HU231311B1 - Eljárás, rendszer és tárolóeszköz rekonstrukció végrehajtására több fotocsúccsal kvantitatív egyfotonos emissziós komputertomográfiánál - Google Patents
Eljárás, rendszer és tárolóeszköz rekonstrukció végrehajtására több fotocsúccsal kvantitatív egyfotonos emissziós komputertomográfiánál Download PDFInfo
- Publication number
- HU231311B1 HU231311B1 HU1700023A HUP1700023A HU231311B1 HU 231311 B1 HU231311 B1 HU 231311B1 HU 1700023 A HU1700023 A HU 1700023A HU P1700023 A HUP1700023 A HU P1700023A HU 231311 B1 HU231311 B1 HU 231311B1
- Authority
- HU
- Hungary
- Prior art keywords
- projection
- emissions
- photopeaks
- during
- reconstruction
- Prior art date
Links
- 238000002603 single-photon emission computed tomography Methods 0.000 title claims description 72
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 42
- 238000003860 storage Methods 0.000 title claims description 36
- 230000008569 process Effects 0.000 title description 8
- 230000000694 effects Effects 0.000 claims description 29
- 238000009826 distribution Methods 0.000 claims description 17
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 8
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 claims description 5
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 claims 2
- 239000000700 radioactive tracer Substances 0.000 description 16
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 14
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 14
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 12
- 230000008859 change Effects 0.000 description 6
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 description 4
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 4
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 4
- 239000013078 crystal Substances 0.000 description 3
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 3
- 238000009877 rendering Methods 0.000 description 3
- 230000004044 response Effects 0.000 description 3
- 238000005316 response function Methods 0.000 description 3
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 3
- 230000037396 body weight Effects 0.000 description 2
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 2
- 238000013461 design Methods 0.000 description 2
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 2
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 2
- 230000035790 physiological processes and functions Effects 0.000 description 2
- 101100379079 Emericella variicolor andA gene Proteins 0.000 description 1
- 238000007476 Maximum Likelihood Methods 0.000 description 1
- 208000029343 Schaaf-Yang syndrome Diseases 0.000 description 1
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 238000005842 biochemical reaction Methods 0.000 description 1
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 1
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 1
- 239000012141 concentrate Substances 0.000 description 1
- 238000013499 data model Methods 0.000 description 1
- 238000006731 degradation reaction Methods 0.000 description 1
- 230000008021 deposition Effects 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000009206 nuclear medicine Methods 0.000 description 1
- 230000035515 penetration Effects 0.000 description 1
- 238000011002 quantification Methods 0.000 description 1
- 239000012217 radiopharmaceutical Substances 0.000 description 1
- 229940121896 radiopharmaceutical Drugs 0.000 description 1
- 230000002799 radiopharmaceutical effect Effects 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/037—Emission tomography
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/48—Diagnostic techniques
- A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/5205—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of raw data to produce diagnostic data
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
- G01T1/2006—Measuring radiation intensity with scintillation detectors using a combination of a scintillator and photodetector which measures the means radiation intensity
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
- G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
- G06T11/006—Inverse problem, transformation from projection-space into object-space, e.g. transform methods, back-projection, algebraic methods
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
- A61B6/4241—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using energy resolving detectors, e.g. photon counting
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2211/00—Image generation
- G06T2211/40—Computed tomography
- G06T2211/408—Dual energy
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2211/00—Image generation
- G06T2211/40—Computed tomography
- G06T2211/424—Iterative
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Surgery (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Pathology (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Algebra (AREA)
- Mathematical Analysis (AREA)
- Mathematical Optimization (AREA)
- Mathematical Physics (AREA)
- Pure & Applied Mathematics (AREA)
- Nuclear Medicine (AREA)
Description
715618/MK
Eljárás, rendszer és tárolóeszköz rekonstrukció végrehajtására több fotocsúccsal kvantitatív egyfotonos emissziós komputertomográfiánál
Műszai háttér
A leírásban megadott megoldások egyfotonos emissziós komputertomográfiára (SPECT) vonatkoznak. A SPECT képalkotás során radioizotópot vagy radio-nyomjelzőt használnak egy betegben a fiziológiai funkciók meghatározásához. A radioizotóp térbeli eloszlását a kvalitatív SPECT-nél az emissziós beütésszámok alapján képezik le. A kvantitatív SPECTnél az aktivitás koncentrációt vagy a test szöveteiben a radio-nyomjelző fajlagos felvételét mérik. Az aktivitás koncentráció (azaz a radio-nyomjelző koncentráció különböző helyeken) rekonstruálható a detektált emissziók alapján. A SPECT-nél a különböző modellezések és ismeretlenek alapján a kvantitatív SPECT általános használata korlátozott. A kvantitatív SPECT például az iparban csak Tc-99m-mel használatos, amelynek egyetlen emissziós fotocsúcsa (ill. energia csúcsa) van.
A nukleáris gyógyászatban számos izotópot (pl. Lu-177, In-111, Sm-153) használnak, amelyek több fotocsúccsal rendelkeznek. A kvalitatív SPECT-nél több fotocsúcsos radioizotóp használata esetén mindegyik fotocsúcs rekonstrukciója külön történik, és mindegyik fotocsúcs külön rekonstruált térfogatot eredményez. A rekonstruált voxeleket (térbeli pixeleket) ezután összegzik a jel/zaj viszony javítás érdekében. A rekonstrukció kimeneti eredményeinek összegzése azonban a kvantitatív SPECT esetén nem használható. A kimeneti aktivitás koncentrációk összegzése a különböző fotocsúcsoknál nem ad pontos aktivitás koncentráció értéket a kvantifikáláshoz. Ilyen megoldás ismerhető meg pl. az US 2007/0183642 sz. US közzétételi iratból. Ennél a megoldásnál egy SPECT detektorral detektálják a betegből érkező emissziókat, ahol az emissziók egy több fotocsúcsos izotóp különböző fotocsúcs tartományába esnek;
a különböző fotocsúcs tartományok közül az elsőnél, az emissziókból történő rekonstrukció során előrevetítenek;
a különböző fotocsúcs tartományok közül a másodiknál, az emissziókból történő rekonstrukció során előrevetítenek;
az emissziókból történő rekonstrukció során visszavetítenek, ahol visszavetítés során kombinálják az első és második fotocsúcs tartomány visszacsatolását. Ennél az ismert megoldásnál azonban a több fotocsúcs gradienseinek konjugáltját nem kombinálják, és ezt a kombinációt nem használják föl a rekonstrukció során a képalkotáshoz, ezért a rekonstruált kép minősége gyengébb.
Rövid összefoglalás
A találmány feladata tehát olyan rekonstrukciós eljárás, rendszer, valamint a rekonstrukciós eljárás megvalósító utasításkódokat tartalmazó tárolóeszköz megadása, amelynél a rekonstruált kép jobb minősége biztosítható. Ez a feladat az 1. és 20. igénypont szerinti eljárással, a 18. igénypont szerinti rendszerrel és a 12. igénypont szerinti tárolóeszközzel oldható meg. A találmány szerinti eljárással, rendszerrel és tárolóeszközzel a technika állásához képest biztosítható a rekonstruált SPECT kép jobb minősége azáltal, hogy a visszavetítési lépés során a több fotocsúcs gradienseinek konjugáltját kombináljuk.
Bevezetésként az alábbiakban leírt előnyös kiviteli példák rekonstrukciós eljárásra, rendszerre és a rekonstrukciós eljárás megvalósító utasításkódokat tartalmazó, számítógéppel olvasható nem átmeneti eszközre vonatkoznak több fotocsúcsos kvantitatív SPECT-nél. A több fotocsúcs kombinálása a rekonstrukción belül vagy annak részeként történik, és nem a rekonstrukció után. A rekonstrukciót iteratív módon végezzük úgy, hogy a több fotocsúcsnál a kombinálást a rekonstrukció során az iterációs hurokban végezzük, mint például a különböző fotocsúcsok visszavetített visszacsatolásának kombinálásával a térfogat frissítéséhez.
