一种PET散射校正方法、PET成像方法及PET成像系统.pdf

1、(19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 (10)申请公布号 (43)申请公布日 (21)申请号 201611244336.8 (22)申请日 2016.12.29 (71)申请人 上海联影医疗科技有限公司 地址 201807 上海市嘉定区嘉定工业区城 北路2258号 (72)发明人 朱闻韬 李弘棣 (51)Int.Cl. A61B 6/03(2006.01) G06T 11/00(2006.01) (54)发明名称 一种PET散射校正方法、 PET成像方法及PET 成像系统 (57)摘要 本申请提供一种PET散射校正方法， 包括： 在 对受检者执行PET扫描期间， 获取受检

2、者目标区 域的TOF-PET数据， TOF-PET数据包括符合事件数 据和TOF数据； 根据符合事件数据获取目标区域 的PET图像； 基于PET图像和TOF-PET数据， 获取用 于TOF-PET成像的初始散射估计； 对初始散射估 计进行校正处理， 获取TOF-PET成像的散射估计； 基于TOF-PET成像的散射估计对TOF-PET数据进 行散射校正。 本申请可提高散射估计的精度， 改 善TOF-PET图像的质量。 同时， 本申请还提出PET 成像方法和系统。 权利要求书2页 说明书13页 附图7页 CN 106491153 A 2017.03.15 CN 106491153 A 1.一种PE

3、T散射校正方法， 其特征在于， 包括： 在对受检者执行PET扫描期间， 获取受检者目标区域的TOF-PET数据,所述TOF-PET数据 包括符合事件数据和TOF信息； 根据所述符合事件数据获取目标区域的PET图像； 基于所述PET图像和所述TOF-PET数据， 获取用于TOF-PET成像的初始散射估计； 对所述初始散射估计进行校正处理， 获取TOF-PET成像的散射估计； 基于所述TOF-PET成像的散射估计对TOF-PET数据进行散射校正。 2.根据权利要求1所述的PET散射校正方法， 其特征在于， 对所述初始散射估计进行校 正处理包括： 对所述初始散射估计进行高频滤波处理， 以去除所述初始

4、散射估计中包含的 高频成分。 3.根据权利要求1所述的PET散射校正方法， 其特征在于， 对所述初始散射估计进行校 正处理， 获取TOF-PET成像的散射估计， 包括： 利用基于飞行时间的单次校正方法获取TOF-PET散射的基准； 根据所述TOF-PET散射的基准对所述初始散射估计进行拟合， 获取拟合参数； 基于所述拟合参数和所述TOF散射的基准获取TOF-PET成像的散射估计。 4.根据权利要求1所述的PET散射校正方法， 其特征在于， 对所述初始散射估计进行校 正处理， 获取TOF-PET成像的散射估计， 包括： 利用与PET图像互洽的TOF散射估计对所述初始散射估计进行拟合， 获取拟合参

5、数； 基于所述拟合参数和所述初始散射估计获取TOF-PET成像的散射估计。 5.一种PET成像方法， 其特征在于， 包括： 在对受检者执行PET扫描期间， 获取受检者目标区域的TOF-PET数据， 所述TOF-PET数据 包括符合事件数据和TOF信息； 根据所述符合事件数据获取目标区域的PET图像； 基于所述PET图像和所述TOF-PET数据， 获取TOF-PET成像的初始散射估计； 对所述初始散射估计进行校正处理， 获取TOF-PET成像的散射估计； 基于所述TOF-PET成像的散射估计对TOF-PET数据进行散射校正； 以及， 重建所述经散 射校正的TOF-PET数据， 获取目标区域的TO

6、F-PET图像。 6.根据权利要求5所述的PET成像方法， 其特征在于， 对所述初始散射估计进行校正处 理， 获取TOF-PET成像的散射估计， 包括： 利用基于飞行时间的单次校正方法获取TOF-PET散射的基准； 根据所述TOF-PET散射的基准对所述初始散射估计进行拟合， 获取拟合参数； 基于所述拟合参数和所述TOF-PET散射的基准获取TOF-PET成像的散射估计。 7.根据权利要求5所述的PET成像方法， 其特征在于， 所述符合事件数据、 所述TOF信息 和/或所述TOF-PET数据以正弦图模式存储。 8.根据权利要求7所述的PET成像方法， 其特征在于， 还包括： 采集受检者目标区域

