DE69811642T2

DE69811642T2 - Nuklearkamerasystem unter Verwendung von Radio-isotopen

Info

Publication number: DE69811642T2
Application number: DE1998611642
Authority: DE
Inventors: Frank P. Difilippo; Daniel Gagnon
Original assignee: Marconi Medical Systems Inc
Current assignee: Philips Nuclear Medicine Inc
Priority date: 1998-06-30
Filing date: 1998-06-30
Publication date: 2003-11-27
Anticipated expiration: 2018-07-01
Also published as: EP0969293A1; DE69811642D1; EP0969293B1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Nuklear- oder Gammakamera für die diagnostische Bildgebung.
Es ist jedoch zu beachten, dass die vorliegende Erfindung auch auf andere nicht-invasive Untersuchungsverfahren und Bildgebungssysteme angewendet werden kann, zum Beispiel auf die Einzelphotonen-Planar-Bildgebung, Ganzkörper-Nuklear-Scans, Positronen-Emissions-Tomographie (PET) und andere diagnostische Verfahren.
Positronen-Emissions-Tomographen (PET) sind als Koinzidenz- Bildgebungsgeräte bekannt. Bei der planaren Koinzidenz-Bildgebung liegen sich zwei Strahlungsdetektoren, zwischen denen ein Körper angeordnet ist, gegenüber. Typischerweise werden ein oder mehrere Radio-Pharmaka oder Radio-Isotope, die in der Lage sind, eine Positronen emittierende Strahlung zu erzeugen, in den Körper injiziert. Die Radio-Isotope wandern vorzugsweise zu dem interessierenden Organ, von dem ein Bild erstellt werden soll. Die Detektoren tasten den Körper entlang einer Längsachse ohne Drehung ab und erzeugen einen Datensatz mit unvollständiger Winkelabtastung, auch bekannt als Tomographie mit Winkelbegrenzung. Die Strahlungsereignisse werden von jedem Detektor erfasst und eine Koinzidenzschaltung vergleicht die Ereignisse der beiden Detektoren und stimmt sie zeitlich aufeinander ab. Ereignisse von einem Detektor, zu denen es ein koinzidentes Ereignis am anderen Detektor gibt, werden als gültige Daten behandelt und können für die Bildrekonstruktion verwendet werden. In der US-amerikanischen Patentschrift US-A- 5600145 wird eine derartige Anordnung beschrieben.
Typischerweise umfasst der Detektor ein Szintillationskristall, das durch eine Anordnung von Photovervielfacherröhren betrachtet wird. Die jeweiligen Ausgangssignale der Photovervielfacherröhren werden verarbeitet und korrigiert, wie es in Technik üblich ist, um ein Ausgangssignal zu erzeugen, das (1) die Positionskoordinate am Detektorkopf, bei der die einzelnen Strahlungsereignisse empfangen werden, und (2) den Energiewert von jedem Ereignis angibt. Der Energiewert wird verwendet, um zwischen verschiedenen Strahlungsarten, zum Beispiel bei mehreren strahlungsemittierenden Quellen, zu unterscheiden und um Rauschen oder Streustrahlung und Sekundäremissionsstrahlung zu eliminieren. Die Anzahl der koinzidenten Strahlungsereignisse oder Zählwerte, die bei jeder Koordinate empfangen werden, definiert eine zweidimensionale Bilddarstellung. Während einer Abtastung ist jedoch nur ein Bruchteil der erkannten Ereignisse koinzident. Daher werden die Abtastzeiten verlängert, um eine für die Bildrekonstruktion ausreichende Datenabtastung zu erhalten, was der zu untersuchenden Person zusätzliche Unannehmlichkeiten bereitet und die Untersuchungskosten aufgrund des geringeren Patientendurchsatzes erhöht.
Die vorliegende Erfindung schafft ein neues und verbessertes Diagnose- Bildgebungssystem und Verfahren zur Diagnose-Bildgebung. Das Diagnose- Bildgebungssystem umfasst eine Gantry, die einen Untersuchungsbereich definiert, der ein Objekt aufnimmt, wobei das Objekt einen Positronenstrahler und einen Einzelphotonenstrahler umfasst. Ein erster und ein zweiter Strahlungsdetektor sind einander gegenüberliegend auf der Gantry angeordnet, so dass die Untersuchungsregion zwischen den beiden Detektoren liegt. Der erste und der zweite Strahlungsdetektor erkennen die Strahlung von der Untersuchungsregion. Mit dem ersten und dem zweiten Strahlungsdetektor ist eine Koinzidenzschaltung verbunden, die die von dem Positronenstrahler emittierten koinzidenten Strahlungsereignisse ermittelt. Ausgehend von den koinzidenten Strahlungsereignissen werden Koinzidenzdaten generiert. Ein dritter Strahlungsdetektor, der einen Kollimator umfasst, erkennt die kollimierte Strahlung, die sich entlang eines gewählten Projektionspfades fortpflanzt. Der dritte Strahlungsdetektor ist auf der Gantry in einem Winkel zu dem ersten und dem zweiten Strahlungsdetektor angebracht. Mit dem dritten Strahlungsdetektor ist ein Projektionsdatenprozessor verbunden, der kollimierte Projektionsdaten basierend auf der erkannten kollimierten Strahlung vom Einzelphotonenstrahler erzeugt. Ein Kombinieren kombiniert selektiv die Koinzidenzdaten und die kollimierten Projektionsdaten zu einem Bildvolumen, und ein Rekonstruktionsprozessor rekonstruiert aus dem Bildvolumen eine Bilddarstellung.