Egy első változat szerint rekonstrukciós eljárást adunk meg kvantitatív SPECT-hez több fotocsúccsal. Egy SPECT detektor detektálja a betegből érkező emissziókat. Az emissziók egy izotóp különböző fotocsúcs tartományaiban több fotocsúccsal rendelkeznek. A rekonstrukció során a különböző fotocsúcs tartományok közül az első és második tartományban előrevetítést hajtunk végre. A visszavetítés kombinálja az első és második fotocsúcs tartomány visszacsatolását. A visszavetítés során a több fotocsúcs gradienseinek konjugáltját kombináljuk, és a rekonstrukció függvényében képet állítunk elő.
Egy második változat szerint számítógéppel olvasható nem átmeneti tárolóeszközt adunk meg, amelyen programozott processzorral végrehajtható utasítások vannak eltárolva SPECT-hez több emissziós energiával a rekonstrukciós eljárás végrehajtására. A tárolóeszköz utasításokat tartalmaz az egyes emissziós energiáknál a különálló projekcióhoz, az energiákhoz tartozó operátorokkal, és a több emissziós energia projekciós eredményeiből a gradiensek kombinálásához.
Egy harmadik változat szerint egy kvantitatív SPECT rendszert adunk meg a rekonstrukciós eljárás megvalósítására. Egy detektor detektálja egy első és második fotocsúcsnál emittáló izotóp emisszióit az első és második fotocsúcsnál. Egy megfelelően kialakított processzor az emissziókból rekonstruálja az emissziók eloszlását három dimenzióban. A rekonstrukció konjugált gradienst használ, ahol a konjugált gradiens az első és második fotocsúcsnál az emissziók függvénye. Egy megfelelően kialakított kijelző kijelzi a rekonstrukció során kapott képet.
A találmányt az igénypontok határozzák meg, és a leírásban megadott kiviteli példák nem használhatók fel az igénypontok korlátozására. A találmány további változatait és előnyeit az alábbiakban tárgyaljuk az előnyös kiviteli példák alapján, és ezek később függetlenül vagy egymással kombinálva is igényelhetők.
Az ábrák rövid ismertetése
Az alkotóelemek és az ábrák nem szükségszerűen arányosak, a hangsúly inkább a találmány elvének a bemutatásán van. Ezenkívül, az ábrákon azonos hivatkozási jelek azonos elemeket jelölnek.
Az 1. ábra egy folyamatábra a kvantitatív SPECT képalkotó eljárás egy kiviteli példájához több fotocsúccsal; és a
2. ábra egy kiviteli példa szerinti rendszer blokkvázlata egy kvantitatív SPECT képalkotó eljáráshoz több fotocsúccsal.
A rajz és az előnyös kiviteli példák részletes leírása
A rekonstrukciót több fotocsúccsal hajtjuk végre. A rekonstrukció során a különböző fotocsúcsokból származó visszacsatolások kombinálásával egy képet rekonstruálunk a kvantitatív SPECT-hez. Az eredő képnél pontosabb lehet az aktivitás koncentráció vagy a fajlagos felvett érték, mint az egy fotocsúcsos radioizotóp esetében. A több fotocsúcsos fotonszámokból készült rekonstrukció kombinált módon javíthatja a jel/zaj viszonyt, a képminőséget és a SPECT képalkotás kvantitatív pontosságát.
Az egyes fotocsúcsoknál a kép térfogatot előrevetítjük és visszavetítjük egy fotocsúcs specifikus rendszer mátrix-szal vagy projekciós operátorokkal (pl. a csillapítás korrekciót, szórás korrekciót, pont válaszfüggvényt és/vagy érzékenységet modellező projekciós operátorokkal). A több fotocsúcs visszavetítéséből származó negradienseket kombináljuk. A kép térfogatot frissítjük a kombinált negradiensekből származó konjugált gradiens hozzáadásával. A frissítéshez a konjugált gradienst megszorozzuk egy optimális lépés mérettel a kombinált negradiensek alapján.
Ez a rekonstrukciós séma több fotocsúcsot kombinál egy kép térfogatban a kvantitatív SPECT-hez. Az egyes fotocsúcsoknál a rendszer mátrixszal vagy a projekciós operátorokkal végzett projekció és a több fotocsúcsos visszacsatolás kombinálása megfelel a több fotocsúcs kvantitatív összegzésekor jelentkező kihívásnak, ahol a hagyományos eljárások csődöt mondanak.
Az 1. ábrán egy folyamatábra látható a kvantitatív SPECT eljárás egy kiviteli példájához több fotocsúccsal. A fotocsúcsok a radioizotóp emissziós energia spektrumában látható csúcsok. A rekonstrukció során a különböző fotocsúcsokból származó információ kombinálásával egyetlen kép vagy térfogat rekonstruálható. Az információ kombinálásához a különböző fotocsúcsoknál előre- és visszavetítünk, és a több fotocsúcsból nyert információ gradiensét kombináltjuk a kép vagy objektum térfogat frissítéséhez az egyes iterációknál.
Az eljárást egy adott betegnél egy adott szkennelés során alkalmazzuk. A beteg tartalmaz egy radio-nyomjelzőt egy izotóppal, amely különböző fotocsúcsoknál energiát emittál. Az emissziókat a különböző fotocsúcsokhoz tartozó különböző energia tartományokban detektáljuk. A SPECT rendszer kvantitatív SPECT eljárást hajt végre a különböző fotocsúcsoknál az emissziók alapján.
Az eljárási lépéseket pl. a 2. ábra szerinti rendszer hajtja végre. A 20 lépésben egy detektor, például egy gamma kamera detektálja az emissziókat. Egy processzor, például egy SPECT rendszer számítógép elvégzi a rekonstrukciót a 22 lépésben. A processzor vagy egy grafikus feldolgozó egység képet generál a 28 lépésben.
További, eltérő vagy kevesebb lépés is végrehajtható. Például a 20 lépésre nincs szükség, ha a detektált emissziók el vannak tárolva vagy egy tárolóból vannak betöltve. Egy másik példánál a 28 lépésre nincs szükség, ha a rekonstruált objektumot a képalkotás helyett más célra használjuk, például egy mennyiség kiszámítására. Más példáknál a beteg elhelyezésére vonatkozó lépéseket, SPECT szkenner konfigurációs lépéseket, a detektor beteg körüli forgatására vonatkozó lépéseket és/vagy SPECT képalkotási lépéseket alkalmazunk. A lépéseket az 1. ábrán látható sorrendben vagy a megadott példák szerint hajtjuk végre.
A 20 lépésben a betegből érkező emissziókat detektáljuk. Az aktivitás koncentrációt a radio-nyomjelzőt kapott betegben egy kvantitatív SPECT rendszerrel végzett rekonstrukció részeként határozzuk meg. A radio-nyomjelző betegbe fecskendezése vagy bevitele után a beteget a detektor közelébe helyezzük és/vagy a detektort a beteg közelébe helyezzük. A betegben lévő radio-nyomjelzőből érkező emissziókat idő szerint detektáljuk. A detektor előtti kollimátor korlátozza a SPECT detektorral detektált fotonok irányát úgy, hogy az egyes detektált emissziók megfelelnek egy energiának és vonalnak vagy kúpnak azokról a helyekről, ahonnan az emissziók kiléptek. A detektorhoz tartozó vonal vagy kúp oldalirányú helyzete szintén meghatározható. A SPECT detektor a beteghez képest elforgatható vagy mozgatható, ami lehetővé teszi az emissziók detektálását a különböző szögekből és/vagy helyekről a betegben.
