本專利文檔在35 U.S.C. § 119（e）之下要求享有2014年6月13日提交的臨時美國專利申請序列號62/011,628的提交日的利益，該臨時美國專利申請由此通過引用被并入。

背景技術(shù)：

本實施例涉及單光子發(fā)射計算機化斷層攝影術(shù)（SPECT）。SPECT成像使用放射性同位素或放射性示蹤物來確定患者內(nèi)的生理功能。例如，測量由身體中的組織對放射性示蹤物的攝入。檢測來自放射性示蹤物的發(fā)射。從所檢測到的發(fā)射重構(gòu)活性濃度（來自不同位置的放射性示蹤物的濃度）。

對于定量SPECT成像，期望活性濃度和攝入值的可靠（既精確又準(zhǔn)確）的估計。在給定SPECT中的各種建模和未知量的情況下，定量SPECT的一般使用已經(jīng)受限。例如，定量SPECT僅在針對具有單個發(fā)射能量的Tc-99m的工業(yè)中實現(xiàn)。具有多個發(fā)射的放射性核素（例如I-123、Lu-177和In-111）的定量成像或多個示蹤物的同時成像（例如針對Tc-99m MIBI和I-123 MIBG的心臟成像）可能在核醫(yī)學(xué)中具有重要應(yīng)用，但是不同能量處的發(fā)射可能使成像降級。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

作為介紹，以下描述的優(yōu)選實施例包括用于具有多個發(fā)射能量的單光子發(fā)射計算機化斷層攝影術(shù)（SPECT）的方法、系統(tǒng)和非暫時性計算機可讀介質(zhì)，所述多個發(fā)射能量包括諸如Lu-177之類的離散能量峰和諸如用于Y-90的韌致輻射成像之類的連續(xù)能量譜二者。對于定量或定性SPECT，對不同能量處的發(fā)射單獨建模。在系統(tǒng)矩陣或前向投影儀中使用不同能量范圍、具有對應(yīng)不同散射的窗口、不同衰減和/或不同準(zhǔn)直器-檢測器響應(yīng)函數(shù)模型。

在第一方面中，提供一種用于具有多個發(fā)射能量的SPECT的方法。SPECT檢測器檢測來自患者的發(fā)射，其中發(fā)射在不同能量范圍處。SPECT系統(tǒng)利用包括對應(yīng)于不同能量范圍中的每一個的散射、衰減和準(zhǔn)直器-檢測器響應(yīng)的效應(yīng)的模型的圖像形成過程的建模來從表示發(fā)射的投影數(shù)據(jù)重構(gòu)患者或患者的部分。從重構(gòu)生成患者或患者的部分的圖像。

在第二方面中，一種非暫時性計算機可讀存儲介質(zhì)具有存儲其中的表示由經(jīng)編程的處理器可執(zhí)行以用于具有多個發(fā)射能量的SPECT的指令的數(shù)據(jù)。存儲介質(zhì)包括指令以用于對患者的SPECT成像中的第一發(fā)射能量范圍的效應(yīng)建模、對患者的SPECT成像中的第二發(fā)射能量范圍的效應(yīng)建模（第二發(fā)射能量范圍不同于第一發(fā)射能量范圍），并且使用第一和第二發(fā)射能量范圍二者的效應(yīng)的建模來生成患者的圖像。

在第三方面中，提供一種用于具有多個發(fā)射能量的SPECT的系統(tǒng)。SPECT系統(tǒng)具有用于檢測發(fā)射的檢測器。處理器配置成利用單獨處置發(fā)射的兩個或更多發(fā)射能量范圍的模型來形成圖像。顯示器配置成顯示圖像。

本發(fā)明由隨附權(quán)利要求限定，并且沒有本章節(jié)中的內(nèi)容應(yīng)當(dāng)被理解為對那些權(quán)利要求的限制。本發(fā)明另外的方面和優(yōu)點在下文結(jié)合優(yōu)選實施例來討論，并且稍后可以被單獨或組合地要求保護。

