
die Bilddaten aus einem Emissionsdatenspeicher 110. Hierbei
wendet das Emissionsdatenrekonstruktionsmittel 112′ eine
iterative Erwartungsmaximierung für die Schätzwerte mit ma
ximaler Wahrscheinlichkeit analog dem Mittel 90′′ an. Das
heißt, das Rekonstruktionsmittel 112′′ berechnet jeden Emis
sionsdatenpixelwert Xÿ auf der Basis der iterativen Erwar
tungsmaximierung gemäß Gleichung (4). Die rekonstruierten
Emissionsquellenpixel Xÿ werden in einem Emissionsquellen
verteilungs-Speichermittel 114′′ gespeichert.
Obwohl das anhand von Fig. 11 beschriebene Verfahren genaue
dämpfungskorrigierte Emissionsbilder ergibt, lassen sich
noch bessere Bilder gewinnen, wenn die Grenze des Objekts,
das untersucht wird, genau und nicht durch Rekonstruktion
der unvollständigen "begrenzten" bzw. "abgestumpften" Trans
missionsdaten 88 bestimmt wird. Nach den Fig. 12 und 13 ist
ein Ultraschall-Entfernungsmeßmittel 150 zwischen zwei
beliebigen Köpfen der Detektorköpfe 22a, 22b und 22c ange
ordnet. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel enthält das
Ultraschall-Entfernungsmeßmittel einen einzigen Ultraschall-
Entfernungsfühler 152. Der Entfernungsfühler 152 dreht sich
mit dem Gestell 24 auf einer Kreisbahn. Während der Entfer
nungsfühler rotiert, mißt er den Abstand zwischen der von
ihm durchlaufenen Kreisbahn und der Oberfläche des unter
suchten Objekts. Die Differenz zwischen dem Radius der
Kreisbahn und der vom Entfernungsfühler gemessenen Oberflä
chenkontur ist eine Umrißkontur und Position des untersuch
ten Objekts relativ zum Mittelpunkt der Drehung. Bei dem
bevorzugten Ausführungsbeispiel bewirkt ein Schrittschalt-
oder Indexmittel 154 eine schrittweise Weiterschaltung eines
Ultraschall-Entfernungsmeßmittels 152, um den Rand des Ob
jekts an verschiedenen Punkten längs der Axialrichtung zu
bestimmen. Nach Fig. 14 kann gewünschtenfalls eine Vielzahl
von Entfernungsfühlern 152, 152a, . . . , 152n vorgesehen sein.
Nach Fig. 11 bestimmt ein Umrißbestimmungsmittel 160 den
Umriß des Objekts relativ zum Mittelpunkt der Drehung, mit
hin im Koordinatensystem der rekonstruierten Transmissions
daten. Das iterative Transmissionsdatenrekonstruktionsmittel
90′′ wendet die iterative Rekonstruktion nach Gleichung (5)
an, überlagert jedoch die Umrißeinschränkungen aus dem Mit
tel 160. Beispielsweise werden die außerhalb des Umrisses
des untersuchten Objekts liegenden Pixelwerte gleich null
gesetzt. Ein erheblicher Prozentsatz der Begrenzungs- bzw.
Abstumpfungsartefakte erscheint als fiktive Pixelwerte
außerhalb des tatsächlichen Umrisses des Objekts, z. B.
Artefaktringe. Indem man alle außerhalb der tatsächlichen
Oberfläche des untersuchten Objekts liegenden Pixel gleich
null setzt, werden diese Artefakte eliminiert. Auf diese
Weise werden noch genauere Dämpfungskoeffizienten µÿ zur
Speicherung im Speicher 92′′ erzeugt.
