RU2543544C2 - Рет-детекторная система с улучшенными характеристиками количественной оценки - Google Patents
Рет-детекторная система с улучшенными характеристиками количественной оценки Download PDFInfo
- Publication number
- RU2543544C2 RU2543544C2 RU2011154345/14A RU2011154345A RU2543544C2 RU 2543544 C2 RU2543544 C2 RU 2543544C2 RU 2011154345/14 A RU2011154345/14 A RU 2011154345/14A RU 2011154345 A RU2011154345 A RU 2011154345A RU 2543544 C2 RU2543544 C2 RU 2543544C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- scattered
- events
- radiation
- image
- detected
- Prior art date
Links
Images
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
- G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
- G01T1/20182—Modular detectors, e.g. tiled scintillators or tiled photodiodes
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
- G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
- G01T1/20183—Arrangements for preventing or correcting crosstalk, e.g. optical or electrical arrangements for correcting crosstalk
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
- G01T1/249—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors specially adapted for use in SPECT or PET
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/037—Emission tomography
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Nuclear Medicine (AREA)
Abstract
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.
Description
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.
Claims (22)
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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).
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US18276909P | 2009-06-01 | 2009-06-01 | |
| US61/182,769 | 2009-06-01 | ||
| PCT/IB2010/051928 WO2010140070A2 (en) | 2009-06-01 | 2010-05-03 | Solid-state pet detector system with improved capabilities for quantification |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2011154345A RU2011154345A (ru) | 2013-07-20 |
| RU2543544C2 true RU2543544C2 (ru) | 2015-03-10 |
Family
ID=43298249
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2011154345/14A RU2543544C2 (ru) | 2009-06-01 | 2010-05-03 | Рет-детекторная система с улучшенными характеристиками количественной оценки |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US8476593B2 (ru) |
| EP (1) | EP2438468B1 (ru) |
| JP (1) | JP5771197B2 (ru) |
| CN (1) | CN102449504B (ru) |
| BR (1) | BRPI1009079A2 (ru) |
| RU (1) | RU2543544C2 (ru) |
| WO (1) | WO2010140070A2 (ru) |
Families Citing this family (37)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8450692B2 (en) * | 2010-05-05 | 2013-05-28 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Increasing edge sensitivity in a radiation detector |
| US20120056095A1 (en) * | 2010-09-03 | 2012-03-08 | Scott Metzler | Collimation apparatus for high resolution imaging |
| CN104508513B (zh) * | 2012-07-30 | 2017-08-29 | 皇家飞利浦有限公司 | 一种用于对伽马事件进行分类的正电子发射断层摄影系统、方法及处理器 |
| KR101628245B1 (ko) | 2013-06-21 | 2016-06-08 | 삼성전자주식회사 | Ｘ선 검출기에서 자동으로 노출을 감지하는 방법 및 이를 위한 장치 |
| US20150123003A1 (en) * | 2013-11-06 | 2015-05-07 | University Of Kentucky Research Foundation | High resolution absorption imaging using annihilation radiation from an external positron source |
| US10527740B2 (en) | 2014-04-03 | 2020-01-07 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Silicon photomultiplier based TOF-PET detector |
| CN106461797B (zh) * | 2014-05-16 | 2020-01-10 | A·伊尔蒂斯 | 用于提高伽马射线闪烁探测器的能量分辨率的方法、相关联系统、部件和应用 |
| JP6671839B2 (ja) * | 2014-10-07 | 2020-03-25 | キヤノン株式会社 | 放射線撮像装置及び撮像システム |
| US9606245B1 (en) | 2015-03-24 | 2017-03-28 | The Research Foundation For The State University Of New York | Autonomous gamma, X-ray, and particle detector |
| WO2016168076A1 (en) * | 2015-04-13 | 2016-10-20 | The University Of Chicago | Positron-emission tomography detector systems based on low-density liquid scintillators and precise time-resolving photodetectors |
