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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 62/011,628, eingereicht am 13. 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). Die SPECT-Bildgebung verwendet ein Radioisotop oder einen radioaktiven Tracer zum Bestimmen einer physiologischen Funktion innerhalb eines Patienten. Zum Beispiel wird die Aufnahme des radioaktiven Tracers durch Gewebe im Körper gemessen. Die Emissionen von dem radioaktiven Tracer werden erkannt. Die Aktivitätskonzentration (d.h. die Konzentration des radioaktiven Tracers von unterschiedlichen Orten) wird aus den erkannten Emissionen rekonstruiert.
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Für die quantitative SPECT-Bildgebung sind zuverlässige (sowohl akkurat als auch präzise) Schätzungen von Aktivitätskonzentration und Aufnahmewerten wünschenswert. Angesichts verschiedener Modellierung und Unbekannten bei der SPECT ist eine allgemeine Verwendung der quantitativen SPECT eingeschränkt. Zum Beispiel ist die quantitative SPECT in der Industrie nur für Tc-99m realisiert, welches eine einzelne Emissionsenergie aufweist. Die quantitative Bildgebung von Radionukliden mit multiplen Emissionen (z.B. I-123, Lu-177 und In-111) oder simultane Bildgebung multipler Tracer (z.B. kardiale Bildgebung für Tc-99m MIBI und I-123 MIBG) kann wichtige Anwendungsmöglichkeiten in der Nuklearmedizin aufweisen, jedoch können die Emissionen bei unterschiedlichen Energien die Bildgebung herabsetzen.
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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 für die Einzelphotonen-Emissionscomputertomographie (SPECT – single photon emission computed tomography) mit multiplen Emissionsenergien, die sowohl die diskreten Energiespitzen, wie z.B. Lu-177, als auch das kontinuierliche Energiespektrum, wie z.B. Bremsstrahlbildgebung für Y-90, beinhalten. Für die quantitative oder qualitative SPECT werden die Emissionen bei unterschiedlichen Energien separat modelliert. Unterschiedliche Energiebereiche, Fenster mit entsprechender unterschiedlicher Streuung, unterschiedlicher Dämpfung und/oder unterschiedliche Kollimator-Detektor-Antwortfunktionsmodelle werden in der Systemmatrix oder Vorwärtsprojektion verwendet.
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In einem ersten Aspekt ist ein Verfahren für die SPECT mit multiplen Emissionsenergien vorgesehen. Ein SPECT-Detektor erkennt Emissionen von einem Patienten, wobei die Emissionen in unterschiedlichen Energiebereichen liegen. Das SPECT-System rekonstruiert den Patienten oder einen Teil des Patienten aus Projektionsdaten, welche die Emissionen darstellen, durch Modellierung des Bilderzeugungsprozesses, welcher Modelle der Auswirkungen von Streuung, Dämpfung und Kollimator-Detektor-Antwort, welche jedem der unterschiedlichen Energiebereiche entsprechen, beinhaltet. Ein Bild des Patienten oder eines Teils des Patienten wird aus der Rekonstruktion erzeugt.
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In einem zweiten Aspekt weist ein nichttransitorisches computerlesbares Speichermedium darin gespeicherte Daten auf, welche Anweisungen darstellen, die durch einen programmierten Prozessor für die SPECT mit multiplen Emissionsenergien ausführbar sind. Das Speichermedium beinhaltet Anweisungen für das Modellieren einer Auswirkung eines ersten Emissionsenergiebereiches in der SPECT-Bildgebung eines Patienten, das Modellieren einer Auswirkung eines zweiten Emissionsenergiebereiches bei der SPECT-Bildgebung des Patienten, wobei sich der zweite Emissionsenergiebereich von dem ersten Emissionsenergiebereich unterscheidet, und das Erzeugen eines Bildes des Patienten unter Verwendung der Modellierung der Auswirkungen sowohl des ersten als auch des zweiten Emissionsenergiebereiches.
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In einem dritten Aspekt ist ein System für die SPECT mit multiplen Emissionsenergien vorgesehen. Ein SPECT-System weist einen Detektor zum Erkennen von Emissionen auf. Ein Prozessor ist zum Erzeugen eines Bildes mit einem Modell, das zwei oder mehr Emissionsenergiebereiche der Emissionen separat behandelt, konfiguriert. Eine Anzeige ist zum Anzeigen des Bildes konfiguriert.
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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 Flussdiagramm einer Ausführungsform eines Verfahrens zur SPECT-Bildgebung mit multiplen Emissionsenergien;
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2 ist eine Darstellung eines Modells des Bilderzeugungsprozesses bei der iterativen SPECT-Rekonstruktion für multiple Emissionsenergien; und
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3 ist ein Blockdiagramm eines Systems gemäß einer Ausführungsform für die SPECT-Bildgebung mit multiplen Emissionsenergien.
