Нижеследующее описание относится к области обнаружения излучения. Оно может быть использовано применительно к детекторам излучения устройств для ядерной медицинской визуализации, в которых применяются просвечивающее излучение или радиофармацевтические препараты, например, устройств для визуализации в системах однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (SPECT) и позитронно-эмиссионной томографии (PET), а также устройств для визуализации средствами планарной рентгенографии, в радиоастрономии и т.п. Следует понимать, что изобретение также применимо к другим технологиям обнаружения излучения и может быть использовано в системах и способах, в которых применяются детекторы излучения.
В однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (SPECT) в визуализируемый объект доставляется радиофармпрепарат, при этом одна или несколько матриц детекторов излучения, которые обычно называют гамма-камерами, используются для обнаружения радиофармпрепарата посредством радиационного излучения, вызванного актами радиоактивного распада. Как правило, каждая гамма-камера включает в себя матрицу детекторов излучения и коллиматор, расположенный перед матрицей детекторов излучения. Гамма-камеры перемещаются в некотором угловом диапазоне обзора, например в угловом диапазоне 180° или 360°, при этом полученные проекционные данные могут быть восстановлены с использованием отфильтрованных обратных проекций, максимизации математического ожидания или иной технологии визуализации в изображении распределения радиофармпрепарата в визуализируемом объекте. Предпочтительно радиофармпрепарат может быть выполнен с возможностью концентрироваться в намеченных тканях для обеспечения визуализации преимущественно этих намеченных тканей.
В позитронно-эмиссионной томографии (PET) радиофармпрепарат доставляется в визуализируемый объект, в котором акты радиоактивного распада порождают позитроны. Каждый позитрон взаимодействует с электроном, что приводит к акту аннигиляции пары электрон-позитрон, в результате которого эмитируются два противоположно направленных гамма (γ) луча. Используя схему совпадений, кольцевая матрица детекторов излучения, окружающая визуализируемый объект, обнаруживает совпадающие события образования противоположно направленных гамма-лучей, соответствующие позитронно-электронным аннигиляциям. Линия ответа (LOR), соединяющая два совпадающих обнаружения, пересекает точку, в которой произошло событие аннигиляции пары электрон-позитрон. Такие линии ответа аналогичны проекционным данным и могут быть восстановлены для создания двух- или трехмерного изображения. В времяпролетной ПЭТ (TOF-PET) малая разница во времени между обнаружением двух совпадающих событий образования γ-лучей используется для локализации акта аннигиляции вдоль LOR-линии.
В планарной рентгенографии источник излучения облучает визуализируемый объект, а матрица детекторов излучения, расположенная на противоположной стороне визуализируемого объекта, обнаруживает пропущенное излучение. В силу затухания излучения благодаря тканям визуализируемого объекта обнаруженное излучение позволяет получить двумерное планарное представление костей или иных структур, поглощающих излучение, в визуализируемом объекте. Такая визуализация на основе пропускания излучения усовершенствована в технологии визуализации, выполняемой средствами трансмиссионной компьютерной томографии, в которой рентгеновская трубка или другой источник излучения перемещается вокруг визуализируемого объекта для создания трансмиссионных изображений или проекционных данных в расширенном угловом диапазоне, например в диапазоне углов до 180° или 360°. Используя отфильтрованные обратные проекции или иную технологию восстановления изображения, эти проекционные данные излучения восстанавливают в представление в форме двух- или трехмерного изображения.
Модули детектора излучения SPECT- и PET-томографов традиционно включают в себя упорядоченное множество фотоумножительных трубок (PMT), оптически связанных с множеством сцинтилляционных кристаллов с использованием промежуточного световодного слоя. Сцинтилляционные кристаллы преобразуют поглощенную корпускулу излучения в световую вспышку, которая обнаруживается и местоположение которой определяется с помощью множества фотоумножительных трубок с использованием логики Ангера. В некоторых системах обнаружения излучения фотоумножительные трубки заменены на фотодиоды, генерирующие аналоговый сигнал, пропорциональный интенсивности поступившего светового излучения. Фотодиоды, будучи экономичными и низковольтными элементами, позволяют создать альтернативу фотоумножительным трубкам в условиях интенсивного светового излучения. Разработаны также кремниевые фотоумножительные детекторы (SiPM), сочетающие в себе высокий коэффициент усиления и стабильность работы фотоумножительных трубок с экономичностью и низким напряжением, которые присущи аналоговым фотодиодам.
