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VERWANDTE ANMELDUNGEN
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Das vorliegende Patentdokument beansprucht den Vorteil des Einreichungsdatums gemäß 35 U.S.C. §119(e) gegenüber der vorläufigen US-Patentanmeldung mit der Seriennummer 62/008,791, eingereicht am 6. Juni 2014, welche hiermit durch Verweis eingeschlossen ist.
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ALLGEMEINER STAND DER TECHNIK
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Die vorliegenden Ausführungsformen betreffen die Einzelphotonen-Emissionscomputertomographie (SPECT – single photon emission computed tomography). Insbesondere betreffen die vorliegenden Ausführungsformen eine Totzeitkorrektur bei der SPECT.
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Während der SPECT-Bildgebung benötigt die Detektorelektronik eine gewisse Zeit zum Durchführen der Erkennung einer Emission. Während dieses Zeitraums werden aufgrund der Nichtverfügbarkeit der Detektorelektronik keine zusätzlichen Emissionen erkannt. Aufgrund dessen kann die Erfassung der Emissionen unter dem tatsächlichen Wert liegen. Die Zählung erkannter Emissionen wird für die Totzeit korrigiert. In einem Ansatz wird ein Signal mit einer festen Frequenz und Amplitude in die Detektorelektronik eingegeben. Aufgrund der festen Frequenz wird eine bekannte Zahl von Signalen eingegeben. Aufgrund der Totzeit beim Erkennen von Emissionen von dem Patienten werden einige der Signale mit fester Frequenz nicht erkannt. Das Verhältnis der erkannten Signale mit fester Frequenz zu der eingegebenen Zahl liefert ein Maß für die Totzeit. Die Zählung erkannter Emissionen von dem Patienten wird zum Korrigieren für die Totzeit durch das Verhältnis geteilt.
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Da das Signal mit fester Frequenz an der Elektronik eingegeben wird, wird jeglicher Beitrag des Detektors zu der Totzeit ignoriert. Dies trägt zu Unsicherheiten in dem rekonstruierten Bild bei. Bei der quantitativen SPECT kann eine ungenaue Korrektur in einer ungenauen Quantifizierung resultieren. Bei einer Bildgebung von Therapieisotopen mit entsprechenden hohen Zählraten kann die Ungenauigkeit signifikanter sein.
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KURZDARSTELLUNG DER ERFINDUNG
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Zur Einführung beinhalten die unten beschriebenen bevorzugten Ausführungsformen Verfahren, Systeme und nichttransitorische computerlesbare Medien zur Totzeit-Bestimmung für eine Gammakamera oder einen anderen Detektor. Eine langlebige Punktquelle von Emissionen wird an einem festen Ort positioniert, derart, dass die Gammakamera die Emissionen von der Quelle erkennt, während sie auch verwendet wird, Emissionen von dem Patienten zu erkennen. Die langlebige Punktquelle agiert in der Scanzeit als eine Emissionsquelle mit fester Frequenz, wodurch Totzeitkorrekturmessungen gestattet werden, welche die Kristalldetektorauswirkungen beinhalten.
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In einem ersten Aspekt ist ein Verfahren zur Totzeitbestimmung für eine Gammakamera vorgesehen. Die Gammakamera erkennt eine Zählrate von einer Radioisotop-Quelle, die benachbart zu der Gammakamera angeschlossen ist, und erkennt Emissionen von innerhalb eines Patienten, während die Zählrate erkannt wird. Die Totzeit wird aus der Zählrate bestimmt. Eine Zählung der Emissionen wird in Abhängigkeit von der Totzeit berechnet.
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In einem zweiten Aspekt beinhaltet ein SPECT-System eine abgeschirmte Punktquelle, die zum Emittieren von Strahlung an einer Gammakamera angeschlossen ist. Die Erkennungselektronik ist zum Erkennen von Emissionen konfiguriert, einschließlich der Strahlung von der abgeschirmten Punktquelle und Radioisotop-Emissionen von einem Patienten. Ein Prozessor ist zum Korrigieren für die Totzeit der Erkennungselektronik konfiguriert, wobei die Korrektur eine Funktion der Echtzeiterkennung der Strahlung von der abgeschirmten Punktquelle ist.
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In einem dritten Aspekt ist ein Verfahren zur Totzeitbestimmung für einen Emissionsdetektor vorgesehen. Ein Detektor erkennt erste Emissionen von einem Patienten und zweite Emissionen von einer Punktquelle. Die zweiten Emissionen unterliegen der Totzeit aus der Erkennung der ersten Emissionen. Ein Prozessor korrigiert eine Zählung der ersten Emissionen in Abhängigkeit von einer Zählung der zweiten Emissionen.
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Die vorliegende Erfindung ist durch die nachfolgenden Ansprüche definiert, und nichts in diesem Abschnitt sollte als eine Einschränkung dieser Ansprüche angesehen werden. Weitere Aspekte und Vorteile der Erfindung werden unten in Verbindung mit den bevorzugten Ausführungsformen diskutiert und können später unabhängig oder in Kombination beansprucht werden.
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KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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Die Komponenten und Figuren sind nicht notwendigerweise maßstabsgerecht, stattdessen liegt der Schwerpunkt auf der Veranschaulichung der Grundsätze der Erfindung. Darüber hinaus bezeichnen in den Figuren gleiche Referenzziffern übereinstimmende Teile in allen der unterschiedlichen Ansichten.
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1 ist ein Blockdiagramm eines SPECT-Systems gemäß einer Ausführungsform mit Totzeitkorrektur;
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2 ist eine Querschnittseitenansicht einer Ausführungsform eines Detektors und Kollimators mit einer hinzugefügten langlebigen Punktquelle; und
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3 ist ein Flussdiagramm einer Ausführungsform eines Verfahrens zur Totzeitbestimmung für einen Emissionsdetektor.