Claims (24)
1. Gamma-Kamerasystem mit: mehreren Gamma-Kameraköpfen (22a,
22b, 22c), die einem Untersuchungsbereich (14) zur Aufnahme
einer Emissionsstrahlung, die aus einem Objekt (12) im Un
tersuchungsbereich (14) emittiert wird, zugekehrt sind; ei
ner Transmissionsstrahlungsquelle (50), die quer über dem
Untersuchungsbereich (14) gegenüber wenigstens einem ersten
(22a) der Köpfe angeordnet ist; einem Umfangsbewegungsmittel
(24, 26) zum Bewegen der Köpfe (22a, 22b, 22c) und der
Transmissionsstrahlungsquelle (50) um den Umfang des Unter
suchungsbereichs (14) herum; einem Kollimierungsmittel (62)
zum Kollimieren der Emissions- und Transmissionsstrahlung,
die durch wenigstens den ersten Kopf (22a) aufgenommen wird,
so daß der erste Kopf (22a) in einigen Umfangslagen um den
Untersuchungsbereich (14) herum die Transmissionsstrahlung
nur aus einem Teil des Objekts (12) und in anderen Umfangs
lagen um den Untersuchungsbereich (14) herum die Transmis
sionsstrahlung aus einem größeren Teil des Objekts (12) auf
nimmt; einem ersten Rekonstruktionsmittel (90; 90′; 90′′) zum
Rekonstruieren aufgenommener Transmissionsstrahlungsdaten
aus wenigstens dem ersten Kopf (22a), um eine Anzeige (ein
Maß) der Strahlungsdämpfungseigenschaften des Objekts (12)
zu erzeugen, die Artefakte zu enthalten pflegen, die der
Ansammlung von Transmissionsstrahlungsdaten zuschreibbar
ist, die durch verschiedene Teile des Objekts (12) in
verschiedenen Umfangslagen hindurchgegangen sind; einem
zweiten Rekonstruktionsmittel (112; 112′; 112′′) zum Verar
beiten der von den Köpfen (22a, 22b, 22c) ausgegebenen Emis
sionsstrahlungsdaten und der Artefaktdämpfungseigenschaften,
um eine dämpfungskorrigierte Bilddarstellung der Emissions
strahlungsverteilung im Untersuchungsbereich (14) zu erzeu
gen.
2. System nach Anspruch 1 mit einem Mittel (160) zum Bestim
men eines wirklichen Randes des Objekts (12), wobei das er
ste Rekonstruktionsmittel (90′′) betriebsmäßig mit dem Mittel
(160) zum Bestimmen des wirklichen Randes verbunden ist, um
den ermittelten wirklichen Rand zur Verringerung von
Artefakten in den Dämpfungseigenschaften zu verwenden.
3. System nach Anspruch 2, bei dem das den wirklichen Rand
bestimmende Mittel (160) ein Ultraschall-Entfernungsmeßmit
tel enthält.
4. System nach Anspruch 2, bei dem das erste Rekonstruk
tionsmittel (90′′) ein iteratives Schätzungsverfahren zur
Bestimmung der Dämpfungseigenschaften in jedem von einer
Vielzahl von Pixeln (Bildelementen) im Untersuchungsbereich
(14) anwendet.
5. System nach Anspruch 4, bei dem das zweite Rekonstruk
tionsmittel (112′′) ein iteratives Abschätzungsmittel zum
iterativen Abschätzen jedes Pixelwertes der Emissionsstrah
lungsverteilung aufweist.
6. System nach Anspruch 1, bei dem das erste Rekonstruk
tionsmittel (90; 90′; 90′′) Dämpfungskoeffizienten rekon
struiert, und ferner vorgesehen sind: ein Mittel (120, 118′,
120′′) zum Berechnen einer Reihe von Dämpfungsfaktoren aus
den Dämpfungskoeffizienten durch Berechnung eines Linien
integrals der Dämpfung längs Strahlen von einem Eingangs
punkt in jedes Pixel bis zum Kopf (22a); ein Mittel (122,
118′, 122′′) zum Bestimmen von Gewichtungsfaktoren aus den
Dämpfungskoeffizienten, wobei die Gewichtungsfaktoren die
Dämpfungseigenschaften sind, die durch das zweite Rekon
struktionsmittel (112, 112′, 112′′) verarbeitet worden sind.