附圖說明

組件和附圖未必按照比例，而是將重點放在說明本發(fā)明的原理上。而且，在圖中，相同的參考標(biāo)記貫穿不同視圖而指代對應(yīng)部分。

圖1是用于具有多個發(fā)射能量的SPECT成像的方法的一個實施例的流程圖；

圖2是用于多個發(fā)射能量的迭代SPECT重構(gòu)中的圖像形成過程的模型的表示；以及

圖3是根據(jù)一個實施例的用于具有多個發(fā)射能量的SPECT成像的系統(tǒng)的框圖。

具體實施方式

為了對圖像形成過程進行精確建模，不同模型用于光子的不同“類別”。光子通過其發(fā)射能量、其檢測能量和/或光子是否在患者中散射來分類。根據(jù)預(yù)先選擇的發(fā)射能量范圍、采集能量窗口和/或光子在采集期間經(jīng)歷的特定物理學(xué)過程（例如光子是否在患者中散射）來選擇特定模型。

對于發(fā)射多個離散能量峰的放射性核素，一個模型可以應(yīng)用于一個發(fā)射峰或者若干峰的組合。例如，對于Lu-177，除了113keV和208keV處的兩個主峰之外，存在250keV和321keV處的另外兩個次峰（minor peak）。在這兩個次峰周圍可以不提供采集能量窗口，但是次峰的能量仍舊可以貢獻于兩個主峰周圍的兩個采集能量窗口。在圖2的示例中，發(fā)射能量范圍E2可以僅包括208keV，或者可替換地，可以包括三個峰（208, 250和321keV）。

SPECT檢測器檢測來自患者的發(fā)射。發(fā)射具有多個離散的能量峰（例如Lu-177）或連續(xù)的能量譜（例如Y-90韌致輻射光子）。SPECT系統(tǒng)使用迭代算法從所采集到的投影數(shù)據(jù)重構(gòu)表示患者中的活性分布的圖像。在每一個迭代中，單獨地針對光子的每一個類別對包括散射、衰減和/或準(zhǔn)直器-檢測器響應(yīng)的效應(yīng)的圖像形成過程建模。光子的分類主要由發(fā)射能量、采集能量窗口和采集期間的物理學(xué)過程（例如光子是否在患者中散射）來確定。

迭代SPECT重構(gòu)的定量精度主要由圖像形成過程的模型中的精度來確定。對于具有多個能量處的發(fā)射的放射性核素，來自具有較高能量的發(fā)射的采集能量窗口上的圖像降級效應(yīng)可能難以精確建模。此外，諸如衰減、散射和準(zhǔn)直器-檢測器響應(yīng)之類的各種效應(yīng)的能量相關(guān)性在精確建模上強加另外的挑戰(zhàn)。

基于物理學(xué)的建模方法適用于具有多個發(fā)射的放射性核素的定量成像或多個示蹤物的同時成像。通過基于光子能量分離這些效應(yīng)的建模來計及各種圖像降級效應(yīng)（例如衰減、散射和準(zhǔn)直器-檢測器響應(yīng)）的能量相關(guān)性?？梢愿倪M針對具有多個發(fā)射的放射性核素（例如I-123、Lu-177和In-111）的SPECT成像和多個示蹤物的同時成像的圖像質(zhì)量和定量精度二者。

在一個實施例中，使用基于物理學(xué)的方法在不同能量處對散射更加精確地建模。蒙特卡洛模擬可以促進用于不同能量處的散射和準(zhǔn)直器-檢測器響應(yīng)二者的更加精確地建模。

圖1示出用于具有多個發(fā)射能量的SPECT成像的方法的一個實施例。用于散射、衰減和/或準(zhǔn)直器-檢測器響應(yīng)函數(shù)的對應(yīng)模型和單獨的能量范圍用于更精確地量化活性分布。

將該方法應(yīng)用于給定患者的給定掃描。通過使用用于不同能量的不同模型，可以在患者的SPECT成像中同時使用生成多個能量處的發(fā)射的多個示蹤物和/或放射性同位素。通過使用用于相同放射性核素的多個采集能量窗口，可以減少噪聲。作為結(jié)果，可以改進量化活性分布的圖像質(zhì)量和精確度?？商鎿Q地或此外，可以減少成像時間和/或患者劑量并且可以增加患者周轉(zhuǎn)量（throughput）。多個放射性示蹤物的同時成像可以消除未配準(zhǔn)，減少運動偽像和/或增加周轉(zhuǎn)量。

可以執(zhí)行附加、不同或更少的動作。例如，不提供動作20，其中存儲所檢測到的發(fā)射或從存儲器輸送所檢測到的發(fā)射。作為另一示例，不提供動作24，其中出于除成像之外的目的（諸如，為計算一個量）而使用經(jīng)重構(gòu)的對象。在其它示例中，提供涉及定位患者、配置SPECT掃描儀和/或SPECT成像的動作。以所示順序或不同順序執(zhí)行動作。