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DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN UND DERZEIT
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BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
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Zum genauen Modellieren des Bilderzeugungsprozesses werden unterschiedliche Modelle für unterschiedliche „Kategorien“ von Photonen verwendet. Die Photonen sind nach ihrer Emissionsenergie, ihrer Erkennungsenergie und/oder ob die Photonen in einem Patienten gestreut sind oder nicht eingestuft. Ein spezifisches Modell wird gemäß eines vorausgewählten Emissionsenergiebereiches, eines Erfassungsenergiefensters und/oder eines spezifischen physikalischen Prozesses, welchen die Photonen während der Erfassung durchlaufen (z.B. ob die Photonen in dem Patienten gestreut sind) ausgewählt.
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Für Radionuklide, die multiple diskrete Energiespitzen emittieren, kann ein Modell für eine Emissionsspitze oder eine Kombination mehrerer Spitzen angewandt werden. Zum Beispiel gibt es bei Lu-177 zusätzlich zu zwei Hauptspitzen bei 113 keV und 208 keV zwei weitere kleinere Spitzen bei 250 keV und 321 keV. Um diese beiden kleineren Spitzen sind möglicherweise keine Erfassungsenergiefenster vorgesehen, jedoch können die Energien der kleineren Spitzen trotzdem einen Beitrag zu den beiden Erfassungsenergiefenstern rund um die beiden Hauptspitzen leisten. In dem Beispiel von 2 beinhaltet der Emissionsenergiebereich E2 möglicherweise nur 208 keV oder beinhaltet alternativ dazu möglicherweise drei Spitzen (208, 250 und 321 keV).
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Ein SPECT-Detektor erkennt Emissionen von einem Patienten. Die Emissionen weisen multiple diskrete Energiespitzen (z.B. Lu-177) oder ein kontinuierliches Energiespektrum (z.B. Y-90 Bremsstrahlphotonen) auf. Ein SPECT-System rekonstruiert Bilder, die eine Aktivitätsverteilung in dem Patienten darstellen, aus den erfassten Projektionsdaten unter Verwendung iterativer Algorithmen. Bei jeder Iteration wird der Bilderzeugungsprozess, welcher die Auswirkungen von Streuung, Dämpfung und/oder Kollimator-Detektor-Antwort beinhaltet, separat für jede Kategorie von Photonen modelliert. Die Einstufung von Photonen wird hauptsächlich durch die Emissionsenergie, das Erfassungsenergiefenster und physikalische Prozesse während der Erfassung (z.B. ob Photonen in dem Patienten gestreut sind oder nicht) bestimmt.
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Die quantitative Genauigkeit der iterativen SPECT-Rekonstruktion wird primär durch die Genauigkeit in dem Modell des Bilderzeugungsprozesses bestimmt. Für Radionuklide mit Emissionen bei multiplen Energien kann es schwierig sein, die bildbeeinträchtigenden Auswirkungen auf ein Erfassungsenergiefenster von Emissionen mit höheren Energien genau zu modellieren. Außerdem stellt die Energieabhängigkeit verschiedener Auswirkungen, wie z.B. Dämpfung, Streuung und Kollimator-Detektor-Antwort, weitere Herausforderungen für eine genaue Modellierung dar.
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Ein physikbasiertes Modellierungsverfahren kann auf die quantitative Bildgebung von Radionukliden mit multiplen Emissionen oder die simultane Bildgebung multipler Tracer angewandt werden. Die Energieabhängigkeit verschiedener bildbeeinträchtigender Auswirkungen (z.B. Dämpfung, Streuung und Kollimator-Detektor-Antwort) wird berücksichtigt, indem das Modellieren dieser Auswirkungen basierend auf Photonenenergien getrennt wird. Sowohl die Bildqualität als auch die quantitative Genauigkeit für die SPECT-Bildgebung von Radionukliden mit multiplen Emissionen (z.B. I-123, Lu-177 und In-111) und die simultane Bildgebung multipler Tracer kann verbessert werden.
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In einer Ausführungsform wird die Streuung bei den unterschiedlichen Energien unter Verwendung physikbasierter Verfahren genauer modelliert. Die Monte-Carlo-Simulation kann eine genauere Modellierung sowohl für die Streuung als auch die Kollimator-Detektor-Antwort bei den unterschiedlichen Energien vereinfachen.
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1 zeigt eine Ausführungsform eines Verfahrens zur SPECT-Bildgebung mit multiplen Emissionsenergien. Es werden separate Energiebereiche und entsprechende Modelle für die Streuung, Dämpfung und/oder Kollimator-Detektor-Antwortfunktion verwendet, um die Aktivitätsverteilung genauer zu quantifizieren.
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Das Verfahren wird für einen gegebenen Scan eines gegebenen Patienten angewandt. Durch Verwendung der unterschiedlichen Modelle für unterschiedliche Energien können multiple Tracer und/oder Radioisotope, die Emissionen bei multiplen Energien erzeugen, zur gleichen Zeit bei der SPECT-Bildgebung eines Patienten verwendet werden. Durch Verwendung multipler Erfassungsenergiefenster für das gleiche Radionuklid kann das Rauschen verringert werden. Dadurch können die Bildqualität und Präzision der Quantifizierung der Aktivitätsverteilung verbessert werden.