7. System nach Anspruch 1, bei dem das Kollimatormittel (62)
auf der die Strahlung aufnehmenden Vorderseite wenigstens
des ersten Gamma-Kamerakopfes (22a) angebracht ist und eine
der folgenden Arten von Kollimatoren bildet: einen Fächer
strahlenbündelkollimator, einen Konusstrahlenbündelkollima
tor, einen Kollimator mit veränderbarer Brennweite, einen
astigmatischen Kollimator und einen Parallelkollimator.
8. System nach Anspruch 7, bei dem die Transmissionsstrah
lungsquelle (50) eine der folgenden Quellen darstellt: eine
Linienquelle, eine Balkenquelle, eine Punktquelle, eine fla
che rechteckförmige Quelle, die klein im Vergleich zur Ein
gangsfläche des Kollimatormittels (62) ist, eine scheiben
förmige Quelle, die klein im Vergleich zur Eingangsfläche
des Kollimators (62) ist, und eine Flutlichtquelle.
9. System nach Anspruch 1, mit einem Quellenkollimatormittel
(51) zum Begrenzen der aus der Transmissionsstrahlungsquelle
(50) austretenden Strahlung derart, daß sie auf den ersten
Kopf (22a) quer über den Untersuchungsbereich (14) auf
trifft.
10. System nach Anspruch 1, mit einem Mittel (52, 54, 56)
zum Verschieben der Strahlungsquelle (50) zum Untersuchungs
bereich (14) hin und von diesem weg.
11. System nach Anspruch 1, mit einem Radialverschiebungs
mittel (28, 30, 32, 34, 36) zum Verschieben der Gamma-Kame
raköpfe (22a, 22b, 22c) radial zum Untersuchungsbereich (14)
hin und von diesem weg und einem Regelungsmittel (38, 40,
42, 44, 46, 48, 58, 60) zur Regelung wenigstens des Strah
lungsquellenverschiebungsmittels (52, 54, 56) und des
Radialverschiebungsmitteis (28, 30, 32, 34, 36) derart, daß
die Strahlungsquelle (50) und der gegenüberliegende Kopf
(22a) einen festen Abstand zueinander beibehalten.
12. Gamma-Kamerasystem mit: mehreren Gamma-Kameraköpfen
(22a, 22b, 22c), die einem Untersuchungsbereich (14) zur
Aufnahme einer Emissionsstrahlung, die aus einem Objekt (12)
im Untersuchungsbereich (14) emittiert wird, zugekehrt sind;
einer Transmissionsstrahlungsquelle (50), die quer über dem
Untersuchungsbereich (14) gegenüber wenigstens einem ersten
(22a) der Köpfe angeordnet ist; einem Umfangsbewegungsmittel
(24, 26) zum Bewegen der Köpfe (22a, 22b, 22c) und der
Transmissionsstrahlungsquelle (50) um den Umfang des Unter
suchungsbereichs (14) herum; einem Kollimierungsmittel (62)
zum Kollimieren der Emissions- und Transmissionsstrahlung,
die durch die Gamma-Kameraköpfe (22a, 22b, 22c) aufgenommen
wird; einem Mittel (160) zum Bestimmen (Ermitteln) eines
wirklichen Randes des Objekts (12); einem ersten Rekonstruk
tionsmittel (90′′) zum Rekonstruieren empfangener Transmis
sionsstrahlungsdaten aus wenigstens dem ersten Kopf (22a)
und dem wirklichen Rand, der durch das Randbestimmungsmittel
(160) bestimmt wurde, um eine Anzeige (ein Maß) der
Strahlungsdämpfungseigenschaften des Objekts (12) zu erzeu
gen; ein zweites Rekonstruktionsmittel (112′′) zum Verarbei
ten von aus den Köpfen (22a, 22b, 22c) aufgenommenen
Emissionsstrahlungsdaten und der Dämpfungseigenschaften, um
eine dämpfungskorrigierte bildliche Darstellung der Emis
sionsstrahlungsverteilung im Untersuchungsbereich (14) zu
erzeugen.