在動作20中，檢測來自患者的發(fā)射。作為重構(gòu)的部分通過SPECT系統(tǒng)確定已接收到一個或多個放射性示蹤物的患者中的活性濃度。在將放射性示蹤物或示蹤物吞咽或注射到患者中之后，相對于SPECT檢測器定位患者，和/或相對于患者定位SPECT檢測器。隨時間檢測來自患者內(nèi)的放射性示蹤物或示蹤物的發(fā)射。檢測器前方的準(zhǔn)直器限制由SPECT檢測器檢測的光子方向，因此每一個所檢測到的發(fā)射與能量和從其出現(xiàn)輻射的可能位置的線或錐體相關(guān)聯(lián)?？梢酝瑯拥卮_定線或錐體相對于檢測器的橫向位置。SPECT檢測器可以相對于患者旋轉(zhuǎn)或移動，從而允許來自患者中的不同角度和/或位置的發(fā)射的檢測。

SPECT檢測器包括利用閃爍晶體分層的光電倍增管或其它光子檢測器。光電倍增管沿矩形或其它網(wǎng)格布置以提供用于檢測伽馬輻射的二維平面陣列?？梢允褂闷渌愋偷臋z測器，諸如任何伽馬檢測器。

發(fā)射在不同能量處。檢測兩個或更多水平處的能量。能量針對選定范圍，無論范圍來自連續(xù)能量譜、來自不同主峰和/或來自不同次峰。例如，對于I-123，存在159keV處的單個主發(fā)射能量峰和許多次發(fā)射高能量峰。取代于使用159keV周圍的單個光子峰采集能量窗口，在重構(gòu)中使用兩個模型——一個用于發(fā)射能量峰159keV并且另一個用于所有高能量發(fā)射峰。這兩個模型具有準(zhǔn)確相同的采集能量窗口但是不同的發(fā)射能量。在一個實施例中，發(fā)射由兩個或更多放射性示蹤物生成。每一個放射性示蹤物導(dǎo)致不同能量處的發(fā)射（諸如使用Tc-99m MIBI和I-123 MIBG以用于心臟成像）。兩個或更多放射性示蹤物的任何組合可以用于患者的給定掃描（即同時）。在另一實施例中，使用具有不同發(fā)射能量的放射性核素。例如，使用I-123、Lu-177或In-111。Lu-177以113kv和208kv處的能量峰進行發(fā)射。其它峰可以不被包括或者可以包括在設(shè)定在所使用的一個峰周圍的能量范圍內(nèi)。

來自較高能量的散射可能干擾或貢獻于在較低能量處檢測到的發(fā)射?；颊吆?或準(zhǔn)直器-檢測器中的散射可能導(dǎo)致能量的損失，從而造成來自具有較低能量附近的可檢測能量的較高能量的散射。為了確定發(fā)射出現(xiàn)在的患者內(nèi)的位置，將所檢測到的發(fā)射重構(gòu)到對象空間中。重構(gòu)由于不同能量范圍處的發(fā)射而可能不太精確。

在動作22中，使用所采集的投影數(shù)據(jù)執(zhí)行重構(gòu)。投影數(shù)據(jù)表示所檢測到的發(fā)射。SPECT系統(tǒng)的處理器重構(gòu)表示患者中的活性分布的圖像。作為重構(gòu)的部分而估計針對每一個位置（例如體元）的攝入量或數(shù)量。SPECT成像系統(tǒng)估計針對不同位置注射的放射性藥物或示蹤物的活性濃度。在定量SPECT中，目標(biāo)是估計注射到患者中并且在患者內(nèi)分布的示蹤物（即同位素）的以kBq/ml計的活性濃度。

重構(gòu)是迭代的。重構(gòu)包括在光子上合并伽馬相機的效應(yīng)（即準(zhǔn)直和檢測過程）的投影運算器（即前向投影儀）?？梢允褂萌魏维F(xiàn)在已知的或稍后開發(fā)的重構(gòu)方法，所述方法諸如基于極大似然期望最大化（ML-EM）、有序子集期望最大化（OSEM）、懲罰加權(quán)最小二乘（PWLS）、最大后驗概率（MAP）、多模態(tài)重構(gòu)、非負(fù)最小二乘（NNLS）或另一方案。