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DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN UND DERZEIT
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BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
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Ein langlebiges Radioisotop wird für die absolute Systemtotzeitbestimmung in Echtzeit für eine Gammakamera verwendet. Die Detektoren werden dem langlebigen Radioisotop zum Zeitpunkt der Patientenerfassungen ausgesetzt. Die Emissionen von dem langlebigen Radioisotop sind regelmäßig und aufgrund der festen räumlichen Position und der eindeutigen Emissionsenergie von Emissionen in dem Patienten durch den abgebildeten radioaktiven Tracer trennbar. Die Totzeit wird unter Verwendung des langlebigen Radioisotops gemessen und die Zählung der Emissionen von dem radioaktiven Tracer wird für die Totzeit korrigiert. Eine Echtzeitmessung der Systemtotzeit ist als Teil der Eingabedaten von einem Patientenscan eingeschlossen, indem die wahre Systemtotzeit zum Zeitpunkt der Erfassung gemessen wird.
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1 zeigt eine Ausführungsform eines Einzelphotonen-Emissionscomputertomographie(SPECT – single photon emission computed tomography)-Systems 10 zur Totzeitkorrektur. Das System 10 beinhaltet einen Prozessor 12, einen Speicher 14, eine Anzeige 16, einen Detektor 18, die Detektorelektronik 20 und eine abgeschirmte Quelle 26. Der Prozessor 12, der Speicher 14 und/oder die Anzeige 16 sind Teil des SPECT-Systems 10 oder liegen separat vor (z.B. ein Computer oder ein Arbeitsplatz). Es können auch zusätzliche, unterschiedliche oder weniger Komponenten vorgesehen sein. Zum Beispiel sind eine Benutzereingabe, ein Patientenbett oder andere SPECT-bezogene Geräte vorgesehen. Zu anderen Teilen des Systems können Stromversorgungen, Kommunikationssysteme und Benutzerschnittstellensysteme zählen. Es kann jegliches derzeit bekanntes oder später entwickeltes SPECT-System 10 verwendet werden. Als ein weiteres Beispiel ist die Anzeige 16 nicht vorgesehen.
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Der Detektor 18 ist eine Gammakamera verbunden mit einer Gantry. Die Gammakamera kann die Detektorschaltungen 20 und den Detektor 18 oder nur den Detektor 18 beinhalten. Die Gammakamera ist ein planarer Photonendetektor, wie z.B. einer, der Kristalle oder Szintillatoren mit Photomultiplier-Röhren aufweist, oder ein anderer optischer Detektor. Die Gantry dreht die Gammakamera um den Patienten. Während des Scannens eines Patienten werden Emissionsereignisse mit der Kamera an/in unterschiedlichen Positionen oder Winkeln relativ zu dem Patienten erkannt.
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Der Detektor 18 weist jegliche Form auf. Zum Beispiel weist der Detektor 18 eine quadratische oder rechtwinklige Erkennungsoberfläche in einer Ebene orthogonal zu dem Patienten auf. Es können auch andere Formen verwendet werden.
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Bezugnehmend auf 2 ist ein Kollimator 24 vor, benachbart zu oder neben dem Detektor 18 positioniert. Der Kollimator 24 ist Teil des Detektors 18 oder mit diesem verbunden. Der Kollimator 24 beinhaltet Blei, Wolfram oder ein anderes Material, das undurchdringlich für Gammastrahlung ist oder diese absorbiert und abschwächt. Der Kollimator 24 beinhaltet Löcher oder andere Strukturen, welche Gammastrahlung aus einigen Richtungen (z.B. orthogonaler) weitergeben und Strahlung aus Richtungen mit anderen Winkeln begrenzen.
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Eine abgeschirmte Punktquelle 26 ist relativ zu dem Detektor 18 positioniert. Die abgeschirmte Punktquelle 26 ist mit Blei, Wolfram oder einem anderen Material, das eine Aussetzung des Patienten verhindert oder begrenzt, abgeschirmt. Der Schirm kann ein Loch, ein Fenster oder einen Spalt in der Abschirmung aufweisen, um es Emissionen von Gammastrahlen von der Punktquelle 26 zu gestatten, auf den Detektor 18 zu treffen. Es kann eine Punktquelle 26 jeglicher Größe verwendet werden, wie z.B. ein 1 mm3 Behältnis mit dem langlebigen Radioisotop. Es können auch linienförmige oder anders geformte Quellen verwendet werden.
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Die Punktquelle 26 ist eine langlebige, werkskalibrierte Punktquelle. Das Radioisotop der Punktquelle 26 ist relativ zu dem Radioisotop, das durch den Patienten eingenommen wird oder zum Emittieren von Gammastrahlen von dem Patienten verwendet wird, langlebig. Wenn die Halbwertszeit des Radioisotops lang genug ist (z.B. 6 Monate, 1 Jahr oder länger), dann ist die Zerfallsrate von dem Radioisotop während der Patientenerfassung für einen gegebenen Patienten im Wesentlichen konstant. Das Radioisotop der Punktquelle 26 agiert im Wesentlichen als ein Signal mit fester Frequenz, jedoch eines, das mit der gesamten Bildgebungskette, einschließlich des Detektors 18 und nicht nur der signalverarbeitenden Detektorschaltung oder -elektronik 20, interagiert. Zu einigen Beispielradioisotopen für die Punktquelle 26 zählen ein Einzelemissionsradioisotop, wie z.B. 182Hf mit T1/2 8,9E6Y, E-Gamma 270,4 und BR 79,0, oder ein Mehrfachemissionsradioisotop, wie z.B. Ba133 mit T1/2 10,55 y, E-Gamma 81,0, 276,4 und 302,9 + 356,0 + 383,8 keV und einem entsprechenden BR von 32,9, 7,2, und 89,3 % oder 176Lu mit T1/2 3,76E10y, E-Gamma 88,3, 201,8 und 306,8 und einem entsprechenden BR von 14,5, 78,0 und 93,6. Es können auch andere Radioisotope verwendet werden.