13. System nach Anspruch 12, bei dem das den wirklichen Rand
bestimmende Mittel (160) ein Ultraschall-Entfernungsmeßmit
tel enthält.
14. Verfahren zum Bestimmen (Ermitteln) einer Emissionsquel
lenverteilung in einem Objekt, bei dem: Strahlungsphotonen
durch das Objekt transmittiert werden; aus einer Vielzahl
von Winkelpositionen um das Objekt herum Transmissionsstrah
lungsphotonen detektiert werden, die durch einen mittleren
Teil des Objekts hindurchgegangen sind; in einigen Winkelpo
sitionen auch Transmissionsstrahlungsphotonen detektiert
werden, die durch Randteile des Objekts hindurchgegangen
sind; und in wenigstens einigen der Winkelpositionen um den
Patienten herum durch wenigstens einige Randteile hindurch
gegangene Transmissionsstrahlungsphotonen nicht detektiert
werden; Strahlungsdämpfungskoeffizienten aus den detektier
ten Transmissionsstrahlungsphotonen bestimmt werden, wobei
die Strahlungsdämpfungskoeffizienten Artefakte enthalten,
die der Feststellung (Detektion) von Transmissionsstrah
lungsphotonen zuschreibbar sind, die Abschnitte der Objekt
randteile nur in einigen Winkelpositionen und nicht in
anderen durchdrungen haben; Gewichtungsfaktoren aus den
artefakthaltigen Dämpfungskoeffizienten bestimmt werden;
Emissionsstrahlungsphotonen, die durch Emissionsquellen
emittiert werden, die in wenigstens dem mittleren Teil des
Objekts verteilt sind, detektiert werden; und aus den
detektierten Emissionsstrahlungsphotonen und den Gewich
tungsfaktoren eine dämpfungskorrigierte Darstellung der
Emissionsquellenverteilung im Objekt rekonstruiert wird.
15. Verfahren nach Anspruch 14, bei dem die Emissionsstrah
lungsrekonstruktion das Rekonstruieren der Emissionsstrah
lungsphotonen mittels iterativer Erwartungsmaximierung um
faßt.
16. Verfahren nach Anspruch 15, bei dem die Dämpfungskoeffi
zientenbestimmung das Rekonstruieren der Transmissionsstrah
lungsphotonen mittels iterativer Erwartungsmaximierung um
faßt.
17. Verfahren nach Anspruch 16, bei dem die iterative Erwar
tungsmaximierung das Berechnen des Wertes jedes Strahlungs
dämpfungskoeffizienten µÿ nach folgender Gleichung umfaßt:
mit
wobei W ein entsprechender Gewichtungsfaktor ist, n+1 die
augenblickliche Iteration und n eine vorhergehende Iteration
bezeichnet.
18. Verfahren nach Anspruch 14, bei dem ein wirklicher Rand
des Objekts gemessen und der ermittelte wirkliche Rand des
Objekts in Verbindung mit der Bestimmung der Strahlungskoef
fizienten aus den detektierten Transmissionsphotonen verwen
det wird.
19. Verfahren nach Anspruch 18, bei dem die Berechnung der
Gewichtungsfaktoren das Berechnen einer Reihe von Dämpfungs
faktoren aus den Dämpfungskoeffizienten durch Berechnung
eines Linienintegrals der Dämpfung längs eines Strahls, der
sich durch jedes Pixel bis zu einem Strahlungsdetektor er
streckt, und die Bestimmung der Gewichtungsfaktoren aus den
Dämpfungskoeffizienten umfaßt.
