Система позитрон-эмиссионной и компьютерной томографии с единым детектором

Авторы патента:


Система позитрон-эмиссионной и компьютерной томографии с единым детектором
Система позитрон-эмиссионной и компьютерной томографии с единым детектором
Система позитрон-эмиссионной и компьютерной томографии с единым детектором
Система позитрон-эмиссионной и компьютерной томографии с единым детектором
Система позитрон-эмиссионной и компьютерной томографии с единым детектором
Система позитрон-эмиссионной и компьютерной томографии с единым детектором
Система позитрон-эмиссионной и компьютерной томографии с единым детектором

 


Владельцы патента RU 2578856:

КОНИНКЛЕЙКЕ ФИЛИПС ЭЛЕКТРОНИКС Н.В. (NL)

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к технологиям формирования медицинских изображений. Система детекторов излучения содержит первый и второй слои детекторов, с различными размерами поперечных сечений, расположенные друг под другом. Система формирования изображений, обеспечивающая осуществление способа формирования изображения, содержит гентри, множество систем детекторов, расположенных вокруг области исследования, источник рентгеновского излучения и процессор реконструкции. Комбинированная система формирования изображений в передаваемом и эмиссионном излучении содержит гентри, источник передаваемого излучения, расположенный смежно с областью исследования, и систему детекторов излучения, расположенных вокруг области исследования. Использование изобретения позволяет повысить эффективность сканирования. 4 н. и 15 з.п. ф-лы, 7 ил.

 

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ

Нижеописанное изобретение относится к технологиям формирования медицинских изображений, технологиям медицинской диагностики, технологиям формирования изображений методом позитрон-эмиссионной томографии (ПЭТ), технологиям компьютерной томографии (КТ) и родственным технологиям.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ

В настоящее время растет применение позитрон-эмиссионной томографии (ПЭТ), однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (ОФЭКТ) и других способов формирования изображений в онкологической диагностике, для оценки и планирования лечения. ПЭТ и ОФЭКТ предусматривают введение пациенту (например, человеку или животному) радиофармацевтического препарата и детектирование излучения, испускаемого из пациента радиофармацевтическим препаратом. Радиофармацевтический препарат может быть адаптирован для предпочтительного сбора в кровотоке или других анатомических областях интереса, чтобы обеспечивать контрастность изображения упомянутых областей. ПЭТ и ОФЭКТ считают средствами, дополнительными к трансмиссионной компьютерной томографии (КТ) или магнитно-резонансной томографии (МРТ) для онкологии, так как ПЭТ и ОФЭКТ имеют тенденцию предоставлять функциональную информацию, относящуюся к метаболической активности; тогда как КТ и МРТ обеспечивают, в основном, структурную информацию.

Обычно, специалист-онколог использует КТ-изображения для оконтуривания раковой опухоли и соседних «критичных структур», например соседних органов, чувствительных к облучению. План лучевой терапии с модуляцией интенсивности (IMRT) создают на основании оконтуренных особенностей и применяют с использованием линейного ускорителя («linac») или другой системы лучевой терапии. ПЭТ- или ОФЭКТ-изображения используют, как правило, в качестве дополнительных данных для обеспечения функциональной информации, например, стандартного уровня накопления (SUV), оценки любого наблюдаемого некроза или метастазирования и т.д. В некоторых случаях, ПЭТ и ОФЭКТ могут быть лучше, чем КТ для решения задач обнаружения, например, обнаружения первичной злокачественной опухоли или патологического изменения или обнаружения присутствия и скорости метастазирования рака, так как функциональная чувствительность ПЭТ может быть причиной проявления зарождающихся опухолей или патологических изменений в виде ярких точек, отражающих высокий локальный метаболизм.

Затем пациента перемещают в ПЭТ/КТ- или ОФЭКТ/КТ-сканер для формирования функциональных данных. Большое внимание уделяют размещению пациента в одном и том же месте как в КТ-, так и в ПЭТ- или ОФЭКТ-сканере. Отклонение даже 1 мм или меньше может вызывать значительные погрешности совмещения.

Пациенту вводят радиофармацевтический препарат и реконструируют, по меньшей мере, одно функциональное изображение. ПЭТ-изображение обычно имеет меньшее разрешение, чем КТ-изображение, например, каждый воксель может иметь объем, приблизительно, 4 мм3. Во время реконструкции методом ПЭТ, КТ-изображение используют в качестве карты ослабления для коррекции ПЭТ или для ослабления.

В различных областях, например, онкологии, функциональные и ПЭТ-изображения комбинируют или объединяют. Поскольку функциональное изображение, по существу, не содержит никакой структурной или анатомической информации, и КТ-изображение, по существу, не обеспечивает никакой функциональной информации, то между анатомическим и функциональным изображениями, по существу, нет общих элементов, которые можно использовать для совмещения упомянутых изображений. Вместо этого, точно совмещение обычно обеспечивают на основе точного размещения пациента в двух сканерах. Следовательно, отклонение даже на небольшую величину при размещении пациента может вызывать значительные погрешности совмещения в комбинированном или объединенном изображении.

РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Ниже предлагаются новые и усовершенствованные устройства и способы, которые решают вышеописанные и другие проблемы.