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Die abgeschirmte Punktquelle 26 ist zum Emittieren von Strahlung an dem Detektor 18 in einer wiederholbaren oder bekannten Position angeschlossen. Die Verbindung erfolgt durch Verschweißung, Verschraubung, Verriegelung, Presspassung, Einschraubung oder eine andere Verbindung mit dem Kollimator 24, dem Detektor 18, der Gantry, dem Rahmen oder einer anderen Struktur. Die abgeschirmte Punktquelle 26 kann zu einem bereits vorhandenen Detektor 18 oder Kollimator 24 hinzugefügt werden, wie z.B. das Hinzufügen einer Halterung zum Anbringen der Punktquelle 26 an einem Rahmen, welcher den Detektor 18 hält. Die abgeschirmte Punktquelle 26 kann derart ausgelegt sein, dass sie in den Kollimator 24 passt oder ein Teil davon ist. Zum Beispiel ist ein Gewindeloch in dem Kollimator 26 ausgebildet. Der Schirm der abgeschirmten Punktquelle 26 beinhaltet dazu passende Gewinde für die Anbringung.
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Die Verbindung positioniert die abgeschirmte Punktquelle 26 derart, dass das Loch oder Fenster in der Abschirmung auf den Detektor 18 gerichtet ist. Die Positionierung richtet die Punktquelle 26 in einem derartigen Winkel aus, dass Gammaemissionen durch den Kollimator 24 zum Detektor 18 passieren.
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Die Punktquelle 26 ist irgendwo vor dem Detektor 18 positioniert. In einer Ausführungsform ist die Punktquelle 26 an einer Ecke oder in einer anderen Region positioniert, die möglicherweise nicht viele Gammastrahlen von dem Patienten erkennt. Aufgrund der Kollimation erkennt der Rand oder die Ecke des Detektors 18 möglicherweise weniger wahrscheinlich Emissionen von dem Patienten. Aufgrund dessen stört die abgeschirmte Punktquelle 26 weniger wahrscheinlich die Erkennung von Emissionen von dem Patienten 22. Aufgrund der Größe exponiert oder bedeckt die Punktquelle 26 einen kleinen Teil (z.B. weniger als 1 %) des Detektors 18. Die Punktquelle 26 wird gegen den oder in dem Kollimator 24 platziert oder ist von dem Kollimator 24 beabstandet.
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Die Detektorelektronik 20 beinhaltet arithmetische Impulsschaltungen, einen Impulshöhenanalysator, einen Digitalisierer, einen Filter, einen Analog/Digital-Wandler, eine anwendungsspezifische integrierte Schaltung, ein FPGA (Field Programmable Gate Array), einen Signalprozessor, Kombinationen davon, den Prozessor 12 oder eine andere derzeit bekannte oder später entwickelte Schaltung zum Erkennen der Position und Energie jeder Emission an dem Detektor 18. Ein Prozessor kann zur Bearbeitung von Aufstauungen vorgesehen sein. Die Detektorelektronik 20 empfängt die Ausgabe der Photomultiplier-Röhren oder eines anderen Lichtdetektors des Detektors 18 und gibt eine Position, eine Zeit und ein Energielevel aus. Die Detektorelektronik 20 kann eine Schwellenfunktion, einen Filter oder einen anderen Prozess zum Zurückweisen von Emissionen aufgrund einer unlösbaren Aufstauung oder Energie, die nicht in einem erwarteten Fenster oder Bereich für das Radioisotop auftritt, beinhalten.
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Die Detektorelektronik 20 erkennt Emissionen, einschließlich der Strahlung von der abgeschirmten Punktquelle 26 und Radioisotop-Emissionen von einem Patienten 22. Die Verwendung eines Radioisotop-Markers (d.h. die Punktquelle 26) für die Totzeitbestimmung während der Patientenerfassung erfordert keinerlei Modifikationen an der Detektorelektronik 20. Die Detektorelektronik 20 kann einen Filter mit einem unterschiedlichen Energiebereich anwenden, um zwischen Emissionen von der Punktquelle 26 und dem Patienten 22 zu unterscheiden. Zum Beispiel ist das Radioisotop für den Patienten Tc-99m mit einer Spitzenenergie der Emissionen bei 140 keV und die Punktquelle 26 verwendet 182Hf mit einer Spitzenenergie der Emissionen bei 270,4 keV. Durch das Erkennen der Energie als innerhalb von 10 % oder eines anderen Bereiches von 140 keV liegend, werden Emissionen von dem Patienten erkannt. Durch das Erkennen der Energie als innerhalb von 10 % oder eines anderen Bereiches von 270,4 keV liegend, werden Emissionen von der Punktquelle 26 erkannt. Die Detektorelektronik 20 oder ein anderer Prozessor zählt die Zahl der Emissionen für einen gegebenen Energiebereich. Die Zählung ist eine absolute Zählung oder ist eine Zählrate (d.h. eine Zahl der Emissionen pro Zeiteinheit). Die Energien für das Radioisotop der Punktquelle 26 sind von den Energien des Radioisotops, das bei dem Patienten 22 verwendet wird, trennbar oder unterscheidbar. Emissionen mit Energien außerhalb der Bereiche werden nicht gezählt oder werden verworfen.
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Die Erkennung durch den Detektor 18 und die Detektorelektronik 20 erfolgt während einer Scansitzung für einen Patienten 22. Der Patient 22 ist innerhalb der Gantry oder auf einem Bett des SPECT-Systems 10 positioniert. Für die Bildgebungsaufnahme in einem Patienten erkennt der Detektor 18 Emissionen von dem Patienten 22. Die Emissionen finden von jeglicher Stelle in einer endlichen Quelle (d.h. der Patient 22) statt. Der radioaktive Tracer in dem Patienten migriert zu, verbindet sich mit oder konzentriert sich anderweitig an spezifischen Arten von Gewebe oder Orten im Zusammenhang mit spezifischen biochemischen Reaktionen. Aufgrund dessen findet eine höhere Zahl von Emissionen von Orten dieser Art von Gewebe oder Reaktion statt. Zum Beispiel ist der radioaktive Tracer derart ausgelegt, dass er sich mit Orten der Glukoseaufnahme, der Fettsäuresynthese oder eines anderen metabolischen Prozesses verbindet. Eine gegebene Bildgebungssitzung findet während eines Scantermins und/oder einer Einnahme oder Injektion des radioaktiven Tracers für ein gegebenes Beispiel der SPECT-Bildgebung statt.