在重構(gòu)中，前向投影儀包含成像形成過程的模型。圖像形成模型包括光子與患者的相互作用（例如衰減和散射）、準(zhǔn)直-檢測過程（例如包括準(zhǔn)直器幾何響應(yīng)的準(zhǔn)直器檢測器響應(yīng)、中隔穿透和散射、晶體中的部分沉積和檢測器固有分辨率）以及相關(guān)放射性核素性質(zhì)（例如發(fā)射豐度）。前向投影儀的一個數(shù)學(xué)表示通過以下提供：

其中Y_i是針對第i個采集窗口的投影數(shù)據(jù)，H_ij是針對第i個采集窗口和圖像形成過程的模型的第j個分量的系統(tǒng)矩陣，并且I是經(jīng)重構(gòu)的圖像或?qū)ο螅椿颊叩牟糠郑??？梢允褂闷渌硎尽?/p>

系統(tǒng)矩陣是從對象空間到投影空間的投影的數(shù)學(xué)表示（例如前向投影儀）。在諸如用于小動物成像的SPECT之類的一些SPECT系統(tǒng)中，系統(tǒng)矩陣實際上被存儲和直接使用在每一個迭代中以從活性分布的當(dāng)前估計計算投影數(shù)據(jù)模型。在大多數(shù)臨床SPECT系統(tǒng)中，由于系統(tǒng)矩陣的非常大的維度，不存儲系統(tǒng)矩陣。而是，在每一個迭代中執(zhí)行一系列數(shù)學(xué)運算器（統(tǒng)稱為前向投影儀），其在數(shù)學(xué)上通過系統(tǒng)矩陣提供乘法。

對于在兩個或更多能量處的發(fā)射的情況下的使用，由于各種圖像降級效應(yīng)（例如散射、衰減和/或準(zhǔn)直器-檢測器響應(yīng)函數(shù)）對于不同能量范圍是不同的，因此在前向投影儀中單獨地對針對不同能量范圍處的光子的圖像形成過程建模。在一個實施例中，針對不同發(fā)射能量、發(fā)射能量范圍和/或采集能量窗口中的每一個單獨地對散射、衰減和準(zhǔn)直器-響應(yīng)函數(shù)建模。針對不同能量而不同地處置散射、衰減和/或準(zhǔn)直器-響應(yīng)函數(shù)的一個模型提供單獨的模型。

可以使用任何類型的散射模型。通過對患者中的散射的物理過程建模來提供模型庫散射估計。可以使用蒙特卡洛模擬或其它模擬?？梢允褂蒙⑸涞钠渌锢韺W(xué)建?；蚱渌愋偷慕！Ｉ⑸淇梢葬槍Σ煌芰慷煌亟?。具有不同能量的光子可以不同地散射。

可以使用任何類型的衰減模型。例如，從計算機化斷層攝影術(shù)（CT）提供的解剖學(xué)信息估計作為患者中的三維位置的函數(shù)的衰減系數(shù)。使用所測量到的衰減系數(shù)來對由于發(fā)射的光子行進通過患者的組織所致的衰減建模。不同能量不同地衰減，這可以被建模為針對不同能量的不同衰減系數(shù)或針對不同能量的不同縮放因子。可以使用其它衰減模型。

可以使用任何類型的準(zhǔn)直器-檢測器響應(yīng)函數(shù)模型。在一個實施例中，針對特定準(zhǔn)直器和檢測器或針對類（即準(zhǔn)直器-檢測器對的類型）來測量點響應(yīng)函數(shù)?？梢允褂妹商乜寤蚱渌M。點響應(yīng)函數(shù)作為能量水平的函數(shù)而變化?？梢允褂闷渌鼫?zhǔn)直器-檢測器響應(yīng)函數(shù)。