В соответствии с одним аспектом предлагается детектор излучения, который содержит, по меньшей мере, первый слой детекторов и, по меньшей мере, второй слой детекторов. Детекторы первого слоя имеют первый размер поперечного сечения и преобразуют падающее излучение от источника передаваемого излучения в данные передачи. Детекторы второго слоя детекторов имеют второй размер поперечного сечения, который отличается от первого размера поперечного сечения, и расположены под первым слоем детекторов, чтобы преобразовывать эмиссионное излучение в ядерные данные, например, функциональные или эмиссионные данные.

В соответствии с другим аспектом предлагается способ, в котором передаваемое излучение преобразуют в данные передачи в первых детекторах первого слоя детекторов. Каждый из первых детекторов имеет первый размер поперечного сечения. Эмиссионное излучение преобразуют в ядерные данные во вторых детекторах второго слоя детекторов. Каждый из вторых детекторов имеет размер поперечного сечения, который больше, чем первый размер поперечного сечения. Второй слой детекторов расположен под первым слоем детекторов.

Одно преимущество состоит в более эффективной системе сканирования как для ПЭТ-, так и для формирования изображений КТ.

Другое преимущество состоит в более совершенном и упрощенном совмещении, так как пациента не требуется перемещать на столе.

Другое преимущество состоит в снижении стоимости комбинированных ПЭТ-КТ-систем, так как части детектора системы КТ повторно служат для ПЭТ.

Специалистам в данной области техники станут очевидными дополнительные преимущества после прочтения и изучения нижеследующего подробного описания.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Фиг.1 - схематичное представление комбинированной системы формирования изображений, содержащей единый детектор излучения и поворотный источник рентгеновского излучения и противорассеивающую сетку;

Фиг.2 - изображение примерного сегмента детекторной матрицы в соответствии с одним аспектом настоящего изобретения;

Фиг.3 - перспективный вид детекторного блока для одного детектора системы ПЭТ и девяти детекторов системы КТ;

Фиг.4 подобна Фиг.3, но с детектором системы ПЭТ, выполненным для получения информации о трех уровнях глубины взаимодействия;

Фиг.5 - сечение альтернативного варианта осуществления с множеством распределенных источников рентгеновского излучения и поворотной противорассеивающей сеткой;

Фиг.6 - другой вариант осуществления, в котором источники рентгеновского излучения расположены по обеим сторонам области исследования; и

Фиг.7 - схематичное представление подходящего способа для системы формирования изображений с единым детектором, изображенным на Фиг.2.

ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Как показано на Фиг.1, комбинированная система 10 формирования изображений содержит один гентри 12, который в своей внутренней области ограничивает область 14 исследования. Кольцо детекторов излучения расположено вокруг области исследования для детектирования излучения, которое испущено из пациента или другого объекта исследования на опоре 18 пациента или пересекло упомянутого пациента или объект, когда упомянутая опора вдвинута в область исследования. В варианте осуществления, показанном на Фиг.1, источник 20 передаваемого излучения, например рентгеновская трубка, и противорассеивающая сетка 22 (называемая также коллиматором с подавлением рассеянного излучения) расположены с возможностью поворота вокруг области 14 исследования. В одном варианте осуществления противорассеивающая сетка выполнена с возможностью удаления из области исследования во время ПЭТ, ОФЭКТ или другого ядерного сканирования для сбора функциональных или эмиссионных данных (например, ядерных данных). Противорассеивающая сетка является решеткой из пластин, каждая из которых выставлена относительно фокусного пятна источника рентгеновского излучения таким образом, что детекторная матрица принимает излучение, которое проходит прямо от источника излучения через противорассеивающую сетку, а излучение с других направлений блокируется.

Источник 20 передаваемого излучения обычно генерирует рентгеновское излучение с энергией 20-140 кэВ; тогда как гамма-излучение, регистрируемое в процессе формирования изображений ПЭТ, имеет энергию 511 кэВ, а в процессе формирования изображений ОФЭКТ, энергия излучения равна 141 кэВ. Детекторная матрица 16 содержит первый слой детекторов 24 с толщиной, которая захватывает, по меньшей мере, все акты излучения системы КТ, и, по меньшей мере, второй слой 26 детекторов, который имеет такую толщину, что упомянутый слой захватывает, по меньшей мере, все акты излучения системы ПЭТ. Гентри 12 соединен с, по меньшей мере, одним процессором 30, который, в свою очередь, соединен с, по меньшей мере, одним блоком 32 памяти. Контроллер 34 сбора данных обращается к подходящему протоколу 36 сбора данных КТ из блока 32 памяти. Контроллер 34 сбора данных управляет гентри и источником рентгеновского излучения, чтобы формировать данные КТ, которые записываются в буфер 38 данных КТ и реконструируются процессором или алгоритмом 40 КТ-реконструкции в представляемое КТ-изображение 42, которое записывается в блоки памяти.

Контроллер сбора данных обращается к протоколам 36 сбора данных для вызова соответствующего протокола формирования изображений ПЭТ, который служит для управления гентри, чтобы формировать набор 44 данных в режиме списка, из которого процессор 46 ПЭТ-реконструкции реконструирует ПЭТ-изображение 48. Термин «режим списка» предназначен для охвата любого формата для хранения событий данных ПЭТ, содержащих информацию об энергии, времени и локализации. В режиме списка все акты излучения сохраняются в списке. Во время реконструкции данных ПЭТ данные из КТ-изображения 42 служат в качестве карты ослабления для выполнения коррекции ослабления данных ПЭТ в режиме списка.