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Alternativ oder zusätzlich dazu kann die Bildgebungszeit und/oder Patientendosis verringert werden und der Patientendurchsatz kann erhöht werden. Die simultane Bildgebung multipler radioaktiver Tracer kann eine Fehlregistrierung eliminieren, Bewegungsartefakte verringern und/oder den Durchsatz erhöhen.
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Es können zusätzliche, unterschiedliche oder weniger Schritte durchgeführt werden. Zum Beispiel ist Schritt 20 nicht vorgesehen, wenn die erkannten Emissionen gespeichert sind oder aus dem Speicher übertragen werden. Als ein weiteres Beispiel ist Schritt 24 nicht vorgesehen, wenn das rekonstruierte Objekt für andere Zwecke als Bildgebung verwendet wird, wie z.B. zum Berechnen einer Quantität. In anderen Beispielen sind Schritte in Bezug auf das Positionieren des Patienten, Konfigurieren des SPECT-Scanners und/oder die SPECT-Bildgebung vorgesehen. Die Schritte werden in der gezeigten Reihenfolge oder in einer unterschiedlichen Reihenfolge durchgeführt.
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In Schritt 20 werden Emissionen von einem Patienten erkannt. Die Aktivitätskonzentration in einem Patienten, der einen radioaktiven Tracer oder radioaktive Tracer erhalten hat, wird als Teil der Rekonstruktion durch ein SPECT-System bestimmt. Nach der Einnahme oder Injektion des/r radioaktiven Tracers oder Tracer in den Patienten wird der Patient relativ zu einem SPECT-Detektor positioniert und/oder der SPECT-Detektor wird relativ zu dem Patienten positioniert. Emissionen von dem/n radioaktiven Tracer oder Tracern innerhalb des Patienten werden im Zeitablauf erkannt. Ein Kollimator vor dem Detektor begrenzt die Richtung von Photonen, die durch den SPECT-Detektor erkannt werden, sodass jede erkannte Emission mit einer/m Energie und Linie oder Kegel möglicher Orte, von welchen die Emission ausgegangen ist, assoziiert wird. Die seitliche Position der Linie oder des Kegels relativ zu dem Detektor kann ebenfalls bestimmt werden. Der SPECT-Detektor kann relativ zu dem Patienten gedreht oder bewegt werden, wodurch die Erkennung von Emissionen von unterschiedlichen Winkeln und/oder Orten in dem Patienten gestattet wird.
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Der SPECT-Detektor beinhaltet Photomultiplier-Röhren oder andere Photonendetektoren, die eine Szintillationskristallschicht aufweisen. Die Photomultiplier-Röhren sind entlang eines rechtwinkligen oder anderen Gitters angeordnet, um eine zweidimensionale planare Anordnung zum Erkennen von Gammastrahlung bereitzustellen. Es können auch andere Arten von Detektoren verwendet werden, wie z.B. jeglicher Gammadetektor.
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Die Emissionen erfolgen bei unterschiedlichen Energien. Es werden Energien auf zwei oder mehr Leveln erkannt. Die Energien entsprechen gewählten Bereichen, d.h. Bereiche von einem kontinuierlichen Energiespektrum, von unterschiedlichen Hauptspitzen und/oder von unterschiedlichen kleineren Spitzen. Zum Beispiel gibt es bei I-123 eine einzelne Hauptemissionsenergiespitze bei 159 keV und viele kleinere Emissionshochenergiespitzen. Anstelle der Verwendung eines einzelnen Photonenspitzen-Erfassungsenergiefenster um 159 keV werden zwei Modelle bei der Rekonstruktion verwendet – eines für die Emissionsenergiespitze 159 keV und ein anderes für alle Hochenergieemissionsspitzens. Diese beiden Modelle weisen exakt das gleiche Erfassungsenergiefenster, jedoch unterschiedliche Emissionsenergien auf. In einer Ausführungsform werden die Emissionen durch zwei oder mehr radioaktive Tracer erzeugt. Jeder radioaktive Tracer verursacht Emissionen bei einer unterschiedlichen Energie, wie z.B. die Verwendung von Tc-99m MIBI und I-123 MIBG für die kardiale Bildgebung. Jegliche Kombination von zwei oder mehr radioaktiven Tracern kann für einen gegebenen Scan eines Patienten verwendet werden (d.h. zu einer gleichen Zeit). In einer anderen Ausführungsform wird ein Radionuklid mit unterschiedlichen Emissionsenergien verwendet. Zum Beispiel wird I-123, Lu-177 oder In-111 verwendet. Lu-177 emittiert mit Energiespitzen bei 113 keV und 208 keV. Die anderen Spitzen können innerhalb des Energiebereiches, der um eine der verwendeten Spitzen eingestellt ist, enthalten sein oder nicht.
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Die Streuung von der höheren Energie kann die Emissionen, die bei der niedrigeren Energie erkannt werden, stören oder zu diesen beitragen. Die Streuung in dem Patienten und/oder Kollimator-Detektor kann einen Energieverlust verursachen, was darin resultiert, dass die Streuung von der höheren Energie eine erkennbare Energie nahe der niedrigeren Energie aufweist. Zum Bestimmen der Orte innerhalb des Patienten, an welchen die Emissionen stattgefunden haben, werden die erkannten Emissionen in einen Objektraum rekonstruiert. Die Rekonstruktion kann aufgrund von Emissionen in unterschiedlichen Energiebereichen weniger genau sein.