圖2示出單獨針對不同能量范圍建模的一個示例實施例。在圖2的示例中，提供用于建模的四個通道44、46、48和50，但是可以提供附加、不同或更少的通道。兩個通道46、48對較高能量對在較低能量處檢測到的發(fā)射的貢獻建模。另外兩個通道44、50分別針對用于不同能量范圍E1、E2的不同采集窗口40、42進行建模。任何通道配置可以用于提供通過能量的單獨建模。通過以用于不同能量范圍E1、E2的不同模型為開始，提供單獨建模。提供單獨建模而不管使用單獨采集窗口40、42并且不管特定散射、衰減和準(zhǔn)直器-檢測響應(yīng)函數(shù)中的哪些作為能量的函數(shù)是不同的。在圖2的示例中，重構(gòu)使用不同采集窗口40、42以用于不同能量。如果兩個采集窗口40、42用于相同放射性核素，窗口40、42一起用于重構(gòu)針對放射性核素的單個圖像。對于多個示蹤物的同時成像，如果每一個窗口40、42對應(yīng)于不同示蹤物，窗口40、42還一起用于重構(gòu)兩個圖像，其中的每一個表示每一個示蹤物?？梢栽趯碜暂^高能量的對較低能量的貢獻進行建模或不進行建模的情況下（例如在具有或沒有通道46和/或48的情況下）提供單獨建模。

圖2示出兩個不同范圍30、32中的能量發(fā)射。每一個范圍對應(yīng)于預(yù)期峰發(fā)射（諸如在包括或不包括其它峰的情況下的針對Lu-177的113kv和208kv），和/或?qū)?yīng)于不同的任何選定范圍（例如選擇連續(xù)能量譜中的兩個范圍）。范圍是排他的（即不重疊）或重疊的。對于單個示蹤物的成像，來自單個示蹤物的發(fā)射的能量范圍是排他的。當(dāng)對多個示蹤物成像時，不同示蹤物屬于不同類別而不管發(fā)射能量范圍是否重疊。對于具有離散能量峰的放射性核素，所謂的發(fā)射能量范圍是單個能量峰或能量峰的集合。例如，對于Lu-177，E2可以是單個能量峰208keV，或三個峰208、250和321keV的集合。范圍一般化成還包括連續(xù)能量譜的情形，諸如Y-90韌致輻射光子。

在不同能量處的發(fā)射用于單獨測量活性濃度的情況下，為不同能量范圍30、32提供單獨的采集窗口40、42。在其它實施例中，諸如為了對單個示蹤物成像，來自多個窗口的投影數(shù)據(jù)一起用于重構(gòu)單個圖像。針對患者的SPECT成像對較低能量范圍30中的發(fā)射效應(yīng)建模。基于物理學(xué)的建模包括通道44中的散射模型34、衰減模型36和準(zhǔn)直器-檢測器響應(yīng)函數(shù)模型38。類似地，針對患者的SPECT成像對較高能量范圍32中的發(fā)射效應(yīng)建模?；谖锢韺W(xué)的建模包括通道50中的散射模型34、衰減模型36和準(zhǔn)直器-檢測器響應(yīng)函數(shù)模型38。單獨地處置散射、衰減和準(zhǔn)直器-檢測器響應(yīng)函數(shù)的建模。與較高發(fā)射能量范圍32的效應(yīng)分離地對較低發(fā)射能量范圍30的效應(yīng)建模。

在通道44中示出兩個分支。直接分支對應(yīng)于來自發(fā)射能量范圍E1的所檢測到的初級光子（即未在患者中散射的光子）。在另一分支（散射建模34）中，從能量范圍E1到采集窗口W1的散射模型對患者中的較低能量的散射所導(dǎo)致的所檢測到的發(fā)射建模。對來自兩個源的所檢測到的發(fā)射求和。應(yīng)用衰減建模36，隨后應(yīng)用準(zhǔn)直器-檢測器響應(yīng)函數(shù)38。準(zhǔn)直器-檢測器響應(yīng)函數(shù)38對準(zhǔn)直器幾何響應(yīng)的效應(yīng)、中隔穿透和散射、晶體中的部分沉積和檢測器固有分辨率和/或來自晶體后方的結(jié)構(gòu)的后向散射進行建模。對于通道50，使用相同的模型布置（但是針對能量范圍E2和響應(yīng)采集窗口W2）。

通道46對針對從能量范圍E2發(fā)射、在患者中散射并且然后在較低能量采集窗口W1中檢測到的光子的圖像形成過程建模。由于康普頓散射減少能量，因此來自較高能量發(fā)射的散射可以貢獻于較低采集能量窗口處的檢測。一些較高能量發(fā)射在患者中散射，因此提供散射模型34以用于對從E2到能量范圍S的散射34單獨建模。能量范圍S是指其中來自發(fā)射能量范圍E2的經(jīng)散射光子可以貢獻于采集窗口W1中所檢測到的光子的能量范圍。這些經(jīng)散射的光子在患者中行進時衰減，因此對針對能量范圍S的衰減建模36。經(jīng)散射的光子撞擊在準(zhǔn)直器和檢測器上，因此還對從S到W1的針對效應(yīng)的準(zhǔn)直器-檢測器響應(yīng)函數(shù)建模38。

