專利名稱：利用基于飛行時(shí)間信息逐個(gè)事件生成的圖像內(nèi)容的飛行時(shí)間正電子發(fā)射斷層攝影重建的制作方法
利用基于飛行時(shí)間信息逐個(gè)事件生成的圖像內(nèi)容的飛行時(shí)間正電子發(fā)射斷層攝影重建說(shuō)明書(shū)下文涉及成像領(lǐng)域、正電子發(fā)射斷層攝影(PET)成像領(lǐng)域、飛行時(shí)間(TOF)PET成像領(lǐng)域、醫(yī)療成像領(lǐng)域和相關(guān)領(lǐng)域。正電子發(fā)射斷層攝影(PET)成像需要為受檢者服用包括發(fā)射正電子的放射性同位素的放射性藥物，并探測(cè)正電子-電子湮滅事件產(chǎn)生的511keV伽馬射線。動(dòng)量和能量守恒導(dǎo)致每次正電子-電子湮滅事件發(fā)射兩束反向的511keV伽馬射線，因此，兩個(gè)基本同時(shí)的511keV伽馬射線探測(cè)事件對(duì)應(yīng)于單次探測(cè)的正電子-電子湮滅事件。在沒(méi)有散射的情況下，所探測(cè)的正電子-電子湮滅事件位于連接兩個(gè)511keV伽馬射線探測(cè)事件的直線上的某處。PET成像數(shù)據(jù)集包括一組這樣的所探測(cè)的電子-正電子湮滅事件，可以利用適當(dāng)?shù)闹亟ㄋ惴▽⑵渲亟ǔ蓤D像。重建圖像代表正電子-電子湮滅事件的空間分布，由于湮滅之前正電子的平均行程短，其有效對(duì)應(yīng)于受檢者體內(nèi)放射性藥物的空間分布?？梢赃x擇放射性藥物以累積在感興趣的器官或組織中，例如肝臟或腦部中，以便提供臨床上有用的圖像，用于醫(yī)療或獸醫(yī)的目的。如果放射性藥物是結(jié)合到代謝途徑中的物質(zhì)，PET圖像能夠提供關(guān)于代謝途徑的功能信息。一些已知的PET圖像重建算法包括濾波反向投影和迭代反向投影。后一種技術(shù)對(duì)噪聲是魯棒的，非常適于在有噪聲的情況下重建成像數(shù)據(jù)。對(duì)常規(guī)PET成像的改進(jìn)是飛行時(shí)間(TOF) PET成像。TOF PET進(jìn)一步基于兩個(gè)“基本同時(shí)” 511keV伽馬射線探測(cè)事件之間的時(shí)間差(或沒(méi)有時(shí)間差)沿著連接兩個(gè)511keV 伽馬射線探測(cè)事件的直線定位正電子-電子湮滅事件。從直覺(jué)上可以如下看待這種情況。 如果一個(gè)探測(cè)事件比另一個(gè)早，那么正電子-電子湮滅事件可能發(fā)生在沿著連接線成比例地更靠近較早探測(cè)事件的點(diǎn)。另一方面，如果兩個(gè)探測(cè)事件是完美同時(shí)的，那么正電子-電子湮滅事件可能發(fā)生在沿連接線的大約中間的點(diǎn)。在實(shí)踐中，TOF定位受限于伽馬射線探測(cè)器的時(shí)間分辨率，可以被表示為指示沿連接線的峰值概率密度函數(shù)的TOF “內(nèi)核”。通過(guò)迭代反向投影進(jìn)行PET圖像重建計(jì)算量很大。重建具有臨床可用的精確度和分辨率的圖像用于醫(yī)療或獸醫(yī)應(yīng)用可能花費(fèi)幾分鐘或更長(zhǎng)時(shí)間。在圖像重建中利用TOF定位增加了額外的計(jì)算復(fù)雜性，導(dǎo)致更長(zhǎng)的迭代重建時(shí)間。直到完成迭代重建之前，一般不知道最終圖像是否有令人滿意的臨床質(zhì)量。受檢者(例如醫(yī)療或獸醫(yī)患者)通常保持在PET 掃描器中，直到完成圖像重建，且臨床醫(yī)生從視覺(jué)上證實(shí)最終的重建圖像質(zhì)量令人滿意，如果發(fā)現(xiàn)最終的重建圖像不令人滿意，可以采集額外的成像數(shù)據(jù)。這對(duì)于受檢者來(lái)說(shuō)是使人不愉快的，還降低了 PET成像設(shè)施的處理量?，F(xiàn)有PET成像的另一個(gè)問(wèn)題是受檢者造成伽馬射線衰減。通常，累積放射性藥物的區(qū)域呈現(xiàn)為PET圖像(假設(shè)是正性圖像)中的亮區(qū)，而相對(duì)上沒(méi)有放射性藥物的區(qū)域呈現(xiàn)為較暗的區(qū)域。根本沒(méi)有放射性藥物的區(qū)域，例如受檢者周圍的空氣，完全是黑暗的或不可見(jiàn)的(忽略任何噪聲或圖像偽影)。受檢者的暗區(qū)是不相干的，不過(guò)，它們吸收一些伽馬射線粒子，因此以通常空間上變化的方式減少511keV計(jì)數(shù)。為了進(jìn)行補(bǔ)償，已知在迭代重建期間采用受檢者衰減圖來(lái)補(bǔ)償511keV伽馬輻射的空間變化的衰減。在一些現(xiàn)有系統(tǒng)中，PET掃描器與透射計(jì)算斷層攝影(CT)掃描器組合在一起，后者用于采集輻射衰減數(shù)據(jù)，該數(shù)據(jù)可用于產(chǎn)生受檢者衰減圖。盡管CT成像中使用的輻射一般不在511keV，但對(duì)輻射能差異進(jìn)行適當(dāng)補(bǔ)償是已知的，且容易執(zhí)行。不過(guò)，CT掃描器可能不可用，或者可能比PET掃描器的視場(chǎng)(FOV)小。例如，一些成像系統(tǒng)將PET掃描器與磁共振(MRI)掃描器組合，磁共振掃描器一般比PET掃描器的FOV 小很多。在這種情況下，不能直接從CT或MR圖像產(chǎn)生完整的受檢者衰減圖。下文提供了新的改進(jìn)型設(shè)備和方法，克服了上述問(wèn)題和其他問(wèn)題。