7、的随机符合事件数据， 并根据所述随机符合事件数据对所述TOF- PET数据进行随机校正； 或/和， 获取受检者目标区域的解剖图像， 根据所述解剖图像获取所述目标区域各体素 对应的衰减值， 并根据所述衰减值对所述TOF-PET数据进行衰减校正。 权 利 要 求 书 1/2 页 2 CN 106491153 A 2 9.一种PET成像系统， 包括机架、 探测器环、 预处理器、 同时计数器以及处理器， 所述同 时计数器用于在对受检者执行PET扫描期间， 获取受检者目标区域的符合事件数据， 所述处 理器包括： 第一重建单元， 用于根据所述符合事件数据获取目标区域的PET图像； 飞行时间处理单元， 用于

8、获取符合事件时戳之间的时间差， 并根据所述时间差将所述 符合事件数据分类为多个箱； 校正单元， 用于基于所述PET图像和所述分类为多个箱中的符合事件数据， 获取TOF- PET成像的初始散射估计； 对所述初始散射估计进行校正处理， 获取TOF-PET成像的散射估 计； 以及， 基于所述TOF-PET成像的散射估计对所述分类为多个箱中的符合事件数据进行散 射校正； 第二重建单元， 用于重建所述经散射校正的分类为多个箱中的符合事件数据， 获取目 标区域的TOF-PET图像。 10.根据权利要求9所述的PET成像系统， 其特征在于， 所述校正单元还用于： 获取目标区域的解剖图像， 该解剖图像包含多个

9、组织的分类信息； 将PET图像配准至解剖图像， 并根据所述解剖图像的分类信息为PET图像的体素分配相 应衰减值， 获取衰减图； 以及， 根据所述衰减图对所述TOF-PET数据进行衰减校正； 和/或， 获取受检者目标区域的随机符合事件数据， 并根据所述随机符合事件数据对所 述TOF-PET数据进行随机校正。 权 利 要 求 书 2/2 页 3 CN 106491153 A 3 一种PET散射校正方法、 PET成像方法及PET成像系统 技术领域 0001 本申请涉及正电子发射断层成像技术领域(Positron Emission Tomography， PET)， 尤其涉及基于飞行时间(Time o

10、f Flight， TOF)正电子发射断层成像过程中的散射校 正方法、 PET成像方法以及PET成像系统。 背景技术 0002 正电子发射计算机断层扫描是一种检测人体或动物体器官代谢特征的无创医学 成像技术， 具有灵敏度高、 准确性好、 定位准确的特点。 在PET成像中， 将能够发射正电子的 放射性药物注射到生物体内， 正电子与生物体内的电子发生湮灭， 产生两个方向相反、 能量 为511keV的伽马光子， 环绕在被测生物体周围的探测器对这对光子进行探测， 并将其信息 以符合计数的方式进行存储， 如果被记录下来的符合计数足够多， 通过图像重建算法可将 原始数据重建为放射性核素在被测对象体内浓度分

11、布的断层图像。 0003 飞行时间技术正电子发射断层成像(TOF-PET)扫描仪是核医学成像中的一种先进 的功能成像工具， 其应用前景已经受到核医学成像研究者和设备制造厂商的高度重视。 TOF-PET与传统PET的成像过程和系统的组成基本相同， 但是对应的时间测量系统存在本质 的区别： 在传统PET中， 时间测量系统的功能是在符合时间窗内确定真符合是否发生， 以便 获得器官和组织结构的投影； 而在TOF-PET中， 时间测量系统的功能是在符合时间窗内确定 放射性核素分布的位置和强度， 利用正电子湮灭产生的两个511keV的伽马射线到达探测器 的时间差， 根据光速定位湮灭事件在响应线(Line

12、of Response， LOR)上的位置， 提高PET扫 描仪的成像质量， 减少用药量， 缩短扫描时间。 0004 然而， 在最新的TOF-PET扫描仪中， 虽然相对于传统2D和扩展2D数据采集模式， 对 所有倾斜响应线的符合计数采集提高了系统的灵敏度， 但同时也引入了大量的散射符合计 数， 从而降低了系统的分辨率和成像的定量准确性； 同样， 在使用铅挡板或钨挡板的数据采 集中， 挡板上产生的光子散射也会对PET成像的分辨率和对比度产生很大的影响。 鉴于此， 为了提高TOF-PET成像的准确性， 有必要对TOF-PET系统进行有效的散射校正。 发明内容 0005 本申请的目的在于提供一种用于