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In Schritt 22 erfolgt die Rekonstruktion unter Verwendung der erfassten Projektionsdaten. Die Projektionsdaten stellen die erkannten Emissionen dar. Ein Prozessor eines SPECT-Systems rekonstruiert das Bild, das die Aktivitätsverteilung im Patienten darstellt. Die Quantität oder Menge der Aufnahme für jeden Ort (z.B. Voxel) wird als Teil der Rekonstruktion geschätzt. Das SPECT-Bildgebungssystem schätzt die Aktivitätskonzentration eines injizierten Radiopharmazeutikums oder Tracers für die unterschiedlichen Orte. Bei der quantitativen SPECT ist das Ziel das Schätzen der Aktivitätskonzentration in kBq/ml des Tracers (d.h. des Isotops), das in den Patienten injiziert und innerhalb des Patienten verteilt wurde.
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Die Rekonstruktion ist iterativ. Die Rekonstruktion beinhaltet eine Projektionsoperation (d.h. Vorwärtsprojektion), der die Auswirkungen der Gammakamera auf die Photonen (d.h. Kollimation und Erkennungsprozess) einschließt. 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 (Non-Negative Least Squares) oder einem anderen Ansatz.
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Bei der Rekonstruktion enthält die Vorwärtsprojektion ein Modell des Bilderzeugungsprozesses. Das Bilderzeugungsmodell beinhaltet die Interaktion von Photonen mit Patienten (z.B. Dämpfung und Streuung), den Kollimations-/Erkennungsprozess (z.B. die Kollimator-Detektor-Antwort, einschließlich der geometrischen Kollimatorantwort, der septalen Penetration und Streuung, der teilweisen Deposition im Kristall und der Detektor-intrinsischen Auflösung) und verwandte Radionuklid-Eigenschaften (z.B. Emissionsabundanzen). Eine mathematische Darstellung der Vorwärtsprojektion ist durch Folgendes bereitgestellt:
wobei Y
i die Projektionsdaten für das i-te Erfassungsfenster sind, H
ij die Systemmatrix für das i-te Erfassungsfenster und die j-te Komponente des Models des Bilderzeugungsprozesses ist und I das rekonstruierte Bild oder Objekt (d.h. ein Teil des Patienten) ist. Es können auch andere Darstellungen verwendet werden.
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Die Systemmatrix ist die mathematische Darstellung der Projektion aus dem Objektraum in den Projektionsraum (z.B. Vorwärtsprojektion). In einigen SPECT-Systemen, wie z.B. SPECT für Kleintier-Bildgebung, wird die Systemmatrix sogar gespeichert und direkt bei jeder Iteration zum Berechnen des Projektionsdatenmodells aus einer aktuellen Schätzung der Aktivitätsverteilung verwendet. In den meisten klinischen SPECT-Systemen wird die Systemmatrix aufgrund der sehr großen Dimension der Systemmatrix nicht gespeichert. Stattdessen wird eine Reihe mathematischer Operationen, gemeinsam die Vorwärtsprojektion genannt, bei jeder Iteration durchgeführt, welche mathematisch eine Multiplikation mit der Systemmatrix vorsieht.
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Zur Verwendung mit Emissionen bei zwei oder mehr Energien wird, da sich die verschiedenen bildbeeinträchtigenden Auswirkungen (z.B. Streuung, Dämpfung und/oder Kollimator-Detektor-Antwortfunktion) für unterschiedliche Energiebereiche unterscheiden, bei der Vorwärtsprojektion der Bilderzeugungsprozess für Photonen in unterschiedliche Energiebereichen separat modelliert. In einer Ausführungsform werden Streuung, Dämpfung und Kollimator-Antwortfunktionen für jede/n/s der unterschiedlichen Emissionsenergien, Emissionsenergiebereiche und/oder Erfassungsenergiefenster separat modelliert. Ein Modell, das die Streuung, Dämpfung und/oder Kollimator-Antwortfunktion für unterschiedliche Energie unterschiedlich handhabt, sieht separate Modelle vor.
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Es kann jede Art Streuungsmodell verwendet werden. Eine Streuungsschätzung auf Modellbasis wird durch Modellierung der Streuungsphysik in dem Patienten bereitgestellt. Es kann eine Monte-Carlo-Simulation oder eine andere Simulation verwendet werden. Es können eine andere Physik oder Arten der Streuungsmodellierung verwendet werden. Die Streuung kann für unterschiedliche Energien unterschiedlich modelliert werden. Photonen mit unterschiedlichen Energien können unterschiedlich streuen.
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Es kann jede Art von Dämpfungsmodell verwendet werden. Zum Beispiel werden Dämpfungskoeffizienten in Abhängigkeit von einem dreidimensionalen Ort in dem Patienten aus anatomischen Informationen geschätzt, die durch Computertomographie (CT) bereitgestellt werden. Wenn sich emittierte Photonen durch das Gewebe des Patienten bewegen, wird die Dämpfung unter Verwendung der gemessenen Dämpfungskoeffizienten modelliert. Unterschiedliche Energien dämpfen unterschiedlich, was als unterschiedliche Dämpfungskoeffizienten für unterschiedliche Energien oder ein unterschiedlicher Skalierungsfaktor für die unterschiedlichen Energien modelliert werden kann. Es können auch andere Dämpfungsmodelle verwendet werden.