A SPECT detektor fotosokszorozó csöveket vagy más szcintillációs kristállyal bevont foton detektorokat tartalmaz. A fotosokszorozó csövek négyszög alakú vagy más rács mentén vannak elrendezve kétdimenziós sík elrendezésben a gamma sugárzás detektálására. Másfajta detektorok is használhatók, így például bármely gamma detektor.
Az emissziók különböző energiájú vagy fotocsúcsos emissziók. Az energiákat két vagy több tartományban detektáljuk, ahol az egyes energia tartományok az egyes fotocsúcsoknak felelnek meg. Az energiák kiválasztott tartományokba esnek, amelyek egy folytonos energia spektrum tartományai, különböző nagyobb fotocsúcsokhoz és/vagy különböző kisebb fotocsúcsokhoz tartoznak. Például az I-123 esetén egyetlen fő emissziós energia csúcs van 159 keV-nál és több kisebb emissziós energia csúcs. Egyetlen fotocsúcshoz tartozó energia ablak helyett a 159 keV körül, két emissziós energia tartományt detektálunk - egyet a 159 keV-os emissziós energia csúcsnál és egy másikat az összes többi emissziós energia csúcsnál. Egy másik példánál, egy radionuklidot használunk különböző emissziós energiákkal. Például Lu-177 vagy In-111 is használható. Lu-177 113 keV-os és 208 keV-os fotocsúcsokkal emittál. Az emissziókat ezen fotocsúcsok körüli energia tartományokban detektáljuk. A vizsgált fotocsúcs körüli energia tartományon belül más fotocsúcs is bevonható a vizsgálatba.
Energiaküszöb alkalmazásakor a különböző fotocsúcsokhoz vagy azoknak megfelelő energia tartományokhoz tartozó emissziók el vannak választva. A különböző energia tartományok mindegyikében különböző beütésszám halmazt hozunk létre. Például két fotocsúcshoz vagy a fotocsúcsok körüli tartományokhoz két emissziós beütésszám halmazt hozunk létre. A különböző fotocsúcsok körül három vagy több emissziós tartomány használható. Az egyes emisszió halmazok az adott fotocsúcs mért projekciós adatainak halmazát jelentik.
A 22 lépésben elvégezzük a rekonstrukciót a kapott projekciós adatok felhasználásával. A projekciós adat a detektált emissziót jelenti. Egy SPECT rendszer processzora rekonstruálja a képet vagy objektumot, amely a betegben az emisszió eloszlást reprezentálja. Az egyes helyeken (pl. voxel) a nyomkövető-felvétel mennyisége megbecsülhető a rekonstrukció részeként. A SPECT képalkotó rendszer megbecsüli a befecskendezett radiofarmakon vagy nyomkövető anyag aktivitás koncentrációját a különböző helyeken. A kvantitatív SPECT-nél a cél a betegbe befecskendezett és ott felszívódott nyomkövető (pl. izotóp) aktivitás koncentrációjának megbecsülése kBq/mlben.
Bármely jelenleg ismert rekonstrukciós eljárás használható, így például a legnagyobb valószínűségi várakozás maximalizálás (ML-EM), rendezett részhalmaz várakozás maximalizálás (OSEM), szankcionált súlyozott legkisebb négyzetek (PWLS), legnagyobb a posteriori (MAP), többmódusú rekonstrukció, nem negatív legkisebb négyzetek (NNLS), vagy más megközelítés.
A rekonstrukció iteratív. Az iteratív rekonstrukció előrevetíti a térfogat vagy kép (pl. objektum tér) aktuális becslését a projekciós térbe a rendszer mátrix vagy a detektálást reprezentáló előrevetítők segítségével. Mivel a detektált emissziók a projekciós térben vannak (pl. általában ismert helyen nem három, hanem két dimenzióban), az aktuális térfogat előrevetítését összehasonlítjuk a detektált vagy mért emissziókkal. Az összehasonlítás pontosságát egy merit függvénnyel (pl. ML-EM vagy NNLS) ellenőrizzük. Ha az eredmény elegendően pontos és/vagy a pontosság tovább nem növelhető, az iteráció befejeződik, és az aktuális térfogat kerül a kimenetre mint a rekonstruált térfogat. Ha a merit függvény kis vagy növelhető pontosságot jelez, akkor az előrevetítés és a detektált emisszió különbségét visszavetítjük. A visszavetítés eredménye egy gradiens vagy térfogat változás. Az irány és a lépés méret meghatározható a változásból és alkalmazható a térfogat frissítéséhez. A folyamatot ezután megismételjük a rekonstrukció következő iterációjához.
Amikor több fotocsúcsot használunk, akkor a rekonstrukció során az előre- és visszavetítést külön végezzük el mindegyik fotocsúcshoz vagy emissziós energia tartományhoz. Ezzel a szétválasztással is egyetlen térfogatot rekonstruálunk. A különböző fotocsúcsok visszavetítéséből származó gradiens vagy változás kombinálásával frissítjük a térfogat vagy kép teret a több fotocsúcs visszacsatolása alapján.
Az 1. ábrán a rekonstrukciós 22 lépést a 24 lépésben az előrevetítés és a 26 lépésben a visszavetítés ismétlésével hajtjuk végre.
A 24 lépésben a processzor előrevetíti az aktuális képet vagy térfogatot egy projekciós térbe. Az előrevetítés megszorozza a rendszer mátrixot vagy a projekciós operátorokat az aktuális térfogattal a SPECT rendszerrel végzett detektálás emulálásához.
Az előrevetítést külön végezzük el a több energia tartomány vagy fotocsúcs mindegyikénél. Az előrevetítés leírható az alábbi képlettel:
Dt = Htl = atPtAtl (1) ahol i a fotocsúcs indexe, D, a detektált emisszió, H, a rendszer mátrix vagy projekciós operátor (pl. at,Pt,ésAt), ahol at érzékenység, Pt pont válaszfüggvény (PRF), At a csillapítás, és I a kép (pl. térfogat vagy voxel halmaz az objektum térben). A SPECT rendszer működését modellező további, más vagy kevesebb projekciós operátor is használható egy adott beteg és egy adott izotóp esetén. A különböző energia tartományokban vagy fotocsúcsoknál külön elvégzett térfogat előrevetítés eredményeként különböző előrevetített adathalmazok jönnek létre.
A rekonstrukció magában foglalja az operátorok projekcióját (pl. előrevetítő) ami kifejezi a gamma kamera hatását a fotonokra (pl. kollimációs és detektálási folyamat) egy betegnél és egy izotópnál. A rekonstrukció során az előrevetítő tartalmazza a képalkotó folyamat modelljét. A képalkotó modell tartalmazza a fotonok kölcsönhatását a betegekkel (pl. csillapítás és szórás), a kollimációs-detektálási folyamatot (pl. kollimátor detektor válasz - ezen belül kollimátor geometriai válasz, szeptális behatolás és szórás, részleges lerakódás a kristályban és detektor felbontás), és vonatkozó radionuklid tulajdonságokat (pl. emissziós fölöslegek).
A rendszer mátrix az objektum térből a projekciós térbe vetítés matematikai kifejezése (előrevetítő). Néhány SPECT rendszerben, például a kisállatok leképezéséhez használt SPECT-nél, a rendszer mátrix ténylegesen el van tárolva és közvetlenül van felhasználva mindegyik iterációnál a projekciós adat modell számításához az aktivitás eloszlás aktuális becsléséből. A legtöbb klinikai SPECT rendszernél a rendszer mátrix nagyon nagy mérete miatt a rendszer mátrixot nem tárolják. Ehelyett egy sor matematikai projekciós operátor, közös néven előrevetítő, használható mindegyik iterációnál, ami matematikailag szorzást jelent a rendszer mátrixszal.