Чтобы не использовать логику Ангера, страдающую неправильным определением местоположения, в котором произошло событие, в силу комптоновского рассеяния, достижения предела скорости счета, а также нелинейного отклика (эффектов наложения), были предложены пикселизированные сцинтилляционные детекторы. В пикселизированном детекторе индивидуальные сцинтилляционные кристаллы и фотодиодные пиксели обычно подобраны в соотношении 1:1. Местоположение обнаружения определяется местоположением пикселизированного детектора, который обнаруживает событие появления γ-лучей.
В случае использования LYSO в качестве сцинтилляционного кристалла, примерно 30% событий излучения рассеивается. В ПЭТ-сканерах с двумя детекторами, приходящимися на одну LOR-линию, примерно половина LOR-линий связана с рассеянными событиями по меньшей мере на одном конце. А именно, событие излучения оказывает воздействие на первый пикселизированный сцинтиллятор, вызывая сцинтилляцию, подвергается комптоновскому рассеянию, достигает второго сцинтиллятора, где вызывает следующую сцинтилляцию. Рассеянное излучение может претерпевать дополнительное комптоновское рассеяние в следующих дополнительных пикселизированных сцинтилляторах. Таким же образом в более крупных кристаллах, связанных с системами логики Ангера, единичное событие появления γ-лучей может претерпеть комптоновское рассеяние, вызывая множество сцинтилляций. Комптоновское рассеяние приводит к тому, что местоположение, в котором произошло событие, становится неопределенным, при этом снижается пространственное разрешение. Рассеянные события характеризуются пониженной амплитудой. Фильтрация или устранение рассеянных событий приводит к снижению числа событий, используемых для восстановления, на 30-50%. Близость по времени претерпевших комптоновское рассеяние событий может привести к их проявлению в виде одиночного «размытого» события для PMT-трубок.
Для увеличения пространственного разрешения разработаны способы создания каналов регистрации излучения, анализа формы импульсов и другие способы фильтрации; однако увеличение времени вычислений, которое требуется затратить, обычно ограничивает фильтрацию, сводя дело к качественному анализу, например к постановке врачом диагноза на основе представления в форме изображения. Доступны схемы количественного анализа, например стандартизованный уровень накопления (SUV) широко используется для количественной оценки эффекта лечения онкологических заболеваний. Преимущество SUV-расчетов заключается в том, что забор крови проводить не требуется; однако SUV-показатель подвержен нестабильности вследствие искажения изображения, низкого разрешения и неадекватно определенных интересующих областей. По сравнению с FUR-показателем, альтернативным количественным показателем, который требует проведения измерений на пробах крови, SUV-показатель может привести к противоположному заключению в отношении развития заболевания.
В настоящем описании предложены новые усовершенствованные способ и устройство для увеличения пространственного разрешения устройств, предназначенных для ядерной медицинской визуализации, с применением пикселизированного считывающего устройства на кристаллах, а также усовершенствованный количественный анализ томограмм, позволяющий преодолеть вышеуказанные и другие проблемы.
По одному аспекту представлен способ ядерной медицинской визуализации. Способ включает в себя обнаружение событий гамма (γ) излучения на одном или нескольких модулях детектора излучения, расположенных вокруг области обследования. Обнаруженные события излучения подразделяются на рассеянные события и нерассеянные события и соответствующим образом помечаются. События излучения сохраняют в режиме списка.
По другому аспекту система ядерной медицинской визуализации включает в себя по меньшей мере один модуль обнаружения излучения для обнаружения событий излучения из области обследования. Детектор рассеяния выполнен с возможностью обнаружения и маркировки как рассеянных, так и нерассеянных событий излучения. В памяти в режиме списка сохраняют местоположения обнаруженных событий излучения с их соответствующими метками.
Одно из преимуществ заключается в увеличении разрешения.
Следующее преимущество заключается в снижении эффекта наложения.