| US9747701B2 (en) | 2015-08-20 | 2017-08-29 | General Electric Company | Systems and methods for emission tomography quantitation |
| CN106405619A (zh) * | 2015-11-19 | 2017-02-15 | 南京瑞派宁信息科技有限公司 | 一种探测器的准直方法与装置 |
| CN105892029A (zh) * | 2015-11-23 | 2016-08-24 | 云南大学 | 一种高效的光收集器阵列 |
| JP6623861B2 (ja) * | 2016-03-14 | 2019-12-25 | 株式会社島津製作所 | 放射線検出器およびそれを備えたｔｏｆ−ｐｅｔ装置 |
| CN110168407B (zh) * | 2016-08-11 | 2023-05-16 | 棱镜传感器公司 | 在外围部分的具有低剂量效率的x射线探测器 |
| CN106124539B (zh) * | 2016-08-31 | 2023-05-12 | 同方威视技术股份有限公司 | 探测器及用于智能划分能区的探测系统和方法 |
| CN106646582A (zh) * | 2016-09-13 | 2017-05-10 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种pet检测器及其制作方法 |
| CN110012673B (zh) * | 2016-09-30 | 2023-07-14 | 通用电气公司 | 用于光谱分析和增益调整的系统和方法 |
| JP6737154B2 (ja) * | 2016-12-02 | 2020-08-05 | 株式会社島津製作所 | 放射線検出装置 |
| CN110168409A (zh) * | 2016-12-06 | 2019-08-23 | 皇家飞利浦有限公司 | 具有联合tof和非tof图像重建的混合tof和非tof pet系统 |
| KR101866947B1 (ko) * | 2016-12-09 | 2018-06-14 | 한국원자력연구원 | 컴프턴 산란 영상 노이즈 제거가 가능한 방사선 투과 영상 장치 및 컴프턴 산란 영상 노이즈 제거 방법 |
| JP6827316B2 (ja) * | 2016-12-22 | 2021-02-10 | 浜松ホトニクス株式会社 | 放射線位置検出方法、放射線位置検出器及びｐｅｔ装置 |
| JP6884228B2 (ja) * | 2017-04-11 | 2021-06-09 | マツクス−プランク−ゲゼルシヤフト ツール フエルデルング デル ヴイツセンシヤフテン エー フアウＭＡＸ−ＰＬＡＮＣＫ−ＧＥＳＥＬＬＳＣＨＡＦＴ ＺＵＲ ＦＯｅＲＤＥＲＵＮＧ ＤＥＲ ＷＩＳＳＥＮＳＣＨＡＦＴＥＮ Ｅ．Ｖ． | ニュートリノ検出器装置、ニュートリノ検出システム、およびニュートリノを検出する方法 |
| US11175418B2 (en) * | 2017-09-22 | 2021-11-16 | Koninklijke Philips N.V. | Handling detector pixel performance variation in digital positron emission tomography |
| CN107728188B (zh) * | 2017-10-09 | 2019-08-16 | 山东麦德盈华科技有限公司 | 一种用于射线位置和能量测量的探测器和信号读出方法 |
| US10534096B1 (en) * | 2018-06-22 | 2020-01-14 | Kromek Group, PLC | Photon scatter imaging |
| IL280492B2 (en) | 2018-08-07 | 2023-09-01 | Siemens Medical Solutions Usa Inc | Computed tomography medical imaging system, multimode Compton and single photon emission |
| EP3887867A4 (en) * | 2018-11-30 | 2022-11-02 | Saint-Gobain Ceramics & Plastics Inc. | RADIATION DETECTION APPARATUS COMPRISING A REFLECTOR |
| WO2020168205A1 (en) | 2019-02-15 | 2020-08-20 | The Research Foundation For The State University Of New York | High resolution depth-encoding pet detector with prismatoid light guide array |
| US11971511B2 (en) * | 2019-04-12 | 2024-04-30 | Arktis Radiation Detectors Ltd. | Panel radiation detector comprising a plurality of adjoining plastic scintillator slabs and a plurality of silicon photomultiplier (SiPM) sensors |
| US11701065B2 (en) * | 2019-05-22 | 2023-07-18 | Redlen Technologies, Inc. | Compton scattering correction methods for pixellated radiation detector arrays |
| CN110376633A (zh) * | 2019-07-19 | 2019-10-25 | 东软医疗系统股份有限公司 | 医疗探测器及医疗成像设备 |
| CN111882499B (zh) * | 2020-07-15 | 2024-04-16 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | Pet图像的降噪方法、装置以及计算机设备 |
| CN112051604B (zh) * | 2020-09-07 | 2023-06-30 | 北京永新医疗设备有限公司 | Spect探测器成像中基于数字掩膜的pmt一致性调节方法 |
| CN112998732B (zh) * | 2021-02-08 | 2023-07-18 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | Pet数据校正方法、装置、计算机设备以及pet图像重建方法 |
| EP4327239A4 (en) * | 2021-05-25 | 2024-10-09 | Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. | SYSTEMS AND METHODS FOR DATA COLLECTION AND TRANSMISSION IN PET |
| CN119185814B (zh) * | 2024-11-22 | 2025-07-22 | 南方医科大学 | 放疗同源电子对断层扫描成像系统及图像重建方法 |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1288679A1 (en) * | 2000-05-24 | 2003-03-05 | Hamamatsu Photonics K.K. | Pet device and image generating method for pet device |
| DE102007027921A1 (de) * | 2007-06-18 | 2009-01-02 | Siemens Ag | Sensoranordnung, bildgebende radiologische Anlage und bildgebendes Verfahren |
| RU2007138975A (ru) * | 2005-04-22 | 2009-04-27 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. (Nl) | Цифровой кремниевый фотоумножитель для врп-пэт |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB2289983B (en) | 1994-06-01 | 1996-10-16 | Simage Oy | Imaging devices,systems and methods |
| US5773829A (en) | 1996-11-05 | 1998-06-30 | Iwanczyk; Jan S. | Radiation imaging detector |
| JP3908815B2 (ja) * | 1997-01-20 | 2007-04-25 | 浜松ホトニクス株式会社 | ポジトロンｃｔ装置 |