根據(jù)公開(kāi)的一個(gè)方面，一種處理從受檢者采集的正電子發(fā)射斷層攝影(PET)成像數(shù)據(jù)集的方法包括基于飛行時(shí)間(TOF)定位，獨(dú)立地針對(duì)多個(gè)正電子-電子湮滅事件中的每個(gè)正電子-電子湮滅事件生成圖像內(nèi)容，以形成包括所獨(dú)立生成的圖像內(nèi)容的累積的生成圖像，其中，由數(shù)字處理器執(zhí)行所述生成的操作。根據(jù)公開(kāi)的另一個(gè)方面，一種處理從受檢者采集的正電子發(fā)射斷層攝影(PET)成像數(shù)據(jù)集的方法包括基于所述PET成像數(shù)據(jù)集的每個(gè)正電子-電子湮滅事件的飛行時(shí)間 (TOF)定位獨(dú)立定位所述正電子-電子湮滅事件以形成生成圖像，其中，由數(shù)字處理器執(zhí)行所述獨(dú)立定位的操作。根據(jù)公開(kāi)的另一個(gè)方面，一種PET成像的方法包括基于飛行時(shí)間(TOF)信息確定所探測(cè)的正電子-電子湮滅事件的可能位置，針對(duì)多個(gè)所探測(cè)的正電子-電子湮滅事件重復(fù)所述確定，以生成偵察圖像，以及顯示所述偵察圖像。根據(jù)公開(kāi)的另一個(gè)方面，一種公開(kāi)的數(shù)字處理器被配置成執(zhí)行根據(jù)前三段中的任一段所述的方法。根據(jù)公開(kāi)的另一個(gè)方面，一種公開(kāi)的存儲(chǔ)介質(zhì)存儲(chǔ)有能由數(shù)字處理器運(yùn)行以執(zhí)行根據(jù)前三段中的任一段所述的方法的指令。一個(gè)優(yōu)點(diǎn)在于提供了更快的迭代PET圖像重建。另一個(gè)優(yōu)點(diǎn)在于提供了更精確的PET圖像重建。另一個(gè)優(yōu)點(diǎn)在于提供了更精確和完整的用于PET圖像重建中的受檢者衰減圖。另一個(gè)優(yōu)點(diǎn)在于實(shí)現(xiàn)了偵察圖像的快速生成，以監(jiān)測(cè)或規(guī)劃臨床PET成像采集。在閱讀和理解以下詳細(xì)描述之后，其他優(yōu)點(diǎn)對(duì)于本領(lǐng)域技術(shù)人員而言將是顯而易見(jiàn)的。

圖1圖解示出了基于飛行時(shí)間(TOF)信息使用逐個(gè)事件生成的圖像內(nèi)容的正電子發(fā)射斷層攝影(PET)成像系統(tǒng)；圖2和3圖解示出了基于飛行時(shí)間(TOF)信息逐個(gè)事件生成圖像內(nèi)容的替代方式；圖4和5圖解示出了由圖1的PET成像系統(tǒng)適當(dāng)執(zhí)行的偵察圖像生成和處理方法的流程圖。參考圖1，成像系統(tǒng)10至少包括飛行時(shí)間(TOF)正電子發(fā)射斷層攝影(PET)能力。 為此目的，成像系統(tǒng)10包括受檢者支撐12，用于將成像受檢者加載到機(jī)架14的膛中，機(jī)架容納一個(gè)或多個(gè)PET探測(cè)器環(huán)(未示出)，能夠探測(cè)511keV伽馬射線。任選地，成像系統(tǒng)10 可以能夠執(zhí)行除PET之外的至少一種其他成像模態(tài)，例如能夠執(zhí)行磁共振(MRI)成像或透射計(jì)算斷層攝影(CT)成像。例如，機(jī)架14還可以容納磁體、磁場(chǎng)梯度線圈和其他用于MR成像的部件(未示出)?；蛘撸上裣到y(tǒng)10可以包括額外的機(jī)架(未示出)，其膛與圖示機(jī)架 14的膛共軸布置，使得受檢者支撐12能夠?qū)⑹軝z者加載到機(jī)架14中或該額外機(jī)架中。額外的機(jī)架能夠容納實(shí)施另一種成像模態(tài)，例如MR或CT的部件。一些適當(dāng)?shù)某上裣到y(tǒng)包括， 例如Gemini 系列T0F-PET/CT成像系統(tǒng)，其在分立的PET機(jī)架和CT機(jī)架中提供TOF-PET 成像能力和CT成像能力，PET機(jī)架和CT機(jī)架具有對(duì)準(zhǔn)的共軸膛，以與公共受檢者支撐一起工作(可以從荷蘭 Eindhoven 的 Koninklijke Philips Electronics N. V.獲得)。成像系統(tǒng)10受到成像系統(tǒng)控制器16的控制，成像系統(tǒng)控制器16經(jīng)由圖示的計(jì)算機(jī)18或經(jīng)由另一適當(dāng)?shù)挠脩艚涌谂c人類用戶(例如，放射科醫(yī)師、醫(yī)生、獸醫(yī)等)接口連接，計(jì)算機(jī)18具有顯示器和一個(gè)或多個(gè)用戶輸入裝置22。可以通過(guò)各種方式實(shí)現(xiàn)成像系統(tǒng)控制器16和用戶接口 18，例如，可以將成像系統(tǒng)控制器16實(shí)現(xiàn)為運(yùn)行適當(dāng)成像系統(tǒng)控制軟件的數(shù)字處理器，例如計(jì)算機(jī)18，或可以額外地或替代地包括專用成像系統(tǒng)控制硬件，例如一個(gè)或多個(gè)專用成像系統(tǒng)控制數(shù)字處理器等。圖示的用戶輸入裝置22為鍵盤(pán)，但更一般地可以提供一個(gè)或多個(gè)用戶接口裝置，例如鍵盤(pán)、鼠標(biāo)、跟蹤球、觸摸屏等的任何組合。顯示器從成像系統(tǒng)10向用戶提供反饋，還顯示各種采集的圖像。盡管示出了單個(gè)顯示器20，但能想到有兩個(gè)或更多顯示器，例如，用于顯示采集的圖像的圖形顯示器，和一個(gè)或多個(gè)基于文本的或分辨率更低的圖形顯示器(例如，LCD屏幕)，用于顯示接口文本消息、低分辨率指示條或其他低分辨率圖形指示符等。