Процессор 50 для обработки изображений объединяет КТ- и ПЭТ-изображения для формирования комбинированного изображения 52, которое сохраняется в памяти 32. Предполагается возможность формирования комбинированных или объединенных изображений различных типов, известных в данной области техники. Видео- или другой дисплейный контроллер 54 назначает дисплею 56 отображать комбинированное, ПЭТ-, КТ- или другие изображения и их комбинации. Оператор использует клавиатуру или другое устройство 58 ввода, чтобы производить выбор из различных вариантов изображения и чтобы управлять контроллером 34 сбора данных для выбора из различных протоколов формирования изображений. По меньшей мере, один блок 32 памяти установки для формирования изображений может содержать, по меньшей мере, один магнитный носитель данных, по меньшей мере, один оптический носитель данных, по меньшей мере, один электростатический носитель данных и т.д. Несколько наглядных примеров содержат: жесткий диск или другое внутреннее запоминающее устройство или устройства, по меньшей мере, одного компьютера 24; внешний накопитель на жестких дисках; система матрицы независимых дисковых накопителей с избыточностью (RAID); удаленная система памяти в сети Интернет; и т.д. По меньшей мере, один блок 32 памяти установки для формирования изображений может также содержать систему архивации и передачи изображений (PACS), поддерживаемую больницей или другой организацией, владеющей или связанной с установкой для формирования медицинских изображений, или обращаться к упомянутой системе.

В одном варианте осуществления каждый единый детектор 60 излучения содержит сцинтиллятор и матрицу SiPM (кремниевых фотоумножителей), которые формируют цифровые сигналы для обработки. Фотоумножители SiPM являются пиксельными датчиками, которые содержат высокосегментированную матрицу одиночных лавинных фотодиодных ячеек, работающих в режиме Гейгера. Цифровые фотоумножители SiPM поддерживают времяпролетный режим для комбинированной системы ПЭТ-КТ и позволяют регистрировать излучение посредством взятия отсчетов оптического сигнала с высокой частотой дискретизации. Приведенный процесс дополнительно описан в документе WO 2009/115956 (опубликованном 24 сентября 2009 г.), полностью включенном в настоящий документ посредством ссылки, где поясняется, что цифровые фотоумножители SiPM допускают взятие отсчетов с частотой до 100 МГц соответственно частоте падения фотонов, преобразованных в оптические фотоны. В сочетании с быстродействующим сцинтиллятором, например, на кристаллах LYSO (лютеций-иттрий ортосиликата, GOS (оксисульфида гадолиния), LSO (оксиортосиликата лютеция) и т.п., возможна даже регистрация одиночных фотонов с дискриминацией по энергии, что обеспечивает важную дополнительную диагностическую информацию.

Как показано на Фиг.2 и 3, детекторная матрица 16 содержит множество детекторных ячеек 60, каждая из которых, в изображенном варианте осуществления, содержит один детектор системы ПЭТ и девять детекторов системы КТ. В изображенном варианте осуществления второй слой 24 детекторов содержит матрицу детекторов ПЭТ, каждая из которых содержит сцинтиллятор 62, который, в изображенном варианте осуществления, имеет размеры, приблизительно, 4 мм × 4 мм, для формирования ПЭТ-изображения с 4-мм3 разрешением. Предполагаются также возможными другие размеры, например, в диапазоне 2,8×2,8-8×8 мм3. Сцинтиллятор имеет достаточную толщину, в которой задерживается и превращается в световое излучение, по существу, все гамма-излучение системы ПЭТ, например, приблизительно 2,8-8 мм для 511-кэВ излучения. Пять из шести граней сцинтиллятора системы ПЭТ покрыты светонепроницаемым отражательным слоем. Шестая поверхность, нижняя поверхность в изображенном варианте осуществления, находится в оптическом контакте с световым детектором 64. В изображенном варианте осуществления световой детектор 64 содержит, по меньшей мере, одну матрицу 65 кремниевых фотоумножителей (SiPM). Выходные сигналы фотоумножителей SiPM суммируются концентратором Ak и передаются в слой 66 обработки данных, который передает данные ПЭТ в модули оценки. Световые детекторы взаимно-однозначно связаны с соответствующими сцинтилляционными элементами, хотя данное требование не обязательно. Как показано только для одного светового детектора, каждый световой детектор содержит множество «ячеек». Регистрируемые сигналы всех детекторных ячеек каждого светового детектора связаны с сетью Ak концентратора, в котором общие количества регистрируемых частиц в течение актов аннигиляции или генерации оптических фотонов определяются в виде цифровой величины.