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In einer Ausführungsform führt die Detektorelektronik 20 eine Aufstauungstrennung durch. Emissionen können schnell genug in Folge stattfinden, dass Energie von einer Emission darin resultieren kann, dass eine spätere Emission eine höhere Energie aufzuweisen scheint. Durch ein Heraustrennen der Emissionen und Berücksichtigen der Aufstauung können Emissionen mit den gewünschten Energien genauer bestimmt werden, ohne tatsächliche Emissionen zu verwerfen, die erhalten werden sollten. Da Emissionen von unterschiedlichen Energien verwendet werden (z.B. von dem Patienten 22 und der Punktquelle 26), kann eine Aufstauungsverarbeitung die Berechnung der Totzeit verändern. In einer Ausführungsform ist die Veränderung akzeptabel. In einer anderen Ausführungsform wird die Aufstauungsverarbeitung nicht verwendet. Stattdessen wird die Detektorelektronik 20 ohne eine Aufstauungstrennung betrieben. Es wird ein vollständig integrierter Modus (d.h. Erkennung basierend auf der Energie, ohne den Versuch, Energiereste von anderen Emissionen zu berücksichtigen) verwendet.
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Der Prozessor 12 ist ein allgemeiner Prozessor, ein digitaler Signalprozessor, ein Grafikprozessor, eine anwendungsspezifische integrierte Schaltung, ein FPGA (Field Programmable Gate Array), eine digitale Schaltung, eine analoge Schaltung, Kombinationen davon oder ein anderes derzeit bekanntes oder später entwickeltes Gerät zur Verarbeitung von Emissionsinformationen. Der Prozessor 12 ist ein einzelnes Gerät, mehrere Geräte oder ein Netzwerk. Für mehr als ein Gerät kann eine parallele oder sequentielle Aufteilung der Verarbeitung verwendet werden. Unterschiedliche Geräte, die zusammen den Prozessor 12 bilden, können unterschiedliche Funktionen durchführen, wie z.B. ein Prozessor (z.B. eine anwendungsspezifische integrierte Schaltung oder ein FPGA) zum Rekonstruieren und ein anderer zum Korrigieren einer Emissionszählung für die Totzeit. In einer Ausführungsform ist der Prozessor 12 ein Steuerprozessor oder ein anderer Prozessor des SPECT-Systems 10. In anderen Ausführungsformen ist der Prozessor 12 Teil eines separaten Arbeitsplatzes oder Computers.
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Der Prozessor 12 arbeitet gemäß gespeicherter Anweisungen zum Durchführen verschiedener hierin beschriebener Schritte, wie z.B. das Durchführen der Schritte 38, 44 und 46 von 3. Der Prozessor 12 ist durch Software, Firmware und/oder Hardware zum Durchführen, Steuern der Leistung und/oder Empfangen von Daten, die aus einem oder allen der Schritte von 1 resultieren, konfiguriert.
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In einer Ausführungsform ist der Prozessor 12 zum Korrigieren für die Totzeit der Detektorelektronik 20 konfiguriert. Während der Erkennungsverarbeitung verursacht die Detektorelektronik 20, von welcher der Prozessor 12 ein Teil sein kann, eine Verzögerung. Jegliche Emissionen, die während der Verzögerung stattfinden, werden nicht verarbeitet oder werden nicht erkannt. Diese Verzögerung von Nanosekunden oder Mikrosekunden ist die Totzeit. Zum Korrigieren für die Totzeit bestimmt der Prozessor 12 einen Skalierungsfaktor, der repräsentativ für den Prozentsatz oder die Zahl von Emissionen ist, die stattfinden, jedoch aufgrund der Totzeit nicht erkannt werden. Die Zählung der erkannten Emissionen wird basierend auf dem Skalierungsfaktor erhöht.
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In einer Ausführungsform verwendet der Prozessor 12 die Echtzeiterkennung der Strahlung von der abgeschirmten Punktquelle 26 für die Korrektur. Die Zählung der Emissionen von der abgeschirmten Punktquelle 26 wird verwendet. Da diese Emissionen erkannt werden während auch Vorgänge zum Erkennen der Emissionen von dem Patienten mit dem gleichen Detektor durchgeführt werden, unterliegen die Emissionen von der Punktquelle 26 der Totzeit der Detektorelektronik 20. Die Punktquelle 26 erzeugt Emissionen mit einer regelmäßigen oder bekannten Rate, sodass die Zahl der Emissionen während der Zählung der Emissionen von dem Patienten bekannt ist.
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Alternativ dazu wird die Zahl der Emissionen von der Punktquelle 26 zu einer anderen Zeit gemessen, wenn keine Totzeit auftritt, wie z.B. nach der Kalibrierung des SPECT-Systems 10, jedoch ohne ein Phantom oder einen Patienten (z.B. nach jeder der monatlich durchgeführten Kalibrierungen). Die Emissionen von der Punktquelle 26 werden gemessen, wenn keine Emissionen von einem radioaktiven Tracer in einem Patienten vorliegen. Durch das Messen der Zählung anstelle der Verwendung einer angenommenen Zählung sind Auswirkungen aufgrund einer Fehlausrichtung oder anderer Variabler wahrscheinlicher in der Zählung enthalten. Die angenommene oder gemessene Zählung von dem Detektor 18 ohne Totzeit wird in dem Speicher 14 zur Verwendung bei der Totzeitkorrektur gespeichert.
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Der Prozessor 12 berechnet ein Verhältnis einer Zahl von Emissionen der Punktquelle 26 in einem gegebenen Zeitraum während des Scans eines Patienten zu der Zahl von Emissionen, wenn keine Totzeit vorliegt. Dieses Verhältnis gibt den Skalierungsfaktor an. Das Verhältnis gibt an, welcher Prozentsatz der tatsächlichen Emissionen aufgrund der Totzeit verpasst wird, derart, dass die erkannte Zählung zur Berücksichtigung der Totzeit erhöht werden kann. Das Verhältnis der Zählrate von der Punktquelle 26 während einer Patientenerfassung zu der Zählrate, wenn keine Totzeit vorliegt, stellt den Skalierungsfaktor bereit. Da das Verhältnis von einer Messung während eines Patientenscans abhängt, ist das Verhältnis ein Echtzeitmaß der Systemtotzeit zum Zeitpunkt der Patientenerfassung. In anderen Ausführungsformen wird eine unterschiedliche Funktion als ein Verhältnis verwendet.