成像系統(tǒng)10在控制器16和經(jīng)由用戶接口 18的任選用戶控制輸入的控制下采集 TOF-PET成像數(shù)據(jù)集30。為此目的，為受檢者(例如人類成像受檢者、動(dòng)物獸醫(yī)受檢者等) 服用包括發(fā)射正電子的放射性同位素的放射性藥物，將受檢者加載到成像系統(tǒng)10中進(jìn)行 PET成像?？梢栽趯⑹軝z者加載到成像系統(tǒng)10之前或之后服用放射性藥物，但應(yīng)當(dāng)在采集 TOF-PET成像數(shù)據(jù)集30之前充分長(zhǎng)時(shí)間服用，使得放射性藥物能夠累積或聚集在感興趣的器官或組織中，或者能夠經(jīng)由感興趣的代謝途徑代謝，或者能夠以其他方式與受檢者交互或在受檢者全身分布，使得采集的TOF-PET成像數(shù)據(jù)集30包含有用信息。例如，對(duì)于腦部成像而言，應(yīng)當(dāng)提供充分長(zhǎng)時(shí)間以允許放射性藥物累積在感興趣的腦組織中。對(duì)于活體人或動(dòng)物受檢者，優(yōu)選如接受的醫(yī)療標(biāo)準(zhǔn)、獸醫(yī)標(biāo)準(zhǔn)、適用的政府法規(guī)、 設(shè)施準(zhǔn)則、個(gè)體醫(yī)療判決書(shū)等規(guī)定的那樣限制放射性藥物的劑量。劑量通常較低，因此，通常要花費(fèi)幾秒、幾十秒、幾分鐘或更長(zhǎng)時(shí)間來(lái)探測(cè)充分?jǐn)?shù)量的正電子-電子湮滅事件以形成臨床上有用的圖像。此外，重建TOF-PET成像數(shù)據(jù)集30需要大量計(jì)算量，可能花費(fèi)幾秒、 幾十秒、幾分鐘或更長(zhǎng)時(shí)間。結(jié)果，從啟動(dòng)圖像采集到顯示重建圖像的時(shí)間可能很長(zhǎng)。為了解決這些問(wèn)題并向用戶提供更迅速的視覺(jué)反饋，圖像發(fā)生器32用于基于飛行時(shí)間定位獨(dú)立地針對(duì)每個(gè)正電子-電子(P_e)湮滅事件生成圖像內(nèi)容，從而形成包括所獨(dú)立生成的圖像內(nèi)容的累積的生成圖像34。圖像發(fā)生器32獨(dú)立地針對(duì)每個(gè)p-e湮滅事件生成圖像內(nèi)容，相應(yīng)地能夠在一旦存儲(chǔ)TOF-PET成像數(shù)據(jù)集30的存儲(chǔ)器中記錄第一 p-e湮滅事件時(shí)就開(kāi)始生成該生成圖像34的圖像內(nèi)容。生成圖像偵察導(dǎo)航器36適當(dāng)?shù)卦陲@示器 22上顯示生成圖像34供用戶審閱。任選地，生成圖像偵察導(dǎo)航器36能夠?qū)崟r(shí)地如圖像發(fā)生器32產(chǎn)生那樣地顯示生成圖像34的圖像內(nèi)容。效果是在逐漸生成更多圖像內(nèi)容時(shí)示出所顯示圖像的逐漸“填入”。于是，用戶接收到幾乎即時(shí)的視覺(jué)反饋，并能夠在隨著時(shí)間形成生成圖像時(shí)觀看到，隨著探測(cè)的e-h湮滅事件次數(shù)隨時(shí)間增加而逐漸增加更多圖像內(nèi)容。
簡(jiǎn)要參考圖2和3，進(jìn)一步描述圖像發(fā)生器32的運(yùn)行。在圖2和圖3的每幅中，圖解地示出了圖像空間S的一部分，由方框網(wǎng)格表示像素(或者對(duì)于三維空間更一般的是體素)。每個(gè)方框代表一個(gè)像素或體素。盡管圖示的像素或體素是正方形，也想到了矩形或其他形狀的像素或體素。在圖2中，第一個(gè)例示性所探測(cè)的e_h湮滅事件由兩個(gè)基本同時(shí)的511keV伽馬射線探測(cè)事件定義，這兩個(gè)事件由圖2中表示為L(zhǎng)ORl的連接線或“響應(yīng)線” 連接。第一個(gè)探測(cè)的e-h湮滅事件的飛行時(shí)間信息被表示為作為曲線圖的圖2圖解繪示的概率密度函數(shù)或內(nèi)核，對(duì)應(yīng)于響應(yīng)線LORl并被表示為T(mén)0F1。通過(guò)類似的方式，第二個(gè)例示性所探測(cè)的e-h湮滅事件由響應(yīng)線L0R2和飛行時(shí)間內(nèi)核T0F2表示，第三個(gè)例示性所探測(cè)的e-h湮滅事件由響應(yīng)線L0R3和飛行時(shí)間內(nèi)核T0F3表示。在圖3中，繪示出單個(gè)例示性探測(cè)的響應(yīng)線L0R4以及對(duì)應(yīng)的TOF內(nèi)核T0F4。TOF內(nèi)核T0F1、T0F2、T0F3、T0F4是由界定所探測(cè)的e_h湮滅事件的兩個(gè)基本同時(shí) 51 IkeV伽馬射線探測(cè)事件之間的時(shí)間差決定其沿著相應(yīng)響應(yīng)線LORl、L0R2、L0R3、L0R4的峰值位置的帶峰值分布。TOF內(nèi)核T0F1、T0F2、T0F3、T0F4的寬度由PET探測(cè)器的時(shí)間分辨