Bei einem begrenzteren Aspekt der vorliegenden Erfindung umfasst das Diagnose-Bildgebungssystem eine Transmissionsstrahlungsquelle, die eine auf die Untersuchungsregion gerichtete Transmissionsstrahlung erzeugt. Der dritte Strahlungsdetektor erkennt sowohl die Transmissionsstrahlung von der Transmissionsstrahlungsquelle als auch die Emissionsstrahlung vom Objekt. Ein Sortierer sortiert die erkannte Emissions- und Transmissionsstrahlung. Der Projektionsdatenprozessor erzeugt Transmissionsprojektionsdaten ausgehend von der erkannten Transmissionsstrahlung und kombiniert selektiv die Transmissionsprojektionsdaten mit den kollimierten Projektionsdaten.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Diagnose-Bildgebungssystem mit einer Gantry geschaffen, auf dem eine Vielzahl von Strahlungsdetektoren angebracht ist, welche die von einem in der Untersuchungsregion angeordneten Objekt emittierte Koinzidenzstrahlung erkennen. Ein Prozessor erzeugt ausgehend von der erkannten Koinzidenzstrahlung Koinzidenzdaten, und ein Rekonstruktionsprozessor rekonstruiert die Koinzidenzdaten zu einer Bilddarstellung eines gewählten Bereichs des Objektes. Das Diagnose-Bildgebungssystem umfasst ferner einen Detektor für die kollimierte Strahlung, der die kollimierte Strahlung von der Untersuchungsregion erkennt. Ein Kollimationsdatenprozessor erzeugt ausgehend von der erkannten kollimierten Strahlung kollimierte Strahlungsdaten, die vor der Rekonstruktion durch den Rekonstruktionsprozessor selektiv mit den Koinzidenzdaten kombiniert werden.
Erfindungsgemäße Diagnose-Bildgebungssysteme werden im Folgenden unter Bezugnahme auf die begleitende Zeichnung beschrieben. Es zeigen:
Fig. 1 eine schematische Abbildung eines erfindungsgemäßen Diagnose- Bildgebungssystems;
Fig. 2 eine Abbildung einer erfindungsgemäßen Ausführungsform eines Detektorsystems für Koinzidenzstrahlung und eines Detektorsystems litt kollimierte Strahlung;
Fig. 3 ein Beispiel für eine alternative Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
Fig. 4 ein Beispiel für ein erfindungsgemäßes Diagnosesystem zum gleichzeitigen Erfassen der Daten von Koinzidenz-PET- und SPECT-Bildern;
Fig. 5 ein Beispiel für eine weitere alternative Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
Fig. 6 eine Abbildung einer weiteren alternativen Ausführungsform mit einer oder mehreren Transmissionsstrahlungsquelle(n);
Fig. 7 eine erfindungsgemäße Linienquellenkonfiguration.
In Fig. 1 ist ein Diagnose-Bildgebungsssytem dargestellt, das eine Objektliege oder einen Objekttisch 10 umfasst, der an den gegenüberliegenden Enden auf stationären, vertikalen Stützen 12 montiert ist. Der Objekttisch kann selektiv nach oben und unten gefahren werden, um ein Objekt 16 in der Mitte eines Kreises entlang einer Längsachse 14 zu zentrieren.
Eine äußere Gantry-Struktur 20 ist beweglich auf Schienen 22 montiert, die parallel zur Längsachse verlaufen. Dadurch ist es möglich, die äußere Gantry-Struktur parallel zu der Längsachse 14 zu verfahren. Es ist eine Baugruppe 24 zum Verfahren der äußeren Gantry-Struktur vorgesehen, um die äußere Gantry-Struktur 20 auf den Schienen 22 parallel zu der Längsachse zu bewegen. In der abgebildeten Ausführungsform umfasst die Längsbewegungsbaugruppe Antriebsräder 26 zum Stützen der äußeren Gantry-Struktur auf den Schienen. Eine Antriebsvorrichtung, zum Beispiel ein Motor 28, steuert selektiv eines der Räder, das kraftschlüssig mit der Schiene verbunden ist, und steuert die äußere Gantry- Struktur sowie die gestützte innere Gantry-Struktur und die Detektorköpfe auf der Schiene entlang. Alternativ kann die äußere Gantry stationär sein und der Objekttisch so konfiguriert werden, dass das Objekt entlang der Längsachse bewegt wird.