Egy vagy több projekciós operátor függ az energiától vagy az energia tartománytól. Ennek eredményeként ugyanazon térfogat külön előrevetítése különböző előrevetítést eredményez. A projekciós operátorok bármelyike vagy az azokból képezett rendszer mátrix függhet a fotocsúcsoktól. Két vagy több energiaszintű emisszió esetén, mivel a különböző képlerontó hatások (pl. szórás, csillapítás és/vagy kollimátor-detektor válaszfüggvény) eltérő a különböző energia tartományban, a fotonok képalkotási folyamatát a különböző energia tartományokban külön modellezzük. Egy modell, amely eltérően kezeli a szórást, a csillapítást és/vagy a kollimátor válaszfüggvényt a különböző energia mellett, külön modellt eredményez.
A több diszkrét energia csúcsot emittáló radionuklidoknál egy modell használható egy emissziós csúcshoz vagy több csúcs kombinációjához. Például Lu-177 esetén a 113 keVos és 208 keV-os két fő fotocsúcs mellett 250 keV-os és 321 keV-os két mellék fotocsúcs is megtalálható. A két mellék fotocsúcs körül nem alakíthatunk ki adatgyűjtő energia ablakokat, de az egy vagy több mellék fotocsúcs hozzájárulhat a két fő fotocsúcs körüli két adatgyűjtő energia ablakhoz.
Az előrevetítés eredményeit a merit függvénnyel ellenőrizzük. Bármely rekonstrukciós merit függvény használható, így például a Mighell chi négyzet merit függvény. Az eredményeket ellenőrizzük a ténylegesen detektált emissziók alapján a projekciós vagy szkennelési térben.
Mivel több fotocsúcsot használunk, az előrevetítést mindegyik fotocsúcs vagy emissziós energia tartományban összehasonlítjuk az adott fotocsúcsnál detektált emisszióval. Az összehasonlítások eredményeinek összege, átlaga vagy más kombinációja használható annak eldöntésére, hogy a rekonstrukció befejeződött-e. Az egyik kiviteli példánál a több fotocsúcson alapuló merit függvény az alábbi formában írható fel:
*2 = Σ^Ι - DÍ)TWÍ(HÍI - Dí) (2) ahol X2 a chi négyzet, T a traszponáló, és W, a súlyfüggvény. Bármely súlyfüggvény használható, így például a Mighell's chi négyzet, ha W a D, inverze. A HÍI előrevetítés és a Dí detektált emisszió különbségét súlyozzuk és megszorozzuk a különbség transzponáltjával. Ezt a műveletet mindegyik használt / fotocsúcsra elvégezzük. A különböző fotocsúcsok eredményeit összeadjuk a chi négyzet érték meghatározásához.
Másfajta merit függvények, vagy a különböző emissziós energiák kombinációi is használhatók.
A 26 lépésben egy visszacsatolást visszavetítünk. A visszacsatolást a detektált emisszió és az előrevetítés összehasonlításával számítjuk ki. Ezt a visszacsatolást visszavetítjük a projekciós térből a térfogat kép terébe. A visszacsatolás az összehasonlítás korrekciója vagy különbsége, aránya lehet.
A visszavetítés projekciós operátorokat használ. A rendszer mátrix vagy a projekciós operátorok transzponáltját használjuk a konvertálásra a projekciós térből a kép térbe. Az előrevetítésnél használt projekciós operátorok transzponáltját használjuk. Ahol legalább egy projekciós operátor energia függő, a megfelelő transzponált szintén energia függő. Mivel a visszavetítés transzponáltja energia függő, a különböző fotocsúcsokhoz vagy energia tartományokhoz különböző transzponált projekciós operátort használunk.
A visszavetítéshez használt visszacsatolást is külön határozzuk meg a különböző energia tartományokban vagy fotocsúcsoknál. Az egyes fotocsúcsoknál a processzor visszavetíti a detektált emissziók különbségét az adott fotocsúcsnál az adott fotocsúcson az előrevetítéssel. A detektált emissziók különböző halmazait megfelelően kivonjuk a különböző előrevetítésekből. Például az előrevetítést egy 113 keV-os energia tartományban kivonjuk a 113 keV-os energia tartományban detektált emisszióból, és az előrevetítést egy 208 keV-os energia tartományban kivonjuk a 208 keV-os energia tartományban detektált emisszióból. A visszavetítést külön végezzük el mindegyik emissziós energiánál az adott energia operátorainak megfelelő transzponáltjaival.
A visszavetítés leírható az alábbi képlettel:
G^1'^ = ΣíHlWí(Dí-Hír) (3) ahol Gnew a negradiens. A negradiens az egyes / fotocsúcsoknál a H{ projekciós operátor súlyozott Wí transzponáltjaként számítható a D, detektált emisszió és a Htl előrevetítésből adódó D, - HJ visszacsatolásból. Más függvények is használhatók, így például más gradiens vagy detektált emisszió visszavetítési arány a projekción MLEM-ben.
Az egyes fotocsúcsoknál kapott visszavetítés eredményeket kombináljuk. Az összehasonlítás visszavetítése szolgáltatja a visszajelzést arra vonatkozóan, hogy hogyan kell az aktuális képet vagy térfogatot megváltoztatni a detektált emisszió jobb közelítéséhez. Mivel egyetlen térfogatot használunk, a különböző emissziós energia tartományok visszacsatolásai a térfogathoz kombinált mátrixot képeznek. A kombinációra például a (3) képletben megadott összegzés használható. A különböző fotocsúcsoknál a visszavetítések negradienseit összegezzük.
A kombinált negradiens használható a kép vagy térfogat korrigálására. A korrekció konjugált gradienst használ. Az egyik kiviteli példánál a konjugált gradiens a következőképpen számítható:
(4) ahol egy K°Ld régi konjugált gradienst kombinálunk (pl. összegzünk) az új Gnew gradienssel a Knew új konjugált gradiens képzéséhez. A régi kifejezést az előző, legutóbbi iteráció, az új kifejezést pedig az aktuális vagy következő iteráció értelemben használjuk a rekonstrukciónál. A régi konjugált gradienst γ-val súlyozzuk. γ például az alábbi függvény lehet:
(5) ahol Gold a régi azaz az előző vagy legutóbbi iterációval kapott negradiens.
A konjugált gradiens a több fotocsúcs függvénye, mivel a negradiens a különböző emissziós energia tartományok visszavetítésének függvénye.
A több külön detektált fotocsúcsból kombinált visszacsatolást kifejező konjugált gradiens használható az aktuális térfogat vagy kép korrekciójához. A térfogatot frissítjük annak érdekében, hogy pontosabb képet kapjunk a radioizotóp háromdimenziós eloszlásáról, a projekciós térben detektált emissziók eredményeként. Az egyik kiviteli példánál a frissítés például az alábbiak szerint számolható:
P™ = /0M + +,new (6) ahol x a lépés méret, I°°d az előző vagy régi kép iteráció és Inew a következő vagy új kép iteráció. A konjugált gradiens jelzi a változás irányát a régi képen, és a lépés méret jelzi a változás mértékét. Lépés méret függvényként használható például:
Σι^ΗιΚηβκ)τ0(Ρι ΗιΙ) Σ;ΗΗ;/η6^Η2 (7)
Amint azt a 26 lépésből a 24 lépéshez visszatérő nyíl jelzi, a folyamat ismétlődik a rekonstrukció során egy vagy több iterációnál. A frissített képet vagy térfogatot a 24 lépésben ismét előrevetítjük az egyes fotocsúcsoknál. Az előrevetítés eredményeit a merit függvénnyel ellenőrizzük. Ha a rekonstrukció még nem teljes, akkor meghatározzuk a térfogat frissítéséhez szükséges visszacsatolást a 26 lépésben visszavetítéssel. A fotocsúcsoknál kapott különbségeket visszavetítjük és a különböző energia tartományokban kapott negradienseket kombináljuk az egyetlen térfogat vagy kép korrigálásához. Az iterációkat folytatjuk, amíg a térfogat előrevetítése nem szolgáltat egyezést a detektált emissziókkal.