20. Verfahren zum Bestimmen (Ermitteln) einer Emissionsquel
lenverteilung in einem Objekt, bei dem ein Strahlenbündel
durch das Objekt transmittiert wird, wobei das Strahlenbün
del derart im Querschnitt begrenzt ist, daß es in wenigstens
einer Dimension kleiner als eine maximale Querschnittsdimen
sion des Objekts ist; in einer Vielzahl von Winkellagen um
das Objekt herum die durch einen mittleren Teil des Objekts
hindurchgegangene Transmissionsstrahlung detektiert wird, so
daß infolge der Strahlenbündelbegrenzung keine durch Rand
teile des Objekts in einigen Winkellagen hindurchgegangene
Transmissionsstrahlung detektiert wird; ein wirklicher Rand
des Objekts gemessen wird; aus der detektierten Transmis
sionsstrahlung und dem gemessenen wirklichen Rand Strah
lungsdämpfungseigenschaften des Objekts bestimmt werden;
Emissionsstrahlungsphotonen, die durch in den mittleren und
Randteilen des Objekts verteilten Emissionsquellen emittiert
werden, ermittelt werden und aus den detektierten Emissions
strahlungsphotonen und den ermittelten Dämpfungseigenschaf
ten des Objekts Pixels einer dämpfungskorrigierten Darstel
lung der Emissionsquellenverteilung im Objekt rekonstruiert
werden.
21. Verfahren nach Anspruch 20, bei dem das Rekonstruieren
die Bestimmung jedes Pixelwertes der Emissionsquellenvertei
lung durch eine iterative Abschätzung in Abhängigkeit von
früheren Abschätzungen und den Strahlungsdämpfungseigen
schaften umfaßt.
22. Verfahren nach Anspruch 20, bei dem die Bestimmung der
Strahlungsdämpfungseigenschaften die iterative Abschätzung
der Strahlungsdämpfungseigenschaften jedes Pixels aus der
Transmissionsstrahlung umfaßt.
23. Verfahren nach Anspruch 20, bei dem die Bestimmung des
wirklichen Randes des Objekts durch Ultraschall-Entfernungs
messung bewirkt wird.
24. Verfahren zum Rekonstruieren von Emissionsprojektions
signalen aus einem Gamma-Kamerasystem zur Bildung eines aus
Pixeln zusammengesetzten Bildes einer Emissionsquellenver
teilung in einem Dämpfungsmedium, bei dem: wenigstens ein
Kopf um das Medium herumgedreht wird; bei der Drehung wenig
stens dieses einen Kopfes gleichzeitig i) eine Strahlung
durch einen mittleren Teil des Mediums zu wenigstens dem
einen Kopf transmittiert wird, so daß wenigstens der eine
Kopf keine Strahlung aufnimmt, die durch Randteile des Me
diums in wenigstens einigen um das Medium verteilten
Winkellagen wenigstens des einen Kopfes hindurchgeht, und
ii) die Emissionsstrahlung aus den im Medium verteilten
Emissionsquellen durch wenigstens den einen Kopf aufgenommen
wird, so daß gleichzeitig Transmissions- und Emissionspro
jektionsdaten ermittelt werden: aus den gleichzeitig ermit
telten Transmissions- und Emissionsprojektionsdaten Neben
sprech-Korrekturwerte ermittelt werden, um Einflüsse der
Transmissionsstrahlung auf die Emissionsprojektionsdaten und
Einflüsse der Emissionsstrahlung auf die Transmissionspro
jektionsdaten zu korrigieren; die Transmissions- und Emis
sionsprojektionsdaten durch die Nebensprech-Korrekturwerte
korrigiert werden; aus den Transmissionsdaten Dämpfungskoef
fizienten erzeugt werden und aus den Emissionsprojektions
daten und den Dämpfungskoeffizienten eine räumliche bild
liche Darstellung der Verteilung der Emissionsquellen im
Medium rekonstruiert wird.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US08/027,882 US5338936A (en) | 1991-06-10 | 1993-03-08 | Simultaneous transmission and emission converging tomography |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE4406996A1 true DE4406996A1 (de) | 1994-09-15 |
Family
ID=21840315