Следующее преимущество заключается в том, что из представлений изображений могут быть надежно выделены количественные показатели.
Следующее преимущество заключается в увеличении отношения сигнал-шум.
Дополнительные преимущества настоящего изобретения станут понятны средним специалистам в данной области техники по прочтению последующего подробного описания.
Изобретение может быть реализовано с использованием различных компонентов и схем расположения компонентов, а также с использованием различных этапов и схем чередования этапов. Чертежи приведены лишь в целях иллюстрации предпочтительных вариантов осуществления и не должны рассматриваться как ограничивающие изобретение.
На фиг.1 схематично показана система ядерной медицинской визуализации, в которой применяются модули детектора излучения с пикселизированным сцинтиллятором.
На фиг.2 схематично показан частичный вид сбоку модуля обнаружения излучения с пикселизированным сцинтилляционным кристаллом.
Как показано на фиг.1, PET-сканер 8 или сканер другой радиационной томографической системы включает в себя множество модулей 10 детектора излучения, выполненных с возможностью приема излучения из области 12 сканирования. Модули 10 детектора излучения расположены в виде ряда смежных колец в осевом направлении; однако также могут быть использованы другие схемы расположения модулей детектора излучения. Обычно модули 10 детектора излучения размещены внутри корпуса 14 томографического сканера 8, а значит снаружи не видны. Каждое кольцо включает в свой состав до нескольких сотен модулей 10 детектора излучения. В некоторых сканерах имеется только одно кольцо модулей 10 детектора излучения, в других - до пяти и более колец модулей 10 детектора излучения. Следует понимать, что вместо конструкции, состоящей из детекторных колец, показанной на фиг.1, могут быть использованы детекторные головки. Томографический сканер 8 включает в себя опору 16 для объекта, предназначенную для расположения объекта или пациента в области 12 сканирования. При необходимости опора 16 может перемещаться в осевом направлении, в общем, поперечно кольцам модулей 10 детектора излучения, чтобы способствовать сбору трехмерных данных визуализации по увеличенному расстоянию вдоль оси.
На фиг.2 представлен модуль 10 детектора излучения. Когда γ-луч встречается с модулем детектора излучения, он способен взаимодействовать с одним или несколькими индивидуальными детекторными элементами 22. Сначала γ-луч проходит через радиационно-прозрачный слой 24. Радиационно-прозрачный слой 24 позволяет гамма-излучению «пройти насквозь» с ничтожно малым поглощением, отражая при этом световые фотоны. Далее γ-луч соударяется с индивидуальным сцинтилляционным кристаллом 26 пикселизированного сцинтиллятора 28, который преобразует излучение в множество световых фотонов, т.е. осуществляет сцинтилляцию. Световые фотоны обнаруживаются фотоэлектрическим детектором 30, состоящим из матрицы фотодиодов, расположенных в виде монолита на общей кремниевой подложке 32. Фотодиоды могут включать в себя твердотельные фотоумножители, такие как аналоговые фотодиоды, цифровые кремниевые фотоумножители (SiPM) и т.п. Цифровые кремниевые фотоумножители - имеющие стабильные характеристики, обладающие высоким коэффициентом усиления, низковольтные устройства, являющиеся альтернативой аналоговым фотодиодам. Около 30% лучей 20' взаимодействует с первым сцинтиллятором, генерируя световые фотоны, и претерпевает комптоновское рассеяние, попадая в другой сцинтиллятор и генерируя дополнительные световые фотоны.
Лишь часть фотонов соударяется с фотоэлектрическим детектором 30 напрямую. Чтобы увеличить число фотонов, достигающих фотоэлектрического детектора, боковые стенки каждого сцинтилляционного кристалла 24 покрыты светоотражающим слоем 34, выполненным, например, из Тефлона, пленки обратной проекции Vikuit® и т.п. Светоотражающий слой также препятствует проникновению фотонов в прилегающие сцинтилляционные кристаллы и обнаружению соответствующим фотоэлектрическим детектором. Светоотражающий разделитель 36 расположен между смежными фотоэлектрическими детекторами, чтобы не позволить фотонам покинуть сцинтилляционный кристалл, не столкнувшись с фотоэлектрическим детектором. В дополнение к подавлению рассеивания, пикселизирование сцинтилляционного кристалла снижает эффекты наложения, что может дополнительно увеличить разрешение изображения.