Eine innere Gantry-Struktur 30 ist drehbar an der äußeren Gantry-Struktur 20 angebracht. Eine erste Kamera oder Strahlungsdetektorkopf 32 ist an der inneren Gantry-Struktur befestigt. Gegenüber dem ersten Kamerakopf ist ein zweiter Strahlungsdetektorkopf 34 an der inneren Gantry-Struktur angebracht. Der erste und der zweite Detektor 32, 34 sind so konfiguriert, dass sie die durch eine in das Objekt injizierte Positronenemissionsquelle erzeugte Positronenzerstrahlung erkennen. Die innere Gantry-Struktur definiert eine zentrale, das Objekt aufnehmende Untersuchungsregion 36 zur Aufnahme des Objekttischs, die insbesondere entlang der Längsachse angeordnet ist. Die Untersuchungsregion 36 ist erweitert, um die Detektorköpfe in jeglicher der verschiedenen Verlagerungen von einer zentralen Achse und in allen Winkelausrichtungen aufzunehmen.
Die Detektoren umfassen jeweils ein Szintillationskristall, das hinter einer strahlungsaufnehmenden Fläche 38 angeordnet ist und durch eine Gruppierung von Photovervielfacherröhren betrachtet wird. Das Szintillationskristall emittiert in Reaktion auf die einfallende Strahlung einen Lichtblitz. Die Gruppierung von Photovervielfacherröhren wandelt das Licht in elektrische Signale um. Ein Koordinatenwandler ermittelt die x,y- Koordinaten jedes Lichtblitzes und die Energie der einfallenden Strahlung. Die jeweiligen Ausgangssignale der Photovervielfacherröhren werden verarbeitet und korrigiert, wie es in der Technik üblich ist, um eine Ausgangssignal zu erzeugen, das die Positionskoordinate am Detektorkopf, bei der die einzelnen Strahlungsereignisse empfangen werden, und den Energiewert von jedem Ereignis angibt.
Ein Koinzidenzdatenprozessor oder Koinzidenz-Bildgebungs-Teilsystem 40 erfasst 42 die Positionskoordinaten und Energiewerte, die ausgehend von den durch die jeweiligen Detektoren 32 und 34 erkannten Strahlungsereignisse gewonnen wurden. Eine Koinzidenzschaltung 44 vergleicht die Strahlungsereignisse von Positronenemissionen 58, die durch einen Positronenstrahler innerhalb des Objektes erzeugt wurden und die von den Detektoren 32 und 34 als koinzident erkannt wurden, und stimmt sie aufeinander ab. Basierend auf den Koinzidenzereignissen erzeugt der Koinzidenzdatenprozessor Koinzidenzdaten, die in einem Koinzidenzspeicher 46 gespeichert werden.
Das Diagnose-Bildgebungssystem umfasst einen dritten Strahlungsdetektorkopf 50, der durch die Gantry getragen wird und in einem Winkel zu den Koinzidenzstrah- lungsdetektoren 32, 34 angeordnet ist. Der dritte Detektor ist so konfiguriert, dass er Projektionsstrahlungsdaten erfasst, und enthält einen Kollimator 52, der auf der Vorderseite angebracht ist, um die empfangene Strahlung auf diejenige Strahlung zu begrenzen, die sich im Allgemeinen senkrecht zur Vorderseite ausbreitet. Es können natürlich verschiedene Arten von Kollimatoren verwendet werden, um einen gewünschten Projektionspfad zu erhalten, zum Beispiel ein paralleles Strahlenbündel, ein konisches Strahlenbündel oder ein fächerförmiges Strahlenbündel. Der dritte Detektor 50 umfasst ein Szintillationskristall, das durch eine Gruppierung von Photovervielfacherröhren betrachtet wird. Die jeweiligen Ausgangssignale der Photovervielfacherröhren werden verarbeitet und korrigiert, um ein Ausgangssignal zu erzeugen, das die Positionskoordinate am Detektor, bei der die einzelnen Strahlungsereignisse empfangen werden, und den Energiewert von jedem Ereignis angibt.
In Fig. 2 umfasst das Diagnose-Bildgebungssystem eine Transmissionsstrahlungsquelle 54, die gegenüber dem dritten Strahlungsdetektor angeordnet ist, wobei die Untersuchungsregion 36 dazwischen liegt. Die Transmissionsstrahlenquelle sendet eine Strahlung mit einem anderen Energieniveau als die injizierten Radio-Isotope in die gesamte Untersuchungsregion aus, die durch den dritten Strahlungsdetektor erkannt wird. Die Transmissionsstrahlung kann jedoch das gleiche Energieniveau haben wie die Emissionsstrahlung, wobei in diesem Fall die Strahlung an den Positionen auf dem Detektor unterschieden wird. In der bevorzugten Ausführungsform ist der Kollimator ein Hochenergie- Kollimator, der Gammastrahlung mit 511 keV handhaben kann und die durch den dritten Strahlungsdetektor empfangene Strahlung auf Projektionen senkrecht zur Koinzidenzgeometrie begrenzt. Mit der Transmissionsstrahlungsquelle empfängt der dritte Strahlungsdetektor sowohl Transmissions- als auch Emissionsstrahlung.
In Fig. 2 ist weiterhin ein exemplarischer Einzelphotonen-Datenprozessor 60 für den kollimierten dritten Detektor 50 vorgesehen. Der dritte Detektor 50 empfängt sowohl die 511-keV-Positronenzerstrahlung, die von dem Objekt emittiert wird, als auch die Transmissionsstrahlung von der Transmissionsstrahlungsquelle 54. Ein Sortierer 62 sortiert die Emissionsprojektionsdaten und die Transmissionsprojektionsdaten basierend auf der Energie der erkannten Strahlung. Die Daten können auch ausschließlich nach der Position des erkannten Ereignisses sortiert werden oder nach einer Kombination aus Energiewert und Position. Die sortierten Daten werden in einem Projektionsansichtsspeicher 64 gespeichert, genauer gesagt in einem entsprechenden Emissionsdatenspeicher 64e und einem Transmissionsdatenspeicher 64t.
