DE4406996A1

DE4406996A1 - Gleichzeitige Transmissions- und Emissions-Konvergenztomographie

Info

Publication number: DE4406996A1
Application number: DE4406996A
Authority: DE
Inventors: Grant T Gullberg; Hugh T Morgan; Chi-Hua Tung; Gengsheng Lawrence Zeng; Paul E Christian
Original assignee: Picker International Inc; University of Utah
Current assignee: University of Utah; Philips Nuclear Medicine Inc
Priority date: 1993-03-08
Filing date: 1994-03-03
Publication date: 1994-09-15
Also published as: US5338936A

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 N_o) 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 µ_ÿ 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 P_km aus dem Gesamtemissionsprojektionsdatenspeicher 110 zur Dämpfung durch iterative Rekonstruktionsalgorithmen oder -mittel und liefert korrigierte Emissionsprojektionsdaten an das Emissionsdatenrekonstruktionsmittel.

Mathematischer dargestellt: Die Emissionsprojektionsdaten P_km bei dem Projektionswinkel Rm und dem Detektorbehälter oder -strahl k und der Bild- oder Rückprojektionswert X_ÿ 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 µ_ÿ von b_ÿ, dem Eingangspunkt des Projek tionsstrahls in das Pixel (i, j), bis zum Detektor. Wenn keine Dämpfungskorrektur erforderlich ist, werden die Dämp fungskoeffizienten µ_ÿ 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 µ_ÿ 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 X_ÿ 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 µ_ÿ) 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 µ_ÿ. 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 µ_ÿ unter Verwendung des Gewichtungsfaktors W_ÿ 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 µ_ÿ erzeugt und in der Tabelle 92′′ gespeichert. Aus der µ_ÿ-Dämpfungskoeffiziententabelle be rechnet ein Mittel 120′′ die Dämpfungsfaktoren A. Jeder Dämpfungsfaktor ist eine Potenz des Linienintegrals der Dämpfung vom Punkt b_ÿ bis zum Detektor, wie oben beschrie ben wurde, d. h.:

wobei b_ÿ, wie bereits erwähnt, der Eingangspunkt des durch das Pixel (i, j) zum Detektor hindurchgehenden Projektions strahls und S_km 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 X_ÿ auf der Basis der iterativen Erwar tungsmaximierung gemäß Gleichung (4). Die rekonstruierten Emissionsquellenpixel X_ÿ 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 µ_ÿ zur Speicherung im Speicher 92′′ erzeugt.

Claims

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 µ_ÿ 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.