HU231327B1 - Többemissziós energiák egyfotonos emissziós komputertomográfiában - Google Patents

Description

Többemissziós energiák egyfotonos emissziós komputertomográfiában

Kapcsolódó bejelentések

A jelen szabadalmi dokumentum a 35 U.S.C. § 119(e) alapján igényeli a 2014. június 13án 62/011,628 számon bejelentett ideiglenes U.S. szabadalmi bejelentés elsőbbségét, amire a jelen bejelentés részeként hivatkozunk.

Műszaki háttér

A leírásban megadott megoldások egyfotonos emissziós komputertomográfiára (SPECT) vonatkoznak. A SPECT képalkotás radioizotópot vagy radio-nyomjelzőt használ a betegben a fiziológiai funkciók meghatározására. Például mérik a testben a szövetek radio-nyomjelző felvételét. Detektálják a radio-nyomjelző emissziókat. Az aktivitás koncentráció (azaz a különböző helyeken a radio-nyomjelző koncentrációja) a detektált emissziókból helyreállítható.

A kvantitatív SPECT képalkotásnál az aktivitás koncentráció és a felvett értékek megbízható (pontos és egyben precíz) becslésére van szükség. A SPECT-nél a többféle modellezés és ismeretlen miatt a kvantitatív SPECT általános használata korlátozott. Például a kvantitatív SPECT csak Tc-99m-mel elfogadott az iparban, ami egyetlen emissziós energiával rendelkezik. A kvantitatív képalkotás több emissziós radionuklidokkal (pl. I-123, Lu-177 és In-111 ) vagy szimultán képalkotás több nyomjelzővel (pl. kardio-képalkotás Tc-99m MIBI és I-123 MIBG) való alkalmazása fontos lehet a nukleáris gyógyászatban, de a különböző energiájú emissziók leronthatják a képalkotást.

Az US 2007/0183642 A1 közzétételi irat olyan képalkotó eljárást ismertet, amelynél becsült adatokat iteratív módon előrevetítenek és visszavetítenek. Az iteratív előrevetítés és visszavetítés során a becsült adatokat párhuzamos útvonalak mentén előrevetítik és visszavetítik és ehhez energiafüggő, különböző energiákhoz tartozó paramétereket használnak. Az egyes iterációs lépésekben a becsült adatokat módosítják a becsült és a mért adatok összehasonlításának eredménye alapján. A radioaktív emisszió detektálást statisztikai módszerekkel elemzik, figyelembe véve a szórást, a csillapítást és a detector hatékonyságot. Mivel ez az eljárás az egyes paramétereket csak önmagukban és nem egy-egy frekvenciatartományhoz tartozó modellben veszi figyelembe, a képalkotás minősége gyengébb, mivel a zaj hatása nem küszöbölhető ki.

Rövid összefoglalás

Bevezetésként az alábbiakban leírt előnyös kiviteli példák eljárásra, rendszerre és nemátmeneti, számítógéppel olvasható eszközre vonatkoznak az egyfotonos emissziós komputertomográfia (SPECT) területén több emissziós energiával, ami magába foglalja a diszkrét energia csúcsokat pl. a Lu-177-nél és a folytonos energia spektrumot pl. az Y90-es fékezési sugárzás képalkotásnál. A kvantitatív vagy kvalitatív SPECT esetén a különböző energiaszintű emissziókat külön modellezik. A rendszer mátrixban vagy előrevetítésben modelleket használnak különböző energia tartományokhoz, megfelelő különböző szórású ablakokhoz, különböző csillapításhoz, és/vagy különböző kollimátordetektor válaszfüggvényhez.

Egy első változatnál eljárást javasolunk a SPECT-hez több emissziós energiával. A SPECT detektor emissziókat detektál egy betegnél, ahol az emissziók különböző energia tartományokba esnek. A SPECT rendszer az emissziókat reprezentáló projekciós adatokból rekonstruálja a beteget vagy a beteg egy részét a képalkotási folyamat modellezésével, beleértve a szórás, csillapítás, és kollimátor-detektor válasz hatásainak modelljeit a különböző energia tartományoknak megfelelően. A beteg vagy a beteg egy részének képét a rekonstrukció alapján állítjuk elő. Mivel a modellezésnél több paraméter hatását több energiatartományban elkülönítve vesszük figyelembe, a zaj hatása csökkenthető és pontosabb leképezési eredmény érhető el.

Egy második változatnál, egy számítógéppel olvasható nem-átmeneti tárolóeszköz programozott processzor által végrehajtható utasításokat képviselő adatokat tárol több emissziós energiát alkalmazó SPECT-hez. A tárolóeszköz utasításokat tartalmaz a beteg SPECT képalkotásánál egy első emissziós energia tartomány hatásának modellezésére, a beteg SPECT képalkotásánál egy második emissziós energia tartomány hatásának modellezésére, ahol a második emissziós energia tartomány különbözik az első emissziós energia tartománytól, és képet alkotunk a betegről mind az első és második emissziós energia tartomány hatásának modellezését felhasználva.

Egy harmadik változatnál egy rendszert javasolunk a SPECT-hez több emissziós energiával. A SPECT rendszernek detektora van emissziók detektálására. Egy processzor úgy van kialakítva, hogy képet alkosson egy modellel, amely az emissziókhoz két vagy több emissziós energia tartományt kezel külön. Egy kijelző a kép kijelzésére van kialakítva.

A találmányt az igénypontok határozzák meg, és a leírásban megadott kiviteli példák nem használhatók fel az igénypontok korlátozására.