Die erhaltenen kollimierten Projektionsdaten 64e, 64t sind besonders für die schnelle Ganzkörper-Tomographie mit Winkelbegrenzung von Nutzen. Die kollimierten Daten 64e, 64t werden optimalerweise gleichzeitig mit den Koinzidenzereignissen gewonnen. Auf diese Weise ist das Diagnose-Bildgebungssystem in der Lage, verschiedene Detektoren in unterschiedlichen Betriebsarten zu betreiben. Ein Kombinierer 80 kombiniert die Informationen von den kollimierten Daten 64e, 64t mit den Koinzidenzdaten 46 auf mehrere unterschiedliche Weisen, um die Koinzidenzdaten 46 zu ergänzen. In einer Ausführungsform werden die kollimierten Daten 64e, 64t verwendet, um den Umriss einer interessierenden Region innerhalb des Körpers zu definieren, um so den für eine Tomographie mit Winkelbegrenzung erforderlichen Rekonstruktionsbereich zu begrenzen. Alternativ werden die kollimierten Daten 64e, 64t verwendet, um die Anzahl der Zählwerte pro Ebene zu ermitteln, wobei dieser Wert zur weiteren Begrenzung der Rekonstruktion der Koinzidenzdaten 46 benutzt wird, damit Informationen, die sich nicht auf die interessierende Region beziehen, nicht rekonstruiert werden. In einer weiteren Alternative werden die kollimierten Informationen 64e, 64t zusammen mit den Koinzidenzdaten 46 rekonstruiert. Ein Rekonstruktionsprozessor 82 rekonstruiert die kombinierten Koinzidenzdaten und die kollimierten Daten zu einer Bilddarstellung 84, zum Beispiel mit Hilfe einer Art von blinder Dekonvolution, die verschiedene Arten von Daten rekonstruiert. Ein Beispiel für ein blindes Dekonvolutionsverfahren ist in dem Artikel mit dem Titel "Blind Image Deconvolution" von Kundur und Hatzinkos, IEEE Signal Processing Magazine, Band 13, Nr. 3, Seite 43, 1996 beschrieben.
In Fig. 3 kann das Diagnose-Bildgebungssystem auch benutzt werden, um PET-Bilder mit Transmissionsdämpfungskorrektur zu erzeugen. Wenn die Gantry und somit auch die Detektoren 32, 34, 50 um den Patienten herum gedreht werden, werden die von den Detektoren 32, 34 aufgenommenen Daten gesammelt 42 und durch die Koinzidenzschaltung 44 wie oben beschrieben verarbeitet. Gültige Koinzidenzereignisse werden in einem Koinzidenzprojektionsansichtsspeicher 46 gespeichert. Gleichzeitig empfängt der dritte Detektor 50 die Transmissionsstrahlung von der Transmissionsstrahlungsquelle 54. Ein Sortierer 62 selektiert die Transmissionsdaten basierend auf der Energie der erkannten Strahlung, wobei erkannte Ereignisse ausgesondert werden, deren Energie nicht der der Transmissionsstrahlungsquelle 54 entspricht. Alternativ können die Daten nach der Position des erkannten Ereignisses sortiert werden, und zwar entweder nur nach der Position oder in Kombination mit dem Energiewert des Ereignisses. Die Daten werden in einem Transmissionsprojektionsansichtsspeicher 64 gespeichert.
Die Koinzidenzdaten enthalten normalerweise Ungenauigkeiten, die auf die unterschiedlichen Absorptionseigenschaften der Anatomie des Patienten zurückzuführen sind. Ein Rekonstruktionsprozessor 66t rekonstruiert die Transmissionsdaten zu einer Transmissionsbilddarstellung der in einem Speicher 68 gespeicherten Volumendämpfungsfaktoren. Jeder Voxelwert gibt die Dämpfung des Gewebes an der entsprechenden Position im Körper des Patienten an. Ein Koinzidenzdatenkorrekturmittel 70 korrigiert die Koinzidenzdaten entsprechend den anhand der Transmissionsdaten ermittelten Dämpfungsfaktoren. Genauer gesagt berechnet das Korrekturmittel für jeden Strahl, auf dem Koinzidenzdaten empfangen werden, einen entsprechenden Strahl durch die Transmissionsdämpfungsfaktoren. Jeder Strahl der Koinzidenzdaten wird dann entsprechend den Dämpfungsfaktoren gewichtet oder korrigiert 70 und durch einen Koinzidenzstrahlungsrekonstruktionsprozessor 82 rekonstruiert, um eine dreidimensionale Koinzidenzbilddarstellung 84 des Patienten zu erhalten.