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Der Prozessor 12 ist zum Skalieren der Zählung der Emissionen von dem Patienten 22 konfiguriert. Jegliche oder alle Zählungen werden skaliert, wie z.B. Zählungen für jede Position an dem Detektor. Die Zählung wird durch den Skalierungsfaktor skaliert. Das Verhältnis von Zählungen von der Punktquelle 26 mit und ohne Totzeit wird zum Skalieren der Zählungen von dem Patienten verwendet. Das Verhältnis von Zählungen von Emissionen von dem Patienten mit und ohne Totzeit ist das gleiche wie das Verhältnis von der Punktquelle 26. Die Zählung von dem Patienten ohne Totzeit ist unbekannt, also wird die Zählung von Emissionen von dem Patienten mit der Totzeit durch das Verhältnis der Emissionen von der Punktquelle geteilt. Bei anderen Funktionen als einem Verhältnis werden Multiplikation oder andere Funktionen zum Anpassen oder Erhöhen der Zählung der Emissionen von dem Patienten verwendet. Durch das Gewichten der Zählung der Emissionen des radioaktiven Tracers von dem Patienten basierend auf der Zahl von Emissionen der Strahlung von der Punktquelle 26 wird eine genauere Zählung bereitgestellt.
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Für eine gegebene Bildgebungssitzung wird eine einzelne Korrektur verwendet. Alternativ dazu wird das Verhältnis oder der Skalierungsfaktor für unterschiedliche Zeiträume berechnet, wie z.B. unterschiedliche Positionen des Detektors 18 relativ zu dem Patienten. Die Zählungen für jeden der Zeiträume werden basierend auf Gewichtungen korrigiert, die für diesen entsprechenden Zeitraum gemessen werden.
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Das SPECT-System 10 ist, unter Verwendung des Prozessors 12 oder eines anderen Prozessors, zum Rekonstruieren des abgebildeten Volumens durch Anwendung einer Systemmatrix oder Vorwärtsprojektion auf die korrigierten Zählungen konfiguriert. Die Emissionen von dem Patienten, wie für die Totzeit korrigiert, werden bei der Rekonstruktion verwendet. Es kann jegliche Rekonstruktion zum Schätzen der Aktivitätskonzentration in dem Patienten verwendet werden. Zum Rekonstruieren greift das SPECT-System 10 auf die erkannten Emissionsereignisse aus dem Speicher 14 oder Puffern zu. Basierend auf den korrigierten Zählungen für die Emissionen von unterschiedlichen Positionen an dem Detektor ist der Prozessor 12 zum Berechnen spezifischer Aufnahmewerte (SUVs – specific uptake values) in Abhängigkeit von einer Position in dem Patienten konfiguriert. Der SUV an einer oder mehreren Positionen wird durch Normalisierung der Aktivitätskonzentrationen berechnet, wie durch die Zählungen mit einer Dosis für das Radioisotop in dem Patienten 22 dargestellt. Alternativ dazu wird die Aktivitätskonzentration ohne einen SUV bei der Rekonstruktion verwendet.
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Die erkannten Emissionsereignisse, andere funktionelle Informationen oder andere Scandaten werden im Speicher 14 gespeichert. Die Daten werden in jeglichem Format gespeichert. Der Speicher 14 ist ein Puffer, Cache, RAM, ein entfernbares Medium, eine Festplatte, magnetische Platte, optische Platte, Datenbank oder ein anderer derzeit bekannter oder später entwickelter Speicher. Der Speicher 14 ist ein Einzelgerät oder eine Gruppe von zwei oder mehr Geräten. Der Speicher 14 ist Teil des SPECT-Systems 10 oder eines/r entfernten Arbeitsplatzes oder Datenbank, wie z.B. ein PACS-Speicher.
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Der Speicher 14 kann Daten in unterschiedlichen Stadien der Verarbeitung speichern, wie z.B. eine Zählung und ein Zählzeitraum von der Punktquelle 26 ohne Totzeit, eine Zählung und ein Zeitraum während des Patientenscans, Rohdaten (z.B. Energie und Position), welche die erkannten Emissionen von dem Patienten ohne weitere Verarbeitung darstellen, gefilterte oder Schwellendaten vor der Rekonstruktion, rekonstruierte Daten, gefilterte Rekonstruktionsdaten, eine Systemmatrix, Vorwärtsprojektionsinformationen, Projektionsdaten, Schwellen, ein anzuzeigendes Bild, ein bereits angezeigtes Bild oder andere Daten. Der Speicher 14 oder ein unterschiedlicher Speicher speichert das Verhältnis oder einen anderen Skalierungsfaktor zum Korrigieren für die Totzeit. Der Speicher 14 oder ein unterschiedlicher Speicher speichert die korrigierten Zählungen von Emissionen von dem Patienten. Zur Verarbeitung umgehen die Daten den Speicher 14, werden vorläufig in dem Speicher 14 gespeichert oder werden aus dem Speicher 14 geladen.
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Der Speicher 14 ist außerdem oder alternativ dazu ein nichttransitorisches computerlesbares Speichermedium mit Verarbeitungsanweisungen. Der Speicher 14 speichert Daten, welche Anweisungen darstellen, die durch den programmierten Prozessor 12 ausführbar sind. Die Anweisungen zur Implementierung der hierin diskutierten Prozesse, Verfahren und/oder Techniken sind auf nichttransitorischen computerlesbaren Speichermedien oder Speichern, wie z.B. ein Cache, Puffer, RAM, entfernbare Medien, eine Festplatte oder andere computerlesbare Speichermedien, bereitgestellt. Zu den computerlesbaren Speichermedien zählen verschiedene Arten flüchtiger und nichtflüchtiger Speichermedien. Die in den Figuren veranschaulichten oder hierin beschriebenen Funktionen, Schritte oder Aufgaben werden als Reaktion auf einen oder mehrere Sätze von Anweisungen ausgeführt, die in oder auf computerlesbaren Speichermedien gespeichert sind. Die Funktionen, Schritte oder Aufgaben sind unabhängig von der bestimmten Art des/der Anweisungssatzes, Speichermediums, Prozessors oder Verarbeitungsstrategie und können durch Software, Hardware, integrierte Schaltungen, Firmware, Mikrocode und dergleichen, die allein oder in Kombination arbeiten, durchgeführt werden. Ebenso können die Verarbeitungsstrategien Multiprocessing, Multitasking, parallele Verarbeitung und dergleichen beinhalten. In einer Ausführungsform sind die Anweisungen auf einem entfernbaren Mediengerät zum Lesen durch lokale oder entfernte Systeme gespeichert. In anderen Ausführungsformen sind die Anweisungen an einem entfernten Ort gespeichert, zur Übertragung über ein Computernetzwerk oder über Telefonleitungen. In wieder anderen Ausführungsformen sind die Anweisungen innerhalb eines/r gegebenen Computers, CPU, GPU oder Systems gespeichert.
