DE69212723T2

DE69212723T2 - Verfahren und Vorrichtung zur Spect-Bildzusammensetzung unter Aufrechterhaltung einer hohen Raumauflösung

Info

Publication number: DE69212723T2
Application number: DE69212723T
Authority: DE
Inventors: Takashi Ichihara; Kyojiro Nambu
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1991-06-19
Filing date: 1992-06-17
Publication date: 1997-03-13
Anticipated expiration: 2012-06-18
Also published as: JPH04370784A; EP0519445B1; JP3089050B2; EP0519445A1; DE69212723D1; US5324946A

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Gewinnen eines SPECT-Bilds (SPECT = single photon emission computed tomography = Computertomographie mittels Einzelphotonenemission), das heißt eines dreidimensionalen Verteilungsbilds eines Radioisotops, das in einen in medizinischer Untersuchung befindlichen, biologischen Körper injiziert worden ist, wobei γ-Strahlen (Gamma-Strahlen) erfaßt werden, die von dem injizierten Radioisotop ausgesandt werden. Genauer gesagt ist die vorliegende Erfindung auf ein Verfahren zum Rekonstruieren eines SPECT-Bilds gerichtet, das zum Rekonstruieren eines SPECT-Bilds unter Aufrechterhaltung hoher räumlicher Auflösung mit Hilfe des Verfahrens gefilterter Rückprojektion imstande ist, und ist weiterhin auf eine solche Vorrichtung zum Rekonstruieren eines SPECT-Bilds gerichtet.
SPECT-Systeme enthalten einen oder mehrere zweidimensionale Detektoren, die um einen Patienten herumgedreht werden und Strahlung detektieren, die von einem in den Patienten injizierten Radioisotop ausgesandt werden, um hierdurch eine Projektionsdatensammlung durchzuführen, und bewirken eine Rekonstruktion von mehrere Scheiben enthaltenden Bildern der Verteilung des Radioisotops in dem Patienten mit Hilfe der Faltung und Rückprojektion der Projektionsdaten. Bei einer solchen SPECT-Abbildung wird ein Fächerstrahl-Kollimator eingesetzt, um hierdurch die Empfindlichkeit gegenüber derjenigen eines Kollimators mit parallelen Löchern ohne Verschlechterung der Auflösung zu vergrößern.
Es sind mehrere Bildrekonstruktionsmethoden für SPECT-Bilder bekannt, die ursprünglich für mit Röntgenstrahlen arbeitende Computertomographie-Scanner entwickelt worden sind. Die Methode der Fächerstrahl-Rekonstruktion bei mit Röntgenstrahlen arbeitenden Computertomograph-Scannern ist in der Veröffentlichung "Convolution Reconstruction Techniques for Divergent Beams" von G.T. Herman et al., Comput. Biol. Med. Vol 6, 1976, Seiten 259 bis 271, beschrieben. Die Fächerstrahl-Rekonstruktion enthält die Faltung und Rückprojektion von Projektionsdaten ohne Umordnung und Umgruppierung von Projektionsdaten, die in fächerförmiger Gestalt detektiert wurden, in eine Parallelstrahl-Geometrie. Die Fächerstrahl-Rekonstruktion besitzt die Form einer Parallelstrahl-Geometrie. Die Fächerstrahl-Rekonstruktion weist gegenüber der Parallelstrahl-Rekonstruktion, bei der Projektionsdaten, die in Form eines Fächerstrahls erfaßt wurden, in die Geometrie eines Parallelstrahls umgeordnet werden, Vorzüge dahingehend auf, daß kein Fehler aufgrund einer solchen Umordnung bei der Fächerstrahl-Rekonstruktion auftritt.
Zur Verbesserung der Auflösung von SPECT-Bildern wird eine gewichtete Rückprojektion versuchsweise angewendet. In dem Aufsatz "Triangular Spect System for 3-D Total Organ Volume Imaging: Design Concept and Preliminary Imaging Results" von C.B. Lim et al., IEEE Transactions on Nuclear Science Vol. NS-32, Nr.1, February 1985, Seiten 741 bis 747, wird eine entfernungsabhängige Gewichtsfunktion, bei der geringere Abstände zu einem Detektor bevorzugt werden, sowohl bei Parallelstrahl- als auch bei Fächerstrahl- Rekonstruktionen eingesetzt. In diesem Aufsatz findet sich jedoch eine negative Haltung zu einer solchen gewichteten Rückprojektion, wie dies auf Seite 743, linke Spalte, Zeilen 9 bis 4 vom Ende des zweiten Absatzes angegeben ist: "Ein Nachteil der gewichteten Rückprojektion besteht in der Zunahme des Bildrauschens aufgrund einer ungleichförmigen Gewichtung der entgegengesetzten Störungen des Projektionsbilds bei der ungleichen Gewichtung der entgegengesetzten Störungen des Projektionsbilds innerhalb der SPECT- Bildebene. Bei einer Situation mit extremem Photonenmangel kann die gewichtete Rückprojektion daher nicht vorzuziehen sein."