Unter Bezugnahme auf Fig. 4 kann das Diagnose-Bildgebungssystem auch verwendet werden, um gleichzeitig Daten für Koinzidenz-PET- und SPECT-Bilder in der Doppel-Isotop-Bildgebung zu sammeln. Ein Radio-Pharmakon zum Beispiel, das Positronenstrahlung erzeugt (z. B. 18 F-FDG), und ein Radio-Pharmakon, das Einzelphotonenemissionsstrahlung erzeugt (z. B. 99mTc-MIBI), können zum Beispiel beide in das Objekt eingebracht werden.
Wenn die Gantry und somit auch die Detektoren 32, 34, 50 um den Patienten herum gedreht werden, werden die von den Detektoren 32, 34 aufgenommenen Daten gesammelt 42 und durch die Koinzidenzschaltung 44 verarbeitet. Gültige Koinzidenzereignisse werden in einem Koinzidenzprojektionsansichtsspeicher 46 gespeichert. Gleichzeitig empfängt der dritte Detektor 50 die Einzelphotonenemissionsdaten von dem Objekt und die Transmissionsstrahlung von der Transmissionsstrahlungsquelle 54. Ein Sortierer 62 sortiert die Emissionsprojektionsdaten und die Transmissionsprojektionsdaten basierend auf den jeweiligen Energien. Alternativ können die Daten nach der Position des erkannten Ereignisses sortiert werden, und zwar entweder nur nach der Position oder in Kombination mit dem Energiewert des Ereignisses. Die Daten werden in einem Projektionsansichtsspeicher 64 gespeichert, genauer gesagt in einem Emissionsdatenspeicher 64e und einem Transmissionsdatenspeicher 64t.
Die Emissionsdaten enthalten normalerweise Ungenauigkeiten, die auf die unterschiedlichen Absorptionseigenschaften der Anatomie des Patienten zurückzuführen sind. Ein Rekonstruktionsprozessor 66t rekonstruiert die Transmissionsdaten zu einer Transmissionsbilddarstellung der in einem Speicher 68 gespeicherten Volumendämpfungsfaktoren. Jeder Voxelwert gibt die Dämpfung des Gewebes an der entsprechenden Position im Körper des Patienten an. Ein Emissionsdatenkorrekturmittel 70 korrigiert die Emissionsdaten entsprechend den anhand der Transmissionsdaten ermittelten Emissionsdämpfungsfaktoren 68. Genauer gesagt berechnet das Emissionskorrekturmittel für jeden Strahl, auf dem Emissionsdaten empfangen werden, einen entsprechenden Strahl durch die Transmissionsdämpfungsfaktoren. Jeder Strahl der Emissionsdaten wird dann entsprechend den Dämpfungsfaktoren gewichtet oder korrigiert 70 und durch einen Emissionsstrahlungsrekonstruktionsprozessor 72 rekonstruiert, um eine dreidimensionale Emissionsbilddarstellung zu erhalten, die in einem kollimierten Datenspeicher 74 gespeichert wird. Alternativ werden die korrigierten Emissionsdaten ohne Rekonstruktion direkt in dem kollimierten Datenspeicher 74 gespeichert.
Auch die Koinzidenzdaten können Ungenauigkeiten enthalten, die auf die unterschiedlichen Absorptionseigenschaften der Anatomie des Patienten zurückzuführen sind. Dementsprechend korrigiert ein Koinzidenzdatenkorrekturmittel 70' die Koinzidenzdaten entsprechend den Koinzidenzdatendämpfungsfaktoren 68'. In Fig. 4 sind die Koinzidenzdämpfungsfaktoren als abweichend von denen der Emissionsdaten 68 dargestellt, wodurch die unterschiedliche Energie der betreffenden Strahlung widergespiegelt wird. Alternativ können die gleichen Korrekturfaktoren benutzt werden. Ein Koinzidenzrekonstruktionsprozessor 45 rekonstruiert die Koinzidenzdaten, um eine dreidimensionale Koinzidenz-Bilddarstellung zu erzeugen, die in einem Koinzidenzdatenspeicher 47 gespeichert wird. Ausgewählte Ausschnitte des Koinzidenzbildes 47 und des Emissionsbildes 74 können dann durch den Videoprozessor 100 verarbeitet und auf dem Videomonitor 102 oder in einer anderen von Menschen lesbaren Form dargestellt werden. Es kann also ein einzelnes Diagnose-Bildgebungssystem verwendet werden, um gleichzeitig dämpfungskorrigierte Koinzidenz-PET-Bilder und dämpfungskorrigierte SPECT-Bilder zu erzeugen.
Falls keine Dämpfungskorrektur der Emissionsdaten, der Koinzidenzdaten oder beider Datenarten erforderlich ist, kann die zugehörige Dämpfungskorrekturverarbeitung weggelassen werden.
In einer weiteren alternativen Ausführungsform und unter Bezugnahme auf Fig. 6 sind eine oder mehrere feste kollimierte Transmissionsstrahlungsquellen 54 auf der Gantry angeordnet. Nur die vor den Strahlungsquellen 54 befindlichen Strahlungsdetektionsbereiche des kollimierten Strahlungsdetektors 50 werden benutzt, um die Transmissionsdaten zu erfassen, während die verbleibenden Bereiche des kollimierten Strahlungsdetektors 50 verwendet werden, um nur Emissionsstrahlung zu erfassen, wobei der erste sowie der zweite Strahlungsdetektor 32, 34 weiterhin Koinzidenzereignisse erkennen. Auf diese Weise können Transmissionsdaten für verschiedene Abschnitte der Anatomie gesammelt werden, wenn die Gantry und der Patient relativ zueinander bewegt werden. Ein Antriebsmechanismus zum Scannen oder Schwenken der Transmissionsquelle(n) 54 über die Vorderseite des dritten Detektors 50 ist daher nicht erforderlich.