通道48對針對從能量范圍E2發(fā)射、在患者中未經(jīng)散射并且然后在較低能量采集窗口W1中被檢測到的光子的圖像形成過程建模。能量中的降低由準(zhǔn)直器散射、晶體中的部分沉積和來自晶體后方的結(jié)構(gòu)的后向散射引起。由于光子在患者中未經(jīng)散射，因此在通道48中不提供散射模型34。對針對較高能量范圍E2的衰減建模36，并且在該通道48中對建模從E2到W1的效應(yīng)的準(zhǔn)直器-檢測器響應(yīng)函數(shù)進行建模38。

在圖2的示例中，圖像形成過程的模型在低能量采集窗口W1上合并高能量范圍E2的效應(yīng)。能量中的降低由患者中的散射和相機中的相互作用二者引起。在通道46中對患者中的散射建模，并且在通道46和通道48二者中對相機中的相互作用建模。通道46和48之間的差異在于光子是否在患者中散射。采集窗口40表示在W1中來自以下的所檢測到的光子：（1）包括初級和經(jīng)散射的光子二者的來自低能量范圍E1的發(fā)射，（2）具有針對來自高能量范圍E2的發(fā)射的隨后準(zhǔn)直器-檢測器相互作用的患者內(nèi)散射，和（3）針對準(zhǔn)直器-檢測器相互作用（在患者中未經(jīng)散射）的來自較高能量范圍E2的發(fā)射。在可替換的實施例中，不提供通道46和48中的任一個或二者。

參照圖1，在動作24中從重構(gòu)生成患者或患者的部分的圖像。重構(gòu)提供表示活性濃度的體元值。重構(gòu)對象中的活性濃度的二維或三維中的分布?？商鎿Q地，重構(gòu)針對圖像空間，諸如重構(gòu)針對平面或到平面的投影的活性濃度。

從經(jīng)重構(gòu)的對象（例如整個患者或患者的部分）生成圖像。在一個實施例中，從體積或體元提?。ɡ邕x擇和/或內(nèi)插）針對一個或多個（例如多平面重構(gòu)）平面的數(shù)據(jù)并且將該數(shù)據(jù)用于生成一個或多個二維圖像。在另一實施例中，執(zhí)行三維渲染。投影或表面渲染用于創(chuàng)建來自二維屏幕上的給定觀看方向的患者的部分或體積的表示。

圖像是定量SPECT圖像?？梢蕴峁┤魏味縎PECT成像，諸如提供其中用戶可以確定用于針對圖像中表示的任何所選位置的活性濃度的值的圖像?？商鎿Q地，圖像是指示患者中的相對活性濃度分布的定量SPECT圖像。任何SPECT圖像可以單獨地、鄰近于計算機化斷層攝影術(shù)（CT）圖像顯示，或者重疊在CT圖像上（例如用于SPECT的彩色和用于計算機化斷層攝影術(shù)的灰階）。可以使用具有磁共振、超聲、x射線或其它模態(tài)的多模態(tài)圖像。

在使用兩個或更多示蹤物的情況下，不同示蹤物可以與不同生理功能相關(guān)聯(lián)。在示蹤物具有不同發(fā)射能量的情況下，雙能量圖像可以示出針對不同功能的空間分布和/或活性濃度。類似地，可以呈現(xiàn)來自相同多能量發(fā)射示蹤物的攝入分布和治療劑量分布。

圖3示出用于具有多個發(fā)射能量的SPECT成像的系統(tǒng)。系統(tǒng)實現(xiàn)圖1的方法、圖2的模型或其它方法和/或模型。

系統(tǒng)包括SPECT系統(tǒng)10、處理器12、存儲器14和顯示器16。處理器12、存儲器14和/或顯示器16是SPECT系統(tǒng)10的部分或者是分離的（例如計算機或工作站）。可以提供附加、不同或較少的組件。例如，系統(tǒng)是沒有SPECT系統(tǒng)10的計算機。作為另一示例，提供用戶輸入、患者床或其它SPECT相關(guān)設(shè)備。系統(tǒng)的其它部分可以包括功率源、通信系統(tǒng)和用戶接口系統(tǒng)。