In der US-A-4,593,355 ist ein Computertomograph offenbart, bei dem Daten, die durch Röntgenstrahluntersuchung eines Patienten gesammelt wurden, zuerst gefaltet und dann für eine Anzeige rückprojiziert werden. Mehrere Zwischendateien werden vorbereitet, die geringere Auflösung besitzen und dann gefaltet werden. Die Rückprojektion kann auf der Grundlage derjenigen Dateien mit der geringsten Auflösung bewirkt werden, so daß eine rasche Rückprojektion erzielbar ist. Der Benutzer kann eine interessierende Region mit Hilfe eines steuerbaren Cursors anzeigen.
Die vorliegende Erfindung ist auf eine neuartige SPECT-Abbildungsmethode und insbesondere auf ein Verfahren und ein System mit Fächerstrahl-Rekonstruktion gerichtet.
Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht in der Bereitstellung eines Verfahrens und eines Systems, das zur Verbesserung der Auflösung des SPECT-Bilds imstande ist.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht in der Schaffung eines präzisen Algorithmus zur Fächerstrahl-Rekonstruktion, bei dem die gewichtete Rückprojektion eingesetzt wird.
Zur Erzielung der vorstehend genannten Aufgaben weist ein Verfahren zum Rekonstruieren eines SPECT-Bilds (SPECT = single photon emission computed tomography) gemäß der vorliegenden Erfindung die im Anspruch 1 angegebenen Schritte auf.
Weiterhin weist gemaß einem anderen Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung ein kernmedizinisches Untersuchungsgerät die im Anspruch 6 angegebenen Merkmale auf.
Zum besseren Verständnis der vorliegenden Erfindung wird auf die nachfolgende Beschreibung in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen Bezug genommen.
Fig. 1 zeigt ein schematisches Blockschaltbild, das die gesamte Anordnung eines Geräts 100 zum Rekonstruieren von SPECT-Bildern gemaß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung veranschaulicht,
Fig. 2 zeigt schematisch eine grundlegende Idee, wie ein SPECT-Bild unter Einsatz eines Fächerstrahl-Kollimators rekonstruiert werden kann,
Fig. 3 zeigt schematisch eine geometrische Beziehung zwischen Punkten in einem rekonstruierten Bild und Positionen von Fächerstrahl-Kollimatoren,
Fig. 4 veranschaulicht schematisch Korrelationen zwischen RI-Dichten und Projektionsdaten bei einem Fächerstrahl-Kollimator,
Fig. 5 stellt schematisch eine rückprojizierte Region in Übereinstimmung mit dem in Fig. 1 gezeigten Gerät 100 zum Rekonstruieren von SPECT-Bildern dar,
Fig. 6 zeigt schematisch die Prinzipidee der rückprojizierten Region gemäß der vorliegenden Erfindung,
Fig. 7 zeigt ein Schaltbild einer internen Schaltung der Bildrekonstruktionseinheit 3, die in dem Gerät 100 zum Rekonstruieren von SPECT-Bildern eingesetzt wird,
Fig. 8 zeigt ein Ablaufdiagramm zur Erläuterung einer Reihe bzw. Abfolge eines Verfahrens zum Rekonstruieren von SPECT-Bildern, das in dem Gerät 100 zum Rekonstruieren von SPECT-Bildern durchgeführt wird,
Fig. 9 stellt schematisch Unsteitgkeiten dar, die in den Projektionsdaten in dem Gerät 100 zum Rekonstruieren von SPECT-Bildern auftreten,
Fig. 10 zeigt schematisch ein Verfahren zum Interpolieren von Unstetigkeiten, und
Fig. 11 stellt graphisch ein konkretes Beispiel zum Interpolieren der Unstetigkeiten dar.