Alternativ kann eine Transmissionsstrahlungs-Linienquelle 54 beweglich an einem der Detektoren 32, 34 befestigt werden, so dass die Linienquelle 54 über die Vorderseite des Detektors 50 gescannt oder geschwenkt werden kann. Der kollimierte Strahlungsdetektor 50 erfasst sowohl Transmissions- als auch Emissionsdaten in Koordination mit der Bewegung der Linienquelle 54.
Eine Linienquellenkonfiguration, die in Verbindung mit der SPECT- Bildgebung des Herzens besonders vorteilhaft ist, ist in Fig. 7 dargestellt. In dieser Konfiguration ist der Detektor 50 mit einem Kollimator 52 versehen und der Detektor 32 mit einem Kollimator 52a ausgestattet. Die Daten von beiden Detektoren werden als herkömmliche Einzelphotonendaten gesammelt. Zwei Transmissionsstrahlungsquellen 54a, 54b sind beweglich an dem Detektor 34 befestigt, so dass die Transmissionsquellen 54a, 54b über die Vorderseite der Detektoren 50 bzw. 32 gescannt oder geschwenkt werden können. Die Transmissionsquelle 54a ist im Allgemeinen parallel zur Vorderseite des Detektors 50 angeordnet, während die Transmissionsquelle 54b senkrecht zu der Transmissonsquelle 54a und im Allgemeinen parallel zur Vorderseite des Detektors 32 angeordnet ist. Eine derartige Anordnung erleichtert die effiziente Erzeugung von dämpfungskorrigierten SPECT-Daten des Herzens. Vorzugsweise sind die Linienquelle 54a und der Kollimator 52a jeweils so angebracht, dass sie sich leicht installieren und entfernen lassen. Wenn die Linienquelle 54a und der Kollimator 52a abgebaut sind, kann die Bildgebungsvorrichtung auf einfache Weise so umgebaut werden, dass sie Koinzidenzdaten und kollimierte Daten wie oben beschrieben erfasst.
Der Fachkundige wird erkennen, dass Beispiele für die Rekonstruktion von Emissions- und Transmissionsdaten beschrieben wurden. Natürlich gibt es unterschiedliche Rekonstruktionsverfahren je nach Art und Energie der erfassten Strahlung und je nach Art des verwendeten Kollimators (d. h. fächerförmiges, konisches oder paralleles Strahlenbündel). Auch wenn Strahlung gleicher Art und Energie sowie der gleiche Kollimatortyp verwendet werden, sind bekanntermaßen verschiedene Rekonstruktionsverfahren möglich, die unterschiedliche Bildqualitäten bei unterschiedlichen Ausführungsgeschwindigkeiten ergeben.
In Fig. 5 ist ein Beispiel für einen Einzelphotonenprozessor oder ein Einzelphotonen-Bildgebungs-Teilsystem 60 für den kollimierten dritten Detektor 50 dargestellt, der Einzelphotonenstrahlung 56 erkennt. Außerdem ist ein beispielhaftes Rekonstruktionsverfahren für die Emissions- und Transmissionsdaten vorgesehen. Selbstverständlich ändert sich das Rekonstruktionsverfahren entsprechend der Art der aufgenommenen Strahlung und der Art der verwendeten Kollimatoren (d. h. fächerförmiges, konisches oder paralleles Strahlenbündel). Sowohl die Emissionsstrahlung vom Objekt als auch die Transmissionsstrahlung von der Transmissionsstrahlungsquelle 54 werden durch den dritten Detektor 50 empfangen und es werden Emissionsprojektionsdaten erzeugt. Die Emissionsdaten enthalten normalerweise Ungenauigkeiten, die auf die unterschiedlichen Absorptionseigenschaften der Anatomie des Objektes zurückzuführen sind. Ein Sortierer 62 sortiert die Emissionsprojektionsdaten und die Transmissionsprojektionsdaten nach den jeweiligen Energien. Die Daten werden in einem Projektionsansichtsspeicher 64 gespeichert, genauer gesagt in einem Emissionsdatenspeicher 64e und in einem Transmissionsdatenspeicher 64t. Ein Rekonstruktionsprozessor 66t rekonstruiert die Transmissionsdaten zu einer Transmissionsbilddarstellung der in einem Speicher 68 gespeicherten Volumendämpfungsfaktoren. Jeder in dem Speicher 68 gespeicherte Voxelwert gibt die Dämpfung des Gewebes an der entsprechenden Position im Körper des Patienten an. Ein Emissionsdatenkorrekturmittel 70 korrigiert die Emissionsdaten entsprechend den anhand der Transmissionsdaten ermittelten Dämpfungsfaktoren. Genauer gesagt, berechnet das Emissionskorrekturmittel für jeden Strahl, auf dem Emissionsdaten empfangen werden, einen entsprechenden Strahl durch die im Speicher 68 gespeicherten Transmissionsdämpfungsfaktoren. Jeder Strahl der Emissionsdaten wird dann entsprechend den Dämpfungsfaktoren gewichtet oder korrigiert 70 und durch einen Emissionsstrahlungsrekonstruktionsprozessor 62 rekonstruiert, um eine dreidimensionale Emissionsbilddarstellwng zu erhalten, die in einem kollimierten Datenspeicher 74 gespeichert wird. Alternativ werden die korrigierten Emissionsdaten ohne Rekonstruktion direkt in dem kollimierten Datenspeicher gespeichert.