13、TOF-PET成像的散射校正方法， 该方法可提高散 射估计准确度。 0006 为了解决上述问题， 根据本申请的一方面， 提出一种TOF-PET散射校正方法， 包括： 0007 在对受检者执行PET扫描期间， 获取受检者目标区域的TOF-PET数据,所述TOF-PET 数据包括符合事件数据和TOF信息； 0008 根据所述符合事件数据获取目标区域的PET图像； 0009 基于所述PET图像和所述TOF-PET数据， 获取用于TOF-PET成像的初始散射估计； 0010 对所述初始散射估计进行校正处理， 获取TOF-PET成像的散射估计； 0011 基于所述TOF-PET成像的散射估计对TOF-P

14、ET数据进行散射校正。 说 明 书 1/13 页 4 CN 106491153 A 4 0012 可选地， 对所述初始散射估计进行降噪处理包括： 对所述初始散射估计进行高频 滤波处理， 以去除所述初始散射估计中包含的高频成分。 0013 可选地， 对所述初始散射估计进行校正处理， 获取TOF-PET成像的散射估计， 包括： 0014 利用基于飞行时间的单次校正方法获取TOF-PET散射的基准； 0015 根据所述TOF-PET散射的基准对所述初始散射估计进行拟合， 获取拟合参数； 0016 基于所述拟合参数和所述TOF散射的基准获取TOF-PET成像的散射估计。 0017 可选地， 对所述初始

15、散射估计进行校正处理， 获取TOF-PET成像的散射估计， 包括： 0018 利用与PET图像互洽的TOF散射估计对所述初始散射估计进行拟合， 获取拟合参 数； 0019 基于所述拟合参数和所述初始散射估计获取TOF-PET成像的TOF散射估计。 0020 根据本申请的另一方面， 提出一种PET成像方法， 包括： 0021 在对受检者执行PET扫描期间， 获取受检者目标区域的TOF-PET数据， 所述TOF-PET 数据包括符合事件数据和TOF信息； 0022 根据所述符合事件数据获取目标区域的PET图像； 0023 基于所述PET图像和所述TOF-PET数据， 获取TOF-PET成像的初始散

16、射估计； 0024 对所述初始散射估计进行校正处理， 获取TOF-PET成像的散射估计； 0025 基于所述TOF-PET成像的散射估计对TOF-PET数据进行散射校正； 以及， 重建所述 经散射校正的TOF-PET数据， 获取目标区域的TOF-PET图像。 0026 可选地， 对所述初始散射估计进行校正处理， 获取TOF-PET成像的散射估计， 包括： 0027 利用基于飞行时间的单次校正方法获取TOF-PET散射的基准； 0028 根据所述TOF-PET散射的基准对所述初始散射估计进行拟合， 获取拟合参数； 0029 基于所述拟合参数和所述TOF-PET散射的基准获取TOF-PET成像的散

17、射估计。 0030 可选地， 所述符合事件数据、 所述TOF信息和/或所述TOF-PET数据以正弦图模式存 储。 0031 可选地， 还包括： 0032 采集受检者目标区域的随机符合事件数据， 并根据所述随机符合事件数据对所述 TOF-PET数据进行随机校正； 0033 或/和， 获取受检者目标区域的解剖图像， 根据所述解剖图像获取所述目标区域各 体素对应的衰减值， 并根据所述衰减值对所述TOF-PET数据进行衰减校正。 0034 根据本申请的又一方面， 提出一种PET成像系统， 包括机架、 探测器环、 预处理器、 同时计数器以及处理器， 所述同时计数器用于在对受检者执行PET扫描期间， 获取

18、受检者目 标区域的符合事件数据， 所述处理器包括： 0035 第一重建单元， 用于根据所述符合事件数据获取目标区域的PET图像； 0036 飞行时间处理单元， 用于获取符合事件时戳之间的时间差， 并根据所述时间差将 所述符合事件数据分类为多个箱； 0037 校正单元， 用于基于所述PET图像和所述分类为多个箱中的符合事件数据， 获取 TOF-PET成像的初始散射估计； 对所述初始散射估计进行校正处理， 获取TOF-PET成像的散 射估计； 以及， 基于所述TOF-PET成像的散射估计对所述分类为多个箱中的符合事件数据进 行散射校正； 说 明 书 2/13 页 5 CN 106491153 A