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Die Anzeige 16 ist eine CRT, eine LCD, ein Plasmabildschirm, ein Projektor, ein Drucker oder ein anderes Ausgabegerät zum Zeigen eines Bildes oder einer Quantität. Die Anzeige 16 zeigt ein Bild des rekonstruierten Patientenvolumens an, wie z.B. eine Aktivitätskonzentration in Abhängigkeit von der Position. Die Aufnahmefunktion (z.B. der SUV) der Gewebe des Patienten kann in dem Bild dargestellt sein. Multiplanare Rekonstruktion, 3D-Rendering oder Querschnitt-Bildgebung können zum Erzeugen des Bildes aus den Voxeln des rekonstruierten Volumens verwendet werden. Alternativ oder zusätzlich dazu können jegliche Quantitäten, die durch den Prozessor 12 abgeleitet werden, angezeigt werden, wie z.B. SUVs und/oder eine Änderung im SUV. Es können auch andere Quantitäten bestimmt werden, wie z.B. ein/e durchschnittliche/r SUV oder Aktivitätskonzentration für eine Region, ein maximaler SUV, ein Spitzen-SUV in einer vorbestimmten Volumeneinheit, eine Varianz in der Aktivitätskonzentration oder ein Gesamt-SUV. Die Bildwerte oder -quantität basieren auf Zählungen, die in Echtzeit unter Verwendung der Punktquelle 26 für die Totzeit korrigiert wurden.
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3 zeigt eine Ausführungsform eines Verfahrens zur Totzeitbestimmung für eine Gammakamera oder einen anderen Emissionsdetektor. Die Totzeit wird bestimmt und zum Korrigieren von Emissionszählungen bei der qualitativen und/oder quantitativen SPECT verwendet. Das Echtzeitmaß der Totzeit wird zum Korrigieren der Zahl erkannter Emissionen von dem Patienten verwendet. Das Verfahren wird für einen gegebenen Scan eines gegebenen Patienten angewandt.
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Das Verfahren wird durch das System von 1, die Anordnung von 2, beide oder ein/e andere/s System und Anordnung implementiert. Ein Prozessor führt die Schritte 38–46 durch. Eine Gammakamera oder ein Detektor und Detektorelektronik führen die Schritte 30–36 durch. Eine langlebige Quelle wird zum Durchführen der Schritte 30, 32 und 34 verwendet. Ein radioaktiver Tracer wird zum Durchführen der Schritte 32 und 36 verwendet. Es können auch andere Geräte oder Materialien zum Durchführen jeglicher der verschiedenen Schritte verwendet oder gesteuert werden.
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Es können auch zusätzliche, unterschiedliche oder weniger Schritte durchgeführt werden. Zum Beispiel wird Schritt 30 nicht durchgeführt, wenn die Zahl der Emissionen von der langlebigen Quelle angenommen oder simuliert wird. Als ein weiteres Beispiel sind die Schritte 44 und/oder 46 nicht vorgesehen. In anderen Beispielen sind Schritte in Bezug auf die Positionierung des Patienten, Konfiguration des SPECT-Scanners und/oder SPECT-Bildgebung vorgesehen. Die Schritte werden in der gezeigten Reihenfolge oder in einer unterschiedlichen Reihenfolge durchgeführt.
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In Schritt 30 werden Emissionen von einer langlebigen Quelle erkannt. Eine Gammakamera oder ein anderer Detektor erkennt Emissionen von einer abgeschirmten Quelle, die neben dem Detektor positioniert ist. Als Teil der Kalibrierung oder zu einer anderen Zeit, zu welcher nicht auch Emissionen von anderen Radioisotopen erkannt werden, werden Emissionen von der langlebigen Quelle erkannt. Eine Zählung im Zeitverlauf oder eine Rate der Emission wird bestimmt. Die Bestimmung erfolgt während der Detektor und die Elektronik keiner Totzeit unterliegen. Die Emissionen werden zum Etablieren einer Grundlinien-Zählrate für die langlebige Quelle gemessen. In alternativen Ausführungsformen wird die Zählrate von der langlebigen Quelle angenommen oder simuliert. Die Zählrate wird gespeichert und später aus dem Speicher geladen.
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In Schritt 32 werden Emissionen während eines Scans eines Patienten erkannt. Während des Scans erkennt die Gammakamera oder der andere Detektor Emissionen von jeglicher Quelle. Die Emissionen stammen von der langlebigen Quelle und von einem Radioisotop in dem Patienten. Die Emissionen von der langlebigen Quelle werden in einer Ecke oder an einer anderen Position relativ zu dem Detektor erkannt. Indem eine abgeschirmte Quelle derart platziert wird, dass sie Emissionen auf den Detektor lenkt, können die Emissionen erkannt werden. Das Radioisotop in dem Patienten ist ein injizierter oder eingenommener flüssiger Tracer. Emissionen von den unterschiedlichen Radioisotopen werden während des Scans des Patienten erkannt.
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Die Emissionen von beiden Quellen während des Patientenscans unterliegen einer Totzeit. Die langlebige Quelle kann Emissionen periodisch erzeugen, jedoch mit genügend Trennung zum Vermeiden einer Totzeit bei der Erkennung. Die Emissionen von dem Radioisotop in dem Patienten können weniger regelmäßig sein und können mit variablen Mengen von Trennung im Zeitablauf stattfinden. Aufgrund der Emissionen von dem Patienten werden möglicherweise andere Emissionen von dem Patienten und/oder Emissionen von der langlebigen Quelle aufgrund der Totzeit nicht erkannt. Einige Emissionen von beiden Quellen werden durch den Detektor und die Erkennungselektronik verpasst.