Gesamte Anordnung des SPECT-Abbildungsgeräts

Fig. 1 zeigt ein schematisches Blockschaltbild zur Veranschaulichung der gesamten Anordnung eines kernmedizinischen Untersuchungsgeräts 100 (im folgenden vereinfacht als SPECT-Abbildungsgerät bezeichnet) in Übereinstimmung mit einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung. Das SPECT-Abbildungsgerät 100 weist hauptsächlich ein Gerüst 1, eine Datengewinnungseinheit 2, eine Bildrekonstruktionseinheit 3, eine Anzeigeeinheit 4, einen Fächerstrahl-Kollimator 5 und eine Gamma-Kamera 6 auf. Da diese Bildrekonstrüktionseinheit 3 eine wesentliche Einheit bei diesem SPECT-Abbildungsgerät 100 bildet, wird deren detaillierte interne Schaltung im weiteren Text beschrieben.
Mit Hilfe des Gerüsts 1 kann die Gamma-Kamera 6, die mit dem Fächerstrahl-Kollimator 5 ausgestattet ist, gedreht werden, wobei ein biologischer Körper "P", der sich in medizinischer Untersuchung befindet, als ein Drehzentrum dient, um hierbei γ-Strahlen (Gamma- Strahlen) zu erfassen, die von einem Isotop (nicht im Detail gezeigt), das in den biologischen Körper "P" injiziert ist, in allen Richtungen (360 ) ausgesandt werden. Alternativ können mehr als zwei Gamma-Kameras eingesetzt und um das Drehzentrum um lediglich einen vorbestimmten Schwenkwinkel herum verschwenkt werden (namlich um einen Winkel von 360 /Anzahl von Gamma-Kameras), wodurch in gleicher Weise γ-Strahlen Projektionsdaten in dem Winkel von 360 gewonnen werden können.
Durch die Datengewinnungseinheit 2 werden dann die Projektionsdaten gewonnen, die von der einzelnen Gamma-Kamera 6, die drehbar an dem Gerüst 1 befestigt ist, erhalten werden. Als Folge hiervon werden die Projektionsdaten, die von der Gamma-Kamera 6 erhalten werden, in dieser Datengewinnungseinheit zunächst filterverarbeitet. Die gefilterten Projektionsdaten werden dann unter der nachfolgenden Bedingung rückprojiziert, um ein SPECT-Bild (Bild mittels Computertomographie mit Einzelphotonenaussendung) zu rekonstruieren. Ein Bereich für die Rückprojektion wird hierbei im Hinblick auf die jeweiligen Bildelemente des rekonstruierten Bilds defmiert, die an einer Seite nahe bei dem Fächerstrahl-Kollimator innerhalb eines effektiven Gesichtsfelds der Gamma-Kamera 6 vorhanden sind. Anders ausgedrückt werden die gefalteten Projektionsdaten lediglich auf eine begrenzte Rekonstruktionsregion, die nahe bei dem Fächerstrahl-Kollimator 5 liegt, aus der gesamten Rekonstruktionsregion rückprojiziert, was ein wesentliches Merkmal der vorliegenden Erfindung darstellt.