19、5 0038 第二重建单元， 用于重建所述经散射校正的分类为多个箱中的符合事件数据， 获 取目标区域的TOF-PET图像。 0039 可选地， 所述校正单元还用于： 0040 获取目标区域的解剖图像， 该解剖图像包含多个组织的分类信息； 0041 将PET图像配准至解剖图像， 并根据所述解剖图像的分类信息为PET图像的体素分 配相应衰减值， 获取衰减图； 以及， 0042 根据所述衰减图对所述TOF-PET数据进行衰减校正； 0043 和/或， 获取受检者目标区域的随机符合事件数据， 并根据所述随机符合事件数据 对所述TOF-PET数据进行随机校正。 0044 与现有技术相比， 本申请具有以下

20、优点： 对初始散射估计进行滤波处理， 获取光滑 的散射向量， 保持可原有TOF单次散射校正获取的散射曲线的形状； 利用拟合参数进行拟合 减小了由于TOF单次散射和后续拟合获取的散射校正与图像一致性所需散射校正的量化差 异， 减小由于散射估计偏离而导致重建TOF-PET图像的精度下降问题； 以现有PET重建为基 准/参考， 对TOF-PET数据的物理校正进行进一步规范化修正， 确保TOF-PET重建获得的TOF- PET图像和PET重建获取的PET图像的一致性。 附图说明 0045 在此所述的附图用来提供对本申请的进一步理解， 构成本申请的一部分， 本申请 的示意性实施例及其说明用于解释本申请，

21、 并不构成对本申请的限定。 在各图中， 相同标号 表示相同部件。 0046 图1为本申请一实施例的PET成像系统结构示意图； 0047 图2为本申请一实施例的处理器结构框图； 0048 图3为本申请一实施例的校正单元结构框图； 0049 图4为本申请一实施例的PET成像方法流程图； 0050 图5为本申请一实施例的伽马光子散射示意图； 0051 图6A为本申请一实施例获取的PET图像横断面视图； 0052 图6B为本申请一实施例采用现有TOF-PET成像方法获得的TOF-PET图像横断面视 图； 0053 图6C为本申请一实施例采用如图4所示的方法获得的TOF-PET图像横断面视图； 0054

22、 图6D为采用图6B的TOF-PET图像和图6A的PET图像获取的差值图像； 0055 图6E为采用图6C的TOF-PET图像和图6A的PET图像获取的差值图像； 0056 图7A为本申请一实施例获取的PET图像冠状面视图； 0057 图7B为本申请一实施例采用现有TOF-PET成像方法获得的TOF-PET图像冠状面视 图； 0058 图7C为本申请一实施例采用如图4所示的方法获得的TOF-PET图像冠状面视图； 0059 图7D为采用图7B的TOF-PET图像和图7A的PET图像获取的差值图像； 0060 图7E为采用图7C的TOF-PET图像和图7A的PET图像获取的差值图像； 0061

23、图8A为本申请一实施例获取的PET图像矢状面视图； 0062 图8B为本申请一实施例采用现有TOF-PET成像方法获得的TOF-PET图像矢状面视 说 明 书 3/13 页 6 CN 106491153 A 6 图； 0063 图8C为本申请一实施例采用如图4所示的方法获得的TOF-PET图像矢状面视图； 0064 图8D为采用图8B的TOF-PET图像和图8A的PET图像获取的差值图像； 0065 图8E为采用图8C的TOF-PET图像和图8A的PET图像获取的差值图像。 具体实施方式 0066 以下将描述本申请的一些实施方式。 需要指出的是， 在这些实施方式的具体描述 过程中， 为了进行简

24、明扼要的描述， 本说明书不可能对实际的实施方式的所有特征均作详 尽的描述。 0067 显而易见地， 下面描述中的附图仅仅是本申请的一些示例或实施例， 对于本领域 的普通技术人员来讲， 在不付出创造性劳动的前提下， 还可以根据这些附图将本申请应用 于其他类似情景。 此外， 还可以理解的是， 虽然这种开发过程中所作出的努力可能是复杂并 且冗长的， 然而对于与本申请公开的内容相关的本领域的普通技术人员而言， 在本申请揭 露的技术内容的基础上进行的一些设计， 制造或者生产等变更只是常规的技术手段， 不应 当理解为本申请公开的内容不充分。 0068 除非另作定义， 权利要求书和说明书中使用的技术术语或者