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Es kann jede Art von Kollimator-Detektor-Antwortfunktion-Modell verwendet werden. In einer Ausführungsform werden Punktantwortfunktionen für den spezifischen Kollimator und Detektor oder für eine Klasse (d.h. eine Art von Kollimator-Detektor-Paar) gemessen. Es kann eine Monte-Carlo-Simulation oder eine andere Simulation verwendet werden. Die Punktantwortfunktion variiert in Abhängigkeit vom Energielevel. Es können auch andere Kollimator-Detektor-Antwortfunktionen verwendet werden.
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2 zeigt eine Beispielausführungsform des separaten Modellierens für unterschiedliche Energiebereiche. In dem Beispiel von 2 sind die vier Kanäle 44, 46, 48, 50 zur Modellierung vorgesehen, es können jedoch auch zusätzliche, unterschiedliche oder weniger Kanäle vorgesehen sein. Zwei Kanäle 46, 48 modellieren den Beitrag einer höheren Energie zu erkannten Emissionen bei der niedrigeren Energie. Zwei andere Kanäle 44, 50 modellieren entsprechend die unterschiedlichen Erfassungsfenster 40, 42 für die unterschiedlichen Energiebereiche E1, E2. Es kann jede Kanalkonfiguration zum Bereitstellen des separaten Modellierens gemäß der Energie verwendet werden. Durch das Beginnen mit unterschiedlichen Modellen für die unterschiedlichen Energiebereiche E1, E2 wird separates Modellieren bereitgestellt. Das separate Modellieren wird ungeachtet der Verwendung separater Erfassungsfenster 40, 42 und ungeachtet dessen, welche der spezifischen Streuung, Dämpfung und Kollimator-Detektor-Antwortfunktionen sich in Abhängigkeit von der Energie unterscheiden, bereitgestellt. In dem Beispiel von 2 verwendet die Rekonstruktion unterschiedliche Erfassungsfenster 40, 42 für die unterschiedlichen Energien. Wenn beide Erfassungsfenster 40, 42 für das gleiche Radionuklid gedacht sind, werden die Fenster 40, 42 zusammen verwendet, um ein einzelnes Bild für das Radionuklid zu rekonstruieren. Für die simultane Bildgebung mehrerer Tracer werden, wenn jedes Fenster 40, 42 einem unterschiedlichen Tracer entspricht, die Fenster 40, 42 auch zusammen verwendet, um zwei Bilder zu rekonstruieren, von welchen jedes einen unterschiedlichen Tracer darstellt. Die separate Modellierung kann mit oder ohne einen Modellierungsbeitrag von der höheren Energie zu der niedrigeren Energie (z.B. mit oder ohne die Kanäle 46 und/oder 48) bereitgestellt werden.
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2 zeigt Emissionen von Energie in zwei unterschiedlichen Bereichen 30, 32. Jeder Bereich entspricht erwarteten Spitzenemissionen, wie z.B. 113 keV und 208 keV für Lu-177, mit oder ohne Einschluss anderer Spitzen und/oder entspricht jeglichen gewählten Bereichen, die sich unterscheiden (z.B. Auswahl von zwei Bereichen in einem kontinuierlichen Energiespektrum). Die Bereiche sind exklusiv (d.h. sie überlappen nicht) oder sie überlappen. Für die Bildgebung eines einzelnen Tracers sind die Energiebereiche von Emissionen von einem einzelnen Tracer exklusiv. Bei der Bildgebung mehrerer Tracer gehören unterschiedliche Tracer zu unterschiedlichen Kategorien, ungeachtet dessen, ob die Emissionsenergiebereiche überlappen oder nicht. Für Radionuklide mit diskreten Energiespitzen ist der sogenannte Emissionsenergiebereich entweder eine einzelne Energiespitze oder ein Satz von Energiespitzen. Zum Beispiel kann bei Lu-177 E2 eine einzelne Energiespitze von 208 keV oder ein Satz von drei Spitzen von 208, 250 und 321 keV sein. Ein Bereich beinhaltet im Allgemeinen auch die Situation eines kontinuierlichen Energiespektrums, wie z.B. Y-90 Bremsstrahl-Photonen.