A találmány további előnyeit az alábbiakban tárgyaljuk az előnyös kiviteli példákkal összevetve, 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. A rajzon az

1. ábra több emissziós energiát alkalmazó SPECT képalkotásra alkalmas eljárás egyik változatának folyamatábrája; a

2. ábra több emissziós energiát alkalmazó iteratív SPECT rekonstrukciónál a képalkotó folyamat modelljének ábrázolása; és a

3. ábra egy több emissziós energiát alkalmazó SPECT képalkotás egyik változatának megfelelő rendszer blokkvázlata.

A rajz és az előnyös kiviteli példák részletes leírása

A képalkotási folyamat pontos modellezéséhez különböző modelleket használunk a különböző kategóriájú fotonoknak megfelelően. A fotonokat az emissziós energiájuk, a detektálási energia, és/vagy aszerint kategorizáljuk, hogy a fotonok a betegben szóródnak-e vagy sem. Egy bizonyos modellt választunk egy előre kiválasztott emissziós energia tartomány, egy vizsgálati energia ablak, és/vagy egy bizonyos fizikai folyamat alapján, amelyen a fotonok átmennek a vizsgálat során (pl. hogy a fotonok szóródnak-e a betegben).

A több diszkrét energia csúcsot kibocsátó radionuklidoknál egy modell alkalmazható egy emissziós csúcshoz vagy több csúcs kombinációjához. Például Lu-177 esetén a 113keVos és 208keV-os két fő csúcs mellett két másik kisebb 250keV-os és 321keV-os csúcs is található. A vizsgálati energia ablakok nem választhatók a két kisebb csúcs körül, de a kisebb energiák is hozzájárulhatnak a vizsgálati energia ablakokhoz a két fő csúcs körül. A 2. ábra szerinti példánál az emissziós E2 energia tartományhoz csak a 208keV, vagy alternatív módon három csúcs (208, 250 és 321 keV) tartozhat.

A SPECT detektor a betegtől érkező emissziókat detektálja. Az emisszióknak több diszkrét energia csúcsa van (pl. Lu-177) vagy folytonos energia spektruma van (pl. Y-90 fékezési sugárzás fotonok). A SPECT rendszer a kapott projekciós adatokból iteratív algoritmussal helyreállítja az aktivitás eloszlást reprezentáló képeket a betegben.

Mindegyik iterációnál a szóródás, csillapítás, és/vagy a kollimátor-detektor válasz hatását tartalmazó képalkotó folyamat külön van modellezve minden egyes foton kategóriára. A fotonok kategorizálását főleg az emissziós energia, a vizsgálati energia ablak, és a vizsgálat során egy fizikai folyamat (pl. hogy a fotonok szóródnak-e vagy sem a betegben) határozza meg.

Az iteratív SPECT rekonstrukció kvantitatív pontosságát elsősorban a képalkotó folyamat modelljének pontossága határozza meg. A több emissziós energiával rendelkező radionuklidoknál a kép leromlási hatásokat nehéz pontosan modellezni egy nagyobb emissziós energiájú vizsgálati energia ablaknál. Ezenkívül a különböző hatások, mint például csillapítás, szórás és kollimátor-detektor válasz, energia függősége, további kihívást jelent a pontos modellezésnél.

A fizikai alapú modellezési eljárás alkalmazható a radionuklidok kvantitatív képalkotásánál több emisszióval vagy szimultán képalkotásnál több nyomjelzővel. A különböző képminőséget rontó hatások energia függősége (pl. csillapítás, szórás és kollimátor-detektor válasz) figyelembe vehető a hatások modellezésének szétválasztásával a foton energiák alapján. A képminőség és a kvantitatív pontosság is javítható a SPECT képalkotásnál a több emissziós energiájú radionuklidokkal (pl. I-123, Lu-177 és In-111) és a szimultán képalkotásnál több nyomjelzővel.

Az egyik kiviteli példánál a szórás pontosabban modellezhető különböző energiák esetén, ha fizika alapú eljárást használunk. A Monte Carlo szimuláció pontosabb modellezést tesz lehetővé mind a szórásra, mind pedig a kollimátor-detektor válaszra különböző energiák esetén.

Az 1. ábrán több emissziós energiát alkalmazó SPECT képalkotásra alkalmas eljárás egyik változata látható. Külön energia tartományok és hozzájuk tartozó szórás, csillapítás, és/vagy kollimátor-detektor válaszfüggvény modellek használhatók az aktivitás eloszlás pontosabb számszerűsítéséhez.

Az eljárás egy adott betegnél egy adott szkennelés során alkalmazható. A különböző energiákhoz a különböző modellek használatával több nyomjelző és/vagy radioizotóp használható a több energiaszintű emisszió előállításához egyszerre egy beteg

SPECT képalkotása esetén. Ugyanazon radionuklid esetén több vizsgálati energia ablak használatával a zaj csökkenthető. Ennek eredményeként a képminőség és az aktivitás eloszlás számszerűsítésének pontossága javítható. Ehelyett, vagy emellett a képalkotás ideje és/vagy a beteg dózis csökkenthető és a vizsgálható betegek száma növelhető.

A szimultán képalkotás több radio-nyomjelzővel megszüntetheti a hibás regisztrálást, csökkentheti a mozgási zajt, és/vagy növelheti az áteresztést.

További, eltérő vagy kevesebb lépés is végrehajtható. Például a 20 lépés nem szükséges, ha a detektált emissziók el vannak tárolva vagy tárolóból vannak betöltve. Egy másik példánál, a 24 lépés nem szükséges, ha a helyreállított objektumot nem képalkotásra, hanem más célra használjuk, például a mennyiség kiszámítására. Más példáknál a beteg elhelyezésére vonatkozó lépéseket, SPECT szkenner konfigurációs lépéseket és/vagy SPECT képalkotási lépéseket alkalmazunk. A lépéseket az 1. ábrán látható sorrendben vagy a megadott példák szerinti sorrendben hajtjuk végre.