25、科学术语应当为本申 请所属技术领域内具有一般技能的人士所理解的通常意义。 本申请专利申请说明书以及权 利要求书中使用的 “第一” 、“第二” 以及类似的词语并不表示任何顺序、 数量或者重要性， 而 只是用来区分不同的组成部分。“一” 、“一个” 、“一种” 、“该” 等类似词语并不表示数量限制， 可表示单数或复数。 0069 “包括” 或者 “包含” 等类似的词语意指出现在 “包括” 或者 “包含” 前面的元件或者 物件涵盖出现在 “包括” 或者 “包含” 后面列举的元件或者物件及其等同元件， 并不排除其他 元件或者物件。“连接” 或者 “相连” 等类似的词语并非限定于物理的或者机械的连接，

26、而是 可以包括电气的连接， 不管是直接的还是间接的。 0070 PET图像重建的目的主要是重现人体中造影剂的空间分布。 目前， PET图像重建可 采用多种方法， 但各方法获取的PET图像在各位置的活度均值均应保持一致性。 同样， 基于 TOF-PET数据重建获得的TOF-PET图像和传统的PET图像活度应满足一致性， 例如： 某器官中 勾画的一个非像素级别的感兴趣区域在TOF-PET图像和PET图像应该具有相同的活度均值， 这种均一活度的图像不会干扰医师对病灶的诊断。 0071 TOF-PET重建的物理校正主要包括衰减校正、 随机校正和散射校正。 通常情况下， 衰减校正一般通过与PET扫描配准

27、的CT图像经双线性模型转换得到衰减图像投影到弦图空 间并取反对数来获取； 随机事件一般使用延迟的时间窗来获取； 而散射校正相对上述校正 难度较大， 尤其是在处理TOF-PET数据时， 飞行时间信息和每个飞行时间窗更稀疏的统计数 据会进一步影响各个时间窗的散射校正精度， 从而导致基于TOF-PET数据重建获得的TOF- PET图像和传统的PET图像的活度值存在一致性问题。 本申请以传统PET(即non-TOF PET)重 建为基准或参考， 对TOF-PET数据的物理校正进行进一步规范化修正， 实现TOF-PET数据重 建的TOF-PET图像和传统PET图像的一致性。 0072 本申请所涉及的系统

28、不仅可用于非侵入成像， 如疾病的诊断和研究， 还可用于工 业领域等， 其所涉及的图像处理系统可以包括正电子发射计算机断层显像系统(PET系统)、 说 明 书 4/13 页 7 CN 106491153 A 7 正电子发射计算机断层显像-计算机断层扫描多模态系统(PET-CT系统)、 正电子发射计算 机断层显像-磁共振多模态混合系统(PET-MR系统)等。 0073 在一个实施例中， 以PET成像系统为例说明。 如图1， 示例性给出本申请一实施例的 PET成像系统100结构图。 该PET成像系统100以控制器110为中枢/控制中心， 具有扫描床、 机 架120、 预处理器130、 同时计数器14

29、0、 处理器150以及输入/输出设备160。 扫描床用于支撑 受检者， 并可将受检者(图1中未示出)移动至扫描视野(Field Of View， FOV)区域。 0074 控制器110可控制PET成像系统100的成像过程， 包括衰减校正、 散射校正、 随机校 正以及数据重建等多种数据处理操作。 可以理解的， 控制器110、 机架120、 预处理器130、 同 时计数器140、 处理器150以及输入/输出设备160相互之间可连接。 该连接可以是无线网络 连接或者有线网络连接。 其中， 有线网络可以包括利用金属电缆、 混合电缆、 光纤、 一个或多 个接口等一种或多种组合的方式。 无线网络可以包括利

30、用蓝牙、 区域局域网(LAN)、 广域局 域网(WAN)、 近源场通信(Near Field Communication， NFC)等一种或多种组合的方式。 控制 器110可以是集中式的， 例如数据中心； 也可以是分布式的， 例如一个分布式系统。 控制器 110可以是本地的， 也可以是远程的。 0075 在一些实施例中， 控制器110可包括中央处理器(Central Processing Unit， CPU)、 专门应用集成电路(Application Specific Integrated Circuit， ASIC)、 专用指令 处理器(Application Specific Instr

31、uction Set Processor， ASIP)、 物理处理器 (Physics Processing Unit， PPU)、 数字信号处理器(Digital Processing Processor， DSP)、 现场可编程逻辑门阵列(Field-Programmable Gate Array， FPGA)、 可编程逻辑器件 (Programmable Logic Device， PLD)、 微处理器、 控制器、 微控制器等中的一种或几种的组 合。 0076 机架120可设置成圆筒形， 且沿圆周的中心轴Z排列有多个探测器环121， 探测器环 121具有排列在中心轴Z圆周上的多个探测器/