Между сцинтилляционными кристаллами 26 и фотоэлектрическими детекторами 28 расположен связующий оптический слой 38. Когда световое излучение достигает границы раздела между материалами, имеющими различные коэффициенты преломления, часть светового излучения пропускается, а часть отражается в обратном направлении. Поскольку отражение на границе раздела между сцинтилляционным кристаллом и фотоэлектрическим детектором нежелательно, для минимизации отражения между ними вводится связующий оптический слой 36.
Возвращаясь к фиг.1, перед началом ядерного сканирования пациенту, пребывающему на опоре 16, вводится радиофармпрепарат, содержащий радиоактивный элемент, обычно связанный с молекулой-меткой. Молекула-метка имеет отношение к изучаемой области, которую требуется визуализировать, и проявляет тенденцию к накоплению в этой области в силу процессов жизнедеятельности организма. Например, клетки злокачественных новообразований проявляют тенденцию к поглощению аномально большого количества энергии; таким образом, радиоактивные элементы обычно связаны с глюкозой, молекулой, которую клетка, как правило, метаболизирует для получения энергии. В таких областях происходит накопление радиофармпрепарата, что проявляется в виде «горячих точек» на изображении. Другие технологии включают в себя использование молекул-меток, которые сохраняются в кровеносной системе для исследования перфузии.
Гамма-лучи, образуемые при распаде радиофармпрепарата, обнаруживаются модулями 10 детектора излучения, расположенными по кругу. Триггерная схема (не показана) контролирует фотоэлектрические детекторы 28 на предмет энергии импульса, т.е. площади импульса, являющейся характеристикой сцинтилляционного события. С помощью схемы 40 присваивания меток времени с каждым обнаруженным сцинтилляционным событием связывается метка времени. Триггерная схема и схема присваивания меток времени могут быть также встроены в подложку фотоэлектрических детекторов. Детектор 42 совпадений определяет совпадающие пары γ-лучей, а также LOR-линии, определяемые каждой совпадающей парой γ-лучей. Совпадающие пары определяются по разности моментов времени обнаружения при известном диаметре зоны обзора.
Местоположение детекторов для LOR-линии и соответствующая метка времени сохранены в памяти 44 в режиме списка в виде единичной записи в формате списка. Детектор 46 рассеяния определяет, является ли каждое обнаруженное событие излучения совпадающей пары нерассеянным или рассеянным. Нерассеянное событие определяется как событие, при котором лишь один сцинтиллятор эмитирует световые фотоны. Детектор рассеяния осуществляет добавление 47 одного бита данных к каждой записи в памяти в режиме списка для указания того, претерпело ли рассеяние обнаруженное событие излучения или не претерпело. Резюмируя сказанное, каждая запись в памяти в режиме списка указывает моменты времени обнаружения, местоположение обнаружения, а также содержит метку «рассеянное/нерассеянное» для каждой совпадающей пары обнаруженных событий излучения.
Процессор 48 восстановления осуществляет восстановление всех LOR-линий, связанных с рассеянными или нерассеянными событиями, в первое представление в форме изображения, которое сохранено в памяти 50 для хранения первого изображения, а также восстанавливает LOR-линии, соответствующие нерассеянным событиям, во второе представление в форме изображения, которое сохранено в памяти 51 для хранения второго изображения. Процессор 52 количественной оценки выполняет количественную оценку одного или нескольких показателей выбранной интересующей области/структуры. Показатели могут включать в себя объем, скорость счета, стандартизованный уровень накопления (SUV) в интересующей области/структуре. Интересующая область/структура выбирается врачом-клиницистом с помощью графического интерфейса пользователя или устройства 54 отображения. Графический интерфейс пользователя или устройство 54 отображения включает в себя устройство ввода данных пользователем, которое может быть использовано врачом-клиницистом для выбора последовательностей сканирования и протоколов, способов восстановления изображений, данных изображения, выводимых на дисплей, и т.п. В TOF-PET-системе процессор восстановления также извлекает информацию о времени пролета для каждой LOR-линии по выходным данным схемы 50 присваивания меток времени.