Rückprojektionsbereichs nahe bei dem Kollimator in dem effektiven Gesichtsfeld

In Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung müssen die gefalteten Projektionsdaten lediglich auf den begrenzten Rekonstruktionsbereich nahe bei dem Fächerstrahl-Kollimator 5 aus dem gesamten Rekonstruktionsbereich innerhalb des effektiven Gesichtsfelds der Gamma-Kamera 6 rückprojiziert werden. Der Grund hierfür liegt in folgendem:
Wenn ein SPECT-Bild unter Einsatz des Fächerstrahl-Kollimators rekonstruiert wird, ergibt sich eine geometrische, positionsmaßige Beziehung gemaß der Darstellung in Fig. 2 zwischen dem effektiven Gesichtsfeld "EF", dem Fächerstrahl-Kollimator 5 und einem Brennpunkt "S". In Fig. 2 bezeichnet das Symbol "β" einen Winkel der Kamera 6, wahrend das Symbol P (β, S) ein Projektionsbild entlang der Richtung l-l' anzeigt. Wenn die vorstehend angegebene, geometrische, positionsmaßige Beziehung gemäß der Darstellung in Fig. 2 erfüllt ist, wird ein SPECT-Wert f(x, y), der den rekonstruierten Bilddaten entspricht, durch die nachfolgende Gleichung (1) ausgedrückt. Hierbei ist anzumerken, daß ein Integral, das von "-π" bis zu "π" definiert und in dieser Gleichung (1) dargestellt ist, einer Rückprojektionsformel entspricht. wobei gilt: Faltungsfunktion:
Zu diesem Zeitpunkt werden die Projektionsdaten, das heißt das Projektionsbild P(β, S) dem Faltungsprozeß mit Hilfe eines rekonstruierenden Filters (nicht in Einzelheiten gezeigt) unterzogen, und es wird unterstellt, daß die Projektionsdaten von "-π" bis "π" in der 360 -Richtung entlang des gesamten Bereichs von "l" bis "l'" innerhalb des effektiven Gesichtsfelds "EF" rückprojiziert werden.
Bei dem herkömmlichen SPECT-Abbildungsverfahren wird der gesamte Bereich der Projektionsdaten in dem effektiven Gesichtsfeld in gleicher Weise rückprojiziert. Dies bedeutet, daß die Projektionsdaten dann, wenn einem Punkt Aufmerksamkeit gegeben wird, der in dem rekonstruierenden Bild, das in Fig. 3 gezeigt ist, mit "Xc" angegeben ist, entlang aller Richtungen (360º), die durch diesen Punkt "Xc" hindurchgehen, gewonnen werden. In diesem Fall unterscheiden sich im Hinblick auf eine beliebige, gerade Linie 10, die durch diesen Punkt "Xc" hindurchgeht, erste Projektionsdaten, die bei einer Position "A" eines ersten Fächerstrahl-Kollimators 15A gewonnen werden, der nahe bei diesem Punkt "Xc" angeordnet ist, tatsächlich von zweiten Projektionsdaten, die an einer Position "B" eines zweiten Fächerstrahl-Kollimators 15B gewonnen wurden, der sich von diesem Punkt "Xc" weit entfernt befindet.
Der Grund dafür, daß ein tatsächlicher positionsmäßiger Unterschied bei den ersten und den zweiten Projektionsdaten vorhanden ist, liegt in folgendem:
Ein erster Grund besteht gemäß der schematischen Darstellung in Fig. 4 darin, daß die Zählwerte für die RI-Dichte an dem Punkt "Xc", die von der Gamma-Kamera 6 zum Erfassen von Gamma-Strahlen erhalten werden, die selektiv durch den Fächerstrahl- Kollimator 5 hindurchgegangen sind, um so niedriger werden, je größer der Abstand "d" von der Oberfläche des Fächerstrahl-Kollimators 5 wird. Anders ausgedrückt wären dann, wenn bei Fig. 3 ein idealer Fächerstrahl-Kollimator eingesetzt würde, bei dem seine Auflösungsgrenze "FWHM" nicht von dem Abstand "d" abhängt, sondern konstant ist, die ersten Projektionsdaten, die an der Position "A" des ersten Kollimators 15A gewonnen werden, identisch mit den zweiten Projektionsdaten, die an der Position "B" des zweiten Kollimators 15B erhalten werden. Wie aus Fig. 4 deutlich ersichtlich ist, werden jedoch die ersten Projektionsdaten um die Position "A" des Kollimators herum größer als die zweiten Projektionsdaten um die Position "B" des Kollimators herum im Hinblick auf die Dichten. Dies unterstellt, daß die Projektionsdaten, die an der Position "A" nahe bei dem ersten Kollimator 15A erhalten werden, sehr viel medizinische Information enthalten, verglichen mit den Projektionsdaten, die bei der Position "B" weit entfernt von dem zweiten Kollimator 15B gewonnen werden.
Auf der anderen Seite kann die Information bezüglich der RI-Dichte an Punkten um eine gepunktete Linie herum nicht von der Information bezüglich der RI-Intensität an dem Punkt "Xc" auf der Basis der Projektionsdaten, die von der Position "B" des zweiten Kollimators 15B erhalten werden, unterschieden werden. Dies liegt daran, daß die Auslösungsgrenze "FWHM" aufgrund eines derartigen, größeren Abstands von der Position "B" des zweiten Kollimators 15B zu dem Punkt "Xc" breiter wird, verglichen mit der Auslösungsgrenze "FWHM" des ersten Kollimators 15A.
Ein zweiter Grund liegt in folgendem. Wie aus Fig. 3 ersichtlich ist, ist ein erster Abstand von dem Punkt "Xc" zu der Position "A" des ersten Kollimators kürzer als eine zweite Entfernung zwischen dem Punkt "Xc" und der Position "B" des zweiten Kollimators. Dies impliziert demzufolge, daß die Absorption der Gamma-Strahlen, die von dem Punkt "Xc" durch einen biologischen Körper (nicht in Einzelheiten gezeigt) ausgesandt werden, dann, wenn die Gamma-Strahlen von diesem Punkt "Xc" zu der Position "A" des ersten Kollimators fortgepflanzt werden, kleiner ist als die Absorption der Gamma-Strahlen, wenn sich die Gamma-Strahlen von dem Punkt "Xc" zu der Position "B" des zweiten Kollimators fortpflanzen, das heißt, wenn der Abstand "lA" kürzer ist als der andere Abstand "lB". Als Ergebnis enthalten die Projektionsdaten, die an der Position "A" des ersten Kollimators 15A gewonnen werden, mehr präzise Zählwerte und weniger Störungen als die Projek tionsdaten, die an der Position "B" des zweiten Kollimators 15B gewonnen werden.
In Übereinstimmung mit dem vorstehend beschriebenen ersten und zweiten Grund zeichnet sich ein SPECT-Abbildungsgerät gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung dadurch aus, daß die Projektionsdaten zuerst gefaltet werden und daß dann die gefalteten Projektionsdaten aus dem gesamten Rekonstruktionsbereich lediglich auf einen begrenzten Rekonstruktionsbereich nahe bei dem Fächerstrahl-Kollimator 5 (entsprechend dem ersten Kollimator 15A) rückprojiziert werden, und zwar unter der Bedingung, daß ein Punkt P(β:S) eines Projektionsbilds (siehe Fig. 2) mit einem Winkel "β" der Gamma-Kamera 6 gemäß der vorstehend angegebenen Gleichung (1) rückprojiziert wird. Anders ausgedrückt, wird, wie in Fig. 5 graphisch dargestellt ist, eine Region, die rückzuprojizieren ist, lediglich auf eine schraffierte Region begrenzt, die innerhalb des vorstehend erläuterten effektiven Gesichtsfelds "EF" liegt und die nahe bei dem Kollimator 5 positioniert ist, oder die außerhalb eines Kreises liegt, der einen Radius von (g - a)/2 hat und durch einen Bereich l bis l" definiert ist.