32、检测器， 受检者可随扫描床移动至由多个探 测器围成的扫描视野FOV内成像。 在一些实施例中， PET成像系统100可仅提供辐射检测器的 单个环； 在另一些实施例中， PET成像系统100包括提供辐射检测器的两个、 三个、 四个、 五个 或更多数量的环。 0077 探测器具有闪烁器(scintillator)、 光电倍增管(Photomultiplier Tube， PMT)和 光导耦合器。 其中， 闪烁器可二维排列多个晶体， 该晶体可将从受检者入射的伽马射线转换 为可视光。 0078 在一些实施例中， 闪烁晶体可以是单晶体或阵列晶体， 组成闪烁器的材料可以是 NaI、 BGO、 LSO、 LY

33、SO、 GSO， 还可以是铝酸镥、 焦硅酸镥等镥化物或者基于铈掺杂的镧系、 过渡 金属等无机晶体等。 光导耦合器一般由透光性优良的塑料材料构成， 用于将闪烁器输出的 可见光传递至光电倍增管； 光电倍增管接收可见光， 将该可见光倍增后转换为电信号。 光电 倍增管可选择盖革式雪崩光电二极管(APD)或Si光电倍增管。 0079 在一个实施例中， 光电倍增管可选择一系列的APD单元， 每个单元是一个独立的盖 革式探测器， 包括光电阳极、 多级倍增电极和光电阴极， 其中， 光电阴极接受闪烁光而产生 光电子； 多级倍增电极可提供对光电子进行加速的电场， 从光电阴极发射的电子在电场中 被朝向倍增电极加速，

34、 并与倍增电极的表面碰撞溢出多个电子， 该现象在多级倍增电极中 重复发生， 电子数雪崩似地倍增； 光电阳极可输出百万数量级的电子， 形成电子流。 需要指 说 明 书 5/13 页 8 CN 106491153 A 8 出的是， 为了利用雪崩现象进行放大， 通常在倍增电极与阳极之间可施加500-800伏(V)的 电压， 增益范围在105-107， 使得探测器具有足够高的时间分辨率以检测在两个 “基本同时” 的伽马射线检测之间的飞行时间差异。 0080 预处理器130与探测器环121设置的探测器输出端连接， 用于接收探测器输出的电 信号， 并对该电信号进行处理。 在一个实施例中， 在PET扫描前，

35、 向受检者体内注入放射性同 位素标识的药剂/示踪剂； 探测器检测从受检者内部发射的成对湮灭伽马射线， 生成与检测 出的成对湮灭伽马射线的光量相应的脉冲状电信号， 该脉冲状电信号被供给预处理器130； 预处理器130根据电信号生成单事件数据(Single Event Data)。 预处理器130可通过检测 电信号的强度是否超过阈值检测产生湮灭的伽马射线。 可选地， 预处理器可采用Anger逻辑 或其他处理方式识别单事件的空间坐标、 时戳以及所检测的伽马射线的估计能量。 0081 同时计数器140可连接预处理器130的输出端， 用于接收预处理器130产生的单事 件数据， 并对与多个单事件有关的单事

36、件数据实施同时计数处理。 示例性地， 同时计数器 140从重复供给的单事件数据中重复确定容纳在与预先设定的时间范围内的两个单事件有 关的事件数据， 时间范围被设定为例如6ns18ns左右。 该成对的单事件被推测为由来于从 同一成对湮灭点产生的成对湮灭伽马射线， 其中成对的单事件概括地被称为符合事件。 连 接检测出该成对湮灭伽马射线的成对的探测器的线被称为响应线(Line Of Response, LOR)， 该LOR数据包含了探测器中晶体条的编号、 能量、 每条LOR的角度、 及其与FOV中心的距 离等信息。 0082 在一个实施例中， 可根据每条LOR的角度、 与FOV中心的距离对其进行编号

37、， 按照编 号构建数组， 数组中的元素为LOR探测到的符合事件总数， 这种存储符合事件的方式为正弦 图模式(Sinogram)。 当然， 符合事件数据也可采用列表模式(list mode)进行存储， 该种模 式下的数据包含了晶体条的编号、 光子能量以及光子飞行时间信息等。 这样， 同时计数器 140针对每一LOR计数符合事件与构成LOR的成对的事件有关的事件数据(以下称为符合事 件数据)。 0083 处理器150与同时计数器140的输出端连接， 可根据符合事件数据重建出图像数 据， 该图像数据表现被检体内的放射性同位素浓度的空间分布。 在一个实施例中， 如图2所 示， 处理器150包括飞行时间