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Während der Zeit, in welcher ein Patient gescannt wird (d.h. während der Patient für das Scannen positioniert ist), werden die Emissionen in Echtzeit erkannt. Wenn die Emissionen von dem Patienten und der langlebigen Quelle stattfinden, werden zumindest einige der Emissionen erkannt.
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Die Energie unterscheidet die Emissionen von den unterschiedlichen Quellen. Die Erkennungselektronik begrenzt oder fenstert die Energien innerhalb unterschiedlicher Bereiche. Ein Bereich ist zum Erkennen von Emissionen von dem Radioisotop in dem Patienten vorgesehen. Ein anderer Bereich ist zum Erkennen von Emissionen von der langlebigen Quelle vorgesehen. Die Energiebereiche überlappen nicht, wodurch eine Unterscheidung zwischen den Quellen der Emissionen gestattet wird. Eine Zählung und/oder Zählrate der Emissionen wird separat durch den Detektor und die Erkennungselektronik für jede Quelle gemessen.
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Die Gammakamera, wie z.B. die Erkennungselektronik der Gammakamera, arbeitet in einem vollständig integrierten Modus. Für die SPECT vermeidet der vollständig integrierte Modus eine Aufstauungsverarbeitung. Anstatt Emissionen mit der Aufstauungsverarbeitung herauszutrennen, liegen die Emissionen entweder in oder nicht in dem Energiefenster. Wenn sich mehrere Emissionen aufstauen, können eine oder mehrere der Emissionen als eine Energie außerhalb des Bereiches oder der Bereiche von Interesse aufweisend erkannt werden. Dadurch wird die Emission ohne Aufstauungsverarbeitung nicht gezählt. Durch das Betreiben im vollständig integrierten Modus wird ein Unterscheiden zwischen Emissionen von Quellen bei unterschiedlichen Energien vermieden. Alternativ dazu ist eine Aufstauungsverarbeitung vorgesehen.
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Schritt 32 ist in 3 als die Schritte 34 und 36 beinhaltend dargestellt. Zusätzliche, unterschiedliche oder weniger Schritte können für das Erkennen von Emissionen während des Patientenscans vorgesehen sein. Die Schritte 34 und 36 werden in jeglicher Reihenfolge in einer andauernden oder sich wiederholenden Art und Weise durchgeführt.
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In Schritt 34 werden Emissionen von einer langlebigen Quelle erkannt. Die Quelle ist benachbart zu der Gammakamera positioniert. Die Gammakamera erkennt die Emissionen. Dadurch dass sie eine um einen Faktor von mindestens Zehn längere Halbwertszeit (z.B. eine Halbwertszeit in Monaten oder Jahren) als ein Radioisotop in dem Patienten (z.B. eine Halbwertszeit in Stunden oder Tagen) aufweist, können die resultierenden Emissionen als ein Signal mit fester Frequenz gegenüber dem Patientenscan behandelt werden.
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Der Prozessor oder die Erkennungselektronik bestimmt eine Zählung und/oder Zählrate für die Emissionen von der langlebigen Quelle. Die Zahl der Emissionen oder die Zahl über einen Zeitraum wird berechnet.
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In Schritt 36 werden Emissionen von innerhalb des Patienten erkannt. Wenn das Radioisotop in dem Patienten zerfällt, wird Gammastrahlung emittiert. Die Gammakamera erkennt die Emissionen.
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Die Erkennung findet während der Erkennung der Emissionen von der langlebigen Quelle statt. Die Emissionen können zu einer gleichen Zeit oder zu unterschiedlichen Zeiten auftreten. Jede erkannte Emission resultiert in Totzeit. Jegliche folgenden oder anschließenden Emissionen, die in der Totzeit auftreten, werden nicht erkannt. Die Erkennung der Emissionen fährt während des Patientenscans fort, wobei einige Emissionen verpasst werden.
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In Schritt 38 werden eine oder mehrere Zählungen von Emissionen von dem Patienten korrigiert. Ein Prozessor erhöht die Zählung, um Emissionen zu berücksichtigen, die während der Totzeiten stattgefunden haben. Da die Emissionen während der Totzeiten nicht erkannt werden, beruht die Korrektur stattdessen auf einer Zählung oder Zählrate von Emissionen von der langlebigen Quelle, während diese den gleichen Totzeiten unterliegt. Die Zählung oder Zählrate während diese keinerlei Totzeit unterliegt kann auch verwendet werden. Die Zählungen für jede von unterschiedlichen Positionen an dem Detektor werden korrigiert.
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Schritt 38, wie in 3 dargestellt, beinhaltet die Schritte 40 und 42. Zusätzliche, unterschiedliche oder weniger Schritte können durchgeführt werden, um basierend auf den Erkennungen der Schritte 30–36 eine Korrektur durchzuführen.
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In Schritt 40 wird eine Totzeit aus der Zählung oder Zählrate von der langlebigen Quelle basierend auf den Erkennungen von Schritt 34 bestimmt. Die Totzeit ist ein Verhältnis oder Prozentsatz der Zeit, während welcher keine Erkennungen stattfinden können, im Vergleich zur Gesamtzeit. In einer Ausführungsform wird das Verhältnis der Zählung oder Zählrate von Schritt 34 (z.B. eine Zählung von der langlebigen Quelle, die der Totzeit unterliegt) zu der Zählung oder Zählrate von Schritt 30 (z.B. eine Zählung von der langlebigen Quelle, die nicht der Totzeit unterliegt) berechnet. Dieses Verhältnis gibt die relative Menge der Totzeit zur Gesamtzeit des Scannens oder Zählens von Emissionen von dem Patienten an. Das Verhältnis beruht teilweise auf Maßen oder Erkennung in Echtzeit mit der Erkennung von Emissionen von dem Patienten.