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE4406996A Withdrawn DE4406996A1 (de) | 1993-03-08 | 1994-03-03 | Gleichzeitige Transmissions- und Emissions-Konvergenztomographie |
Country Status (2)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5338936A (de) |
DE (1) | DE4406996A1 (de) |
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE10256075A1 (de) * | 2002-11-29 | 2004-06-17 | Siemens Ag | Kombiniertes Emmissions-Tomographie- und Computer-Tomographie-Gerät |
DE102005048389A1 (de) * | 2005-10-10 | 2007-04-19 | Siemens Ag | Tomografiegerät und Verfahren zur röntgentomografischen Untersuchung eines Patienten |
EP1898234A1 (de) * | 2006-09-11 | 2008-03-12 | Siemens Aktiengesellschaft | Bildgebende medizinische Einheit |
EP2288938B1 (de) * | 2008-06-06 | 2015-11-25 | Koninklijke Philips N.V. | Verfahren und vorrichtung zur abschwächungskorrektur |
Families Citing this family (49)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6040580A (en) * | 1993-03-26 | 2000-03-21 | Cti Pet Systems, Inc. | Method and apparatus for forming multi-dimensional attenuation correction data in tomography applications |
US5532490A (en) * | 1994-12-27 | 1996-07-02 | The University Of Utah | Displaced center-of-rotation fan-beam tomography for cardiac imaging |
FR2733841B1 (fr) * | 1995-05-04 | 1997-05-30 | Commissariat Energie Atomique | Procede de realisation de la cartographie d'emission d'un corps corrigee de l'attenuation par ce corps |
US5638817A (en) * | 1995-06-07 | 1997-06-17 | Picker International, Inc. | Gamma camera split collimator collimation method and apparatus |
US5682036A (en) * | 1995-12-29 | 1997-10-28 | Adac Laboratories | Method and apparatus for accurately calibrating an attenuation map for emission computed tomography |
JP3373720B2 (ja) * | 1996-03-25 | 2003-02-04 | 株式会社日立メディコ | X線断層撮影装置 |
US5739539A (en) * | 1996-03-28 | 1998-04-14 | Adac Laboratories | Use of body boundary information to perform iterative reconstruction in medical imaging system |
US5933471A (en) * | 1997-02-26 | 1999-08-03 | International Business Machines Corporation | System and method for reducing reconstruction artifacts in computed tomography images |
US5909476A (en) * | 1997-09-22 | 1999-06-01 | University Of Iowa Research Foundation | Iterative process for reconstructing cone-beam tomographic images |
US6539103B1 (en) * | 1997-11-12 | 2003-03-25 | The University Of Utah | Method and apparatus for image reconstruction using a knowledge set |
US5998792A (en) * | 1998-02-02 | 1999-12-07 | Picker International, Inc. | Positron emission tomography with variable detector geometry |
US6362479B1 (en) | 1998-03-25 | 2002-03-26 | Cti Pet Systems, Inc. | Scintillation detector array for encoding the energy, position, and time coordinates of gamma ray interactions |
US6384416B1 (en) * | 1998-04-27 | 2002-05-07 | Duke University | Transmission scanning technique for gamma-camera coincidence imaging |
US6429434B1 (en) | 1998-05-01 | 2002-08-06 | Charles C. Watson | Transmission attenuation correction method for PET and SPECT |
US6718006B2 (en) * | 1998-05-01 | 2004-04-06 | Cti Pet Systems, Inc. | Fiber-optic encoding for dual transmission measurements in positron emission tomography |
US6211523B1 (en) * | 1998-06-03 | 2001-04-03 | Picker International, Inc. | Autocontouring device for gamma camera using radioactive source and transverse motion |
JP4170449B2 (ja) * | 1998-07-07 | 2008-10-22 | 株式会社東芝 | トランスミッションctのトランケーション補正装置、核医学診断装置及びトランケーション補正方法 |
US6101236A (en) * | 1998-10-02 | 2000-08-08 | University Of Iowa Research Foundation | Iterative method and apparatus for x-ray computed tomographic fluoroscopy |