38、处理单元210和第一重建单元220。 飞行时间处理单元210可分 析在符合(响应)事件时戳之间的时间差(飞行时间信息)， 并根据该时间差将符合事件数据 分类为多个箱(bins)， 以沿LOR定位正电子-电子湮灭时间。 可选地， 飞行时间处理单元210 在大约光速乘以辐射检测器的时间分辨率值相对应的距离间隔内定位LOR。 大量正电子-湮 灭事件积累的结果是已定位的PET投影数据的集合。 0084 第一重建单元220可基于符合事件数据/PET投影数据重建受检者体内造影剂的空 间分布， 获取PET图像， 该PET图像对应的PET投影数据不包含飞行时间信息。 在一个实施例 中， 第一重建单元220通过

39、滤波反投影(Filtered Back Projection， FBP)、 最大期望重建 (Expectation Maximization， EM)、 最大化后验重建(Maximum A Posteriori， MAP)等算法 对符合事件数据进行重建获取PET(活度)图像/non-TOF PET图像。 0085 可以理解的， 本申请所述的 “PET图像” 、“non-TOF PET图像” 、“non-TOF图像” 可代 表同一含义， 都表示采用传统意义的PET(不包含飞行时间技术)重建方法重建符合响应事 件数据重现示踪剂在人体内的分布。 说 明 书 6/13 页 9 CN 106491153

40、 A 9 0086 在又一实施例中， 处理器150可包括校正单元230、 第二重建单元240和/或存储单 元250。 校正单元230可获取符合计数采集过程中的散射符合估计。 在一个实施例中， PET图 像包含多个体素， 校正单元可基于PET图像和分类为多个箱中的符合事件数据， 获取用于 TOF-PET成像的初始散射估计； 对初始散射估计进行校正处理， 获取TOF-PET成像的散射估 计； 以及， 基于TOF-PET成像的散射估计对分类为多个箱中的符合事件数据进行散射校正。 0087 需要说明的是， 本申请中， 校正单元230获取符合计数采集过程中的散射符合估 计， 可称之为 “第一次校正” ；

41、 对初始散射估计进行校正处理， 获取TOF-PET成像的散射估计， 可称之为 “第二次校正” 。 可选地， 对初始散射估计进行校正处理， 可采用降噪处理方法、 平 滑处理方法或者其他滤除信号噪声的方法。 0088 在另一实施例中， 校正单元230可获取目标区域的解剖图像， 该解剖图像包含如肝 脏、 肺、 心脏、 脂肪、 肋骨、 脊柱等多个器官或组织的分类信息； 将PET图像配准至解剖图像， 并根据解剖图像的分类信息为PET图像的体素分配相应衰减值/衰减系数， 获取衰减图， 以 及基于衰减图对TOF-PET数据进行衰减校正。 在又一实施例中， 校正单元230可获取受检者 目标区域的随机符合事件数

42、据， 并根据所述随机符合事件数据对所述TOF-PET数据进行随 机校正。 可选地， 解剖图像可采用CT图像， 通过CT图像的CT值可为PET图像的体素分配相应 衰减值/衰减系数。 0089 第二重建单元240可重建经散射校正的分类为多个箱中的符合事件数据， 获取目 标区域的TOF-PET/TOF图像。 在一个实施例中， 第二重建单元240可从校正单元230获取经散 射校正的分类为多个箱中的符合事件数据； 采用解析法对上述数据进行重建。 在另一个实 施例中， 第二重建单元240可采用MLEM重建算法重建经散射校正的分类为多个箱中的符合 事件数据。 在又一个实施例中， 第二重建单元240还可采用基

43、于系统响应函数(Point Spread Function， PSF)和TOF-PET重建结合的方法， 获得图像分辨率高的TOF-PET图像。 0090 可以理解的是， 本申请所述的 “TOF-PET重建” 、“TOF重建” 可代表同一含义， 都表示 根据飞行时间信息将符合事件数据按照不同的权重分配至与时间分辨率相对应的LOR上， 对上述数据进行图像重建来获得示踪剂的分布图像。 类似地，“TOF-PET图像” 、“TOF图像” 可 代表同一含义， 都表示示踪剂在生物体内的分布图像。 0091 存储单元250可设置为用于数据存储的设备， 例如， 软盘驱动器、 光盘、 ROM(只读存 储器)、 R