SPECT系統(tǒng)10包括檢測器18?？梢蕴峁┢渌M件，諸如準(zhǔn)直器。可以使用任何現(xiàn)在已知的或稍后開發(fā)的SPECT系統(tǒng)10。

檢測器18是與起重機架連接的伽馬相機。伽馬相機是平面光子檢測器，諸如具有晶體或閃爍晶體（其具有光電倍增管或其它光學(xué)檢測器）。起重機架圍繞患者旋轉(zhuǎn)伽馬相機。在患者的掃描期間，在相對于患者的不同位置或角度處利用相機檢測發(fā)射事件。

SPECT系統(tǒng)10，通過使用檢測器18，檢測來自患者22的發(fā)射以用于測量攝入或生理功能。檢測器18檢測來自患者22的不同能量e1、e2處的發(fā)射，但是可以僅針對一個能量范圍進行檢測。為了對患者中的攝入成像，檢測器18檢測來自患者的發(fā)射。發(fā)射從有限源（即患者）中的任何位置出現(xiàn)。患者中的放射性示蹤物遷移到與特定生物化學(xué)反應(yīng)相關(guān)聯(lián)的特定類型的組織或位置、與其連接或者以其它方式集中在此處。作為結(jié)果，更大數(shù)目的發(fā)射從該類型的組織或反應(yīng)的位置出現(xiàn)。

SPECT系統(tǒng)10，通過使用處理器12或另一處理器，配置成從所檢測到的數(shù)據(jù)重構(gòu)經(jīng)成像的體積。任何重構(gòu)可以用于估計患者中的一個或多個示蹤物的活性濃度或分布。處理器12執(zhí)行重構(gòu)，或者SPECT系統(tǒng)10具有執(zhí)行重構(gòu)的另一處理器。SPECT系統(tǒng)10從存儲器14、從檢測器18訪問所檢測到的發(fā)射事件或進行緩沖以重構(gòu)。

由處理器12使用的前向投影儀包括單獨處置兩個或更多發(fā)射能量范圍的模型。模型計及患者中的散射、患者中的衰減和作為能量的函數(shù)的準(zhǔn)直器-檢測器響應(yīng)。為不同能量提供不同模型和/或給定模型計及由于不同能量水平所致的差異。在一個實施例中，由不同采集窗口提供的更多計數(shù)被一起用于增加計數(shù)，從而降低結(jié)果得到的經(jīng)重構(gòu)的圖像中的噪聲。在另一實施例中，模型計及由于患者中的散射和相機中的相互作用所致的較低能量采集窗口上的來自較高能量范圍的發(fā)射的效應(yīng)。

處理器12基于重構(gòu)生成一個或多個圖像。任何給定圖像表示來自兩個或更多能量的發(fā)射。不同采集窗口可以用于通過增加來自放射性示蹤物的所檢測到的計數(shù)來降低噪聲。在使用多個放射性示蹤物的情況下，可以諸如在相鄰表示（例如具有靠近來自放射性示蹤物B的渲染的來自放射性示蹤物A的渲染的屏幕）中或通過顏色編碼不同地生成針對不同放射性示蹤物的圖像。在再其它的實施例中，圖像表示來自一個能量范圍的發(fā)射，但是所表示的攝入或活性濃度計及由來自較高能量范圍處的發(fā)射的散射導(dǎo)致的該能量范圍中的所不期望的檢測。

處理器12是通用處理器、數(shù)字信號處理器、圖形處理單元、專用集成電路、現(xiàn)場可編程門陣列、數(shù)字電路、模擬電路、其組合或用于處理發(fā)射信息的其它現(xiàn)在已知的或稍后開發(fā)的設(shè)備。處理器12是單個設(shè)備、多個設(shè)備或網(wǎng)絡(luò)。對于多于一個的設(shè)備，可以使用處理的并行或串行劃分。構(gòu)成處理器12的不同設(shè)備可以執(zhí)行不同功能，諸如一個處理器（例如專用集成電路或現(xiàn)場可編程門陣列）用于重構(gòu)并且另一個用于生成圖像。在一個實施例中，處理器12是SPECT系統(tǒng)10的控制處理器或其它處理器。在其它實施例中，處理器12是單獨的工作站或計算機的部分。