率確定。在圖2的實(shí)施例中，圖像發(fā)生器32如下工作將圖像空間S中位于TOF定位的峰值處的圖像像素或體素的值增大選定量，使得值增大的累積形成生成圖像34。TOF定位的峰值對(duì)應(yīng)于飛行時(shí)間內(nèi)核表達(dá)的峰值，即，所探測(cè)的e-h湮滅事件的最可能位置，可以基于響應(yīng)線和定義所探測(cè)e-h湮滅事件的兩個(gè)基本同時(shí)511keV伽馬射線探測(cè)事件之間的時(shí)間差計(jì)算。例如，在例示性的圖2中，處理響應(yīng)線LORl和TOF內(nèi)核TOFl表示的e_h湮滅事件，以通過(guò)增大圖像空間S中最可能包含e-h湮滅事件的圖像像素或體素Pl的值值來(lái)生成圖像內(nèi)容。在圖2中用像素或體素Pl的淡陰影表示這種情況。另一方面，飛行時(shí)間內(nèi)核T0F2、 T0F3沿相應(yīng)響應(yīng)線L0R2、L0R3的峰值恰好在同一像素或體素P2重合。因此如圖2中的像素或體素P2的較暗陰影所示，將像素或體素P2的值增大兩倍。盡管未示出，但要認(rèn)識(shí)到， TOF內(nèi)核恰好在同一像素或體素到達(dá)峰值的第三個(gè)或更多e-h湮滅事件會(huì)導(dǎo)致該像素或體素的值進(jìn)一步增大。累積地，像素或體素的值指示在空間S的該像素或體素中所探測(cè)的e-h 湮滅活動(dòng)，因此所得到的累積圖像內(nèi)容(對(duì)應(yīng)于逐個(gè)e-h湮滅事件做出的像素或體素值的增大)在圖像空間S中累積地界定e-h湮滅活動(dòng)的圖像，這又是放射性藥物在受檢者體內(nèi)分布的圖像表達(dá)。利用圖2的方法生成時(shí)的生成圖像34的分辨率受限于TOF內(nèi)核的寬度，即，由于 PET探測(cè)器的有限時(shí)間分辨率而因TOF信息的有限時(shí)間分辨率引入的空間不確定性。光在真空中的速度為3. 00X1010cm/seco如果PET探測(cè)器的時(shí)間分辨率為300皮秒，那么TOF限制的空間分辨率大約為10cm。例如，如果有運(yùn)動(dòng)模糊、距離模糊等，分辨率可能比這還差。 于是，對(duì)于時(shí)間分辨率為300皮秒的PET探測(cè)器而言，生成圖像34在用作偵察圖像時(shí)，不具有臨床質(zhì)量，不過(guò)，如果低濃度的放射性藥物散布在受檢者的整個(gè)體積中，那么生成圖像 34提供了相當(dāng)精確的受檢者概況，較亮的區(qū)域表示放射性藥物累積濃度較高的區(qū)域。如果 PET探測(cè)器時(shí)間分辨率適當(dāng)?shù)托?，例如，大約為幾十皮秒，更優(yōu)選大約為幾皮秒或更短，那么生成圖像34能夠具有臨床質(zhì)量的分辨率。參考圖2描述的形成生成圖像34的方法未考慮TOF內(nèi)核的寬度或形狀(盡管空間分辨率可能受到TOF內(nèi)核寬度或形狀的限制)。
參考圖3，在替代方式中，圖像發(fā)生器34，通過(guò)將圖像空間S的圖像像素或體素值增大與表示TOF定位的TOF內(nèi)核對(duì)應(yīng)的量，使得值增大的累積形成生成圖像，從而生成針對(duì)每個(gè)e-h湮沒(méi)事件的圖像內(nèi)容。在圖3所示的范例中，TOF內(nèi)核T0F4沿響應(yīng)線L0R4的寬度跨過(guò)四個(gè)像素或體素，表示為P10、P11、P12、P13。TOF內(nèi)核T0F4的峰值大致與分配了最高值增量5的像素或體素P12重合。(注意，在圖3中，以數(shù)值方式指示值增量，而不是像圖2 中那樣通過(guò)陰影表示)。像素或體素Pll在TOF內(nèi)核T0F4的下部，被分配以對(duì)應(yīng)較低的值增量3。根據(jù)與其余像素或體素P10、P13重合的TOF內(nèi)核T0F4的值，分別為這些像素或體素分配相應(yīng)的值增量1和2。于是，與e-h湮滅事件對(duì)應(yīng)的圖像內(nèi)容是圖3方式中的強(qiáng)度分布貢獻(xiàn)，尤其是對(duì)于圖3中圖解示出的例示性e-h湮滅事件而言，在像素或體素P10、PlU P12、P13上的強(qiáng)度分布貢獻(xiàn)。如圖2的方式那樣，逐個(gè)e-h湮滅事件地執(zhí)行這些像素或體素值的增大，累積包括這些值增加的圖像內(nèi)容以形成生成圖像34。圖3的方式通過(guò)對(duì)TOF內(nèi)核的形狀和寬度建模，更精確地考慮到TOF信息的擴(kuò)展或不確定性。要認(rèn)識(shí)到，TOF內(nèi)核的寬度和形狀能夠考慮除PET探測(cè)器時(shí)間分辨率之外的分辨率降低的其他來(lái)源，例如由于PET探測(cè)器有限的空間分辨率導(dǎo)致的距離模糊。此外，例如，基于TOF內(nèi)核的峰值和鄰近PET探測(cè)器之間的距離，TOF內(nèi)核的寬度和/或形狀可能在整個(gè)圖像空間S中改變。返回到圖1，可以通過(guò)多種方式使用生成圖像34顯著改善TOF-PET成像。如上所述，生成圖像偵察導(dǎo)航器36可以使用生成圖像34以向用戶提供關(guān)于PET成像數(shù)據(jù)采集的進(jìn)展的即時(shí)反饋。根據(jù)用戶在生成圖像34中看到了什么，用戶可以選擇重新定位受檢者或在PET數(shù)據(jù)采集中做出額外或其他調(diào)整。如果偵察導(dǎo)航器36按照產(chǎn)生時(shí)的樣子顯示生成圖像34(亦即，隨著所探測(cè)更多e-h湮滅事件并逐個(gè)e-h湮滅事件生成對(duì)應(yīng)的圖像內(nèi)容)， 那么用戶可能能夠在成像早期識(shí)別特定的粗略圖像問(wèn)題(例如受檢者定位中的大誤差或可能由于放射性藥物選擇不正確導(dǎo)致放射性藥物在感興趣器官或組織中累積基本失敗)， 并能夠基于這種早期信息采取校正動(dòng)作或中止成像會(huì)話。可以將生成圖像34用于其他目的。例如，在一些實(shí)施例中，迭代式PET圖像重建引擎40執(zhí)行PET成像數(shù)據(jù)集30的迭代重建，以產(chǎn)生顯示于顯示器20上或以其他方式被利用的重建圖像42。