Rückprojizierte Region

Es wird nun auf Fig. 6 Bezug genommen. Eine detaillierte Beschreibung wird bezüglich der Tatsache gegeben, daß die Region, die rückzuprojizieren ist, durch eine Linie bzw. einen Streifen von jedem Mittelpunkt in den jeweiligen Ausbreitungspfaden der Gamma- Strahlen von den jeweiligen, virtuellen Brennpunkten "VFA" und "VFB" der jeweiligen ersten und zweiten Kollimatoren 15A und 15B zu deren jeweiligen Empfangsebenen für die Gamma-Strahlen definiert werden kann, nämlich durch eine Linie bzw. einen Streifen von gleich beabstandeten Punkten in den jeweiligen Ausbreitungspfaden der Gamma-Strahlen von den jeweiligen virtuellen Brennpunkten "VFA" und "VFB" zu deren jeweiligen Empfangsebenen für die Gamma-Strahlen. Hierbei ist anzumerken, daß diese Rückprojektionsregion innerhalb des effektiven Gesichtsfelds jedes Kollimators 15A oder 15B begrenzt ist. Dies bedeutet, daß ein gleichschenkliges Dreieck zwischen einem virtuellen Brennpunkt "VFA" oder "VFB" und einer Gamma-Strahlen-Empfangsebene des ersten Kollimators 15A oder des zweiten Kollimators 15B gebildet wird. Wenn die zentralen Punkte der jeweiligen Ränder dieses gleichschenkligen Dreiecks (das heißt die Ausbreitungspfade der Gamma- Strahlen) zur Bildung einer Linie bzw. eines Streifens verbunden werden, kann die vorstehend beschriebene Rückprojektionsregion innerhalb der jeweiligen effektiven Gesichtsfelder des ersten oder des zweiten Kollimators 15A oder 15B definiert werden.

Interne Schaltungsausgestaltung der Bildrekonstruktionseinheit

Fig. 7 zeigt eine interne Schaltungsausgestaltung der Bildrekonstruktionseinheit 3, die in Fig. 1 gezeigt ist und eine wesentliche Schaltung des Geräts 100 zur Rekonstruktion von SPECT-Bildern darstellt. Fig. 8 zeigt ein Ablaufdiagrannn zur Erläuterung einer Abfolge von Bildrekonstruktionsvorgängen, die durch das Gerät 100 zur Rekonstruktion von SPECT-Bildern durchgeführt werden.
Gemaß Fig. 7 werden die Projektionsdaten, die durch die Datengewinnungseinheit 2 gewonnen worden sind, einmal zu einer Speichereinheit 30 zugeführt. Danach führt eine zentrale Verarbeitungseinheit bzw. Zentraleinheit 32 sowohl den Vorgang der Bildrekonstruktion als auch den Vorgang der Rückprojektion im Hinblick auf die Projektionsdaten durch, die in der Speichereinheit 30 gespeichert sind.
Genauer gesagt werden bei dem Ablaufdiagramm gemäß Fig. 8 sowohl der Vorgang der Bildrekonstruktion als auch der Vorgang der Rückprojektion in folgender Weise ausgeführt. Bei einem ersten Schritt ST1 wird ein Winkel "θ" (siehe Fig. 2) auf Null festgelegt. Es werden dann Fächerstrahl-Projektionsdaten entlang der Richtung von "θ" bei einem Schritt ST-2 gewonnen. Nachfolgend werden die gewonnenen Projektionsdaten durch ein Rekonstruktionsfilter (nicht in Einzelheiten gezeigt), unter Steuerung durch die Zentraleinheit 32 gefaltet. Bei einem nächsten Schritt ST-4 wird überprüft, ob die gefalteten Projektionsdaten innerhalb des effektiven Gesichtsfelds "EF" des Kollimators 5 und auch außerhalb des Kreises vorhanden sind, der einen Durchmesser, der durch den virtuellen Brennpunkt "VF" definiert ist, und eine Mitte bei diesem effektiven Gesichtsfeld "EF" aufweist. Falls die Antwort "ja" lautet, werden lediglich diese gefalteten Projektionsdaten bei einem Schritt ST-5 rückprojiziert.
Falls im Gegensatz hierzu die Antwort bei dem Schritt ST-4 "nein" lautet, schreitet der Ablauf zu einem weiteren Schritt ST-6 weiter. Bei diesem Schritt ST-6 wird ein kleiner Winkel "Δθ" zu dem zuerst erwähnten Winkel "θ" hinzugefügt. Danach erfolgt eine weitere Uberprfung, ob der addierte Winkel "θ'" bei dem vorhergehenden Schritt ST-7 größer als 360 bei einem weiteren Schritt ST-7 ist oder nicht. Falls die Antwort "ja" lautet, werden bei einem Schritt ST-8 eine Reihe der vorstehend erwähnten Rekonstruktionsund Rückprojektions-Vorgänge durchgeführt. Falls sich "nein" ergibt, kehrt demgegenüber der Ablauf zu dem früheren Schritt ST-2 zurück, da eine Reihe von diesen Rekonstruksions- und Rückprojektions-Vorgängen noch nicht abgeschlossen ist. Demgemäß werden die vorstehend erläuterten Rekonstruktions- und Rückprojektions-Vorgänge nun ausgehend von diesem Schritt ST-2 so lange fortgesetzt, bis dieser Winkel θ' größer wird als 360 .