Как показано на фиг.3, блок 56 объединения изображений объединяет первое представление 60 изображения и второе представление 62 изображения в объединенное изображение 64 для одновременного отображения. Например, изображения могут быть наложены одно на другое, имея различные цвета, контур расположения «горячих точек» второго представления изображения может быть наложен на первое представление изображения, первое и второе представления изображения могут быть выведены на дисплей рядом в одном масштабе и т.п.
Первое представление 60 изображения интересующей области, восстановленное с использованием линий ответа, соответствующих как рассеянным, так и нерассеянным обнаруженным событиям излучения, имеет лучшие статистические показатели в отношении помех, но меньшее разрешение. Второе представление 62 изображения интересующей области, восстановленное с использованием линий ответа, соответствующих нерассеянным обнаруженным событиям излучения, имеет более высокое разрешение, что позволяет обнаруживать малые патологические очаги, но может не показать слабовыраженные «горячие точки». Таким образом, каждое обеспечивает дополнительную информацию. Процессор количественной оценки выделяет один или несколько показателей либо из второго представления изображения, либо из объединенного представления изображения 64. Показатели могут отображаться рядом с количественно оцениваемым представлением изображения на графическом интерфейсе пользователя или устройстве отображения.
В другом варианте осуществления первое представление изображения области обследования восстанавливают с использованием линий ответа, соответствующих как рассеянным, так и нерассеянным обнаруженным событиям излучения. Врач-клиницист выбирает частичный объем или интересующую структуру, например вызывающий подозрение патологический очаг, на первом представлении изображения. Второе представление изображения восстанавливают только с использованием линий ответа, соответствующих нерассеянным обнаруженным событиям излучения, проходящих через частичный объем, чтобы получить более высокое разрешение изображения частичного объема. Объединенное представление изображения может принимать различные формы. Например, изображение частичного объема, полученное на основе нерассеянных событий, может быть использовано вместо частичного объема в первом изображении. Процессор количественной оценки выделяет один или несколько показателей либо из второго представления изображения, либо из объединенного представления изображения. Показатели могут отображаться рядом с количественно оцениваемым представлением частичного объема изображения на графическом интерфейсе пользователя или устройстве отображения.
Изобретение описано со ссылкой на предпочтительные варианты осуществления. По прочтении и осмыслении вышеприведенного подробного описания могут быть предложены модификации и изменения. Предполагается, что изобретение включает в себя все подобные модификации и изменения в той степени, в которой они входят в объем притязаний прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов.
Группа изобретений относится к медицинской технике, а именно к системам и способам ядерной медицинской визуализации. Система ядерной медицинской визуализации, в которой применяются модули детектора излучения с пикселизированными сцинтилляционными кристаллами, включает в себя детектор рассеяния, выполненный с возможностью обнаружения и маркирования, обнаруженных рассеянных и нерассеянных событий излучения, сохраняемых в памяти в режиме списка. Обнаруживают совпадающие пары как рассеянных, так и нерассеянных событий излучения, и определяют соответствующие линии ответа (LOR). С использованием линий ответа, соответствующих как рассеянным, так и обнаруженным нерассеянным событиям излучения, может быть восстановлено первое представление изображения области обследования, чтобы получить изображение пониженного разрешения, обладающее хорошими статистическими характеристиками в отношении помех. Второе изображение повышенного разрешения всей области обследования или ее частичного объема может быть получено с использованием линий ответа, соответствующих обнаруженным нерассеянным событиям излучения. Процессор количественной оценки выполнен с возможностью выделения, по меньшей мере, одного показателя, например объема, скорости счета, стандартизованного уровня накопления (SUV) и т.п. по меньшей мере из изображения пониженного разрешения, изображения повышенного разрешения или объединенного изображения. Использование изобретения позволяет увеличить разрешение изображения, снизить эффект наложения и увеличить отношение сигнал/шум. 4 н. и 18 з.п. ф-лы, 3 ил.