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Wenn die Emissionen bei den unterschiedlichen Energien zum separaten Messen der Aktivitätskonzentration verwendet werden, sind die separaten Erfassungsfenster 40, 42 für die unterschiedlichen Energiebereiche 30, 32 vorgesehen. In anderen Ausführungsformen, wie z.B. für die Bildgebung eines einzelnen Tracers, werden Projektionsdaten aus mehreren Fenstern zusammen verwendet, um ein einzelnes Bild zu rekonstruieren. Die Auswirkung von Emissionen im niedrigeren Energiebereich 30 wird für die SPECT-Bildgebung des Patienten modelliert. Die physikbasierte Modellierung beinhaltet das Streuungsmodell 34, das Dämpfungsmodell 36 und das Kollimator-Detektor-Antwortfunktionsmodell 38 in dem Kanal 44. Ähnlich wird die Auswirkung von Emissionen im höheren Energiebereich 32 für die SPECT-Bildgebung des Patienten modelliert. Die physikbasierte Modellierung beinhaltet das Streuungsmodell 34, das Dämpfungsmodell 36 und das Kollimator-Detektor-Antwortfunktionsmodell 38 in dem Kanal 50. Die Modellierung der Streuung, Dämpfung und Kollimator-Detektor-Antwortfunktion wird separat behandelt. Die Auswirkung des niedrigeren Emissionsenergiebereiches 30 wird separat von der Auswirkung des höheren Emissionsenergiebereiches 32 modelliert.
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Im Kanal 44 sind zwei Abzweige gezeigt. Der direkte Abzweig entspricht erkannten primären Photonen (d.h. Photonen, die nicht in dem Patienten gestreut sind) aus dem Emissionsenergiebereich E1. In der anderen Abzweigung (Streuungsmodellierung 34) modelliert das Streuungsmodell vom Energiebereich E1 zum Erfassungsfenster W1 erkannte Emissionen, die durch Streuung der niedrigeren Energie in dem Patienten verursacht werden. Die erkannten Emissionen aus beiden Quellen werden summiert. Die Dämpfungsmodellierung 36 wird angewandt, gefolgt von der Anwendung der Kollimator-Detektor-Antwortfunktion 38. Die Kollimator-Detektor-Antwortfunktion 38 modelliert die Auswirkungen der geometrischen Kollimatorantwort, der septalen Penetration und Streuung, der teilweisen Deposition im Kristall, der Detektor-intrinsischen Auflösung und/oder der Zurückstreuung von Strukturen hinter dem Kristall. Für den Kanal 50 wird die gleiche Modellanordnung verwendet, jedoch für den Energiebereich E2 und das entsprechende Erfassungsfenster W2.
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Der Kanal 46 modelliert den Bilderzeugungsprozess für Photonen, die aus dem Energiebereich E2 emittiert werden, in dem Patienten gestreut werden und dann in dem Erfassungsfenster niedrigerer Energie W1 erkannt werden. Da Compton-Streuung die Energie verringert, kann Streuung von Emissionen höherer Energie zu Erkennungen in dem Erfassungsfenster niedrigerer Energie beitragen. Einige Emissionen höherer Energie werden in dem Patienten gestreut, also ist das Streuungsmodell 34 für eine separate Modellierung der Streuung 34 aus E2 zum Energiebereich S vorgesehen. Der Energiebereich S bezieht sich auf den Energiebereich, in welchem gestreute Photonen aus dem Emissionsenergiebereich E2 zu erkannten Photonen in dem Erfassungsfenster W1 beitragen können. Diese gestreuten Photonen dämpfen eine Fortbewegung in dem Patienten, also wird die Dämpfung für den Energiebereich S modelliert 36. Die gestreuten Photonen treffen auf den Kollimator und Detektor, also wird auch die Kollimator-Detektor-Antwortfunktion für die Auswirkungen von S auf W1 modelliert 38.
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Der Kanal 48 modelliert den Bilderzeugungsprozess für Photonen, die vom Energiebereich E2 emittiert werden, in dem Patienten nicht gestreut werden und dann in dem Erfassungsfenster niedrigerer Energie W1 erkannt werden. Die Verringerung in der Energie resultiert aus der Kollimator-Streuung, der teilweisen Deposition im Kristall und der Rückstreuung von Strukturen hinter dem Kristall. Da die Photonen nicht in dem Patienten gestreut sind, ist im Kanal 48 kein Streuungsmodell 34 vorgesehen. Die Dämpfung für den höheren Energiebereich E2 wird modelliert 36, und die Kollimator-Detektor-Antwortfunktion, welche die Auswirkungen von E2 auf W1 modelliert, wird in diesem Kanal 48 modelliert 38.
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In dem Beispiel von 2 schließt das Modell des Bilderzeugungsprozesses die Auswirkungen des hohen Energiebereiches E2 auf das Erfassungsfenster der niedrigen Energie W1 ein. Die Verringerung der Energie resultiert sowohl aus der Streuung in dem Patienten als auch den Interaktionen in der Kamera. Die Streuung in dem Patienten wird im Kanal 46 modelliert und die Interaktionen in der Kamera werden sowohl im Kanal 46 als auch im Kanal 48 modelliert. Der Unterschied zwischen Kanal 46 und 48 ist, ob die Photonen in dem Patienten gestreut sind oder nicht. Das Erfassungsfenster 40 stellt erkannte Photonen in W1 von (1) Emissionen aus dem niedrigen Energiebereich E1, einschließlich sowohl primärer als auch gestreuter Photonen, (2) Streuung im Patienten mit anschließenden Kollimator-Detektor-Interaktionen für Emissionen aus dem hohen Energiebereich E2 und (3) Emissionen aus dem höheren Energiebereich E2 direkt zu Kollimator-Detektor-Interaktionen (ungestreut im Patienten) dar. In alternativen Ausführungsformen sind einer oder beide der Kanäle 46 und 48 nicht vorgesehen.