A 20 lépésben a betegből érkező emissziókat detektáljuk. Az aktivitás koncentrációt a radio-nyomjelzőt vagy radio-nyomjelzőket kapott betegben a SPECT rendszerrel végzett rekonstrukció részeként határozzuk meg. A radio-nyomjelző vagy nyomjelzők betegbe fecskendezése vagy bevitele után a beteget a SPECT detektor közelébe helyezzük és/vagy a SPECT detektort a beteg közelébe helyezzük. A betegben lévő radionyomjelzőből vagy nyomjelzőkből érkező emissziókat idő szerint detektáljuk. A detektor előtti kollimátor korlátozza a SPECT detektorral detektált fotonok irányát, ezért minden detektált emisszióhoz tartozik egy energia és egy vonal vagy kúp a lehetséges helyeknél, ahonnan az emisszió származik. A detektor mellett a vonal vagy kúp oldalirányú helyzete szintén meghatározható. A SPECT detektor forgatható vagy mozgatható a beteghez képest, ami lehetővé teszi az emissziók detektálását a betegben különböző szögekből és/vagy helyekről.

A SPECT detektor tartalmaz fotosokszorozó csöveket vagy más, szcintillációs kristállyal bevont foton detektort. A fotosokszorozó csövek négyszög alakban vagy rács mentén vannak elrendezve, és így kétdimenziós sík elrendezés adódik a gamma sugárzás detektálására. Más típusú detektorok is használhatók, így például bármilyen gamma detektor.

Az emissziók energiája különböző. Két vagy több szintű energiát detektálunk. A kiválasztott tartományok energiái a folytonos energia spektrum tartományai, különböző főbb csúcsok és/vagy különböző kisebb csúcsok. Például 1-123 esetén egyetlen fő emissziós energia csúcs van 159 keV-nál és sok kisebb emissziós energia csúcs. A 159 keV körüli egyetlen foton csúcs vizsgálati energia ablak használata helyett két modellt használunk a rekonstrukcióhoz - egyet a 159 keV emissziós energia csúcshoz és egy másikat az összes többi emissziós energia csúcshoz. Ennél a két modellnél pontosan ugyanaz a vizsgálati energia ablak, de különbözők az emissziós energiák. Az egyik kiviteli példánál az emissziókat két vagy több radio-nyomjelző állítja elő. Mindegyik radio-nyomjelző más emissziós energiát szolgáltat, mint például a Tc-99m MIBI és a kardio képalkotáshoz alkalmas 1-123 MIBG használata esetén. Két vagy több radionyomjelző bármely kombinációja használható egy beteg szkenneléséhez (pl. egy időben). Egy másik kiviteli példánál különböző emissziós energiájú radionuklidot használunk. Például I-123-t, Lu-177-t vagy In-lll-t használunk. A Lu-177 113keV-os és 208keV-os energia csúcsokkal emittál. A többi csúcs nem illeszthető be vagy beilleszthető a használt csúcsok körüli energia tartomány halmazba.

A nagyobb energia szórása zavarhatja vagy növelheti a kisebb energiák detektált emisszióját. A betegben és/vagy a kollimátor-detektorban a szórás energiaveszteséget okozhat, aminek eredményeként a nagyobb energiából származó szórás a kisebb energiához közeli detektálható energiával rendelkezik. A betegben az emissziók helyének megállapításához a detektált emissziókat helyreállítjuk egy objektum térben. A rekonstrukció kevésbé pontos lehet a különböző energia tartományba eső emissziók miatt.

A 22 lépésben végrehajtjuk a rekonstrukciót a kapott projekciós adatokkal. A projekciós adatok reprezentálják a detektált emissziókat. A SPECT rendszer processzora helyreállítja a betegben az aktivitás eloszlást reprezentáló képet. Az egyes helyeken (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 vagy ott felszívódott nyomkövető (pl. izotóp) aktivitás koncentrációjának megbecsülése kBq/ml-ben.

A rekonstrukció iteratív. A rekonstrukció magában foglal egy projekciós operátort (pl. előrevetítőt), amely tartalmazza a gamma kamera hatásait a fotonokra (pl. kollimáció és detektálási folyamat). Bármely jelenleg ismert vagy azzal egyenértékű 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 rekonstrukciónál az előrevetítő tartalmazza a képalkotás folyamat modelljét. A képalkotó modell tartalmazza a fotonok és a betegek egymásra hatását (pl. csillapítást és szórást), a kollimálás-detektálási folyamatot (pl. kollimátor-detektor válasz, ezen belül kollimátor geometriai válasz, septum áthatolás és szórás, részleges lerakódás a kristályban és detektor saját felbontása), és kapcsolódó radionuklid tulajdonságokat (pl. emissziós bőséget). Az előrevetítés egyik matematikai megfogalmazása megadható az alábbi formában η’ y, h ahol Yi a /-dik vizsgálati ablak projekciós adata, Híj a rendszer mátrix az /-dik vizsgálati ablakhoz és a j-dik modell összetevőhöz a képalkotó folyamatban, és I a helyreállított kép vagy objektum (pl. a beteg része). Más reprezentáció is használható.