CA2252993C (en) | 1998-11-06 | 2011-04-19 | Universite De Sherbrooke | Detector assembly for multi-modality scanners |
US6310968B1 (en) | 1998-11-24 | 2001-10-30 | Picker International, Inc. | Source-assisted attenuation correction for emission computed tomography |
IL130318A0 (en) * | 1999-06-06 | 2000-06-01 | Elgems Ltd | Pet and spect systems with attenuation correction |
WO2004042546A1 (en) | 2002-11-04 | 2004-05-21 | V-Target Technologies Ltd. | Apparatus and methods for imaging and attenuation correction |
US6787777B1 (en) | 2000-11-09 | 2004-09-07 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Nuclear imaging system and method using segmented field of view |
US7105824B2 (en) * | 2002-05-09 | 2006-09-12 | Neurologica, Corp. | High resolution photon emission computed tomographic imaging tool |
US20030001098A1 (en) * | 2001-05-09 | 2003-01-02 | Stoddart Hugh A. | High resolution photon emission computed tomographic imaging tool |
US6814489B2 (en) | 2001-11-23 | 2004-11-09 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | 3D reconstruction system and method utilizing a variable X-ray source to image distance |
US20040044282A1 (en) * | 2002-08-28 | 2004-03-04 | Mixon Lonnie Mark | Medical imaging systems and methods |
US7103233B2 (en) * | 2002-10-31 | 2006-09-05 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Methods and apparatus for determining component alignment |
US20040217292A1 (en) * | 2003-05-01 | 2004-11-04 | Cti Pet Systems, Inc. | PET tomograph having continuously rotating panel detectors |
IL156569A (en) * | 2003-06-22 | 2009-11-18 | Ultraspect Ltd | Improved single-plane plane emission simulation imaging method |
US7220961B2 (en) * | 2003-09-24 | 2007-05-22 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | System and method for quality control in nuclear imaging systems |
US20050084147A1 (en) * | 2003-10-20 | 2005-04-21 | Groszmann Daniel E. | Method and apparatus for image reconstruction with projection images acquired in a non-circular arc |
US7968851B2 (en) | 2004-01-13 | 2011-06-28 | Spectrum Dynamics Llc | Dynamic spect camera |
EP1778957A4 (de) | 2004-06-01 | 2015-12-23 | Biosensors Int Group Ltd | Optimierung der messung radioaktiver strahlung an besonderen körperstrukturen |
US20060004274A1 (en) * | 2004-06-30 | 2006-01-05 | Hawman Eric G | Fusing nuclear medical images with a second imaging modality |
US20060065837A1 (en) * | 2004-09-24 | 2006-03-30 | Hawman Eric G | Tomographic reconstruction of transmission data in nuclear medicine studies from an array of line sources |
US9943274B2 (en) * | 2004-11-09 | 2018-04-17 | Spectrum Dynamics Medical Limited | Radioimaging using low dose isotope |
US8478015B2 (en) * | 2005-07-01 | 2013-07-02 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Extension of truncated CT images for use with emission tomography in multimodality medical images |
US8155415B2 (en) * | 2005-07-01 | 2012-04-10 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Extension of truncated CT images for use with emission tomography in multimodality medical images |
EP1934943B1 (de) * | 2005-10-05 | 2016-05-04 | Koninklijke Philips N.V. | Verfahren und system zur rekonstruktion von pet-bildern über ersatzbilder |
US7348564B2 (en) * | 2005-12-12 | 2008-03-25 | General Electric Company | Multi modality imaging methods and apparatus |
US7737406B2 (en) * | 2006-09-27 | 2010-06-15 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Compensating for truncated CT images for use as attenuation maps in emission tomography |