通常，迭代式重建如下工作從初始圖像開(kāi)始，如果要用PET掃描器對(duì)對(duì)應(yīng)于初始圖像的受檢者成像，則模擬預(yù)計(jì)要生成的PET成像數(shù)據(jù)，并迭代地調(diào)節(jié)初始圖像， 重復(fù)模擬，直到模擬的PET成像數(shù)據(jù)基本與PET成像數(shù)據(jù)集30相稱。迭代重建的速度和精確度取決于初始圖像與最終的重建圖像有多么接近的大致程度。在圖1的實(shí)施例中，迭代重建使用生成圖像34作為用于迭代重建的初始圖像。預(yù)計(jì)生成圖像34與最終的重建圖像相同，只是生成圖像34通常分辨率基本更粗糙，因?yàn)樗芟抻赥OF空間分辨率。因此，生成圖像34是用于迭代重建的初始圖像的適當(dāng)選擇。任選地，可以通過(guò)適當(dāng)?shù)奶幚?，例如平滑化、?qiáng)度縮放或其他預(yù)處理(未示出)從生成圖像34導(dǎo)出初始圖像。繼續(xù)參考圖1，生成圖像34的另一適當(dāng)用途是生成用于迭代圖像重建40中(如圖所示)或用于另一種圖像重建中的受檢者衰減圖。這種應(yīng)用依賴于設(shè)置于PET成像體積中的受檢者大部分或所有部分中以可探測(cè)濃度水平存在的放射性藥物。例如，靶向腦組織的放射性藥物預(yù)計(jì)會(huì)在腦部累積，但還預(yù)計(jì)在血流中會(huì)有較低濃度的放射性藥物，因此預(yù)計(jì)會(huì)灌注到設(shè)置于PET成像體積中的受檢者頭部和肩部的皮膚、肌肉或其他組織中(在腦部成像的情況下)。結(jié)果，生成圖像34包括整體設(shè)置于PET成像體積中的受檢者部分的可辨別圖像。受檢者衰減圖發(fā)生器50應(yīng)用圖像平滑器52和邊緣檢測(cè)器M或其他圖像分割算法以識(shí)別受檢者56的圖像的空間輪廓?？梢圆捎闷渌幚碜R(shí)別空間輪廓56。此外，對(duì)于一些PET探測(cè)器而言，TOF空間分辨率導(dǎo)致的較粗糙分辨率可以提供充分的平滑化，從而可以任選地忽略圖像平滑器52。受檢者衰減圖構(gòu)造引擎60基于受檢者空間輪廓56構(gòu)造出用于PET圖像重建中的受檢者衰減圖62?？梢詮母鞣N源確定受檢者空間輪廓56之內(nèi)的衰減值。在一些實(shí)施例中，可以從非PET成像模態(tài)獲得受檢者衰減圖64。例如，如果成像系統(tǒng)10包括諸如MR或 CT的第二成像模態(tài)，那么可以使用這一第二成像模態(tài)來(lái)采集受檢者衰減圖64。不過(guò)，在這種情況下，由于MR或CT成像模態(tài)與成像系統(tǒng)10的PET成像模態(tài)相比視場(chǎng)較小，因此受檢者衰減圖64可能是截?cái)嗟?。受檢者衰減圖構(gòu)造引擎60使用截?cái)嗟氖軝z者衰減圖64作為核，基于受檢者模型66，例如人類受檢者的三維解剖模型，在空間上擴(kuò)展截?cái)嗟氖軝z者衰減圖64，以填充更大的PET成像體積。于是，例如，如果受檢者衰減圖64包括具有特定肌肉平均衰減值的肌肉組織區(qū)域，可以基于受檢者模型66將它擴(kuò)展到截?cái)嗟氖軝z者衰減圖64之外預(yù)計(jì)也包括肌肉組織的其他區(qū)域。作為另一種替代，可以利用不同的成像系統(tǒng)采集受檢者衰減圖64，或者可以基于針對(duì)各種組織的已知511keV衰減值從受檢者模型66計(jì)算受檢者衰減圖64。不過(guò)，在這些情況下，受檢者衰減圖64可能無(wú)法與設(shè)置于受檢者支撐12上進(jìn)行PET成像的受檢者進(jìn)行空間配準(zhǔn)。例如，受檢者衰減圖64可以針對(duì)不同位置的受檢者，或可以針對(duì)類似，但大小等不同的不同受檢者。在這些情況下，可以將受檢者空間輪廓56用作空間參考，并通過(guò)選定的剛性或非剛性空間配準(zhǔn)算法將受檢者衰減圖64與受檢者空間輪廓56適當(dāng)進(jìn)行適當(dāng)?shù)目臻g配準(zhǔn)。所得的受檢者衰減圖62由迭代式PET圖像重建引擎40適當(dāng)用于在執(zhí)行迭代重建時(shí)考慮受檢者組織吸收的511keV伽馬射線。應(yīng)當(dāng)指出，可以將生成圖像34用于(1)重建受檢者衰減圖62中以及用作重建40的初始圖像(如圖所示)；或(2)可以將生成圖像34 僅用于構(gòu)造受檢者衰減圖62，但不用作迭代重建的初始圖像(例如，如果采用了不利用初始圖像的非迭代圖像重建算法)；或⑶可以將生成圖像34僅用作重建40的初始圖像(例如，如果已經(jīng)可以從CT成像或另一來(lái)源獲得與PET成像體積共存的滿意受檢者衰減圖)。參考圖4和5，以流程圖格式圖解示出了這些例示性應(yīng)用。如圖4所示，由圖像發(fā)生器32處理TOF-PET成像數(shù)據(jù)集以形成生成圖像34。圖像發(fā)生器32獨(dú)立地對(duì)每個(gè)采集的正電子-電子湮滅事件操作以便累積圖像內(nèi)容。在適當(dāng)過(guò)程中，判決操作70檢測(cè)是否有 TOF-PET成像數(shù)據(jù)要處理。如果有，選擇一正電子-電子湮滅事件在操作72中處理，并在操作74中基于響應(yīng)線和TOF定位針對(duì)所選的正電子-電子湮滅事件生成圖像內(nèi)容。操作74 能夠采用圖2圖解示出的方法，其中將圖像空間S中處于TOF定位峰值處的圖像像素或體素PI、P2的值增大選定的量?；蛘?，操作74能夠采用圖3中圖解示出的方法，其中將圖像空間S的圖像像素或體素P10、P11、P12、P13的值增大與表示TOF定位的TOF內(nèi)核T0F4相對(duì)應(yīng)的量。在任一種情況下，圖像內(nèi)容累積器76累積一個(gè)或多個(gè)值的增大以對(duì)生成圖像34 有貢獻(xiàn)。