| US6946658B2 (en) | 2002-07-05 | 2005-09-20 | The Washington University | Method and apparatus for increasing spatial resolution of a pet scanner |
| JP4825875B2 (ja) * | 2005-11-17 | 2011-11-30 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 時間変化する低解像度の画像データと共に高解像度の画像データを表示する方法 |
| JP4649348B2 (ja) * | 2006-02-28 | 2011-03-09 | 株式会社日立製作所 | 核医学診断装置 |
| JP4656008B2 (ja) * | 2006-06-13 | 2011-03-23 | 株式会社島津製作所 | 核医学診断装置 |
| US7888651B2 (en) | 2007-05-21 | 2011-02-15 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Method and system for using tissue-scattered coincidence photons for imaging |
-
2010
- 2010-05-03 EP EP10719109.0A patent/EP2438468B1/en not_active Not-in-force
- 2010-05-03 US US13/319,153 patent/US8476593B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2010-05-03 CN CN201080024174.1A patent/CN102449504B/zh not_active Expired - Fee Related
- 2010-05-03 BR BRPI1009079A patent/BRPI1009079A2/pt not_active Application Discontinuation
- 2010-05-03 JP JP2012513690A patent/JP5771197B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2010-05-03 WO PCT/IB2010/051928 patent/WO2010140070A2/en not_active Ceased
- 2010-05-03 RU RU2011154345/14A patent/RU2543544C2/ru not_active IP Right Cessation
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1288679A1 (en) * | 2000-05-24 | 2003-03-05 | Hamamatsu Photonics K.K. | Pet device and image generating method for pet device |
| RU2007138975A (ru) * | 2005-04-22 | 2009-04-27 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. (Nl) | Цифровой кремниевый фотоумножитель для врп-пэт |
| DE102007027921A1 (de) * | 2007-06-18 | 2009-01-02 | Siemens Ag | Sensoranordnung, bildgebende radiologische Anlage und bildgebendes Verfahren |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP2438468A2 (en) | 2012-04-11 |
| WO2010140070A3 (en) | 2011-08-25 |
| EP2438468B1 (en) | 2019-04-17 |
| CN102449504B (zh) | 2015-02-04 |
| US20120061576A1 (en) | 2012-03-15 |
| JP5771197B2 (ja) | 2015-08-26 |
| JP2012529032A (ja) | 2012-11-15 |
| BRPI1009079A2 (pt) | 2016-03-01 |
| CN102449504A (zh) | 2012-05-09 |
| US8476593B2 (en) | 2013-07-02 |
| RU2011154345A (ru) | 2013-07-20 |
| WO2010140070A2 (en) | 2010-12-09 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| RU2543544C2 (ru) | Рет-детекторная система с улучшенными характеристиками количественной оценки | |
| Hutton et al. | Advances in clinical molecular imaging instrumentation | |
| JP5174813B2 (ja) | Ｔｏｆｐｅｔの再構成を改良するための方法及びシステム | |
| KR100991640B1 (ko) | 핵의학 진단장치, 형태단층촬영 진단장치, 핵의학용 데이터연산처리방법 및 형태단층화상 연산처리방법 | |
| Ziegler | Positron emission tomography: principles, technology, and recent developments | |
| US6448559B1 (en) | Detector assembly for multi-modality scanners | |
| EP2847617B1 (en) | Spect/pet imaging system | |
| US20100282972A1 (en) | Indirect radiation detector | |
| JP5126049B2 (ja) | 核医学診断装置、形態断層撮影診断装置、核医学用データ演算処理方法および形態断層画像演算処理方法 | |
| KR101542836B1 (ko) | 양전자방출 단층촬영장치용 검출기 및 이를 이용한 양전자방출 단층촬영 시스템 | |
| US8148697B2 (en) | Implementation of colored wavelength shifters in phoswich detectors | |
| Kennedy et al. | An extended bore length solid-state digital-BGO PET/CT system: design, preliminary experience, and performance characteristics | |
| Dahlbom | PET Imaging: Basic and New Trends | |
| KR20180122803A (ko) | 다중 분해능을 제공하는 pet 검출기 | |
| Khalil | Elements of gamma camera and SPECT systems | |
| Martins | Positron emission mammography | |
| WO2024048515A1 (ja) | 画像取得装置および画像取得方法 | |
| KR101920153B1 (ko) | Pet 검출기를 이용한 영상 재구성 방법 | |
| Lecomte | Molecular PET instrumentation and imaging techniques | |
| Brasse et al. | Instrumentation Challenges in (S) PE (C) T Systems | |
| Berg | Detectors, Algorithms, and Scanner Technology for Total-Body PET | |
| Dahlbom | PET Imaging: Basic and New Trends | |
| Celler | Single photon imaging and instrumentation | |
| Caramelo et al. | Radiation Detectors and Image Formation | |
| Ott | Emission Tomography |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20190504 |