44、AM(随机存取存储器)、 EPROM(可擦除可编程只读存储器)、 EEPROM(电可擦除可编程 只读存储器)、 CD-ROM驱动器(紧致盘-只读存储器)、 DVD驱动器、 磁光盘， 或者用于从计算机 可读介质读取指令和/或数据的任意其他数字设备。 可选地， 处理器执行的指令和/或处理 后的数据存储在硬盘或云存储器等介质中。 0092 输入/输出设备160可与处理器150的输出端连接， 用于显示处理器产生的PET图像 和/或TOF-PET图像， 且PET图像与TOF-PET图像具有一致性。 示例性地， 输入/输出设备160可 包括鼠标、 键盘、 显示器等人机交互设备。 在一个实施例中， 显示器显

45、示受检者的身高、 体 重、 年龄、 成像部位以及PET成像系统100的工作状态等。 显示器的类型可以是阴极射线管 (CRT)显示器、 液晶显示器(LCD)、 有机发光显示器(OLED)、 等离子显示器等中的一种或几种 的组合。 0093 如图3所示， 为本申请一实施例的校正单元230结构示意图。 校正单元230可包括初 始散射估计获取子单元310、 高频成分滤除子单元320、 拟合参数获取子单元330以及TOF- 说 明 书 7/13 页 10 CN 106491153 A 10 PET成像散射估计获取子单元340。 0094 初始散射估计获取子单元310可从第一重建单元220获取PET图像，

46、 从同时计数器 140获取TOF-PET数据， 并基于PET图像和TOF-PET数据获取用于TOF-PET成像的初始散射估 计。 高频成分滤除子单元320， 可从初始散射估计获取子单元310获取TOF-PET成像的初始散 射估计， 并对初始散射估计进行校正处理。 拟合参数获取子单元330可利用基于飞行时间的 单次校正方法获取TOF-PET散射的基准； 并根据TOF-PET散射的基准对所述初始散射估计进 行拟合， 获取拟合参数。 TOF-PET成像散射估计获取子单元340可从拟合参数获取子单元330 获取拟合参数， 并基于该拟合参数和TOF-PET散射的基准获取TOF-PET成像的散射估计。 拟

47、 合参数获取子单元330还可执行如下操作： 利用与PET图像互洽的TOF散射估计对初始散射 估计进行(二次)拟合， 获取拟合参数。 可以理解的， 确定与PET图像互洽的TOF散射估计， 可 称之为 “一次拟合” 过程， 而利用与PET图像互洽的TOF散射估计对初始散射估计进行拟合， 可称之为 “二次拟合” 过程。 0095 需要说明的是， 本申请中， 初始散射估计获取子单元310获取符合计数采集过程中 的散射符合估计， 可称之为对散射事件/数据的 “第一次校正” ； 高频成分滤除子单元320对 初始散射估计进行校正处理， 获取TOF-PET成像的散射估计， 可称之为对散射事件/数据的 “第二次

48、校正” 。 可选地， 对初始散射估计进行校正处理， 可采用降噪处理方法、 平滑处理方 法或者其他滤除信号噪声的方法。 0096 如图4所示， 为本申请实施例的PET成像方法， 用于TOF-PET成像， 包括如下步骤： 0097 步骤401.在对受检者执行PET扫描期间， 获取受检者目标区域的TOF-PET数据,该 TOF-PET数据包括符合事件数据和TOF信息， 其中， 符合事件数据和/或TOF信息可以正弦图 模式存储。 可选地， 符合事件数据可包括真符合数据， 而不包含散射符合事件数据和/或随 机符合事件数据。 0098 在本申请一些实施例中， 采用如图1所示的PET成像系统100扫描过程中

49、， 预先注入 受检者体内的含有的正电子放射性核素在衰变时会发射正电子， 而原子核中的质子衰变为 中子并释放正电子和中微子， 正电子的质量与电子相等， 电量与电子的电量相同， 而符号相 反。 正电子在湮灭前在人体组织内行进1-3mm， 同时产生互成180 的511keV的伽马光子。 两 条相对指向的伽马光子射线几乎同时撞击探测器环121内、 处于同一直线上的探测器， 并产 生电信号/符合触发信号。 电信号经预处理器130可转化成单事件数据， 同时计数器140接收 预处理器130发送的单事件数据， 并确定是否在预定时间窗口内的两个事件为同一湮灭事 件。 如果是同一湮灭事件， 则同时计数器140启动响应线(LOR)处理器以确定湮灭事件沿其 出现的响应线， 与符合响应线对应的符合事件数据也可称之为PET投影数据。 0099 如