處理返回到判決操作70，以處理下一個(gè)可用的采集到的正電子-電子湮滅事件。 如果沒(méi)有未處理的事件，圖像發(fā)生器32的操作停止或在操作78中進(jìn)入空閑模式。例如，如果在完成PET成像數(shù)據(jù)采集之后應(yīng)用圖像發(fā)生器32，那么操作78適當(dāng)?shù)厥峭Ｖ共僮?。另一方面，如果在PET成像數(shù)據(jù)采集期間連續(xù)應(yīng)用圖像發(fā)生器32，從而基本實(shí)時(shí)地向生成圖像34連續(xù)增加圖像內(nèi)容，那么操作78適當(dāng)?shù)厥强臻e操作，其中圖像發(fā)生器32 —直等到采集到下一正電子-電子湮滅事件數(shù)據(jù)。所得的生成圖像34適當(dāng)?shù)爻洚?dāng)可以由生成圖像偵察導(dǎo)航器36顯示、繪制或以其他方式可視化的偵察圖像。對(duì)于基本實(shí)時(shí)操作而言，在圖像發(fā)生器32增加與新采集的正電子-電子湮滅事件相對(duì)應(yīng)的圖像內(nèi)容時(shí)，偵察圖像看起來(lái)逐漸被填滿。在這種情況下，用戶適當(dāng)?shù)鼐哂腥缦逻x擇經(jīng)由偵察導(dǎo)航器36發(fā)出圖像擦除操作80，以擦除生成圖像34，以便開(kāi)始累積包括新生成圖像的圖像內(nèi)容。例如，在重新定位受檢者，使得偵察圖像不再對(duì)應(yīng)于當(dāng)前受檢者位置時(shí)，用戶可以選擇圖像擦除操作80。圖5圖解示出了圖1的受檢者衰減圖構(gòu)造引擎60的實(shí)施例的操作。在這一實(shí)施例中，從諸如CT或MR的另一成像模態(tài)接收截?cái)嗟氖軝z者衰減圖64，受檢者衰減圖構(gòu)造引擎 60基于從所生成的偵察圖像34提取的圖像受檢者的空間輪廓56在空間上擴(kuò)展截?cái)嗟膱D以填充PET視場(chǎng)(F0V)。例如，空間輪廓56可以由已經(jīng)描述的圖1所示的圖像平滑器52和邊緣檢測(cè)器M的操作生成。如果需要，受檢者衰減圖構(gòu)造引擎60使用截?cái)嗟氖軝z者衰減圖 64作為核，基于受檢者模型66在空間上擴(kuò)展截?cái)嗟氖軝z者衰減圖64以填充更大的PET成像F0V。為此目的，在操作90中，將衰減圖64與受檢者模型66比較以識(shí)別并列舉針對(duì)各種組織的衰減特性。如果合適的話，還在操作92中將衰減圖64與空間輪廓56在空間上配準(zhǔn)。然后在操作94中，基于識(shí)別受檢者在衰減圖64的截?cái)郌OV外部的程度的空間輪廓56， 并基于在基于受檢者模型66確定的擴(kuò)展FOV中的一種或多種組織的識(shí)別以及操作90確定的針對(duì)那些組織的列舉的衰減特性，將衰減圖64 (在任選的空間配準(zhǔn)92之后)擴(kuò)展到PET F0V。例如，如果衰減圖64包括在衰減圖64的邊界被截?cái)嗟挠杉∪鈬@的細(xì)長(zhǎng)骨骼，可以使用空間輪廓56和受檢者模型66，跨過(guò)PET FOV和利用操作90中確定的相應(yīng)骨骼和肌肉組織衰減值而擴(kuò)展的衰減圖，來(lái)分別確定骨組織和肌肉組織的擴(kuò)展范圍。結(jié)果獲得了用于 PET圖像重建中的受檢者衰減圖62。生成圖像34的例示性應(yīng)用，如參考圖1所述，包括用作偵察圖像，用于構(gòu)造受檢者衰減圖以及用作迭代重建的初始圖像，僅僅是例示性范例。想到有生成圖像34的其他應(yīng)用。例如，如果PET探測(cè)器提供了針對(duì)給定臨床應(yīng)用的足夠高TOF空間分辨率，則考慮將生成圖像34用作醫(yī)療或獸醫(yī)診斷或其他臨床應(yīng)用中采用的臨床圖像。類似地，打算將生成圖像34用于特定的醫(yī)療篩查程序，其中生成圖像34受到TOF限制的空間分辨率可能足以執(zhí)行基于閾值的篩查。例如，如果已知放射性藥物會(huì)在給定組織中的惡性腫瘤中而非在健康組織中累積，那么基于針對(duì)給定組織的區(qū)域的積分PET圖像強(qiáng)度與針對(duì)整個(gè)身體的積分 PET圖像強(qiáng)度之比的閾值化進(jìn)行篩查可能就足以對(duì)給定組織中特定類型的癌癥進(jìn)行篩查。 考慮的生成圖像34又一應(yīng)用是用作復(fù)合迭代重建算法的有效性檢查，其可能傾向于收斂于非物理解。通過(guò)比較最終的迭代重建圖像與生成圖像34(盡管空間分辨率粗糙，但它可能是物理上精確的)，可以檢測(cè)并丟棄非物理迭代解?？紤]的又一種應(yīng)用是大致實(shí)時(shí)地檢測(cè)受檢者的運(yùn)動(dòng)。如上所述，在圖像采集期間產(chǎn)生圖像內(nèi)容時(shí)，生成圖像偵察導(dǎo)航器36任選地顯示生成圖像。這一連續(xù)更新的偵察圖像代表e_h湮滅事件的概率分布。隨著PET數(shù)據(jù)采集的進(jìn)展，預(yù)計(jì)連續(xù)更新的偵察圖像會(huì)變成逐漸更精確的概率分布。因此，可以預(yù)計(jì)，在任何給定時(shí)段[t。，t。+At](其中At是較短的時(shí)段，但長(zhǎng)到足以包括e_h湮滅事件探測(cè)的統(tǒng)計(jì)顯著性計(jì)數(shù))中采集的PET成像數(shù)據(jù)在 PET成像數(shù)據(jù)采集期間隨著時(shí)間、向前推進(jìn)會(huì)以逐漸更大的精確度與生成圖像的概率分布一致。不過(guò)，如果觀察到與生成圖像的這種一致性在、的特定值處急劇減小，這可能表示在急劇減小時(shí)附近受檢者有運(yùn)動(dòng)(或可能是某種其他問(wèn)題，例如設(shè)備故障)。