Die erhaltenen kollimierten Projektionsdaten 74 sind besonders für die schnelle Ganzkörper-Tomographie mit Winkelbegrenzung von Nutzen. Die kollimierten Daten 74 werden optimalerweise gleichzeitig mit den Koinzidenzereignissen gewonnen. Auf diese Weise ist das Diagnose-Bildgebungssystem in der Lage, verschiedene Detektoren in unterschiedlichen Betriebsarten zu betreiben. Ein Kombinierer 80 kombiniert die Informationen von den kollimierten Daten 74 mit den Koinzidenzdaten 46 auf mehrere unterschiedliche Weisen, um die Koinzidenzdaten 46 zu ergänzen. In einer Ausführungsform werden die kollimierten Daten 74 verwendet, um einen Umriss einer interessierenden Region innerhalb des Objektes zu definieren, um so den für eine Tomographie mit Winkelbegrenzung erforderlichen Rekonstruktionsbereich zu begrenzen. Alternativ werden die kollimierten Daten 74 verwendet, um die Anzahl der Zählwerte pro Ebene zu ermitteln, wobei dieser Wert zur weiteren Begrenzung der Rekonstruktion der Koinzidenzdaten 46 benutzt wird, damit Informationen, die sich nicht auf die interessierende Region beziehen, nicht rekonstruiert werden. In einer weiteren Alternative werden die kollimierten Informationen 74 zusammen mit den Koinzidenzdaten 46 rekonstruiert. Ein Rekonstruktionsprozessor 82 rekonstruiert die kombinierten Koinzidenzdaten und die kollimierten Daten zu einer Bilddarstellung 84, zum Beispiel mit Hilfe einer Art von blinder Dekonvolution, die verschiedene Arten von Daten rekonstruiert. Ein Beispiel für ein blindes Dekonvolutionsverfahren ist in dem Artikel mit dem Titel "Blind Image Deconvolution" von Kundur und Hatzinkos, IEEE Signal Processing Magazine, Band 13, Nr. 3, Seite 43, 1996 beschrieben.
Der Fachkundige wird erkennen, dass die vorliegende Erfindung die Kombination von Koinzidenz- und Einzelphotonenprojektionsdaten vereinfacht. Insbesondere eignet sich die oben beschriebene Detektor- und Quellenanordnung für die Erzeugung von planaren Ganzkörper-Koinzidenzbildern mit zusätzlichen Tiefeinformationen und von PET- Bildern mit Transmissionsdämpfungskorrektur sowie für die kombinierte PET/SPECT- Doppel-Isotop-Bildgegbung mit oder ohne Transmissionsdämpfungskorrektur.
Bei der Verwendung einer stationären Quelle und durch Bewegen des Detektors während eines Scans werden Dämpfungsinformationen gewonnen. Alternativ sind zwei oder mehr stationäre Quellen an beiden Seiten des dritten Detektors angeordnet und wird der dritte Detektor während eines Scans bewegt. Dadurch wird der "Ramp-up"- Abstand für die Dämpfungsinformationen verringert, wenn sich ein Teil des Patientenkörpers zu Beginn oder am Ende des Scans im Sichtfeld befindet.
Ein Videoprozessor extrahiert ausgewählte Datenausschnitte aus dem rekonstruierten Bild, um entsprechende, vom Menschen lesbare Anzeigen auf einem Videomonitor zu erzeugen. Zu den typischen Anzeigen gehören Reprojektionen, ausgewählte Schnittbilder oder Ebenen, Oberflächenwiedergaben, Ganzkörper-Tomographiebilder und ähnliches.
Vorteile der beschriebenen Ausführungsformen sind unter anderem, dass ein Positronenbildgebungssystem, das Koinzidenzereignisse erzeugt, mit einem Einzelphotonen-Bildgebungssystem kombiniert wird; dass die Bildrekonstruktion durch die Kombination der Koinzidenzdaten mit den kollimierten Daten verbessert wird; dass eine ausreichende Bildqualität bei kürzerer Scan-Dauer erreicht werden kann, was dem Wohlbefinden des Patienten entgegenkommt und wodurch der Patientendurchsatz gesteigert wird; und dass die Erzeugung von planaren Ganzkörper-Bildern mit zusätzlichen Tiefeinformationen sowie von PET-Bildern mit Transmissionsdämpfung und die kombinierte PET/SPECT- Doppel-Isotop-Bildgebung erleichtert werden.