Первый слой 24 содержит матрицу детекторов системы КТ, установленных на грани приема излучения сцинтилляторов 62 соответствующего детектора системы ПЭТ. В изображенном варианте осуществления присутствуют девять детекторов системы КТ, которые перекрывают каждый детектор системы ПЭТ. Для упрощения конструкции детекторы системы ПЭТ имеют поперечное сечение, которое, по существу, является кратным размерам поперечного сечения детекторов системы КТ, но, данное соотношение не обязательно. Каждый детектор системы КТ, как показано на Фиг.3, содержит сцинтилляционный кристалл 72, на который по шести боковым сторонам нанесено светонепроницаемый отражательный слой (не показанный). Соответствующий световой детектор 74 находится в оптическом контакте с каждым сцинтиллятором. Световой детектор 74 в изображенном варианте осуществления также содержит, по меньшей мере, одну матрицу фотоумножителей SiPM. Каждый сцинтиллятор 72 детектора системы КТ имеет толщину, которая задерживает, по меньшей мере, значительную часть излучения системы КТ, например, приблизительно, 1-4 мм. Сцинтилляторы в изображенном варианте осуществления имеют размеры, приблизительно, 1,4×1,4 мм2, чтобы формировать КТ-изображения с вокселями 1,4 мм3. Предполагаются также возможными другие размеры. Каждый из световых детекторов 74 соединен со слоем 76 межсоединений, как показано на Фиг.2, который может содержать модули оценки или электрически соединяться с ними. В изображенном варианте осуществления каждый световой детектор содержит матрицу фотоумножителей SiPM, соединенную с концентратором Ak.

Хотя световые детекторы 64, 74 показаны в состоянии оптического контакта с нижней поверхностью каждого сцинтиллятора, следует понимать, что световые детекторы могут быть соединены с другими поверхностями, например, по меньшей мере, одной боковой поверхностью.

Поскольку излучение системы ПЭТ имеет более высокую энергию (приблизительно, 511 кэВ), и энергия системы КТ имеет меньшую энергию (приблизительно, 20-140 кэВ), то излучение системы КТ преимущественно задерживается в сцинтилляторах системы КТ, и излучение системы ПЭТ проходит сквозь сцинтилляторы системы КТ, при небольшом числе взаимодействий. Данными от любых сцинтилляций в сцинтилляторах системы ПЭТ во время формирования изображений КТ можно пренебречь. Любые взаимодействия гамма-излучения системы ПЭТ в сцинтилляторах системы КТ можно использовать во время формирования изображений ПЭТ для вычисления информации о глубине взаимодействия.

Для определения информации о глубине взаимодействия выходные сигналы каждой матрицы из девяти детекторов системы КТ (в изображенном варианте осуществления) можно объединять и обрабатывать как с одним детектором системы ПЭТ во время формирования изображений ПЭТ. В таком случае известно, что сцинтилляции от гамма-излучения системы ПЭТ, происходящие в первом слое сцинтилляторов 72 системы КТ, случились на глубине взаимодействия от нуля до толщины сцинтилляторов системы КТ. Кроме того, известно, что сцинтилляции, зарегистрированные в сцинтилляторе 62 системы ПЭТ, имеют глубину взаимодействия от глубины, равной толщине сцинтилляторов системы КТ, (плюс эквивалентную глубину, вносимую матрицей 74 световых детекторов) до толщины сцинтиллятора детектора системы ПЭТ плюс сцинтиллятора системы КТ. Например, сцинтилляторы системы КТ могут иметь толщину 4 мм, и сцинтилляторы системы ПЭТ могут иметь толщину 4 мм для обеспечения информации о глубине взаимодействия для излучения системы ПЭТ.

Как показано на Фиг.4, вместо применения одного детектора системы ПЭТ, детектор системы ПЭТ может быть разделен на N детекторов системы ПЭТ, где N означает целое число больше единицы. При выборе соответствующей толщины для сцинтилляторов систем КТ и ПЭТ можно формировать данные о глубине взаимодействия для каждого из N+1 диапазонов по глубине. То есть группа детекторов системы КТ, которые перекрывают сцинтиллятор 621 первого детектора системы ПЭТ, задает в сборе границы первого диапазона по глубине. Сцинтиллятор 621 задает границы второго диапазона по глубине. N дополнительных сцинтилляторов 64N, принадлежащих к N дополнительным детекторам системы ПЭТ, совмещены с первым сцинтиллятором 641 для задания границ от третьего до N-го диапазонов по глубине.

В одном варианте осуществления, показанном на Фиг.5, источник рентгеновского излучения содержит n распределенных источников 201, …, 20n рентгеновского излучения, где n означает целое число больше единицы, окружающих пациента по периферии области исследования. Например, при последовательном включении источников рентгеновского излучения активная область перемещается относительно области исследования в то время, как источник рентгеновского излучения остается неподвижным. Источники рентгеновского излучения могут содержать, например, углеродные нанотрубки (CNT). В приведенном примере ASG (противорассеивающую сетку) 22 поворачивают для установки напротив каждого источника по мере того, как его включают, для фокусировки рентгеновского излучения на детекторной матрице.

При формировании изображений КТ используют изображения проекций под разными углами наблюдения. В обычных системах применяют перемещающийся источник рентгеновского излучения для сбора данных отдельных проекций. Применение стационарного распределенного источника рентгеновского излучения с числом источников, которое равно числу проекций, исключает необходимость механического перемещения. Преимущества состоят в потенциально более высокой скорости получения изображения, более высоком пространственном и временном разрешении и более простой конструкции системы. Углеродные нанотрубки (CNT) содержат автоэлектронные катоды, которые доставляют электроны в активную область фокуса, которая вращается для генерации рентгеновского излучения. Эмиттеры на углеродных нанотрубках (CNT) обеспечивают стабильную эмиссию с высокой плотностью тока, холодную эмиссию, высокоточное управление испускаемыми электронами по времени и возможность изменения конфигурации. Противорассеивающую сетку 22 поворачивают для сохранения положения, диаметрально противоположного активной области фокуса углеродных нанотрубок (CNT), чтобы уменьшать рассеяние излучения на детекторе 20 и формировать более четкие изображения. Рассеяние ослабляется, когда излучение падает на детектор под ограниченным небольшим углом.