A rendszer mátrix az objektum térnek a kivetítő térbe történő projekciójának matematikai megfogalmazása (pl. előrevetítés). Néhány SPECT rendszerben, például a kisállatok képalkotásához használt SPECT-nél a rendszer mátrix-ot eltárolják és közvetlenül használják mindegyik iterációnál a projekciós adat modell kiszámításához az aktivitás eloszlás jelenlegi becsült értékeiből. A legtöbb klinikai SPECT rendszernél, a rendszer mátrix nagyon nagy mérete miatt a rendszer mátrixot nem tárolják el. Ehelyett egy sor, együttesen előrevetítőnek nevezett, matematikai operátort hajtanak végre minden egyes iterációnál, ami matematikailag szorzást jelent a rendszer mátrixszal.

Két vagy több emissziós energia esetén, mivel a különböző képminőséget rontó hatások (pl. szórás, csillapítás, és/vagy kollimátor-detektor válaszfüggvény) a különböző energia tartományokban eltérőek, az előrevetítőben a képalkotás folyamatát külön modellezzük a fotonokhoz a különböző energia tartományokban. Az egyik kiviteli példánál a szórás, a csillapítás és a kollimátor-detektor válaszfüggvény modellezését külön végezzük a különböző emissziós energiákhoz, emissziós energia tartományokhoz, és/vagy vizsgálati energia ablakokhoz. A szórást, a csillapítást, és/vagy a kollimátor-detektor válaszfüggvényt a különböző energiákon eltérően kezelő modell külön modelleket eredményez.

A szórás modell bármilyen típusa használható. A modell alapú szórás becslés a betegben a szórás fizikai modellezésén alapul. Monte-Carlo szimuláció vagy más hasonló szimuláció használható. Más fizika vagy modellezés típus is használható a szóráshoz. A szórás különböző energiákon különbözően modellezhető. A különböző energiájú fotonok különbözően szóródhatnak.

A csillapítás modell bármilyen típusa használható. Például a csillapítási együtthatók egy háromdimenziós hely függvényeként a betegben megbecsülhetők a komputertomográfia (CT) által szolgáltatott anatómiai információk alapján. A beteg szövetein áthaladó fotonok csillapítása a mért csillapítási együtthatók alapján modellezhető.

A különböző energiák csillapítása eltérő, ami eltérő csillapítási együtthatókkal modellezhető a különböző energiákon vagy eltérő arányossági tényezőkkel a különböző energiákon. Más csillapítási modell is használható.

Bármilyen típusú kollimátor-detektor válaszfüggvény modell használható. Az egyik kiviteli példánál pont válaszfüggvényt mérünk az adott kollimátorhoz és detektorhoz vagy osztályhoz (pl. kollimátor-detektor pár típushoz). Monte-Carlo szimuláció vagy más szimuláció használható. A pont válaszfüggvény az energiaszint függvényében változik. Más kollimátor-detektor válaszfüggvény is használható.

A 2. ábrán egy kiviteli példa látható a különböző energia tartományokban a szétválasztott modellezésre. A 2. ábra szerinti példánál a modellezéshez négy 44, 46, 48, 50 csatornát használunk, de több, más, vagy kevesebb csatorna is használható. Két 46, 48 csatorna modellezi a nagyobb energia hozzájárulását a kisebb energia detektált emisszióihoz. A két másik 44, 50 csatorna modellezi a különböző E1, E2 energia tartományokhoz tartozó különböző vizsgálati 40, 42 ablakokat. Bármilyen csatorna konfiguráció használható az energiánként szétválasztott modellezéshez. A különböző E1, E2 energia tartományokhoz különböző modellekből kiindulva különálló modellezést kapunk. A szétválasztott modellezés független a különböző vizsgálati 40, 42 ablakoktól, és attól, hogy melyik 34, 36, 38 szórás, csillapítás és kollimátor-detektor válaszfüggvény különböző, az energia függvényében. A 2. ábra szerinti példánál a rekonstrukció különböző vizsgálati 40, 42 ablakokat használ a különböző energiákhoz. Ha mindként 40, 42 ablakot ugyanahhoz a radionuklidohoz használjuk, a 40, 42 ablakot együtt használjuk a radionuklidnál egy közös kép rekonstrukciójához. Több nyomjelző szimultán képalkotásánál, ha a 40, 42 ablakok különböző nyomjelzőhöz tartoznak, a 40, 42 ablakokat szintén együtt használjuk két kép rekonstrukciójához, amelyek mindegyike megfelel a nyomjelzőknek.

Külön modellezés alkalmazható, ahol a modell tartalmazza vagy nem tartalmazza a nagyobb energia hozzájárulását a kisebb energiához (pl. a 46 és/vagy 48 csatornával vagy azok nélkül).

A 2. ábrán az emissziós energia két különböző 30, 32 tartománya látható. Az egyes tartományok megfelelnek a várt csúcs emisszióknak, mint például 113keV és 208keV Lu177 esetén, más csúcsokkal vagy azok nélkül és/vagy megfelelnek bármely kiválasztott tartománynak, amely eltérő (pl. két tartomány kiválasztása a folytonos energia spektrumban). A tartományok kizáróak (nem fedik át egymást) vagy átfedik egymást. Egyetlen nyomjelző képalkotásánál az egyetlen nyomjelzőből érkező emissziós energia tartományok kizáróak. Amikor több nyomjelzőt képezünk le, akkor a különböző nyomjelzők különböző kategóriákhoz tartoznak, függetlenül attól, hogy az emissziós energiák átfednek vagy nem. A diszkrét energia csúccsal rendelkező radionuklidoknál az úgynevezett emissziós energia tartomány egyetlen energia csúcs vagy egy energia csúcs halmaz. Például a Lu-177 esetén az E2 energia tartomány az egyetlen energia csúcs 208 keV, vagy három csúcs 208, 250 és 321 keV halmaza. A tartomány általánosan a Y-90 fékezési sugárzású foton folytonos energia spektrumának esetét is tartalmazza.