Amikor a rekonstrukció teljes, egy képet generálunk. A beteg képe vagy a beteg egy részének a képe a 22 lépésben kapott rekonstrukció alapján generálható. A rekonstrukció eredménye megadja az emissziók vagy az emissziós beütésszámok eloszlását a háromdimenziós térben. A kvalitatív SPECT-nél ezt az eloszlást használjuk a kép előállításához. A kvantitatív SPECT-nél minden helyhez (pl. voxelhez) meghatározzuk az aktivitás koncentrációt. A rekonstrukció az aktivitás koncentrációra vonatkozó voxel értékeket ad meg. Az aktivitás koncentrációt a folyékony radionyomjelzőt kapott betegben a funkcionális képalkotó rendszerrel végzett rekonstrukció részeként határozzuk meg. A kvantitatív SPECT-nél a cél a betegbe befecskendezett és ott felszívódott nyomkövető (pl. izotóp) aktivitás koncentrációjának megbecsülése kBq/ml-ben. A projekciós operátorok közé tartozik a kalibrációs információ és a detektor érzékenység, például a rendszer specifikus érzékenysége a betegben használt folyékony radio-nyomjelzővel szemben.
A rekonstrukció után, a processzorral kiszámíthatók a fajlagos felvett értékek (SUV). A rekonstrukciónál az aktivitás koncentráció az egyes helyeken a felvett mennyiséget reprezentálja. Ez a felvett mennyiség az emittált sugárzás mértéke, ezért nem normalizált a betegnek adott sugárzási dózisra. Ezért a különböző időkben a felvétel összehasonlítása nem feltétlenül hasznos, kivéve ha azonos dózist alkalmaztunk. A SUV számításánál a dózisra normalizált felvételt kapjuk, ami lehetővé teszi a különböző mérések összehasonlítását.
A SUV értékét kiszámítjuk minden helyen vagy néhány helyen. A SUV az aktivitás koncentráció függvénye az adott helyen és dózis mellett. Az aktivitás koncentrációt osztjuk a befecskendezett dózis értékkel. Más függvények is használhatók. Például a SUV függhet a beteg testtömegétől vagy más fizikai jellemzőjétől. Az aktivitás koncentrációban kifejezett felvétel nagyságot normalizáljuk a dózisra és a testtömegre.
A rekonstruált objektumról (pl. a beteg egészéről vagy egy részéről) képet állítunk elő. Az egyik kiviteli példánál egy vagy több sík (pl. multiplanáris rekonstrukció) adatait kivonjuk (pl. kiválasztjuk és/vagy interpoláljuk) egy térfogatból vagy a voxelekből és kétdimenziós kép vagy képek előállításához használjuk. Egy másik kiviteli példánál háromdimenziós renderelést hajtunk végre. Projekciós vagy felületi renderelést használunk a térfogat vagy a beteg részének ábrázolására egy adott nézési irányból a kétdimenziós képernyőn.
A kép egy kvantitatív SPECT kép. Bármely kvantitatív SPECT képalkotás használható, így például olyan is, ahol egy képen a felhasználó meghatározhat egy aktivitás koncentráció értéket bármely a képen látható kiválasztott helyre. A kép tartalmazhat a felvétel és/vagy aktivitás koncentráció mennyiséget kifejező szám, szöveg, gráf, grafikus vagy más megjelölést. Ezenkívül a kép egy kvalitatív SPECT kép is lehet, amely jelzi a relatív aktivitás koncentráció eloszlást a betegben.
Bármely SPECT kép kijelezhető önmagában, egy komputertomográfia (CT) kép mellett, egy CT képre rávetítve (pl. ahol a SPECT kép színes és a komputertomográfia kép szürkeárnyalatos). Multi-modalitású képek is használhatók mágneses rezonancia, ultrahang, röntgensugár vagy más modalitással.
A 2. ábrán látható egy SPECT képalkotó rendszer több emissziós energiával. A rendszer egy kvantitatív vagy kvalitatív SPECT rendszer.
A rendszer tartalmaz egy SPECT 10 rendszert, egy 12 processzort, egy 14 tárolót és egy 16 kijelzőt. A 12 processzor, a 14 tároló és/vagy a 16 kijelző a SPECT 10 rendszer részét képezi vagy különálló (pl. számítógép vagy munkaállomás) egységeket képez. Egy további lehetséges kialakításnál például a rendszer egy számítógép SPECT 10 rendszer nélkül. Egy másik példánál felhasználói adatbevitel, betegágytól vagy más SPECT vonatkozású készüléktől érkező adat is használható. A rendszer más részei tartalmazhatnak tápegységet, kommunikációs rendszert, és felhasználói interfészt.
A SPECT 10 rendszer tartalmaz egy 18 detektort. Más összetevő, így például kollimátor is használható. A SPECT 10 rendszer bármely ismert változata használható.
A 18 detektor egy gamma kamera, amely tartókerethez van rögzítve. A gamma kamera egy sík foton detektor, amelynek kristálya vagy szcintillátora van fotosokszorozó csövekkel vagy más optikai detektor. A tartókeret forgatja a gamma kamerát a beteg körül. A beteg szkennelése közben az emissziós eseményeket a kamerával a beteghez képest különböző helyzetekben vagy szögekben detektáljuk.
A SPECT 10 rendszer a 18 detektorral detektálja a 32 betegből érkező emissziókat a felvétel vagy a fiziológiai funkciók méréséhez. A 18 detektor különböző e1 és e2 energia tartományokban detektálja a 32 betegből érkező emissziókat. Az energia tartományok különböző fotocsúcsoknak felelnek meg, mint például fő és/vagy mellék fotocsúcsoknak. Más kiviteli példáknál a különböző vagy több energia tartomány átfed, vagy nem fed át, és/vagy az energia spektrum egyes részeiben nem tartalmaz fotocsúcsot. A betegben a felvétel leképezéséhez a 18 detektor a 32 betegből érkező emissziókat detektálja. Az emissziók egy véges forrás (pl. a beteg) bármely helyéről érkezhetnek. A radionyomjelző a betegben bizonyos speciális szövetfajtába vagy egy speciális biokémiai reakció helyére vándorol, ahhoz kötődik vagy ott más módon koncentrálódik. Ennek eredményeként az ilyen szövet vagy reakció helyén nagyobb számú emisszió várható.
A 18 detektor például energiaküszöb-értékeket használ az emissziós energia detektálására a több energia tartományban. A különböző emissziós energia tartományokban az emissziókat külön számoljuk.
A 12 processzor egy általános processzor, digitális jelfeldolgozó processzor, grafikai feldolgozó egység, alkalmazás-specifikus integrált áramkör, a felhasználás helyén programozható kapuelrendezés, digitális áramkör, analóg áramkör, ezek kombinációja, vagy más jelenleg ismert eszköz az emissziós információ feldolgozására. A 12 processzor funkciói megvalósíthatók egyetlen eszközzel, több eszközzel vagy egy hálózattal. Több mint egy eszköz esetén párhuzamos vagy szekvenciálisan osztott feldolgozás használható. A 12 processzort alkotó különböző eszközök különböző funkciókat láthatnak el, így például az egyik processzor (pl. alkalmazás-specifikus integrált áramkör vagy a felhasználás helyén programozható kapuelrendezés) használható a rekonstrukcióra és egy másik (pl. a grafikus feldolgozó egység) a kép előállítására. Az egyik kiviteli példánál a 12 processzor a SPECT 10 rendszer vezérlő processzora vagy más processzora. Más kiviteli példáknál a 12 processzor egy különálló munkaállomás vagy számítógép része.