В другом варианте осуществления, изображенном на Фиг.6, источники 20a, 20b рентгеновского излучения установлены на противоположных сторонах области 14 исследования. Каждый источник рентгеновского излучения, либо поворотный, либо распределенный, содержит соответствующую сетку ASG 22a, 22b, которая поворачивается вместе с ним. При угловом смещении источников рентгеновского излучения и сеток ASG на угол больше максимального веерного угла источников рентгеновского излучения механическое взаимное влияние сеток (ASG) можно ослабить или исключить. В одном варианте осуществления сетка ASG 22a, 22b имеет исходное положение, в котором сетку ASG можно выдвигать электронным методом, механическим методом, вручную или другим методом из области исследования. В качестве альтернативы инъекция может также выполняться до сканирования.

Один вариант осуществления способа 100 детектирования излучения в системе комбинированного сканера ПЭТ/КТ изображен на Фиг.7. Хотя способ 100 представлен и описан ниже в виде последовательности действий или событий, следует понимать, что показанный порядок упомянутых действий или событий нельзя интерпретировать в смысле ограничения. Например, некоторые действия могут происходить в другом порядке и/или параллельно с другими действиями или событиями, кроме действий, показанных и/или описанных в настоящем документе. Кроме того, не все показанные действия могут потребоваться для реализации, по меньшей мере, одного аспекта или варианта осуществления, представленного в настоящем описании. Более того, по меньшей мере, одно из действий, описанных в настоящем документе, можно выполнять в виде, по меньшей мере, одного/ой отдельного/ой действия и/или фазы.

На этапе 102 контроллер 34 сбора данных собирает данные КТ из первого слоя 22 детекторов. Контроллер 34 сбора данных получает параметры 36 сбора данных, которые хранятся в буфере 38 данных КТ. На этапе 104 КТ-изображения реконструируются процессором 40 КТ-реконструкции. На этапе 106 противорассеивающую сетку выдвигают из области 14 исследования. На этапе 108 пациенту впрыскивают радиофармацевтический препарат, изображение которого необходимо сформировать во время ПЭТ-сканирования.

На этапе 110 контроллер 34 сбора данных получает параметры сбора данных ПЭТ, и данные ПЭТ собираются и записываются в память в режиме списка. Сбор данных ПЭТ может начинаться в то время, когда выполняется реконструкция данных КТ. В параллельном режиме данные ПЭТ и КТ собирают параллельно; вследствие большой разности по энергии между фотонами систем ПЭТ и КТ, сетка ASG, оптимизированная под (низкоэнергетические) фотоны системы КТ, не может оказывать значительного влияния на 511-кэВ фотоны системы ПЭТ. В параллельном режиме, возможно, было бы полезно исключить противорассеивающую сетку, чтобы данная сетка не мешала сбору данных ПЭТ. В альтернативном варианте данные ПЭТ можно соответственно корректировать для компенсации противорассеивающей сетки.

На этапе 112 процессор 46 ПЭТ-реконструкции реконструирует ПЭТ-изображения по данным ПЭТ. КТ-изображение можно использовать в качестве карты ослабления при ПЭТ-реконструкции.

На этапе 114 PET- и КТ-изображения комбинируют. Так как ПЭТ- и КТ-изображения получают с использованием одних и тех же матриц детекторов, то PET- и КТ-изображения, по существу, совмещены, и сложные алгоритмы совмещения могут не потребоваться. На этапе 116 комбинированное изображение и/или PET- и КТ-изображения отображают на дисплее 56 или сохраняют в запоминающем устройстве для временного хранения или больничных архивах в виде части истории болезни. На этапе 118 комбинированное или другие изображения используют как входные данные для дополнительных обработки или функций. Например, комбинированное изображение можно использовать в процедуре планирования лучевой терапии.

В настоящем документе приведено описание, по меньшей мере, одного предпочтительного варианта осуществления. После прочтения и изучения вышеприведенного подробного описания, специалистами могут быть созданы модификации и внесены изменения. Предполагается, что настоящий документ следует интерпретировать как содержащую упомянутые модификации и изменения в той мере, насколько находятся в пределах объема прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов.

1. Система (16) детекторов излучения, содержащая:
первый слой (24) детекторов из детекторов (72, 74), имеющих первый размер поперечного сечения, для преобразования падающего излучения от источника передаваемого рентгеновского излучения в данные передачи или эмиссионного излучения в функциональные или эмиссионные данные;
по меньшей мере, один второй слой (2 6) детекторов из детекторов (62, 64), имеющих второй размер поперечного сечения, который отличен от первого размера поперечного сечения, и расположенных под первым слоем, для преобразования эмиссионного излучения в эмиссионные данные;
при этом функциональные или эмиссионные данные являются данными ПЭТ; и
причем для формирования КТ-изображений в первом режиме первый слой (24) детекторов собирает данные КТ; и
причем для формирования ПЭТ-изображений во втором режиме первый слой (24) детекторов включает в себя группу детекторов (72, 74) КТ, связанных электронным образом вместе для работы в качестве одного детектора PET, имеющего размер поперечного сечения, который соответствует второму размеру поперечного сечения; и
причем во втором режиме первый слой (24) детекторов собирает данные ПЭТ.