Die Erfindung wurde unter Bezugnahme auf die bevorzugten Ausführungsformen beschrieben. Dem Fachkundigen werden bei der Lektüre und dem Nachvollziehen der obigen ausführlichen Beschreibung leicht Abwandlungen und Veränderungen einfallen. Die Erfindung soll als alle derartigen Abwandlungen und Veränderungen umfassend gelten, sofern diese innerhalb des Rahmens der beigefügten Ansprüche oder deren Äquivalenten liegen.

Claims

1. Nuklearkamerasystem das Folgendes umfasst: eine Gantry, die einen Untersuchungsbereich definiert, der ein Objekt aufnimmt, wobei das Objekt (i) einen Positronenstrahler und (ii) einen Positronenstrahler und einen Einzelphotonenstrahler umfasst: einen ersten und einen zweiten Strahlungsdetektor, die einander gegenüberliegend auf der Gantry angeordnet sind, so dass die Untersuchungsregion zwischen den beiden Detektoren liegt, wobei der erste und der zweite Strahlungsdetektor die Strahlung von der Untersuchungsregion erkennen; eine Koinzidenzschaltung, die mit dem ersten und dem zweiten Strahlungsdetektor verbunden ist, um die von dem Positronenstrahler emittierten koinzidenten Strahlungsereignisse zu ermitteln und ausgehend von den koinzidenten Strahlungsereignissen Koinzidenzdaten zu generieren; einen dritten Strahlungsdetektor, der einen Kollimator enthält, um die kollimierte Strahlung, die sich entlang eines gewählten Projektionspfades fortpflanzt, zu erkennen, wobei der dritte Strahlungsdetektor auf der Gantry in einem Winkel zu dem ersten und dem zweiten Strahlungsdetektor angebracht ist; einen Projektionsdatenprozessor, der mit dem dritten Strahlungsdetektor verbunden ist, um basierend auf der erkannten kollimierten Strahlung vom Einzelphotonenstrahler kollimierte Projektionsdaten zu erzeugen; einen Kombinierer, der selektiv die Koinzidenzdaten und die kollimierten Projektionsdaten zu einem Bildvolumen kombiniert; und einen Rekonstruktionsprozessor, der aus dem Bildvolumen eine Bilddarstellung rekonstruiert.

2. Nuklearkamerasystem nach Anspruch 1, das weiterhin Folgendes umfasst:

eine Transmissionsstrahlungsquelle zum Erzeugen einer auf die Untersuchungsregion gerichteten Transmissionsstrahlung, wobei der dritte Strahlungsdetektor sowohl die Transmissionsstrahlung von der Transmissionsstrahlungsquelle als auch die Emissionsstrahlung vom Objekt erkennt; einen Sortierer, der mit dem dritten Strahlungsdetektor verbunden ist und die erkannte Emissions- und Transmissionsstrahlung sortiert; und den Projektionsdatenprozessor, der Transmissionsprojektionsdaten ausgehend von der erkannten Transmissionsstrahlung erzeugt und die Transmissionsprojektionsdaten selektiv mit den kollimierten Projektionsdaten kombiniert.

3. Nuklearkamerassystem nach Anspruch 1 oder 2, das weiterhin Folgendes umfasst: eine Motorbaugruppe zum selektiven Bewegen der Gantry auf einem nicht- rotierenden Weg entlang einer Längsachse.

4. Nuklearkamerasystem nach Anspruch 3, wobei die Motorbaugruppe die Gantry selektiv um die Untersuchungsregion dreht.

5. Verfahren der Diagnose-Bildgebung mit einem Nuklearkamerasystem mit einer Untersuchungsregion, in der ein Objekt angeordnet ist, wobei das Verfahren Folgendes umfasst: Injizieren eines ersten und eines zweiten Isotops in das Objekt, wobei das erste Isotop eine Positronenemissionsstrahlung erzeugt und das zweite Isotop eine Einzelphotonenemissionsstrahlung erzeugt; Erkennen von koinzidenten Strahlungsereignissen von der Positronenemissionsstrahlung; Erzeugen von Koinzidenzdaten basierend auf den erkannten koinzidenten Strahlungsereignissen; gleichzeitig mit dem Schritt des Erkennens von koinzidenten Strahlungsereignissen Erkennen von Einzelphotonenemissionen von der Einzelphotonenemissionsstrahlung; Erzeugen von Einzelphotonenemissionsdaten basierend auf den erkannten Einzelphotonenemissionen; Kombinieren der Koinzidenzdaten und der Einzelphotonenemissionsdaten zu einem Bildvolumen; und Rekonstruieren eines Bilddarstellung des Objekts aus dem Bildvolumen.

6. Verfahren der Diagnose-Bildgebung nach Anspruch 5, das weiterhin Folgendes umfasst: Aussenden von Transmissionsstrahlung durch die Untersuchungsregion; Erkennen der Transmissionsstrahlung und Erzeugen von Transmissionsdaten basierend auf der erkannten Transmissionsstrahlung; und Kombinieren der Transmissionsdaten, der Einzelphotonenemissionsdaten und der Koinzidenzdaten zu dem Bildvolumen.

7. Verfahren der Diagnose-Bildgebung nach Anspruch 5, wobei die Rekonstruktion eine blinde Dekonvolution umfasst.