Wichtungsprozeß für Grenz-Projektionsdaten

Wenn auf der anderen Seite ein weiterer Punkt "Xc'" im wesendichen im Mittelabstand von der Position "A" des ersten Kollimators 15A und der Position "B" des zweiten Kollimators 15B gemäß der Darstellung in Fig. 3 angeordnet ist, ist die räumliche Auflösung des resultierenden SPECT-Bilds, das durch den ersten Kollimator 15A erhalten wird, nicht stets besser als diejenige, die durch den zweiten Kollimator 15B erhalten wird, und zwar selbst dann nicht, wenn Projektionsdaten zum Beispiel durch den ersten Kollimator 15A, der näher bei diesem Punkt "Xc" angeordnet ist, statt durch den zweiten Kollimator 15B erhalten werden. Da alternativ die beiden Projektionsdaten, die sowohl von dem ersten als auch von dem zweiten Kollimator 15A und 15B erhalten werden, im wesentlichen die gleiche Projektionsinformation enthalten, ergibt sich der weitere Vorteil, daß die Störungen, die in diesen beiden Projektionsdaten enthalten sind, gemittelt oder verringert werden können, wenn diese beiden Projektionsdaten dem Gerät 100 zur Rekonstruktion von SPECT-Bildern verarbeitet werden. Wenn diese beiden Projektionsdaten eingesetzt werden, können die Störungen, die in den Projektionsdaten an dem Punkt "Xc" auftreten, auf ungefahr 1/21/2 verringert werden. Falls im Gegensatz hierzu eine diskontinuierliche Verbindung dahingehend durchgeführt wird, daß die Projektionsdaten an dem Punkt Xc', die lediglich durch den ersten Kollimator 15A erhalten wurden, eingesetzt werden, wohingegen die Projektionsdaten an einer Position nahe bei diesem Punkt Xc' lediglich durch den zweiten Kollimator 15B erhalten werden, tritt an dem Grenzbereich ein sogenannter "Schritt" bzw. eine "Stufe" auf (siehe Fig. 9). Es ist bekannt, daß eine solche Stufe einen "Artefakt" in dem resultierenden SPECT-Bild hervorrufen kann. Demgemaß wird bei dem Gerät 100 zum Rekonstruieren von SPECT-Bildern keine solche diskontinuierliche Verbindung, wie sie in Fig. 9 gezeigt ist, eingesetzt.
Es wird nun die vorstehend angegebene allmähliche Verbindung unter Bezugnahme auf die Fig. 10 und 11 beschrieben, das heißt es wird ein Verfahren beschrieben, bei dem die beiden Bilddaten, die an dem zentralen Punkt Xc' erhalten werden, mit ihrer halben Größe eingesetzt werden.
Wie in Fig. 10 gezeigt ist, wird angenommen, daß ein verkleinerter Kreis "FDm" einen Durchmesser von FDm und einer Mitte eines Kreises "FO", und auch ein vergrößerter Kreis "FDj" mit einem Durchmesser von FDj vorhanden sind. Hierbei ist anzumerken:
Odm = Djm k.
Weiterhin wird dann angenommen, daß Punkte dieser Kreise, die sich mit einem Strahl "L" des virtuellen Brennpunkts VF schneiden, mit X, Xm bzw. Xj bezeichnet sind.
Nachfolgend wird eine Gewichtung "W" im Hinblick auf diesen Strahl oder die Linie "L" gemaß der Darstellung in Fig. 11 durchgeführt. Es ist anzumerken, daß dieser Gewichtungsprozeß völlig unterschiedlich ist von dem Gewichtungsprozeß für die Rückprojektion des Fächerstrahls (das heißt dem umgekehrten Quadrat des Abstands von dem virtuellen Brennpunkt VF), und einer Berechnung entspricht, bei der ein Gewicht der Rückprojektion des Fächerstrahls weiterhin mit "W" multipliziert ist. Es ist anzumerken, daß "W" im Hinblick auf Xm bis Xj sanft von 0 bis 1 verbunden bzw. angebunden werden sollte. Weiterhin muß die nachstehende Gleichung (2) erfüllt sein:
w (d) + w (1FF' - d) = 2 (2).
Um diese Gleichung (2) zu erfüllen, können die nachstehenden Formeln im Hinblick auf d = Xm bis Xj eingesetzt werden:
w (d) = 0 ; d < D/2 - u (3)
w (d) = 1 ; d < D/2 + u (4)
w (d) = (1 - (d - D/2)³/2u³ + 3(d - D/2)/2u) ; D/2 - u ≤ d ≤ D/2 + u (5).
Dies bedeutet, daß die vorstehend angegebenen Bedingungen (3) bis (5) erfüllt sein sollten.
Als Folge hiervon können die Unstetigkeiten an dem Punkt Xc' in Fig. 5 vermieden werden, so daß nicht nur der vorstehend angegebene Artefakt in dem resultierenden SPECT-Bild beseitigt werden kann, sondern auch die Störungen aus dem mittleren Abschnitt des SPECT-Bilds entfernt werden können.
In Übereinstimmung mit dem vorstehend beschriebenen Gerät 100 zur SPECT-Abbildung, wie es in Fig. 1 gezeigt ist, konnte die Auflösung des resultierenden SPECT-Bilds auf bis 4,8 mm verbessert werden.
Wie vorstehend in Einzelheiten erläutert, kann die Auflösung des resultierenden SPECT- Bilds im Vergleich mit derjenigen eines herkömmlichen SPECT-Bilds erheblich verbessert werden, da gemaß dem Gerät und dem Verfahren zum Rekonstruieren von SPECT-Bildern in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung das SPECT-Bild unter einer solchen Bedingung rekonstruiert wird, daß der Rückprojektionsbereich auf die Region nahe bei dem Fächerstrahl-Kollimator innerhalb des effektiven Gesichtsfelds des Kollimators oder der Gamma-Kamera begrenzt ist.