Amikor különböző energiájú emissziókat használunk az aktivitás koncentráció szétválasztott mérésére, a különböző energia 30, 32 tartományokhoz különböző vizsgálati 40, 42 ablakokat használunk. Más kiviteli példáknál, például egyetlen nyomjelző képalkotásánál, több ablak projekciós adatait együtt használjuk az egyetlen kép rekonstrukciójához. A betegről a SPECT képalkotásnál az emissziók hatása a kisebb energia 30 tartományban van modellezve. A fizikai alapú modell tartalmazza a 34 szórás modellt, a 36 csillapítás modellt és a 38 kollimátor-detektor válaszfüggvény modellt a 44 csatornában. Hasonlóképpen, a betegről a SPECT képalkotásnál az emissziók hatása a nagyobb energia 32 tartományban is modellezve van. A fizikai alapú modell tartalmazza a 34 szórás modellt, a 36 csillapítás modellt és a 38 kollimátor-detektor válaszfüggvény modellt az 50 csatornában. A 34, 36, 38 szórás, csillapítás és a kollimátor-detektor válaszfüggvény modellt különválasztva kezeljük. A kisebb emissziós energia 30 tartomány hatását elkülönítve modellezzük a nagyobb emissziós energia 32 tartomány hatásától.

A 44 csatornában két ág látható. A közvetlen ág az emissziós El energia tartományban detektált elsődleges fotonoknak (pl. azoknak a fotonoknak, amelyek nem szóródtak a betegben) felel meg. A másik ágban (34 szórás modell) az El energia tartománytól a W1 vizsgálati ablakig a szórás modell a betegben a kisebb energia szóródásából adódó detektált emissziókat modellezi. A két forrás detektált emisszióit összegezzük. Alkalmazzuk a 36 csillapítás modellt, majd a 38 kollimátor-detektor válaszfüggvény modell alkalmazása következik. A 38 kollimátor-detektor válaszfüggvény modell modellezi a kollimátor geometriai hatásait, septum áthatolás és szórás, részleges lerakódás a kristályban, detektor saját felbontása, és/vagy visszaszóródás a kristály mögötti struktúrákról. Az 50 csatornánál ugyanolyan modell elrendezést használunk, de az E2 energia tartományhoz és a hozzátartozó W2 vizsgálati ablakhoz.

A 46 csatorna modellezi a képalkotási folyamatot az E2 energia tartományban kibocsátott, a betegben szóródó fotonoknál, amelyek azután a kisebb energiájú W1 vizsgálati ablakban detektálhatók. Mivel a Compton szórás csökkenti az energiát, a nagyobb energiájú emissziók szórása hozzájárulhat a kisebb energia ablak detektálásaihoz. Néhány nagyobb energiájú emisszió a betegben szóródik, ezért a 34 szórás modell külön modellezi a szórást az E2-től az S energia tartományig. Az S energia tartomány arra az energia tartományra vonatkozik, ahol az E2 energia tartományban szórt fotonok hozzájárulhatnak a W1 vizsgálati ablakban detektált fotonokhoz. Ezek a szórt fotonok csillapodnak a betegben haladva, ezért az S energia tartományban is szükség van a 36 csillapítás modellre. A szórt fotonok a kollimátorra és a detektorra jutnak, ezért az S - W1 hatásait is modellezzük a 38 kollimátor-detektor válaszfüggvény modellel.

A 48 csatorna modellezi a képalkotási folyamatot az E2 energia tartományban kibocsátott, a betegben nem szóródó fotonoknál, amelyek azután a kisebb energiájú W1 vizsgálati ablakban detektálhatók. Az energia csökkenés a kollimátor szórásból, a kristályon a részleges lerakódásból és a kristály mögötti struktúrákról történő visszaszórásból adódik. Mivel a fotonok nem szóródnak a betegben, a 34 szórás modellre nincs szükség a 48 csatornában. Ebben a 48 csatornában a 36 csillapítás modell modellezi a nagyobb E2 energia tartomány csillapítását, és a 38 kollimátor-detektor válaszfüggvény modell modellezi az E2 - W1 hatásait.

A 2. ábra szerinti példánál a képalkotási folyamat modellje tartalmazza a nagy E2 energia tartomány hatásait a kis energiájú W1 vizsgálati ablakra.

Az energia csökkenés a betegben a szórásból és a kamerában a kölcsönhatásokból adódik. A betegben a szórást a 46 csatornában modellezzük, a kamera kölcsönhatásait pedig a 46 csatornában és a 48 csatornában is modellezzük. A 46 és 48 csatorna közötti különbség abban van, hogy a fotonok szóródnak-e a betegben vagy sem. A 40 vizsgálati ablak fogadja a detektált fotonokat W1 ablakban (1) a kis E1 energia tartományból, az elsődleges és a szórt fotonokkal, (2) a nagy E2 energia tartományba eső, a betegen belül szórt és azt követően kollimátor-detektor kölcsönhatást szenvedő emissziókat, és (3) a nagyobb E2 energia tartományba eső, közvetlenül a kollimátor-detektor kölcsönhatásoknak kitett (a betegben nem szórt) emissziókat. Más kiviteli alakoknál a 46 és 48 csatorna egyike vagy mindkettő elmaradhat.