2. Система (10) формирования изображений, содержащая:
гентри (12), который задает область (14) исследования;
множество систем (16) детекторов по п. 1, расположенных вокруг области исследования;
по меньшей мере, один источник (20, 20а, 20b, 20n) передаваемого рентгеновского излучения;
по меньшей мере, один процессор (40, 46) реконструкции, который реконструирует данные передачи в анатомическое изображение и эмиссионные данные в функциональное изображение.

3. Система по любому из пп. 1, 2, в которой каждая детекторная ячейка (62, 64) второго слоя (26) детекторов перекрыта группой детекторов (72, 74) первого слоя (24) детекторов.

4. Система по любому из пп. 1, 2, в которой второй размер поперечного сечения, по существу, является кратным первому размеру поперечного сечения.

5. Система по любому из пп. 1, 2, в которой первый слой (24) детекторов включает в себя матрицу первых сцинтилляторов (72) и матрицу первых фотодетекторов (74) и второй слой (26) детекторов включает в себя матрицу вторых сцинтилляторов (62) и матрицу вторых фотодетекторов (64).

6. Система по п. 5, в которой каждая из матрицы первых детекторов (74) и матрицы вторых детекторов (64) включает в себя матрицы лавинных фотодиодов, находящихся в оптической связи с первыми и вторыми сцинтилляторами (72, 62), соответственно.

7. Система по любому из пп. 1, 2, в которой первые сцинтилляторы (72) имеют толщину, заданную по величине для задержки части излучения с энергией от 20 кэВ до 120 кэВ, и вторые сцинтилляторы (62) имеют толщину, заданную по величине для задержки части излучения с энергией приблизительно 511 кэВ.

8. Система по любому из пп. 1, 2, дополнительно включающая в себя:
одну или более дополнительных матриц детекторов, содержащих детекторы (62N, 64N) эмиссионного излучения, которые совмещены с соответствующими детекторами (62, 64) второго слоя детекторов.

9. Система по любому из пп. 1, 2, дополнительно включающая в себя:
противорассеивающую сетку (22), которая поворачивается между объектом и детектором вокруг области (14) исследования, находящейся напротив активной области фокуса углеродных нанотрубок (180).

10. Система (10) по п. 2, в которой передающий источник (20, 20а, 20b, 20n) поворачивается вместе с противорассеивающей сеткой (22) относительно области (14) исследования для сбора данных передачи.

11. Система (10) по п. 2, в которой передающий источник включает в себя множество стационарно распределенных источников (20, …, 20n) рентгеновского излучения, распределенных по периферии области (14) исследования.

12. Система (10) по п. 11, дополнительно включающая в себя:
противорассеивающую сетку (22), которая поворачивается вокруг области (140) исследования, находящейся напротив активной области фокуса стационарно распределенных источников (201, …, 20n) рентгеновского излучения.

13. Способ формирования изображений, содержащий этапы, на которых:
преобразуют падающее излучение от источника передаваемого рентгеновского излучения в данные передачи в первых детекторах (72, 74) первого слоя (24) детекторов, при этом каждый первый детектор имеет первый размер поперечного сечения и толщину, заданную по величине для задержки части излучения с энергией от 20 кэВ до 120 кэВ и пропускания части излучения с энергией 511 кэВ;
преобразуют эмиссионное излучение в эмиссионные данные во вторых детекторах второго слоя (26) детекторов,
причем каждый второй детектор имеет второй размер поперечного сечения, который отличен от первого размера поперечного сечения, и толщину, заданную по величине для задержки части излучения с энергией 511 кэВ, причем второй слой детекторов расположен под первым слоем детекторов;
причем источник передаваемого излучения является источником рентгеновского излучения, и функциональные или эмиссионные данные являются данными ПЭТ; и
причем для формирования КТ-изображений в первом режиме первый слой (24) детекторов собирает данные КТ; и
причем для формирования ПЭТ-изображений во втором режиме первый слой (24) детекторов включает в себя группу детекторов (72, 74) КТ, связанных электронным образом вместе для работы в качестве одного детектора PET, имеющего размер поперечного сечения, который соответствует второму размеру поперечного сечения; и
причем во втором режиме первый слой (24) детекторов собирает данные ПЭТ.

14. Способ по п. 13, в котором ядерные данные собирают в режиме списка, при этом упомянутый способ дополнительно включает в себя этап, на котором:
реконструируют набор эмиссионных данных для формирования функционального изображения.

15. Способ по любому из пп. 13 и 14, дополнительно включающий в себя этап, на котором:
собирают данные КТ из первого слоя детекторов и собирают данные ПЭТ из второго слоя детекторов.

16. Способ по п. 13, в котором первый и второй слои (24, 26) детекторов окружают область (14) исследования, при этом упомянутый способ дополнительно включает в себя этап, на котором:
поворачивают противорассеивающую сетку (22), которая поворачивается вокруг области исследования во время преобразования передаваемого излучения в данные передачи.