Claims

1. Verfahren zum Rekonstruieren eines Verteilungsbilds eines Radioisotops in einem nuklearmedizinischen Untersuchungssystem, wobei das Verfahren die Schritte aufweist:

Erfassen von Gamma-(γ)-Strahlen, die von einem Radioisotop, das in einen in medizinischer Untersuchung befindlichen biologischen Körper (P) injiziert ist, ausgesandt werden, in Form eines Fächerstrahls mit Hilfe einer Detektoreinrichtung (5), die einen Fächerstrahl-Kollimator (5) aufweist, um hierdurch γ-Strahlen-Projektionsdaten für den biologischen Körper (P) zu erhalten,

Gewinnen von Projektionsdaten in einer fächerstrahlenförmigen Form bei vorbestimmten winkelmaßigen Richtungen entlang eines Umfangs des biologischen Körper (P) durch relative Drehung der Detektoreinrichtung (5, 6) und des biologischen Körpers (P) bezüglich einer Mitte der Drehung, wobei die vorbestimmten winkelmäßigen Richtungen unter Bezugnahme auf die Mitte der Drehung gemessen werden;

Falten der Projektionsdaten bei jeder der vorbestimmten winkelmäßigen Richtungen zur Erzielung von gefalteten Projektionsdaten; und

Rückprojizieren der gefalteten Projektionsdaten für jede der vorbestimmten winkelmäßigen Richtungen in eine spezifische Region innerhalb eines Rekonstruktionsbereichs, wobei die spezifische Region einer Region unter Ausschluß eines Bereichs entspricht, der durch einen ersten Kreis umschlossen ist, der durch einen Brennpunkt (VR) des Fächerstrahlen-Kollimators und durch die Mitte der Drehung hindurchgeht und der einen Durchmesser (R) besitzt, der gleich groß ist wie der Abstand zwischen dem Brennpunkt des Fächerstrahl-Kollimators und der Mitte der Drehung.

2. Rekonstruktionsverfallren nach Anspruch 1, bei dem die Projektionsdaten, die in einer fächerstrahlenförmigen Form erhalten werden, gefaltet werden, ohne daß sie erneut zu einer Kombination aus parallelen γ-Strahlen umgeordnet werden.

3. Rekonstruktionsverfahren nach Anspruch 1, bei dem die spezifische Region, innerhalb der die gefalteten Projektionsdaten rückprojiziert werden, durch einen Bereich innerhalb eines zweiten Kreises definiert ist, wobei die Mitte der Drehung die Mitte des zweiten Kreises darstellt und wobei der zweite Kreis vollständig innerhalb der fächerstrahlenförmigen Form der γ-Strahlen, die von dem Radioisotop ausgesandt werden, eingeschrieben ist, wobei der erste Kreis größer ist als der zweite Kreis und wobei die spezifische Region nicht sowohl durch den ersten Kreis als auch durch den zweiten umfaßt ist.

4. Rekonstruktionsverfahren nach Anspruch 1, bei dem die vorbestinnnten winkelmaßigen Richtungen entlang eines Umfangs des biologischen Körpers (P) in dem Bereich von 0º bis 360º liegen.

5. Rekonstruktionsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem die Rekonstruktionsregion einer Region entspricht, die innerhalb eines Kreises liegt, dessen Mitte der Mitte der Drehung entspricht und der vollständig innerhalb der fächerstrahlförmigen Form der γ-Strahlen, die von dem Radioisotop ausgesandt werden, eingeschrieben ist.

6. Computertomographisches Gerät mit Einzelphotonenaussendung (SPECT- Gerät = single photon emission computed tomography), mit

einer Detektoreinrichtung (2, 5, 6), die einen Fächerstrahl-Kollimator aufweist und zum Erfassen von γ-(Gamma)-Strahlen, die von einem Radioisotop, das in einen in medizinischer Untersuchung befindlichen biologischen Körper (1)) injiziert ist, ausgesandt werden, in einer fächerstrahlförmigen Form dient, um hierdurch γ-Strahlen-Projektionsdaten für den biologischen Körper (P) zu erhalten,

einer Einrichtung (1, 2) zum Bewirken einer relativen Drehung zwischen dem biologischen Körper (P) und der Detektoreinrichtung (2, 5, 6) um eine Mitte der Drehung, um hierdurch Projektionsdaten in einer fächerstrahlförmigen Form bei vorbestimmten winkelmäßigen Richtungen entlang eines Umfangs des biologischen Körpers (P) zu erhalten, wobei die vorbestimmten winkelmäßigen Richtungen unter Bezugnahme auf die Mitte der Drehung gemessen werden;