1. Способ ядерной медицинской визуализации, содержащий этапы, на которых:
обнаруживают события гамма (γ) излучения на одном или более модулях детектора излучения, расположенных вокруг области обследования;
различают рассеянные и нерассеянные обнаруженные события излучения;
присваивают метки обнаруженным событиям, помечая их как рассеянные или нерассеянные; и
сохраняют обнаруженные события излучения в режиме списка,
восстанавливают первое представление изображения пониженного разрешения для области обследования с использованием обнаруженных событий излучения, помеченных как рассеянные и нерассеянные события; и
восстанавливают второе представление изображения повышенного разрешения для области обследования с использованием обнаруженных событий излучения, помеченных как нерассеянные события; и
отображают второе изображение.
2. Способ по п.1, дополнительно включающий в себя этапы, на которых:
обнаруживают совпадающие пары обнаруженных событий излучения; и
определяют линии ответа, соответствующие каждой совпадающей паре.
3. Способ по п.1, дополнительно включающий в себя этапы, на которых:
объединяют первое и второе представления изображения в объединенное представление изображения;
отображают объединенное представление изображения.
4. Способ ядерной медицинской визуализации, содержащий этапы, на которых:
обнаруживают события гамма (γ) излучения на одном или более модулях детектора излучения, расположенных вокруг области обследования;
различают рассеянные и нерассеянные обнаруженные события излучения;
присваивают метки обнаруженным событиям, помечая их как рассеянные или нерассеянные; и
сохраняют обнаруженные события излучения в режиме списка,
восстанавливают первое представление изображения области обследования с использованием рассеянных и нерассеянных событий излучения, сохраненных в режиме списка;
выбирают интересующий частичный объем в первом представлении изображения; и
восстанавливают интересующий частичный объем во второе представление изображения с использованием нерассеянных событий излучения, сохраненных в режиме списка, соответствующих выбранному интересующему частичному объему; и
отображают второе изображение.
5. Способ по п.4, дополнительно включающий в себя этапы, на которых:
обнаруживают совпадающие пары обнаруженных событий излучения; и
определяют линии ответа, соответствующие каждой совпадающей паре.
6. Способ по п.4, дополнительно включающий в себя этап, на котором выделяют количественные данные из интересующего частичного объема на основании по меньшей мере одного показателя.
7. Способ по п.6, в котором показатель выбран из объема, скорости счета, а также стандартизованного уровня накопления (SUV).
8. Способ по п.4, дополнительно включающий в себя этапы, на которых:
объединяют первое и второе представления изображения в объединенное представление изображения;
отображают объединенное представление изображения.
9. Система (8) ядерной медицинской визуализации, включающая в себя:
по меньшей мере один модуль (10) детектора излучения для обнаружения излучения из области (12) обследования;
детектор (46) рассеяния, обнаруживающий и помечающий как рассеянные, так и нерассеянные события излучения;
память (44) в режиме списка, в которой сохранены местоположения обнаружения обнаруженных событий излучения с их соответствующими метками рассеянные/нерассеянные;
процессор (48) восстановления, восстанавливающий обнаруженные рассеянные и нерассеянные события излучения в первое представление изображения пониженного разрешения для области обследования и нерассеянные события излучения во второе представление изображения повышенного разрешения для области обследования; и
дисплей, выполненный с возможностью отображения второго представления изображения.
10. Система (8) ядерной медицинской визуализации по п.9, дополнительно включающая в себя:
процессор (52) количественной оценки, выполняющий количественную оценку по меньшей мере одного показателя выбранной интересующей структуры в одном из первого и второго представлений изображения.
11. Система (8) ядерной медицинской визуализации по п.9, в которой модуль (10) детектора излучения включает в себя:
пикселизированный сцинтиллятор (28), выполненный из множества оптически изолированных сцинтилляционных кристаллов (26); и
множество фотоэлектрических детекторов (30), каждый из которых оптически связан с одним из сцинтилляционных кристаллов.
12. Система (8) ядерной медицинской визуализации по п.9, дополнительно включающая в себя:
множество модулей (10) детектора излучения, выполненных с возможностью обнаружения событий излучения из области (12) обследования;
схему (40) присваивания меток времени для отнесения метки времени к обнаруженному событию излучения;
детектор (42) совпадений для обнаружения совпадающих пар обнаруженных событий излучения и определения линий ответа, соответствующих каждой совпадающей паре;
при этом память (44) в режиме списка сохраняет моменты времени обнаружения, местоположения обнаружения и метки рассеянные/нерассеянные для каждой совпадающей пары обнаруженных событий излучения.