17. Способ по п. 16, дополнительно включающий в себя этап, на котором:
поворачивают источник (20, 20а, 20b) передаваемого излучения вокруг области (14) исследования скоординировано с поворотом противорассеивающей сетки (22).

18. Способ по п. 16, в котором источник передаваемого излучения включает в себя множество распределенных источников (201, … , 20n) излучения, стационарно установленных вокруг области (14) исследования, при этом упомянутый способ дополнительно включает в себя этап, на котором:
последовательно активируют распределенные источники излучения скоординировано с поворотом противорассеивающей сетки (22).

19. Комбинированная система (10) формирования изображений в передаваемом и эмиссионном излучении, содержащая:
гентри, который задает область (14) исследования;
по меньшей мере, один источник (20) передаваемого излучения, расположенный смежно с областью исследования для облучения, по меньшей мере, участка области исследования;
систему детекторов излучения по п. 1, расположенных вокруг области исследования.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к области формирования радионуклидных изображений и связанным с ними областям. Способ формирования радионуклидных изображений содержит этапы, на которых сохраняют данные о формировании радионуклидного изображения, содержащие количественные значения энергии событий обнаружения излучения, причем данные о формировании радионуклидного изображения получены посредством формирования радионуклидного изображения объекта; создают энергетическое окно, используемое при фильтрации данных о формировании радионуклидного изображения, основываясь на (i) полученном нерадионуклидном изображении объекта или (ii) первоначальном реконструированном изображении объекта, созданном посредством реконструкции сохраненных данных о формировании радионуклидного изображения; фильтруют сохраненные данные о формировании радионуклидного изображения, соответствующие сохраненным количественным значениям энергии событий обнаружения излучения, используя созданное энергетическое окно, для создания набора отфильтрованных данных о формировании радионуклидного изображения и реконструируют набор отфильтрованных данных о формировании радионуклидного изображения для создания реконструированного изображения объекта.

Изобретение относится к системам формирования ядерного изображений. При детектировании событий сцинтилляции в системе формирования ядерного изображения процесс обработки установки временной метки и стробирования энергии внедряют в автономные детекторные модули (ADM) (14) для уменьшения объема последующей обработки.

Изобретение относится к спектральному получению отображения и находит конкретное применение в спектральной компьютерной томографии (КТ). Система получения отображения содержит матрицу (110) детекторов, включающую в себя матрицу (202) сцинтилляторов, которая принимает излучение и генерирует показывающий это световой сигнал, и матрицу (204) цифровых фотоумножителей, оптически связанных с матрицей (202) сцинтилляторов, которая принимает световой сигнал и генерирует показывающий это цифровой сигнал, препроцессор (118), содержащий канал (212) подсчета фотонов, который обрабатывает цифровой сигнал и генерирует первый выходной сигнал, интегрирующий канал (210), который обрабатывает цифровой сигнал и генерирует второй выходной сигнал, и канал (214) генерирования моментов, который обрабатывает цифровой сигнал и генерирует третий выходной сигнал, причем упомянутый канал генерирования моментов содержит фильтр (218), умножитель 220 и интегратор 222, и реконструктор (122), который спектрально разлагает первый, второй и третий выходные сигналы.

Изобретение относится к способам и устройствам определения положения и интенсивности пучка заряженных частиц. Устройство для мониторинга параметров пучка ионов содержит сцинтиллятор, установленный перпендикулярно направлению пучка ионов, фотоприемники, расположенные равномерно по периметру сцинтиллятора, схему регистрации и обработки сигналов с фотоприемников, при этом сцинтиллятор выполнен в виде дискообразной светонепроницаемой камеры, а фотоприемники установлены в отверстиях, выполненных в ее боковой стенке, и снабжены светофильтрами, прозрачными для инфракрасного излучения, при этом сцинтиллятор вместе с фотоприемниками заключен в герметичную оболочку с отверстиями для впуска и выпуска сцинтиллирующего газа.

Изобретение относится к формированию спектральных изображений и находит конкретное применение в спектральной компьютерной томографии (CT). Спектральный процессор, который обрабатывает сигнал детектора, показывающий полихроматическое излучение, детектированное системой формирования изображений, содержащий: первый канал обработки, который формирует первый спектральный сигнал, полученный из сигнала детектора, при этом первый спектральный сигнал включает в себя первую спектральную информацию о сигнале детектора; и второй канал обработки, который формирует второй спектральный сигнал, полученный из составляющей переменного тока сигнала того же самого сигнала детектора, при этом второй спектральный сигнал включает в себя вторую спектральную информацию о сигнале детектора, при этом первый и второй спектральные сигналы используются для спектрального разложения сигнала детектора.

Изобретение относится к устройству формирования гамма-изображения. Устройство формирования гамма-изображения, содержащее гамма-камеру (10) для съемки изображения наблюдаемой сцены (17) в гамма-лучах, называемого гамма-изображением, имеющую переднюю сторону (11) и ось обзора (х1'), и вспомогательную камеру (15) для съемки изображения наблюдаемой сцены (17) в видимом свете, при этом вспомогательная камера (15) расположена перед передней стороной (11) гамма-камеры (10), которая представляет собой коллиматорную гамма-камеру с точечным отверстием, причем вспомогательная камера (15) имеет оптическую ось (х2'), по существу, совпадающую с осью обзора (х1') гамма-камеры (10), так что изображение в видимом свете и гамма-изображение снимаются, по существу, одновременно с одним и тем же направлением обзора, благодаря чему определяют расположение источников радиации, находящихся на расстоянии от десятков сантиметров до десятков метров от гамма-камеры.