處理器12根據(jù)所存儲的指令操作以執(zhí)行本文所描述的各種動作，諸如重構(gòu)動作22和生成圖像動作24。處理器12通過軟件、固件和/或硬件而配置成單獨針對不同能量范圍和/或采集窗口利用圖像形成過程的模型進行重構(gòu)。

所檢測到的發(fā)射事件、能量水平、位置或其它SPECT檢測信息存儲在存儲器14中。存儲器14可以存儲不同處理階段處的數(shù)據(jù)，諸如計數(shù)、表示在沒有另外的處理的情況下所檢測到的事件的原始數(shù)據(jù)、在重構(gòu)之前經(jīng)濾波或閾值化的數(shù)據(jù)、經(jīng)重構(gòu)的數(shù)據(jù)、經(jīng)濾波的重構(gòu)數(shù)據(jù)、系統(tǒng)矩陣、投影數(shù)據(jù)、閾值、要顯示的圖像、已經(jīng)顯示的圖像、前向投影、后向投影、重構(gòu)完整性的度量或其它數(shù)據(jù)。數(shù)據(jù)以任何格式存儲。存儲器14是緩沖器、高速緩存、RAM、可移除介質(zhì)、硬盤驅(qū)動器、磁性、光學(xué)、數(shù)據(jù)庫或其它現(xiàn)在已知的或稍后開發(fā)的存儲器。存儲器14是單個設(shè)備或兩個或更多設(shè)備的群組。存儲器14是SPECT系統(tǒng)10的部分或遠(yuǎn)程工作站或數(shù)據(jù)庫，諸如PACS存儲器。

存儲器14此外或可替換地為具有處理指令的非暫時性計算機可讀存儲介質(zhì)。存儲器14存儲表示由經(jīng)編程的處理器12可執(zhí)行的指令的數(shù)據(jù)。在諸如高速緩存、緩沖器、RAM、可移除介質(zhì)、硬盤驅(qū)動器或其它計算機可讀存儲介質(zhì)之類的非暫時性計算機可讀存儲介質(zhì)或存儲器上提供用于實現(xiàn)本文所討論的過程、方法和/或技術(shù)的指令。計算機可讀存儲介質(zhì)包括各種類型的易失性和非易失性存儲介質(zhì)。在附圖中圖示或在本文中描述的功能、動作或任務(wù)響應(yīng)于存儲在計算機可讀存儲介質(zhì)中或其上的一個或多個指令集而執(zhí)行。功能、動作或任務(wù)獨立于特定類型的指令集、存儲介質(zhì)、處理器或處理策略，并且可以通過單獨或組合操作的軟件、硬件、集成電路、固件、微代碼等執(zhí)行。同樣地，處理策略可以包括多處理、多任務(wù)、并行處理等。在一個實施例中，指令存儲在可移除介質(zhì)設(shè)備上以用于供本地或遠(yuǎn)程系統(tǒng)讀取。在其它實施例中，指令存儲在遠(yuǎn)程位置中以用于通過計算機網(wǎng)絡(luò)或通過電話線進行輸送。在再其它的實施例中，指令存儲在給定計算機、CPU、GPU或系統(tǒng)內(nèi)。

顯示器16是CRT、LCD、等離子體屏幕、投影儀、打印機或用于示出圖像的其它輸出設(shè)備。顯示器16顯示經(jīng)重構(gòu)的功能體積的圖像，諸如示出作為位置的函數(shù)的活性濃度。在圖像中表示患者的組織的攝入功能。可以表示針對具有不同能量水平的不同示蹤物的攝入。多平面重構(gòu)、3D渲染或截面成像可以用于從經(jīng)重構(gòu)的體積的體元生成圖像。可替換地或此外，可以顯示由處理器12導(dǎo)出的任何量，諸如攝入值和/或攝入值中的改變。可以確定其它量，諸如針對一個區(qū)的平均攝入值或活性濃度、最大攝入值、預(yù)確定單位體積中的峰攝入值、活性濃度中的變化或總攝入。

雖然以上通過參照各種實施例描述了本發(fā)明，但是應(yīng)當(dāng)理解的是，可以在不脫離本發(fā)明的范圍的情況下做出許多改變和修改。因此意圖在于前述詳細(xì)描述被視為說明性而非限制性的，并且要理解的是，旨在限定本發(fā)明的精神和范圍的是隨附權(quán)利要求（包括所有等同方案）。