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In Schritt 42 wird die Zählung der in Schritt 36 erkannten Emissionen korrigiert. Die in Schritt 36 erkannten Emissionen unterliegen aufgrund der Totzeit einer zu geringen Zählung. Um die Zahl tatsächlicher Emissionen genauer zu reflektieren, wird die Zählung erhöht. Das Verhältnis von der langlebigen Quelle ist indikativ für die zu gering gezählte Menge. Durch Teilung der Zählung durch das Verhältnis korrigiert der Prozessor die Zählung. Die Zählung wird erhöht, um Emissionen zu berücksichtigen, die wahrscheinlich oder möglicherweise während der Totzeit verpasst wurden. Es können auch andere Funktionen zum Erhöhen der Zählung durch einen Skalierungsfaktor basierend auf der Erkennung von Schritt 34 verwendet werden.
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In Schritt 44 berechnet der Prozessor die Aktivitätskonzentration. Die korrigierte Zählung wird zum Schätzen der Aktivität an/in einem/r gegebenen Ort oder Region in dem Patienten verwendet. Die Aktivitätskonzentration kann die korrigierte Zählung oder eine Zahl der Emissionen für einen gegebenen Ort sein. Die Aktivitätskonzentration in einem Patienten, der den flüssigen radioaktiven Tracer erhalten hat, wird als Teil der Rekonstruktion durch das SPECT-System erhalten. Nach der Einnahme oder Injektion des radioaktiven Tracers durch/in den Patienten wird der Patient relativ zu dem Detektor positioniert und/oder der Detektor wird relativ zu dem Patienten positioniert. Emissionen von dem radioaktiven Tracer innerhalb des Patienten werden im Zeitablauf erkannt. Zum Bestimmen der Orte innerhalb des Patienten, an welchen die Emissionen stattgefunden haben, werden die erkannten Emissionen, wie für die Totzeit korrigiert, in einen Objektraum rekonstruiert.
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Für die Rekonstruktion wird die Aktivitätskonzentration (z.B. quantitative SPECT) unter Verwendung einer Systemmatrix oder Vorwärtsprojektion rekonstruiert. Die Verteilung von Emissionen in einem Volumen oder Bilddaten wird aus den erkannten Emissionen rekonstruiert. Die Quantität oder Menge der Aufnahme für jeden Ort (z.B. Voxel) kann als Teil der Rekonstruktion in der Computertomographie geschätzt werden. Das SPECT-System schätzt die Aktivitätskonzentration eines injizierten Radiopharmazeutikums oder Tracers für die unterschiedlichen Orte. Bei der quantitativen SPECT ist das Ziel die Schätzung der Aktivitätskonzentration in kBq/ml des Tracers (d.h. des Isotops), der in den Patienten injiziert und in diesem verteilt wurde.
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Die Rekonstruktion ist iterativ und enthält ein Modell der Bilderzeugungsphysik als eine Voraussetzung der quantitativen Rekonstruktion. Das Bilderzeugungsmodell beinhaltet die erkannten Daten (z.B. korrigierte Zählungen), die Systemmatrix oder Vorwärtsprojektion, Isotopeigenschaften (z.B. einen Dosiswert) und/oder -biologie. Die Systemmatrix oder Vorwärtsprojektion stellt mechanische Eigenschaften des Systems dar, kann jedoch auch andere Informationen beinhalten (z.B. Injektionszeit und Patientengewicht, wie durch den SUV dargestellt).
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Die Rekonstruktion beinhaltet einen Projektionsoperator, der in der Lage ist, ein/e gegebene/s SPECT-System oder SPECT-Klasse zu simulieren. Es können jegliche derzeit bekannten oder später entwickelten Rekonstruktionsverfahren verwendet werden, wie z.B. basierend auf MLEM (Maximum Likelihood Expectation Maximization), OSEM (Ordered Subset Expectation Maximization), PWLS (Penalized Weighted Least Squares), MAP (Maximum A Posteriori), multimodaler Rekonstruktion, NNLS oder einem anderen Ansatz.
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Es können spezifische Aufnahmewerte (SUVs – specific uptake values) berechnet werden. Die Aktivitätskonzentration stellt die Menge der Aufnahme an jedem Ort dar. Diese Aufnahmemenge ist ein Maß der emittierten Strahlung, ist also nicht für die Strahlungsdosis normalisiert, die dem Patienten bereitgestellt wird. Aufgrund dessen ist ein Vergleichen der Aufnahme von unterschiedlichen Zeiten möglicherweise nicht von Nutzen, es sei denn es wird die gleiche Dosis bereitgestellt. Durch das Berechnen des SUV wird eine für die Dosis normalisierte Aufnahme bereitgestellt, wodurch ein Vergleich unterschiedlicher Maße gestattet wird.
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In Schritt 46 wird ein SPECT-Bild erzeugt. Die korrigierte Zählung wird in der Rekonstruktion verwendet. Wenn keine quantitative SPECT vorgesehen ist, kann die korrigierte Zählung ohne eine SUV- und/oder Aktivitätskonzentrationsberechnung verwendet werden. Für entweder die quantitative oder qualitative SPECT werden die korrigierten Zählungen zum Rekonstruieren der Emissionen in Abhängigkeit vom Ort verwendet. Die relativen Mengen der Emissionen von unterschiedlichen Orten werden rekonstruiert.
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Die rekonstruierte Emissionsverteilung wird abgebildet. Es kann jegliche Bildgebung verwendet werden, wie z.B. das Extrahieren einer planaren Darstellung aus Voxeln, welche die Verteilung darstellen. Es kann eine multiplanare Rekonstruktion erzeugt werden. In einem Beispiel erfolgt dreidimensionales Rendering unter Verwendung von Projektion oder Oberflächendarstellung. Die resultierende dreidimensionale Darstellung wird auf dem zweidimensionalen Bildschirm angezeigt.
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Während die Erfindung oben durch Verweis auf verschiedene Ausführungsformen beschrieben wurde, sollte verstanden werden, dass viele Änderungen und Modifikationen vorgenommen werden können, ohne sich vom Umfang der Erfindung zu entfernen. Es ist daher beabsichtigt, dass die vorstehende detaillierte Beschreibung vielmehr als veranschaulichend als einschränkend betrachtet wird, und dass verstanden wird, dass die nachfolgenden Ansprüche, einschließlich aller Äquivalente, den Geist und Umfang dieser Erfindung definieren sollen.