A 12 processzor eltárolt utasítások alapján működik, és közben végrehajtja az itt leírt lépéseket, mint például a 22 lépésben a rekonstrukciót és a 28 lépésben a kép előállítását. A 12 processzor működését szoftver, firmware és/vagy hardver vezérli, miközben a különböző energia tartományokba eső emissziókból rekonstruálja a térfogatot vagy objektumot. A több fotocsúcsból kapott visszacsatolást vagy információt kombináljuk vagy használjuk az objektum egyetlen térfogati reprezentációjának korrekciójához. A kombinációt a rekonstrukció részeként hajtjuk végre, például az iterációs hurokban.
A SPECT 10 rendszer 12 processzort vagy más processzort használ a leképezett térfogat rekonstruálásához a detektált adatokból. A betegben az aktivitás koncentráció vagy nyomjelző eloszlás becsléséhez bármely, a leírásban megadott rekonstrukció használható. A SPECT 10 rendszer hozzáfér a detektált emissziós eseményekhez a 14 tárolóban, a 18 detektornál vagy pufferben a rekonstrukcióhoz.
A detektált emissziókat használjuk a radioizotóp eloszlás háromdimenziós rekonstrukciójához. Iteratív előre- és visszavetítést használunk mindaddig, amíg egy merit függvény nem jelzi, hogy a rekonstrukció teljes. Mivel az emissziókat külön számláljuk a különböző emissziós energia tartományokban vagy fotocsúcsoknál, az előreés visszavetítés műveletet külön hajtjuk végre minden egyes energia tartományban vagy fotocsúcsnál. A visszavetítés részeként vagy a visszavetítés eredményét használó térfogat frissítés vagy az eloszlás aktuális becslés frissítés részeként a különböző energia tartományok visszacsatolását használjuk. Például a visszavetítés alapján konjugált gradienst számítunk és használunk az eloszlás aktuális becslésének frissítésére. A konjugált gradiens a különböző energia tartományokban vagy a fotocsúcsoknál detektált emissziók és az előrevetített eloszlás közötti visszacsatolás visszavetítések összegének függvénye. Az egyes energia tartományokban vagy a fotocsúcsoknál külön végrehajtott előrevetítés és visszavetítés különböző negradienst eredményez a kép frissítéséhez. Ezeket a különböző negradienseket kombináljuk az aktuális eloszlás frissítéséhez. Az eloszlásnál az irány és a lépés méret frissítésére használt konjugált gradiens a különböző energia tartományokban vagy a fotocsúcsoknál észlelt emissziók függvénye.
A 12 processzor egy vagy több képet állít elő a rekonstrukció alapján. Bármely adott kép megfelel a két vagy több energiával rendelkező emisszióknak. A képen látható a térbeli eloszlás, például egy multiplanáris rekonstrukcióban vagy egy térfogat renderelésben. A kvantitatív SPECT-nél a kép ugyanazon izotóp különböző energiákhoz tartozó emissziói alapján jelzi az aktivitás koncentráció pontos értékét (pl. Bq/ml-ben). Ehelyett, vagy emellett a kép egy vagy több helyen vagy területen jelzi az aktivitás koncentráció vagy a fajlagos felvett érték mennyiségét vagy mennyiségeit (pl. alfanumerikusan).
A 16 kijelző CRT, LCD, plazma képernyő, projektor, nyomtató vagy más ismert kimeneti eszköz lehet egy kép bemutatására. A 16 kijelző kijelzi a rekonstruált funkcionális térfogat képét, például megmutatja az aktivitás koncentrációt a hely függvényében. A betegnél a szövet felvételi funkció is bemutatható a képen. Ehelyett, vagy emellett a 12 processzorral előállított bármely mennyiség kijelezhető, így például a felvételi értékek és/vagy a felvételi érték változások. Más mennyiségek is meghatározhatók, így például az átlagos felvételi érték vagy aktivitás koncentráció egy területen, maximális felvételi érték, csúcs felvételi érték egy előre meghatározott egységtérfogatban, az aktivitás koncentráció varianciája, vagy a teljes felvételi érték.
A detektált emissziós események, beütésszámok, energia szintek, helyek vagy más SPECT detektálási információk eltárolhatók a 14 tárolóeszközben. A 14 tárolóeszköz különböző feldolgozási szintű adatokat tárolhat, így például beütésszámot, detektált eseményekre vonatkozó további feldolgozás nélküli nyers adatokat, a rekonstrukció előtti szűrt vagy küszöbbel kiválasztott adatokat, előrevetítéseket, visszavetítéseket, eltéréseket, projekciós operátorokat, transzponált operátorokat, a rekonstrukció teljességének mértékét, rekonstruált adatokat, szűrt rekonstruált adatokat, rendszer mátrixot, küszöbértékeket, számítási eredményeket, kijelzésre szánt képet, már kijelzett képet, vagy más adatokat. Az adatok bármely formátumban eltárolhatók. A 14 tárolóeszköz egy puffer, cache, RAM, eltávolítható eszköz, merevlemez, mágneses, optikai, vagy más jelenleg ismert tároló. A 14 tárolóeszköz egyetlen eszközben vagy két vagy több eszközből álló csoportban van elhelyezve. A 14 tárolóeszköz a SPECT 10 rendszer vagy egy távoli munkaállomás vagy adatbázis, például PACS tároló része.
A 14 tárolóeszköz ezenkívül vagy emellett egy számítógéppel olvasható nem-átmeneti tárolóeszköz feldolgozási utasításokkal. A 14 tárolóeszköz a programozott 12 processzor által végrehajtható utasításokat tartalmazó adatokat tárol. A leírásban megadott folyamatokat, eljárásokat és/vagy technikákat megvalósító utasításokat számítógéppel olvasható nem-átmeneti tárolóeszközön vagy tárolóban, mint például cache-ben, pufferben, RAM-ban, eltávolítható eszközön, merevlemezen vagy más számítógéppel olvasható tárolóeszközön tároljuk. A számítógéppel olvasható tárolóeszközök közé különböző típusú felejtő és nemfelejtő tárolóeszközök tartoznak. Az 1. ábrán látható funkciók, lépések vagy feladatok végrehajtása a számítógéppel olvasható tárolóeszközökön tárolt egy vagy több utasításkészlet végrehajtásának eredményeként valósul meg. A funkciók, lépések vagy feladatok függetlenek az adott utasításkészlet, tárolóeszköz, processzor vagy feldolgozási stratégia típusától, és végrehajtásuk megoldható szoftverrel, hardverrel, integrált áramkörökkel, firmware-rel, mikro-kóddal vagy hasonlóval, amelyek önmagukban vagy kombinációban működnek. Hasonlóképpen, a feldolgozási stratégiák közé tartozhat az egyidejű feldolgozás (multiprocessing), a többfeladatos feldolgozás (multitasking), a párhuzamos feldolgozás (parallel processing) és a hasonlók. Az egyik kiviteli példánál az utasítások eltávolítható tárolóeszközön vannak eltárolva, amely helyi vagy távoli rendszerekkel olvasható. Egy másik kiviteli példánál az utasítások egy távoli helyen vannak eltárolva, ahonnan egy számítógépes hálózaton vagy telefon vonalon keresztül vihetők át. Más kiviteli példánál az utasítások egy adott számítógépen, CPU-ban, GPU-ban vannak eltárolva.
Miközben a találmányt a fentiekben különböző kiviteli példákra hivatkozással ismertettük, nyilvánvaló, hogy több változtatás és módosítás is lehetséges anélkül, hogy eltérnénk a találmány oltalmi körétől. Ezért a fenti részletes leírást csupán szemléltető és nem korlátozó értelemben lehet figyelembe venni, és amint az ugyancsak nyilvánvaló, a találmány oltalmi körét és lényegét a következő igénypontok és azok egyenértékű változatai határozzák meg.