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Bezugnehmend auf 1 wird in Schritt 24 ein Bild des Patienten oder eines Teils des Patienten aus der Rekonstruktion erzeugt. Die Rekonstruktion stellt Voxelwerte bereit, welche die Aktivitätskonzentration darstellen. Die Verteilung in zwei oder drei Dimensionen der Aktivitätskonzentration in dem Objekt wird rekonstruiert. Alternativ dazu erfolgt die Rekonstruktion direkt in dem Bildraum, wie z.B. das Rekonstruieren der Aktivitätskonzentration für eine Ebene oder Projektion auf eine Ebene.
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Aus dem rekonstruierten Objekt (z.B. der ganze Patient oder ein Teil des Patienten) wird ein Bild erzeugt. In einer Ausführungsform werden Daten für eine oder mehrere Ebenen (z.B. multiplanare Rekonstruktion) aus einem Volumen oder Voxeln extrahiert (z.B. ausgewählt und/oder interpoliert) und zum Erzeugen eines zweidimensionalen Bildes oder zweidimensionaler Bilder verwendet. In einer anderen Ausführungsform wird dreidimensionales Rendering durchgeführt. Projektion oder Oberflächendarstellung wird zum Erzeugen einer Darstellung des Volumens oder eines Teils des Patienten aus einer gegebenen Ansichtsrichtung auf dem zweidimensionalen Bildschirm verwendet.
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Das Bild ist ein quantitatives SPECT-Bild. Es kann jegliche quantitative SPECT-Bildgebung vorgesehen sein, wie z.B. das Bereitstellen eines Bildes, bei welchem der Benutzer einen Wert für die Aktivitätskonzentration für jeden ausgewählten, in dem Bild dargestellten Ort bestimmen kann. Alternativ dazu ist das Bild ein qualitatives SPECT-Bild, das eine relative Aktivitätskonzentrationsverteilung in dem Patienten angibt. Jegliches SPECT-Bild kann allein, benachbart zu einem Computertomographie(CT)-Bild oder überlagert auf einem CT-Bild (z.B. Farbe für SPECT und Graustufen für Computertomographie) angezeigt werden. Es können multimodale Bilder mit Magnetresonanz, Ultraschall, Röntgen oder anderen Modalitäten verwendet werden.
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Wenn zwei oder mehr Tracer verwendet werden, können die unterschiedlichen Tracer mit unterschiedlichen physiologischen Funktionen assoziiert werden. Wenn die Tracer eine unterschiedliche Emissionsenergie aufweisen, kann das Dual-Energie-Bild die räumliche Verteilung und/oder Aktivitätskonzentration für die unterschiedlichen Funktionen zeigen. Ähnlich kann eine Aufnahmeverteilung und Therapiedosisverteilung von einem gleichen Multi-Energieemissions-Tracer dargestellt sein.
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3 zeigt ein System für die SPECT-Bildgebung mit multiplen Emissionsenergien. Das System implementiert das Verfahren von 1, das Modell von 2 oder ein anderes Verfahren und/oder Modell.
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Das System beinhaltet ein SPECT-System 10, einen Prozessor 12, einen Speicher 14 und eine Anzeige 16. Der Prozessor 12, der Speicher 14 und/oder Anzeige 16 sind Teil des SPECT-Systems 10 oder liegen separat vor (z.B. ein Computer oder Arbeitsplatz). Es können zusätzliche, unterschiedliche oder weniger Komponenten vorgesehen sein. Zum Beispiel ist das System ein Computer ohne das SPECT-System 10. Als ein weiteres Beispiel sind eine Benutzereingabe, ein Patientenbett oder andere SPECT-bezogene Geräte vorgesehen. Zu weiteren Teilen des Systems können Stromversorgungen, Kommunikationssysteme und Benutzerschnittstellensysteme zählen.
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Das SPECT-System 10 beinhaltet einen Detektor 18. Es können auch andere Komponenten vorgesehen sein, wie z.B. ein Kollimator. Es kann jegliches derzeit bekanntes oder später entwickeltes SPECT-System 10 verwendet werden.
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Der Detektor 18 ist eine Gammakamera, die mit einer Gantry verbunden ist. 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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Das SPECT-System 10 erkennt, unter Verwendung des Detektors 18, Emissionen von dem Patienten 22 zum Messen einer Aufnahme oder physiologischen Funktion. Der Detektor 18 erkennt Emissionen bei unterschiedlichen Energien e1, e2 von dem Patienten 22, erkennt jedoch möglicherweise nur für einen Energiebereich. Für die Bildgebungsaufnahme bei einem Patienten erkennt der Detektor 18 Emissionen von dem Patienten. Die Emissionen finden von jeglichem Ort in einer endlichen Quelle (d.h. der Patient) aus 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 größere Zahl von Emissionen von Orten dieser Art von Gewebe oder Reaktion statt.