然后可以采取補(bǔ)救措施(例如，如果運(yùn)動(dòng)發(fā)生在采集期間中足夠晚的時(shí)候，丟棄運(yùn)動(dòng)之后的數(shù)據(jù)，或者如果運(yùn)動(dòng)發(fā)生在采集期間的早期，則丟棄較早的數(shù)據(jù)并相應(yīng)地延長(zhǎng)采集時(shí)間)。此外，對(duì)于存儲(chǔ)了每個(gè)e-h湮滅事件的絕對(duì)時(shí)間的列表模式PET數(shù)據(jù)，可以對(duì)存儲(chǔ)的PET成像數(shù)據(jù)集以追溯方式執(zhí)行這樣分析以檢測(cè)受檢者的運(yùn)動(dòng)。圖1中圖解繪示為范例的例示性處理部件16、32、36、40、52、54、60可以由一個(gè)或多個(gè)數(shù)字處理器通過(guò)各種方式實(shí)現(xiàn)。在一些實(shí)施例中，可以對(duì)圖示的計(jì)算機(jī)18適當(dāng)編程控制以定義實(shí)現(xiàn)例示性處理部件16、32、36、40、52、54、60的一個(gè)、一些或全部的數(shù)字處理器。 由計(jì)算機(jī)18的數(shù)字處理器，與顯示器20—起適當(dāng)?shù)貙?shí)現(xiàn)偵察導(dǎo)航器36，顯示器用于顯示生成圖像34，為用戶導(dǎo)航。此外或替代地，可以由專門(mén)執(zhí)行由這些例示性處理部件16、32、36、 40、52、54、60實(shí)施的所公開(kāi)操作的一個(gè)或多個(gè)數(shù)字處理器(未示出)實(shí)現(xiàn)例示性處理部件 16、32、36、40、52、54、60 中的一個(gè)、一些或全部。再者，可以由存儲(chǔ)了能由數(shù)字處理器(例如例示性計(jì)算機(jī)18)運(yùn)行以執(zhí)行所公開(kāi)操作的指令的存儲(chǔ)介質(zhì)實(shí)現(xiàn)由例示性處理部件16、32、36、40、52、54、60中的一個(gè)、一些或全部實(shí)施的所公開(kāi)操作。這樣的存儲(chǔ)介質(zhì)例如可以包括一種或多種以下存儲(chǔ)介質(zhì)硬盤(pán)驅(qū)動(dòng)器或其他一種或多種磁存儲(chǔ)介質(zhì)；光盤(pán)或其他一種或多種光存儲(chǔ)介質(zhì)；隨機(jī)存取存儲(chǔ)器 (RAM)，只讀存儲(chǔ)器(ROM)，閃速存儲(chǔ)器，或其他一種或多種電子存儲(chǔ)介質(zhì)；其各種組合；等寸。本申請(qǐng)已經(jīng)描述了一個(gè)或多個(gè)優(yōu)選實(shí)施例。他人在閱讀并理解說(shuō)明書(shū)之后可能想到修改和變更。應(yīng)當(dāng)將本申請(qǐng)解釋為包括所有這樣的修改和變更，只要它們?cè)跈?quán)利要求書(shū)或其等價(jià)要件的范圍之內(nèi)。
權(quán)利要求
1.一種處理從受檢者采集的正電子發(fā)射斷層攝影(PET)成像數(shù)據(jù)集(30)的方法，所述方法包括基于飛行時(shí)間(TOF)定位，獨(dú)立地針對(duì)所述PET成像數(shù)據(jù)集的多個(gè)正電子-電子湮滅事件中的每個(gè)正電子-電子湮滅事件生成圖像內(nèi)容，以形成包括所獨(dú)立生成的圖像內(nèi)容的累積的生成圖像(34)；其中，由數(shù)字處理器(18)執(zhí)行所述生成的操作。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述生成包括將圖像空間( 中處于所述TOF定位的峰值處的圖像像素或體素(P1，P》的值增大選定的量，使得值增大的累積形成所述生成圖像(34)。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述生成包括將圖像空間⑶的圖像像素或體素(Pio，Pll, P12，P13)的值增大與表示所述TOF定位的TOF內(nèi)核(T0F4)相對(duì)應(yīng)的量，使得值增大的累積形成所述生成圖像(34)。
4.根據(jù)權(quán)利要求1-3中的任一項(xiàng)所述的方法，還包括基于所述生成圖像(34)在所述PET成像數(shù)據(jù)集(30)中勾勒所述受檢者的圖像的空間輪廓(56)。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其中，所述勾勒包括向所述生成圖像(34)應(yīng)用邊緣檢測(cè)器(54)或圖像分割算法。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，其中，所述勾勒還包括在應(yīng)用所述邊緣檢測(cè)器或圖像分割算法之前使所述生成圖像(34)平滑化。
7.根據(jù)權(quán)利要求4-6中的任一項(xiàng)所述的方法，還包括部分基于所述空間輪廓(56)構(gòu)造用于PET圖像重建00)中的受檢者衰減圖(62)。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其中，所述構(gòu)造包括基于所述空間輪廓(56)在空間上擴(kuò)展截?cái)嗟氖軝z者衰減圖(64)以構(gòu)造用于PET圖像重建GO)中的所述受檢者衰減圖(62)。
9.根據(jù)權(quán)利要求7-8中的任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述構(gòu)造包括在空間上配準(zhǔn)受檢者衰減圖(64)與所述空間輪廓(56)以構(gòu)造用于PET圖像重建00) 中的所述受檢者衰減圖(62)。