Az 1. ábrán látható módon, a beteg vagy a beteg egy részének képét a rekonstrukció alapján állítjuk elő a 24 lépésben. A rekonstrukcióval az aktivitás koncentrációt kifejező voxel értékeket kapunk. Az objektumban az aktivitás koncentráció eloszlást két vagy három dimenzióban állítjuk elő. Alternatív módon a rekonstrukció a kép térre irányul, így például az aktivitás koncentráció rekonstrukciójánál egy síkban vagy egy síkra vetítéssel.

A helyreállított objektumból (azaz a beteg egészéről vagy egy részéről) képet állítunk elő. Az egyik kiviteli példánál egy térben vagy a voxelekben egy vagy több síkból (pl. többsíkú rekonstrukció) nyerjük ki az adatokat (pl. kiválasztással és/vagy interpolálással) és ezeket használjuk kétdimenziós kép vagy képek előállításához. Egy másik kiviteli példánál háromdimenziós renderelést hajtunk végre. Projekciót vagy felület renderelést használunk a tér vagy a beteg egy részének megjelenítéséhez egy adott nézési irányból a kétdimenziós képernyőn.

A kép egy kvantitatív SPECT kép. Bármely kvantitatív SPECT képalkotás használható, így például olyan is, ahol az előállított képen a felhasználó meghatározhat egy értéket az aktivitás koncentrációra a képen látható bármely kiválasztott helyen. Ettől eltérően, a kép kvalitatív SPECT kép is lehet, amely megmutatja a relatív aktivitás koncentráció eloszlást a betegben. Bármely SPECT kép kijelezhető önmagában, egy komputertomográfia (CT) kép mellett, vagy egy CT képen átfedően (pl. a SPECT színes és a komputertomográfia szürkeárnyalatos). Többfajta kép is használható, például mágneses rezonancia, ultrahang, röntgensugár, vagy más hasonló jellegű kép.

Amikor két vagy több nyomjelzőt használunk a különböző nyomjelzők különböző fiziológiai funkciókkal párosíthatók. Amikor a nyomjelzők különböző emissziós energiával rendelkeznek, a két-energiás képek mutathatják a térbeli eloszlást és/vagy az aktivitás koncentrációt a különböző funkcióknál. Hasonlóképpen, ugyanannak a több emissziós energiájú nyomjelzőnek a felvétel eloszlása és a terápiás dózis eloszlása is bemutatható.

A 3. ábrán több emissziós energiát alkalmazó SPECT képalkotásra alkalmas rendszer látható. A rendszer megvalósítja az 1. ábra szerinti eljárást, a 2. ábra szerinti modellt vagy más hasonló eljárást és/vagy modellt.

A rendszerhez tartozik egy 10 SPECT rendszer, egy 12 processzor, egy 14 tároló és egy 16 kijelző. A 12 processzor, a 14 tároló és/vagy a 16 kijelző a 10 SPECT rendszer részét képezi vagy különálló (pl. számítógép vagy munkaállomás) egységeket képez. További, eltérő vagy kevesebb alkotóelem is alkalmazható. A rendszer például 10 SPECT rendszer nélküli számítógép is lehet. Egy másik példánál felhasználói adatbevitel, betegágy vagy más SPECT vonatkozású készülék is használható. A rendszer más részei tartalmazhatnak tápegységet, kommunikációs rendszert, és felhasználói interfészt.

A 10 SPECT rendszer tartalmaz egy 18 detektort. Más egységek, így például kollimátor is alkalmazható. A 10 SPECT 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 10 SPECT rendszer a 18 detektorral detektálja a 22 betegből érkező emissziókat a felvétel vagy fiziológiai funkciók méréséhez. A 18 detektor különböző e1, e2 energiával detektálja az emissziókat a 22 betegtől, de az is lehetséges, hogy csak egy energia tartományt detektál. A betegben a felvétel készítéséhez a 18 detektor a betegből érkező emissziókat detektálja. Az emissziók egy véges forrás (pl. a beteg) bármely helyéről érkezhetnek. A radio-nyomjelző a betegben bizonyos szövetfajtába vagy egy bizonyos biokémiai reakció helyére vándorol, ahhoz kötődik vagy ott más módon koncentrálódik. Ennek eredményeként az ilyen szövet vagy reakció helyén nagyobb számú emisszió várható.

A 12 processzort vagy más processzort használó 10 SPECT rendszer a leképezett teret helyreállítja a detektált adatokból. Bármilyen rekonstrukció használható a betegben a nyomjelző vagy nyomjelzők aktivitás koncentrációjának vagy eloszlásának becslésére. A 12 processzor hajtja végre a rekonstrukciót, vagy a 10 SPECT rendszernek van egy másik processzora, amely végrehajtja a rekonstrukciót. A 10 SPECT rendszer hozzáfér a detektált emissziós eseményekhez a 14 tárolóban, a 18 detektorban vagy pufferben a rekonstrukcióhoz.

A 12 processzor által használt előrevetítő tartalmaz egy modellt két vagy több energia tartomány különválasztott kezelésére. A modell figyelembe veszi a szórást a betegben, a csillapítást a betegben és a kollimátor-detektor választ az energia függvényében. A különböző energiákhoz különböző modellek tartoznak és/vagy egy adott modell figyelembe veszi a különböző energia szintekből adódó eltéréseket. Az egyik kiviteli példánál a különböző vizsgálati ablakok által szolgáltatott több beütésszámot együtt használjuk a beütésszám növelésére, és az eredő helyreállított képben a zaj csökkentésére. Egy másik kiviteli példánál a modell figyelembe veszi a nagyobb energia tartományokban érkező emissziók hatását a kisebb energiájú vizsgálati ablakra a betegben a szórás és a kamerában a kölcsönhatások miatt.