einer Rekonstruktionseinrichtung (3) zum Falten der Projektionsdaten, die von der Erfassungseinrichtung (2, 5, 6) erhalten werden, um hierdurch gefaltete Projektionsdaten bei jeder der vorbestimmten winkelmaßigen Richtungen zu gewinnen, und zum Rückprojizieren der gefalteten Projektionsdaten in eine spezifische Region eines Rekonstruktionsbereichs, wobei die spezifische Region einer Region unter Ausschluß einer Fläche entspricht, die durch einen ersten Kreis umschrieben wird, der durch einen Brennpunkt (VR) des Fächerstrahl-Kollimators hindurchgeht und der einen Durchmesser (R) besitzt, der gleich groß ist wie der Abstand zwischen dem Brennpunkt (VR) des Fächerstrahl-Kollimators und der Mitte der Drehung, wodurch ein Verteilungsbild des Radioisotops entlang einer Schnittebene des biologischen Körpers (P) rekonstruiert wird, und einer Anzeigeeinrichtung (4) zum Anzeigen des Verteilungsbilds auf dieser.

7. SPECT-Gerät (100) nach Anspruch 6, bei dem die Rekonstruktionseinrichtung (3) die Projektionsdaten, die in einer fächerstrahlenförmigen Form erhalten werden, ohne erneute Umordnung der Projektionsdaten in eine Kombination aus parallelen γ-Strahlen faltet.

8. SPECT-Gerät (100) nach Anspruch 6 oder 7, bei dem die Detektoreinrichtung aufweist:

einen Fächerstrahl-Kollimator (5), der einen virtuellen Brennpunkt (VF) besitzt, der derart angeordnet ist, daß die γ-Strahlen, die von dem Radioisotop ausgesandt werden, von diesem auszugehen scheinen;

mindestens eine Szintillationskamera (6) zum Umwandeln der γ-Strahlen in Photonen und zum Abgeben von Photonensignalen; und

eine Projektionsdaten-Gewinnungseinheit (2) zum Verarbeiten der Photonensignale für die Gewinnung der γ-Strahlen-Projektionsdaten für den biologischen Körper (P).

9.SPECT-Gerät (100) nach Anspruch 8, bei dem der virtuelle Brennpunkt (VF) des Fächerstrahl-Kollimators (5) und eine Empfangsebene des Fächerstrahl-Kollimators (5) für die γ-Strahlen gemeinsam im wesentlichen ein gleichschenkliges Dreieck bilden, wobei sich die γ-Strahlen entlang der Richtungen der gleichen Abstand besitzenden Seiten des gleichschenkligen Dreiecks fortpflanzen.

10. SPECT-Gerät (100) nach einem der Ansprüche 6 bis 9, bei dem die Einrichtung zur Bewirkung einer relativen Drehung zwischen dem biologischen Körper (P) und der Detektoreinrichtung (5, 6) ein Gerüst (1) aufweist, an dem die Detektoreinrichtung (5, 6) angebracht ist, wobei das Gerüst (1) um den biologischen Körper (P) unter Bezugnahme auf die Mitte der Drehung relativ rotierbar ist.

11. SPECT-Gerät (100) nach einem der Ansprüche 6 bis 11, bei dem die vorbestimmten wmkelmaßigen Richtungen entlang eines Umfangs des biologischen Körpers (P) in dem Bereich von 0º bis 360º liegen.

12. SPECT-Gerät (100) nach einem der Ansprüche 6 bis 11, bei dem die Rekonstruktionseinrichtung (3) aufweist:

eine Speichereinrichtung (30) zum Speichern eines Programms zum Rekonstruieren eines nuklearmedizinischen Bilds; und

eine zentrale Verarbeitungseinheit (32) zum Ausführen der Bildrekonstruktion des Verteilungsbilds durch Verarbeiten der γ-Strahlen-Prqjektionsdaten in Übereinstimmung mit dem Programm zum Rekonstruieren eines nuklearmedizinischen Bilds.

13. SPECT-Gerät (100) nach Anspruch 6, bei dem die spezifische Region, innerhalb der die gefalteten Projektionsdaten rückprojiziert werden, durch eine Region innerhalb eines zweiten Kreises definiert ist, wobei die Mitte des zweiten Kreises die Mitte der Drehung ist und der zweite Kreis vollständig innerhalb der fächerstrahlenförmigen Form der γ-Strahlen, die von dem Radioisotop ausgesandt werden, eingeschrieben ist, wobei der erste Kreis größer ist als der zweite Kreis, und wobei die spezifische Region nicht sowohl durch den ersten als auch durch den zweiten Kreis umschlossen ist.

14. SPECT-Gerät (100) nach einem der Ansprüche 6 bis 13, bei dem der Rekonstruktionsbereich einer Region entspricht, die in einem Kreis liegt, dessen Mitte die Mitte der Drehung ist und der vollständig innerhslb der fächerstrahlenförmigen Form der γ-Strahlen, die von dem Radioisotop ausgesandt werden, umschrieben ist.