13. Система (8) ядерной медицинской визуализации по п.12, в которой детектор (46) рассеяния выполнен с возможностью помечать совпадающие пары, сохраненные в памяти в режиме списка, как нерассеянные события, если ни одно из обнаруженных событий излучения совпадающей пары не является рассеянным, и помечать совпадающие пары, имеющие по меньшей мере одно рассеянное обнаруженное событие излучения, как рассеянные.
14. Система (8) ядерной медицинской визуализации по любому из пп.12 или 13, в которой метка представляет собой один бит данных, добавляемых к соответствующей записи в режиме списка.
15. Система (8) ядерной медицинской визуализации по п.9, в которой показатель выбран из объема, скорости счета, стандартизованного уровня накопления (SUV).
16. Система (8) ядерной медицинской визуализации, включающая в себя:
по меньшей мере один модуль (10) детектора излучения для обнаружения излучения из области (12) обследования;
детектор (46) рассеяния, обнаруживающий и помечающий как рассеянные, так и нерассеянные события излучения;
память (44) в режиме списка, в которой сохранены местоположения обнаружения обнаруженных событий излучения с их соответствующими метками рассеянные/нерассеянные;
процессор (48) восстановления, восстанавливающий обнаруженные рассеянные и нерассеянные события излучения в первое представление изображения области обследования;
причем система визуализации позволяет выбирать интересующий частичный объем в первом представлении изображения, и процессор (48) восстановления дополнительно выполнен с возможностью восстановления интересующего частичного объема во второе представление изображения с использованием нерассеянных событий излучения, сохраненных в режиме списка, соответствующих выбранному интересующему частичному объему; и
дисплей, выполненный с возможностью отображения по меньшей мере второго представления изображения.
17. Система (8) ядерной медицинской визуализации по п.16, дополнительно включающая в себя:
процессор (52) количественной оценки, выполняющий количественную оценку по меньшей мере одного показателя выбранной интересующей структуры в одном из первого и второго представлений изображения.
18. Система (8) ядерной медицинской визуализации по п. 16, в которой модуль (10) детектора излучения включает в себя:
пикселизированный сцинтиллятор (28), выполненный из множества оптически изолированных сцинтилляционных кристаллов (26); и
множество фотоэлектрических детекторов (30), каждый из которых оптически связан с одним из сцинтилляционных кристаллов.
19. Система (8) ядерной медицинской визуализации по п.16, дополнительно включающая в себя:
множество модулей (10) детектора излучения, выполненных с возможностью обнаружения событий излучения из области (12) обследования;
схему (40) присваивания меток времени для отнесения метки времени к обнаруженному событию излучения;
детектор (42) совпадений для обнаружения совпадающих пар обнаруженных событий излучения и определения линий ответа, соответствующих каждой совпадающей паре;
при этом память (44) в режиме списка сохраняет моменты времени обнаружения, местоположения обнаружения и метки рассеянные/нерассеянные для каждой совпадающей пары обнаруженных событий излучения.
20. Система (8) ядерной медицинской визуализации по п.19, в которой детектор (46) рассеяния выполнен с возможностью помечать совпадающие пары, сохраненные в памяти в режиме списка, как нерассеянные события, если ни одно из обнаруженных событий излучения совпадающей пары не является рассеянным, и помечать совпадающие пары, имеющие по меньшей мере одно рассеянное обнаруженное событие излучения, как рассеянные.
21. Система (8) ядерной медицинской визуализации по любому из пп.19 или 20, в которой метка представляет собой один бит данных, добавляемых к соответствующей записи в режиме списка.
22. Система (8) ядерной медицинской визуализации по п.16, в которой показатель выбран из объема, скорости счета, стандартизованного уровня накопления (SUV).
| US 2009072156 A1, 19.03.2009 | |||
| DE 102007027921 A1, 02.01.2009 | |||
| Пневматическая ячейка памяти | 1985 |
|
SU1288679A1 |
| RU 2007138975 A, 27.04.2009 | |||