A 12 processzor egy vagy több képet állít elő a rekonstrukció alapján. Az egyes képek a két vagy több energia emisszióit jelenítik meg. A különböző vizsgálati ablakok használhatók a zaj csökkentésére a radio-nyomjelzőből érkező detektált beütésszámok növelésével. Amikor több radio-nyomjelzőt használunk, akkor a különböző radionyomjelzők képei eltérően állíthatók elő, így például szomszédos reprezentációval (pl. képernyő az A radio-nyomjelzőtől származó rendereléssel és mellette a B nyomjelzőtől származó rendereléssel) vagy színkódolással. Egy további kiviteli példánál a kép az egyik energia tartomány emisszióit tartalmazza, de a megmutatott felvétel vagy aktivitás koncentráció figyelembe veszi a nem kívánt detektálást ebben az energia tartományban, amit a nagyobb energia tartományban érkező emissziók szórása okoz.

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 egyetlen eszközt, több eszközt vagy egy hálózatot tartalmaz. 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 a kép előállítására. Az egyik kiviteli példánál a 12 processzor a 10 SPECT 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 végrehajtja az itt leírt különböző lépéseket, így például a 22 lépésben a rekonstrukciót, és a 24 lépésben a kép előállítását. A 12 processzor konfigurálható szoftverrel, firmware-rel és/vagy hardverrel a rekonstrukcióhoz a képalkotó folyamat modelljeivel a különböző energia tartományokhoz és/vagy vizsgálati ablakokhoz különválasztva.

A detektált emissziós események, energia szintek, helyek vagy más SPECT detektálási információ a 14 tárolóban tárolható. A 14 tároló különböző feldolgozási szintű adatokat tárolhat, így például beütésszámot, detektált eseményekre vonatkozó, további feldolgozás nélküli nyers adatokat, rekonstrukció előtti szűrt és küszöbbel kiválasztott adatokat, helyreállított adatokat, szűrt helyreállított adatokat, rendszer mátrixot, projekciós adatokat, küszöbértékeket, kijelzésre szánt képet, már kijelzett képet, előrevetített adatot, hátravetített adatot, a rekonstrukció készültségének mértékét, vagy más adatokat. Az adatok bármely formátumban eltárolhatók. A 14 tároló egy puffer, cache, RAM, eltávolítható eszköz, merevlemez, mágneses, optikai, adatbázis vagy más jelenleg ismert tároló. A 14 tároló egyetlen eszköz vagy két vagy több eszközből képzett csoport. A 14 tároló a 10 SPECT rendszer vagy egy távoli munkaállomás vagy adatbázis, például PACS tároló része.

A 14 tároló ezenkívül vagy emellett egy nem-átmeneti, számítógéppel olvasható tárolóeszköz feldolgozási utasításokkal. A 14 tároló a programozott 12 processzor által végrehajtható utasításokat képviselő adatokat tárol. A leírásban megadott folyamatokat, eljárásokat és/vagy technikákat megvalósító utasításokat nem-átmeneti, számítógéppel olvasható 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. A rajzon 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, GPUban vagy rendszerben vannak eltárolva.

A 16 kijelző CRT, LDD, plazma képernyő, projektor, nyomtató vagy más kimeneti eszköz lehet egy kép bemutatására. A 16 kijelző kijelzi a helyreállított funkcionális tér képét, például megmutatja az aktivitás koncentrációt a hely függvényében. A betegnél a szövet felvételi funkció bemutatható a képen. Bemutatható a különböző nyomjelzők felvétele a különböző energia szinteken. A helyreállított tér voxeleiből generált kép előállításához többsíkú rekonstrukció, 3D-renderelés vagy keresztmetszeti leképezés használható. 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 átlag 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.

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 lehet korlátozó értelemben figyelembe venni, és amint az ugyancsak nyilvánvaló, a találmány oltalmi körét és lényegét a következő igénypontok és azok egyenértékű változatai határozzák meg.

Claims (18)

1. Szabadalmi igénypontok

   1. Eljárás egyfotonos emissziós komputertomográfiához (SPECT) több emissziós energiával, ahol az eljárás során:

   egy SPECT detektorral (18) a betegtől érkező, különböző energia tartományokba (30, 32, E1, E2) eső emissziókat detektálunk (20);