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Das SPECT-System 10 ist, unter Verwendung des Prozessors 12 oder eines anderen Prozessors, zum Rekonstruieren des abgebildeten Volumens aus den erkannten Daten konfiguriert. Es kann jegliche Rekonstruktion zum Schätzen der Aktivitätskonzentration oder Verteilung des Tracers oder der Tracer in dem Patienten verwendet werden. Der Prozessor 12 führt die Rekonstruktion durch oder das SPECT-System 10 weist einen anderen Prozessor auf, der die Rekonstruktion durchführt. Zum Rekonstruieren greift das SPECT-System 10 auf die erkannten Emissionsereignisse aus dem Speicher 14, vom Detektor 18 oder aus Puffern zu.
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Die durch den Prozessor 12 verwendete Vorwärtsprojektion beinhaltet ein Modell, welches zwei oder mehr Emissionsenergiebereiche separat behandelt. Das Modell berücksichtigt die Streuung in dem Patienten, die Dämpfung in dem Patienten und die Kollimator-Detektor-Antwort in Abhängigkeit von der Energie. Es sind unterschiedliche Modelle für unterschiedliche Energien vorgesehen und/oder ein gegebenes Modell berücksichtigt Unterschiede aufgrund unterschiedlicher Energielevel. In einer Ausführungsform werden die mehreren Zählungen, die durch die unterschiedlichen Erfassungsfenster bereitgestellt werden, zusammen verwendet, um die Zählung zu erhöhen, wodurch das Rauschen in dem resultierenden rekonstruierten Bild verringert wird. In einer weiteren Ausführungsform berücksichtigt das Modell die Auswirkungen von Emissionen aus den höheren Energiebereichen auf ein Erfassungsfenster für niedrigere Energie aufgrund von Streuung in dem Patienten und Interaktionen in der Kamera.
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Der Prozessor 12 erzeugt ein oder mehrere Bilder basierend auf der Rekonstruktion. Jegliches gegebenes Bild stellt die Emissionen von den zwei oder mehr Energien dar. Die unterschiedlichen Erfassungsfenster können zum Reduzieren des Rauschens durch eine Erhöhung der erkannten Zählungen von dem radioaktiven Tracer verwendet werden. Wenn mehrere radioaktive Tracer verwendet werden, können Bilder für die unterschiedlichen radioaktiven Tracer unterschiedlich erzeugt werden, wie z.B. in benachbarten Darstellungen (z.B. ein Bildschirm mit Rendering vom radioaktiven Tracer A neben dem Rendering vom radioaktiven Tracer B) oder durch Farbcodierung. In wieder einer anderen Ausführungsformen stellt das Bild Emissionen aus einem Energiebereich dar, jedoch berücksichtigt die dargestellte Aufnahme oder Aktivitätskonzentration eine unerwünschte Erkennung in diesem Energiebereich, die durch Streuung von Emissionen in dem höheren Energiebereich verursacht wird.
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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 Erzeugen eines Bildes. 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 Rekonstruieren von Schritt 22 und das Erzeugen eines Bildes von Schritt 24. Der Prozessor 12 ist durch Software, Firmware und/oder Hardware zum separaten Rekonstruieren mit Modellen des Bilderzeugungsprozesses für unterschiedliche Energiebereiche und/oder Erfassungsfenster konfiguriert.
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Die erkannten Emissionsereignisse, Energielevel, Ort oder andere SPECT-Erkennungsinformationen werden im Speicher 14 gespeichert. Der Speicher 14 kann Daten in unterschiedlichen Stadien der Verarbeitung speichern, wie z.B. Zählungen, Rohdaten, welche erkannte Ereignisse ohne eine weitere Verarbeitung darstellen, gefilterte oder schwellenwertbegrenzte Daten vor der Rekonstruktion, rekonstruierte Daten, gefilterte Rekonstruktionsdaten, Systemmatrix, Projektionsdaten, Schwellen, ein anzuzeigendes Bild, ein bereits angezeigtes Bild, eine Vorwärtsprojektion, eine Rückwärtsprojektion, ein Maß der Vollständigkeit der Rekonstruktion oder andere Daten. Die Daten werden in jeglichem Format gespeichert. Der Speicher 14 ist ein Puffer, Cache, RAM, ein entfernbares Medium, eine Festplatte, magnetische Platte, optische Platte, eine 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 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. Die Anzeige 16 zeigt ein Bild des rekonstruierten funktionellen Volumens an, wie z.B. das Zeigen einer Aktivitätskonzentration in Abhängigkeit vom Ort. Die Aufnahmefunktion der Gewebe des Patienten ist in dem Bild dargestellt. Es kann die Aufnahme für unterschiedliche Tracer, die unterschiedliche Energielevel aufweisen, 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. Aufnahmewerte und/oder eine Änderung im Aufnahmewert. Es können auch andere Quantitäten bestimmt werden, wie z.B. ein/e durchschnittliche/r Aufnahmewert oder Aktivitätskonzentration für eine Region, ein maximaler Aufnahmewert, ein Spitzenaufnahmewert in einer vorbestimmten Volumeneinheit, eine Varianz in der Aktivitätskonzentration oder ein Gesamtaufnahmewert.
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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.