Claims (21)
- Szabadalmi igénypontok1. Eljárás rekonstrukció végrehajtására kvantitatív egyfotonos emissziós komputertomográfiánál (SPECT) több fotocsúccsal, ahol az eljárás során:egy SPECT detektorral egy lépésben (20) detektáljuk a betegből (32) érkező emissziókat, ahol az emissziók egy több fotocsúcsos izotóp különböző fotocsúcs tartományába esnek;a különböző fotocsúcs tartományok közül az elsőnél, az emissziókból történő rekonstrukció során egy lépésben (24) előrevetítünk;a különböző fotocsúcs tartományok közül a másodiknál, az emissziókból történő rekonstrukció során egy lépésben (24) előrevetítünk;az emissziókból történő rekonstrukciós lépés (22) során egy lépésben (26) visszavetítünk, ahol visszavetítési lépés (26) során kombináljuk az első és második fotocsúcs tartomány visszacsatolását; azzal jellemezve, hogy a visszavetítési lépés (26) során a több fotocsúcs gradienseinek konjugáltját kombináljuk, és a rekonstrukció függvényében egy lépésben (28) képet állítunk elő.
- 2. Az 1. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy a detektálási lépés (20) során az emissziókat egy radionuklidból detektáljuk különböző fotocsúcsoknál, ahol a radionuklid a betegben (32) van.
- 3. Az 1. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy az emissziók detektálási lépése (20) során detektálunk egy első emisszió halmazt az első fotocsúcs tartományban, és egy második emisszió halmazt a második fotocsúcs tartományban, és ahol a visszacsatolást kombináló visszavetítési lépés (26) során összegezzük az első és második visszacsatolást az első és második halmazhoz képest.
- 4. Az 1. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy az első és második fotocsúcs tartományban az előrevetítési lépés (24) során az előrevetítést a fotocsúcsoktól függő projekciós operátorokkal hajtjuk végre, és ahol a visszavetítési lépés (26) során a visszavetítést a fotocsúcsoktól függő projekciós operátorokkal hajtjuk végre.
- 5. Az 1. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy az előre- és visszavetítési lépés (24, 26) során a különböző fotocsúcs tartományokban egyetlen kép térfogattal végezzük a rekonstrukciós lépést (22).
- 6. Az 1. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy a visszavetítési lépés (26) során kiszámítunk egy negradienst a több fotocsúcsnál végrehajtott visszavetítések összegeként.
- 7. Az 1. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy a visszavetítési lépés (26) során:egy lépésben (26) a több fotocsúcs mindegyikénél visszavetítjük a detektált emissziók különbségét a több fotocsúcs közül a megfelelő előrevetítési lépésével (24); és kombináljuk a visszavetítési lépés (26) eredményeit.
- 8. A 7. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy a projekciós operátorok a visszavetítési lépésnél (26), az előrevetítési lépésnél (24) és a detektált emisszióknál a fotocsúcsok függvényei.
- 9. Az 1. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy a kép előállítási lépés (28) során kvantitatív SPECT képet állítunk elő.
- 10. Az 1. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy a kép előállítási lépés (28) során olyan képet állítunk elő, amely arra a betegre (32) jellemző, amelyből egy lépésben (20) az emissziókat detektáljuk.
- 11. Az 1. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy a kép előállítási lépés (28) során kvantitatív képet állítunk elő, amely az aktivitás koncentrációt jelzi.
- 12. Számítógéppel olvasható, nem átmeneti tárolóeszköz (14), programozott processzorral (12) végrehajtható utasításokat tartalmazó adatokkal, rekonstrukció végrehajtására kvantitatív egyfotonos emissziós komputertomográfiánál több emissziós energiával, amely tárolóeszköz (14) utasításokat tartalmaz az 1 - 11. igénypontok bármelyike szerinti eljárás megvalósítására, azzal jellemezve, hogy ezenkívül utasításokat tartalmaz az alábbi műveletek végrehajtásához:a több emissziós energia mindegyikénél külön projekció az adott energiához tartozó operátorokkal; és a több emissziós energiánál végzett projekció eredményeiből a gradiensek kombinálása.
- 13. A 12. igénypont szerinti számítógéppel olvasható nem átmeneti tárolóeszköz (14), azzal jellemezve, hogy a projekció során visszavetítés lépés (26) történik egy projekciós térből egy kép térbe.
- 14. A 12. igénypont szerinti számítógéppel olvasható nem átmeneti tárolóeszköz (14), azzal jellemezve, hogy a különálló projekció során minden egyes emissziós energiánál meghatározzuk az előrevetítési lépés (24) különbségét az adott energiához tartozó operátorokkal, az adott energiához tartozó mért emissziókból, és a különbséget megszorozzuk az adott energiához tartozó transzponált operátorokkal.
- 15. A 14. igénypont szerinti számítógéppel olvasható nem átmeneti tárolóeszköz (14), azzal jellemezve, hogy a kombinálás a több emissziós energiánál végzett szorzás eredményeinek összegzését jelenti.
- 16. A 12. igénypont szerinti számítógéppel olvasható nem átmeneti tárolóeszköz (14), azzal jellemezve, hogy a kombinálás a projekció eredményeként kapott negradiensek kombinálását jelenti.
- 17. A 12. igénypont szerinti számítógéppel olvasható nem átmeneti tárolóeszköz (14), azzal jellemezve, hogy ezenkívül:a több energia mindegyikénél egy lépésben (24) külön előrevetítést végzünk; és megismételjük a projekciót és kombinálást az előrevetítések kimenetével a több energiánál.
- 18. Kvantitatív egyfotonos emissziós komputertomográfia (SPECT) rendszer (10) az 1 - 11. igénypontok bármelyike szerinti rekonstrukciós eljárás megvalósítására, amely tartalmaz:egy detektort (18) első és második fotocsúcsnál emittáló izotóp emisszióinak detektálására (20) az első és második fotocsúcsnál; azzal jellemezve, hogy tartalmaz ezenkívül egy processzort (12), amely az emissziókból három dimenzióban rekonstruálja (22) az emissziók eloszlását, ahol a rekonstrukciós lépés (22) során konjugált gradienst használ, ahol a konjugált gradiens az emissziók függvénye az első és második fotocsúcsnál; és egy kijelzőt (16), amely kijelzi a rekonstrukciós lépés (22) során kapott képet.
- 19. A 18. igénypont szerinti SPECT rendszer (10), azzal jellemezve, hogy a processzor (12) az első és második fotocsúcs emisszióinál külön hajtja végre a visszavetítést (26), és a különálló visszavetítések eredményeit összegzi, ahol a konjugált gradiens az összeg függvénye.
- 20. Eljárás rekonstrukció végrehajtására kvantitatív egyfotonos emissziós komputertomográfiánál (SPECT) több fotocsúccsal, ahol az eljárás során:egy SPECT detektorral (18) egy lépésben (20) detektáljuk a betegből (32) érkező emissziókat, ahol az emissziók egy több fotocsúcsos izotóp különböző fotocsúcs tartományába esnek;a különböző fotocsúcs tartományok közül az elsőnél, az emissziókból történő rekonstrukciós lépés (22) során előrevetítünk egy lépésben (24);a különböző fotocsúcs tartományok közül a másodiknál, az emissziókból történő rekonstrukciós lépés (22) során előrevetítünk egy lépésben (24);az emissziókból történő rekonstrukciós lépés (22) során visszavetítünk egy lépésben (26), ahol visszavetítési lépés (26) során kombináljuk az első és második fotocsúcs tartomány visszacsatolását; azzal jellemezve, hogy a visszavetítési lépés (26) során a több fotocsúcs mindegyikénél egy lépésben (26) visszavetítjük a detektált emissziók különbségét a több fotocsúcs közül a megfelelő előrevetítésével egy lépésben (24), és kombináljuk a visszavetítési lépések (26) eredményét; és a rekonstrukció függvényében képet állítunk elő egy lépésben (28).
- 21. A 20. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy projekciós operátorok, a visszavetítési lépésnél (26), az előrevetítési lépésnél (24) és a detektált emisszióknál (20) a fotocsúcs függvényei.