   a SPECT rendszerrel helyreállítjuk (22) a beteget vagy a beteg részét az emisszióra vonatkozó projekciós adatokból, a képalkotó folyamat modellezésével, amely magában foglalja a szórás, a csillapítás és a kollimátor-detektor válasz hatásait leíró modelleket (34, 36, 38) a különböző energia tartományoknak (30, 32, E1, E2) megfelelően; és képet alkotunk (24) a betegről vagy a beteg egy részéről a rekonstrukció alapján.
2. 2. Az 1. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy a detektálás (20) során detektáljuk (20) a különböző energia tartományban (30, 32, E1, E2) a radinuklidok emisszióját, ahol a radionuklidok a betegben vannak.
3. 3. Az 1. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy a detektálás (20) során detektáljuk (20) a betegben a különböző radio-nyomjelzőkből érkező emissziókat.
4. 4. Az 1. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy a rekonstrukció (22) során a rekonstrukciót (22) a modell alapú szórás modellel (34) hajtjuk végre, ahol a csillapítás modell (36) a részen végzett komputertomográfia méréseken alapul, és a kollimátordetektor válaszfüggvény (38) tartalmaz egy pont válaszfüggvényt.
5. 5. Az 1. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy a rekonstrukció (22) során rekonstrukciót (22) szórás modellel (34) hajtjuk végre, ahol a csillapítás, a kollimátordetektor válaszfüggvény (38) különböző energia tartományok (E1, E2) egyikének és egy megfelelő vizsgálati ablaknak (W1, W2) felel meg.
6. 6. Az 1. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy a rekonstrukció (22) során rekonstrukciót (22) a különböző energia tartományok (E1, E2) közül az első energia tartomány (E1) modelljével hajtjuk végre, ahol az emissziók első energia tartományához (E1) tartozó energia ablakban (W1) figyelembe vesszük a különböző energiák közül a második energia tartománynak (E2) a betegben a szórásból adódó hozzájárulását.
7. 7. Az 1. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy a rekonstrukció (22) során rekonstrukciót (22) a különböző energia tartományok (E1, E2) közül az első energia tartomány (E1) modelljével hajtjuk végre, ahol az emissziók első energia tartományához (E1) tartozó energia ablakban (W1) figyelembe vesszük a különböző energiák közül a második energia tartományban (E2) a kollimátorban, a detektorban vagy a kollimátorban és detektorban a kölcsönhatásokból adódó hozzájárulást.
8. 8. A 7. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy a rekonstrukció (22) során rekonstrukciót (22) a különböző energia tartományok (E1, E2) közül az első energia tartomány (E1) modelljével hajtjuk végre, ahol az emissziók első energia tartományához tartozó energia ablakban (W1) figyelembe vesszük a különböző energiák közül a második energia tartományban (E2) a betegben a szórásból adódó hozzájárulást.
9. 9. Az 1. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy a rekonstrukció (22) során rekonstrukciót (22) a különböző vizsgálati ablakokban (W1, W2) hajtjuk végre a különböző energia tartományokhoz (E1, E2), ahol a képalkotó folyamat modellezése külön van választva a különböző vizsgálati ablakokban.
10. 10. Az 1. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy a kép előállítása (24) során egy kvantitatív SPECT képet állítunk elő (24).
11. 11. Az 1. igénypont szerinti eljárás, azzal jellemezve, hogy a kép előállítása (24) során a különböző energia tartományokba eső beütésszámok alapján állítjuk elő (24) a képet.
12. 12. Egy számítógéppel olvasható, nem-átmeneti tárolóeszközben, egy programozott processzorral (12) végrehajtható utasításokat reprezentáló adatokkal, az egyfotonos emissziós komputertomográfia (SPECT) végrehajtására több energiaszint mellett, a tárolóeszköz utasításokat tartalmaz az alábbihoz:

    egy beteg SPECT képalkotásánál egy első emissziós energia tartomány (E1) hatásának modellezése (44);

    egy beteg SPECT képalkotásánál egy második emissziós energia tartomány (E2) hatásának modellezése (46, 48, 50), ahol a második emissziós energia tartomány (E2) különbözik az első emissziós energia tartománytól (E1); és képalkotás (24) egy betegről az első és a második emissziós energia tartomány (E1, E2) hatásának modellezését használva, ahol az első és a második emissziós energia tartomány (E1, E2) hatásának modellezése (44, 46, 48, 50) a szórás, csillapítás, és a kollimátor-detektor válaszfüggvény (34, 36, 38) modellezését tartalmazza, és ahol az első emissziós energia tartomány (E1) hatása szét van választva a második emissziós energia tartomány (E2) hatásától.
13. 13. A 12. igénypont szerinti számítógéppel olvasható, nem-átmeneti tárolóeszköz, azzal jellemezve, hogy az első és második emissziós energia tartomány (E1, E2) hatásainak modellezése (44, 46, 48, 50) fizikai alapú modellezést tartalmaz.
14. 14. A 12. igénypont szerinti számítógéppel olvasható, nem-átmeneti tárolóeszköz, azzal jellemezve, hogy tartalmazza a második emissziós energia tartomány szórás alapú hozzájárulásának modellezését (46) az első emissziós energia tartomány detektálásaihoz.
15. 15. A 14. igénypont szerinti számítógéppel olvasható, nem-átmeneti tárolóeszköz, azzal jellemezve, hogy a szórás alapú hozzájárulás modellezése (46) tartalmazza (1) a betegben egy szórás és a betegben egy szórás kollimátor detektor szórás első hozzájárulását és (2) a második emissziós energia tartomány emisszióiból a kollimátordetektor szórás második hozzájárulását.
16. 16. A 12. igénypont szerinti számítógéppel olvasható, nem-átmeneti tárolóeszköz, azzal jellemezve, hogy a képalkotás (24) során a képalkotást (24) fiziológiai funkciók kvantitatív SPECT képének előállításával végezzük két vagy több nyomjelzővel.
17. 17. Rendszer egyfotonos emissziós komputertomográfiához (SPECT) több emissziós energiával, ahol a rendszer tartalmaz:

    egy SPECT rendszert (10) detektorral (18) emissziók detektálásához (20); processzort (12) képalkotáshoz az emissziók két vagy több emissziós energia tartományának (E1, E2) különválasztott kezelésére alkalmas modellel; és egy kijelzőt (16) a kép kijelzésére, ahol a processzor (12) a modell alapján képet alkot figyelembe véve a betegben a szórást, a csillapítást és a kollimátor-detektor választ az energia függvényében.
18. 18. A 17. igénypont szerinti rendszer, azzal jellemezve, hogy a processzor (12) képalkotáshoz alkalmasan van kialakítva, az első emissziós energia tartományban (E1) egy modellel, amely figyelembe veszi a beteget és a kollimátor-detektor szórást egy második emissziós energia tartomány (E2) emisszióinál, amely hozzájárul a detektálásokhoz az első emissziós energia tartományban (E1).