US7729467B2 (en) * | 2007-03-22 | 2010-06-01 | General Electric Company | Methods and systems for attentuation correction in medical imaging |
US20110060566A1 (en) * | 2008-05-21 | 2011-03-10 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method and apparatus for scatter correction |
WO2011153544A1 (en) * | 2010-06-04 | 2011-12-08 | Neurologica Corp. | High resolution single photon emission computed tomography (spect) system |
US9801597B2 (en) * | 2014-09-24 | 2017-10-31 | General Electric Company | Multi-detector imaging system with x-ray detection |
US9968310B2 (en) | 2014-09-24 | 2018-05-15 | General Electric Company | Multi-detector imaging system with x-ray detection |
US9508165B1 (en) * | 2015-06-30 | 2016-11-29 | General Electric Company | Systems and methods for peak tracking and gain adjustment |
US12000916B2 (en) | 2018-03-14 | 2024-06-04 | Rensselaer Polytechnic Institute | Simultaneous emission-transmission tomography in an MRI hardware framework |
Family Cites Families (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS5979879A (ja) * | 1982-10-30 | 1984-05-09 | Shimadzu Corp | エミツシヨン型コンピユ−タ断層撮影装置 |
US4633398A (en) * | 1983-12-07 | 1986-12-30 | General Electric Company | Attenuation compensated emission reconstruction with simultaneous attenuation factor evaluation |
US4670657A (en) * | 1985-03-29 | 1987-06-02 | Siemens Gammasonics, Inc. | Astigmatic collimator |
JPH0652301B2 (ja) * | 1985-04-11 | 1994-07-06 | 株式会社東芝 | エミツシヨンct装置 |
EP0438555A4 (en) * | 1989-06-30 | 1993-01-27 | H. Charles Kaplan | Transmission/emission registered image (teri) computed tomography scanners |
JPH0619439B2 (ja) * | 1989-08-04 | 1994-03-16 | 株式会社東芝 | Spect装置 |
US5072121A (en) * | 1990-11-15 | 1991-12-10 | Siemens Gammasonics Inc. | Body contour determining apparatus for a rotating gamma camera |
US5210421A (en) * | 1991-06-10 | 1993-05-11 | Picker International, Inc. | Simultaneous transmission and emission converging tomography |
-
1993
- 1993-03-08 US US08/027,882 patent/US5338936A/en not_active Expired - Lifetime
-
1994
- 1994-03-03 DE DE4406996A patent/DE4406996A1/de not_active Withdrawn
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE10256075A1 (de) * | 2002-11-29 | 2004-06-17 | Siemens Ag | Kombiniertes Emmissions-Tomographie- und Computer-Tomographie-Gerät |
DE102005048389A1 (de) * | 2005-10-10 | 2007-04-19 | Siemens Ag | Tomografiegerät und Verfahren zur röntgentomografischen Untersuchung eines Patienten |
EP1898234A1 (de) * | 2006-09-11 | 2008-03-12 | Siemens Aktiengesellschaft | Bildgebende medizinische Einheit |
US7560698B2 (en) | 2006-09-11 | 2009-07-14 | Siemens Aktiengesellschaft | Medical imaging unit |
EP2288938B1 (de) * | 2008-06-06 | 2015-11-25 | Koninklijke Philips N.V. | Verfahren und vorrichtung zur abschwächungskorrektur |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US5338936A (en) | 1994-08-16 |
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DE4406996A1 (de) | Gleichzeitige Transmissions- und Emissions-Konvergenztomographie | |
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DE3726595C2 (de) | ||
DE102005027436B4 (de) | Verfahren zur Berechnung von absorberspezifischen Gewichtungskoeffizienten und Verfahren zur Verbesserung eines von einem Absorber abhängigen Kontrast-zu-Rausch-Verhältnisses in einem von einer Röntgeneinrichtung erzeugten Röntgenbild eines zu untersuchenden Objektes | |
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DE3510692C2 (de) | ||
DE102013217351B4 (de) | Bildbasierte Bewegungskompensation von Bilddaten | |
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