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US201462015572P | 2014-06-23 | 2014-06-23 | |
| US62/015,572 | 2014-06-23 | ||
| PCT/IB2015/054590 WO2015198189A1 (en) | 2014-06-23 | 2015-06-18 | Reconstruction with multiple photopeaks in quantitative single photon emission computed tomography |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| HUP1700023A2 HUP1700023A2 (en) | 2017-05-29 |
| HU231311B1 true HU231311B1 (hu) | 2022-10-28 |
Family
ID=53546234
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| HU1700023A HU231311B1 (hu) | 2014-06-23 | 2015-06-18 | Eljárás, rendszer és tárolóeszköz rekonstrukció végrehajtására több fotocsúccsal kvantitatív egyfotonos emissziós komputertomográfiánál |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US10126439B2 (hu) |
| CN (1) | CN106659452B (hu) |
| DE (1) | DE112015002935B4 (hu) |
| HU (1) | HU231311B1 (hu) |
| WO (1) | WO2015198189A1 (hu) |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US10395353B2 (en) | 2016-08-31 | 2019-08-27 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Model-based scatter in multi-modality multi-energy SPECT reconstruction |
| US11009615B2 (en) * | 2016-12-20 | 2021-05-18 | Koninklijke Philips N.V. | Time-of-flight resolution-adaptive image regularization and filtering in positron emission tomography |
| WO2018127507A1 (en) * | 2017-01-06 | 2018-07-12 | Koninklijke Philips N.V. | Standardized uptake value (suv) guided reconstruction control for improved outcome robustness in positron emission tomography (pet) imaging |
| US11065475B2 (en) | 2017-12-05 | 2021-07-20 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Multi-cycle dosimetry and dose uncertainty estimation |
| WO2019141651A1 (en) * | 2018-01-22 | 2019-07-25 | Koninklijke Philips N.V. | Deep learning based image figure of merit prediction |
| US11257260B2 (en) * | 2020-03-05 | 2022-02-22 | GE Precision Healthcare LLC | Methods and systems for scatter correction |
| CN118191894B (zh) * | 2024-03-12 | 2024-09-06 | 中核粒子医疗科技有限公司 | 硼中子俘获治疗中吸收剂量检测方法、装置、系统和介质 |
Family Cites Families (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7616798B2 (en) * | 2004-09-29 | 2009-11-10 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Method for faster iterative reconstruction for converging collimation spect with depth dependent collimator response modeling |
| HU227601B1 (hu) | 2005-11-15 | 2011-09-28 | Hs Tech Gmbh | Orvosi diagnosztikai képalkotó eljárás |
| US7865005B2 (en) * | 2006-02-03 | 2011-01-04 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Iterative reconstruction of multiple-peak isotope images |
| WO2007095312A2 (en) * | 2006-02-13 | 2007-08-23 | University Of Chicago | Image reconstruction from limited or incomplete data |
| US8897528B2 (en) * | 2006-06-26 | 2014-11-25 | General Electric Company | System and method for iterative image reconstruction |
| HU229592B1 (en) | 2007-09-03 | 2014-02-28 | Univ Szegedi | Tomographic optical microscope system and method for reconstructing the image of an object |
| US8577103B2 (en) | 2008-07-16 | 2013-11-05 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Multimodal image reconstruction |
| US8731266B2 (en) * | 2009-12-17 | 2014-05-20 | General Electric Company | Method and system for correcting artifacts in image reconstruction |
| US8189735B2 (en) * | 2010-07-22 | 2012-05-29 | General Electric Company | System and method for reconstruction of X-ray images |
| WO2012094445A1 (en) * | 2011-01-06 | 2012-07-12 | Edda Technology, Inc. | System and method for treatment planning of organ disease at the functional and anatomical levels |
| EP2693949B1 (en) * | 2011-04-05 | 2018-06-13 | Koninklijke Philips N.V. | Adaptive calibration for tomographic imaging systems |
| US8835858B2 (en) | 2012-03-23 | 2014-09-16 | General Electric Company | Systems and methods for attenuation compensation in nuclear medicine imaging based on emission data |
| US9406154B2 (en) * | 2013-06-14 | 2016-08-02 | General Electric Company | Iterative reconstruction in image formation |
| WO2015189815A1 (en) | 2014-06-13 | 2015-12-17 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Multiple emission energies in single photon emission computed tomography |
-
2015
- 2015-06-18 CN CN201580033744.6A patent/CN106659452B/zh active Active
- 2015-06-18 WO PCT/IB2015/054590 patent/WO2015198189A1/en active Application Filing
- 2015-06-18 HU HU1700023A patent/HU231311B1/hu unknown
- 2015-06-18 US US15/316,107 patent/US10126439B2/en active Active
- 2015-06-18 DE DE112015002935.4T patent/DE112015002935B4/de active Active
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CN106659452A (zh) | 2017-05-10 |
| US20170108596A1 (en) | 2017-04-20 |
| WO2015198189A1 (en) | 2015-12-30 |
| DE112015002935T5 (de) | 2017-03-23 |
| DE112015002935B4 (de) | 2023-03-30 |
| HUP1700023A2 (en) | 2017-05-29 |
| CN106659452B (zh) | 2020-05-15 |
| US10126439B2 (en) | 2018-11-13 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| RU2620862C2 (ru) | Быстрая оценка рассеяния при реконструкции посредством позитронно-эмиссионной томографии | |
| US9364192B2 (en) | Error estimates in quantitative functional imaging | |
| CN106659452B (zh) | 在定量单光子发射计算机断层扫描中利用多个光电峰的重构 | |
| US9645261B2 (en) | Normalization coefficients in PET continuous bed motion acquisition | |
| JP5290145B2 (ja) | ダーティアイソトープのｐｅｔ再構成 | |
| EP2984631B1 (en) | Method for modeling and accounting for cascade gammas in images | |
| CN103329168A (zh) | 针对spect/ct系统的迭代锥形射束ct重建的截断补偿 | |
| US10772580B2 (en) | Multiple emission energies in single photon emission computed tomography | |
| US10245002B2 (en) | Isotope specific calibration of a dose calibrator for quantitative functional imaging | |
| Rahman et al. | Fisher information analysis of list-mode SPECT emission data for joint estimation of activity and attenuation distribution | |
| US10102650B2 (en) | Model-based scatter correction for non-parallel-hole collimators | |
| US9910162B2 (en) | Calibrating in single photon emission computed tomography with multi-emission energies | |
| HU231269B1 (hu) | Gamma kamera holtidő meghatározás valós időben hosszú életű radioizotópok használatával | |
| JP2021173755A (ja) | 医用画像処理装置、医用画像処理方法及びプログラム | |
| US11389127B2 (en) | Spectral CT-based 511 KeV for positron emission tomography | |
| Staelens et al. | Monte carlo simulations in nuclear medicine imaging | |
| Szlávecz et al. | The use of multi-energy photon emitters in 3D SPECT reconstruction | |
| Kalaitzidis | From Monte Carlo PET Simulations to Reconstructed Images: Modelling and Optimisation for 68Ga Theragnostics | |
| Kim et al. | Wobbling and LSF-based maximum likelihood expectation maximization reconstruction for wobbling PET | |
| Hicham | Single Photon Emission Computed Tomography (SPECT) imaging systems optimization in nuclear medicine: Monte Carlo study | |
| Prior | An Iterative-Triple-Energy Window Approach to Cross-Talk Correction in Quantitative Small Animal Tc-99m and In-111 Single Photon Emission Computer Tomography | |
| Zhang | investigation of optimization-based algorithms for tomographic image reconstruction | |
| Zaidi | Quantification of small-animal imaging data | |
| Osborne | Characterization of a Small Animal SPECT Platform for use in Preclinical Translational Research | |
| De Beenhouwer | Acceleration of GATE Monte Carlo simulations |