10.根據(jù)權(quán)利要求7-9中的任一項(xiàng)所述的方法，還包括利用所構(gòu)造的受檢者衰減圖(6 重建所述PET成像數(shù)據(jù)集(30)以產(chǎn)生重建圖像 02)。
11.一種處理從受檢者采集的正電子發(fā)射斷層攝影(PET)成像數(shù)據(jù)集(30)的方法，所述方法包括基于所述PET成像數(shù)據(jù)集的每個(gè)正電子-電子湮滅事件的飛行時(shí)間(TOF)定位獨(dú)立定位所述正電子-電子湮滅事件以形成生成圖像(34)；其中，由數(shù)字處理器(18)執(zhí)行所述獨(dú)立定位的操作。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中，所述獨(dú)立定位包括基于所述PET成像數(shù)據(jù)(30)的每個(gè)正電子-電子湮滅事件的飛行時(shí)間(TOF)定位獨(dú)立定位所述正電子-電子湮滅事件到最可能的體素或像素(Pl，P2)。
13.根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中，所述獨(dú)立定位包括定義對(duì)應(yīng)于所述正電子-電子湮滅事件的飛行時(shí)間(TOF)定位的所述生成圖像(34) 的強(qiáng)度分布貢獻(xiàn)。
14.根據(jù)權(quán)利要求11-13中的任一項(xiàng)所述的方法，還包括 顯示所述生成圖像(34)。
15.根據(jù)權(quán)利要求11-14中的任一項(xiàng)所述的方法，還包括執(zhí)行所述PET成像數(shù)據(jù)集(30)的迭代重建00)以產(chǎn)生重建圖像(42)，所述迭代重建的初始圖像是所述生成圖像(34)或是從所述生成圖像導(dǎo)出的。
16.根據(jù)權(quán)利要求11-15中的任一項(xiàng)所述的方法，還包括基于所述生成圖像(34)在所述PET成像數(shù)據(jù)集(30)中勾勒所述受檢者的圖像的空間輪廓(56)。
17.根據(jù)權(quán)利要求16所述的方法，還包括至少部分基于所述空間輪廓(56)構(gòu)造用于PET圖像重建00)中的受檢者衰減圖 (62)。
18.—種PET成像的方法，包括基于飛行時(shí)間(TOF)信息確定所探測(cè)的正電子-電子湮滅事件的可能位置(Pl，P2， ΡΙΟ, Pll,P12, P13)；針對(duì)多個(gè)所探測(cè)的正電子-電子湮滅事件重復(fù)所述確定，以生成偵察圖像(34)；以及顯示所述偵察圖像。
19.根據(jù)權(quán)利要求18所述的方法，還包括使用所述偵察圖像(34)作為初始圖像執(zhí)行所述多個(gè)所探測(cè)的正電子-電子湮滅事件的迭代重建，以生成重建圖像G2)。
20.根據(jù)權(quán)利要求18-19中的任一項(xiàng)所述的PET成像方法，還包括 基于所述偵察圖像(34)生成衰減圖。
21.根據(jù)權(quán)利要求18-20中的任一項(xiàng)所述的PET成像方法，其中，在探測(cè)所探測(cè)的正電子-電子湮滅事件期間執(zhí)行所述確定和重復(fù)，所述方法還包括基于更近探測(cè)的正電子-電子湮滅事件與所述偵察圖像(34)之間的不一致性識(shí)別受檢者運(yùn)動(dòng)。
22.根據(jù)權(quán)利要求18-21中的任一項(xiàng)所述的PET成像方法，還包括 基于所述偵察圖像(34)執(zhí)行醫(yī)療篩選。
23.根據(jù)權(quán)利要求18-22中的任一項(xiàng)所述的PET成像方法，還包括 基于所述偵察圖像(34)確定受檢者的輪廓(56)。
24.一種數(shù)字處理器(18)，其被配置成執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求1-23中的任一項(xiàng)所述的方法。
25.一種存儲(chǔ)介質(zhì)，其存儲(chǔ)有能由數(shù)字處理器(18)運(yùn)行以執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求1-23中的任一項(xiàng)所述的方法的指令。
全文摘要
一種處理從受檢者采集的正電子發(fā)射斷層攝影(PET)成像數(shù)據(jù)集(30)的方法包括基于所述PET成像數(shù)據(jù)集的每個(gè)正電子-電子湮滅事件的飛行時(shí)間(TOF)定位獨(dú)立定位所述正電子-電子湮滅事件以形成生成圖像(34)?？梢燥@示生成圖像。將生成圖像適當(dāng)?shù)赜米鱌ET成像數(shù)據(jù)集(30)迭代重建(40)的初始圖像依據(jù)以產(chǎn)生重建圖像(42)?；谒錾蓤D像(34)在所述PET成像數(shù)據(jù)集(30)中適當(dāng)勾勒所述受檢者圖像的空間輪廓(56)。部分基于所述空間輪廓(56)適當(dāng)構(gòu)造用于PET圖像重建(40)中的受檢者衰減圖(62)。
文檔編號(hào)G06T11/00GK102483852SQ201080030171
公開(kāi)日2012年5月30日 申請(qǐng)日期2010年5月4日 優(yōu)先權(quán)日2009年6月8日
發(fā)明者B·張, C-H．通, Z·胡 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司