Изобретение относится к области диагностической визуализации. Аппарат для диагностической визуализации, содержащий: детекторную матрицу, включающую в себя индивидуальные детекторные элементы (16), для приема событий излучения от области сканирования (18); инициирующий процессор (20) для присвоения метки времени воспринятым потенциальным событиям; процессор (24) верификации событий, который применяет критерии верификации к пикам канала измерительного элемента; процессор (30) преобразования событий, который преобразует воспринятые события и соответствующие линии отклика в пространственно смещенные преобразованные события; буферную память (32) для хранения событий в виде списка для хранения действительных событий, имеющих метку времени; процессор (34) восстановления для реконструирования действительных событий в виде изображения области (18) сканирования; и дополнительно содержащий: процессор (38) анализа изображения, который анализирует изображение, реконструированное процессором (34) восстановления, на предмет артефактов движения и распознает события излучения для преобразования процессором (30) преобразования событий; при этом анализ посредством процессора (38) анализа изображения применяется несколько раз с целью уменьшения артефактов в реконструированном изображении с каждым повтором.

Изобретение относится к устройству рентгеновской визуализации и способу рентгеновской визуализации с использованием рентгеновских лучей. .

Изобретение относится к позитронно-эмиссионной томографии (PET) и/или однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (SPECT) в медицинских приложениях с использованием пикселей разных размеров или подобного.

Изобретение относится к медицинским системам получения изображения, в частности оно касается гамма-камер, содержащих две, три, четыре или более радиационных детекторных головок, и описывается с конкретной ссылкой на них.

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к средству оценки рентгеновского изображения. Фантом содержит пластинчатый элемент, имеющий на виде в плане четырехугольную форму и содержащий несколько областей, обладающих разными коэффициентами поглощения рентгеновского излучения.

Изобретение относится к медицине, радионуклидной диагностике, предназначено для выявления коронарной недостаточности при многососудистом поражении, а также как функциональный тест при выборе метода лечения ишемической болезни сердца.
Варианты изобретения относятся к медицине, фтизиатрии. Диагностируют туберкулезный спондилит путем использования рентгеновской компьютерной томографии (РКТ) или магнитно-резонансной томографии (МРТ).
Изобретение относится к медицине, в частности к офтальмологии, и предназначено для оценки эффективности органосохраняющего лечения начальной стадии метастатической карциномы хориоидеи.

Использование: для получения данных системы визуализации. Сущность изобретения заключается в том, что система визуализации содержит: неподвижный гентри, поворотный гентри, источник излучения, матрицу детекторов и контроллер периодов интегрирования, который генерирует сигнал временной привязки периода интегрирования, который включает в себя временную привязку для начала каждого периода интегрирования для оборота поворотного гентри на основании по меньшей мере временной продолжительности предыдущего оборота поворотного гентри вокруг области исследования, при этом сигнал временной привязки интегрирования используется для инициации множества периодов интегрирования.

Изобретение относится к формированию спектральных изображений и находит особое применение в спектральной компьютерной томографии (CT). Техническим результатом является увеличение спектрального разрешения без использования специализированных технических средств и повышения сложности системы формирования спектральных изображений.

Изобретение относится к медицине, а именно к травматологии и ортопедии. Выполняют многосрезовую компьютерную томографию, 3D реконструкцию на патологической стороне, артроскопическую пластику костного дефекта с помощью трансплантата.

Изобретение относится к медицине, онкологии, урологии, томографической диагностике. Проводят томографическое исследование предстательной железы (ПЖ) после внутривенного введения водорастворимого контрастного вещества, в качестве которого используют 50 мл йодсодержащего неионного вещества со скоростью его введения 5-7 мл/с.

Изобретение относится к навигации интервенционного устройства. Техническим результатом является повышение точности навигации интервенционного устройства внутри трубчатой структуры объекта.

Изобретение относится к реконструкции стробированных CT-данных по сердечной деятельности. Техническим результатом является повышение точности формирования неподвижных изображений конкретных фаз сердечного цикла.
Изобретение относится к медицине, хирургии и касается определения показаний к максимально радикальному лечению хронического панкреатита с выраженными изменениями поджелудочной железы (ПЖ). Для этого проводят мультиспиральную компьютерную томографию с болюсным контрастированием с определением среднего показателя соотношения «поздней» фазы на 60-70 сек и «ранней» фазы на 40-45 сек от введения контрастного вещества за вычетом из каждого показателя в единицах Хаунсфильда величины плотности каждого из отделов ПЖ в нативную фазу до введения контрастного вещества. Затем проводят акустическую импульсно-волновую эластометрию с определением скорости распространения сдвиговой волны в ткани ПЖ. Из полученных 8-10 значений скорости распространения сдвиговой волны вычисляют среднее. При среднем показателе соотношения КТ-плотности более 0,97 и среднем показателе скорости распространения сдвиговой волны более 2,14 м/с делают вывод о наличии показаний к максимально радикальной операции. Способ обеспечивает точность определения показаний к данному виду лечения у этой группы больных, снижение риска развития осложнений и кровопотери при операции. 2 пр.
Наверх