CN101536913A - 校正多模态成像数据的方法和装置 - Google Patents

Abstract

一种用于校正正电子发射断层摄影(PET)数据的方法(100)包括：将由CT成像系统(10)生成的管电流调节(110)至第二管电流值，该第二管电流值小于用于生成诊断质量CT图像的第一管电流值；以及利用设定为第二管电流值的CT成像系统对患者成像。该方法还包括：从CT成像系统生成(102)多个计算断层摄影(CT)投影数据；以及预处理(104)CT投影数据以生成经预处理的CT投影数据。该方法还包括：对经预处理的CT投影数据滤波(106)以减少电子噪声，从而生成经滤波的CT投影数据；以及对经滤波的CT投影数据执行(108)负对数运算以生成经校正的PET数据。

Description

校正多模态成像数据的方法和装置

技术领域

一般来说，本发明涉及能够在多种模态中操作的成像系统，更具体地说，涉及用于校正多模态成像数据的装置和方法。

背景技术

多模态成像系统能够利用不同的模态进行扫描，这些模态例如但不限于正电子发射断层摄影(PET)、单光子发射计算断层摄影(SPECT)和计算断层摄影(CT)。常规的PET/CT成像系统获得CT诊断质量图像来提供解剖学信息以帮助医生定位在对患者进行PET成像期间所用的示踪剂摄入。在一些情况下，分别读取CT诊断图像。重建的CT值(CT number)的精确度对于确保器官中的示踪剂摄入的充分表示很重要。在正常的扫描条件下，CT成像系统可以容易地满足此约束，因为CT重建算法所需的CT值一致性要求的公差很紧。

在诸如集成PET/CT系统的多模态系统中，PET和CT图像应当固有地彼此记录。当将PET和CT成像系统的探测器以物理方法安装到公共架体时，会产生固有记录。常规的集成PET/CT系统或SPECT/CT系统利用由CT成像系统生成的数据来为PET或SPECT扫描数据生成衰减校正信息。具体来说，从在CT扫描期间生成的CT数据导出多个发射衰减校正因子。术语CTAC用于表示从CT图像导出的发射衰减系数图。CT诊断图像的图像质量远远超过生成CTAC所需的分辨率。

另外，患者运动导致的成像伪影对于PET衰减校正来说成为越来越重要的问题。例如，由于CT图像通常是在短时期内获得的，所以由CT图像生成的衰减图表示在没有呼吸运动的全呼气期间患者的衰减特性。相比之下，PET图像通常是在相对较长的时期内获得，由于获取时间较长，所以在此期间允许患者自由呼吸。这两种数据获取模式之间的不匹配会导致在经衰减校正的PET图像中出现图像伪影。

一种已知的减少成像伪影的方法是将多个呼吸期的CT图像(或最大强度CT图像)平均，以模仿在多个呼吸周期上采集到的PET获取的效果。另一种已知的减少成像伪影的方法是利用呼吸门控CT获取来生成与呼吸门控PET获取的呼吸特性更佳匹配的衰减校正图。典型的协议需要利用呼吸运动监视设备来摄影CT获取6-8秒。然后，重建多个呼吸期的CT图像以便与呼吸门控PET获取中的对应呼吸期匹配。

尽管每种已知方法都可有效地减少患者运动导致的图像伪影，但是由于摄影CT扫描需要在一定的延长时期内多次连续暴露至x-射线，所以每种已知方法也会使递送给患者的X-射线辐射剂量增加。因为诊断CT图像的分辨率远远超过生成CTAC所需的分辨率，所以一种减少X-射线辐射剂量的方法是减小X-射线管电流，即，减小CT图像分辨率。然而，X-射线管电流的减小会因为负投影值而在CT数据获取系统中出现电子噪声。

例如，当将X-射线管电流设定为足以生成CT诊断图像的电平时，电子噪声只是由x-射线光子统计引起的波动的一小部分，并且因此不会显著影响最终的投影读数。但是，当减小X-射线管电流、从而减小x-射线通量时，电子噪声变成是总噪声的很大一部分。因此，当减小X-射线管电流以减少患者剂量时，会使图像阴影显著增加，并且CT值不精确度变得更加明显。另外，将X-射线管电流减小至低于用于生成诊断CT图像的电平最终会产生PET衰减校正不可接受的CT图像。

发明内容

在一个实施例中，提供一种校正多模态成像数据的方法。该方法包括：将由CT成像系统生成的管电流调节至小于用于生成诊断质量CT图像的第一管电流值的第二管电流值；以及利用设定在第二管电流值的CT成像系统来对患者成像。该方法还包括：生成多个计算断层摄影(CT)投影数据；以及预处理CT投影数据以生成经预处理的CT投影数据。该方法还包括：利用均值保留滤波器来对经预处理的CT投影数据滤波，以减少电子噪声，从而生成经滤波的CT投影数据；以及对经滤波的CT投影数据执行负对数运算(minus-logarithmicoperation)以生成经校正的多模态成像数据。该方法还包括生成CT图像，使用该CT图像来生成用于校正PET数据的衰减校正因子。

在另一个实施例中，提供一种多模态成像系统，该系统包括第一模态单元、第二模态单元以及在操作上耦合到第一和第二模态单元的计算机。该计算机编程为生成多个计算断层摄影(CT)投影数据，并预处理这些CT投影数据以生成经预处理的CT投影数据。该计算机还编程为对经预处理的CT投影数据滤波以减少电子噪声，并对经滤波的CT投影数据执行负对数运算和其它校准步骤以生成经校正的多模态成像数据。

在又一个实施例中，提供一种用编程为指示计算机的程序编码的计算机可读介质。该计算机可读介质编程为生成多个计算断层摄影(CT)投影数据，并预处理这些CT投影数据以生成经预处理的CT投影数据。该计算机可读介质还编程为对经预处理的CT投影数据滤波以减少电子噪声从而生成经滤波的CT投影数据，并对经滤波的CT投影数据执行负对数运算和其它校准步骤以生成经校正的多模态成像数据。

附图说明

图1是根据本发明一个实施例的示范性多模态成像系统的示图。

图2是根据本发明一个实施例、图1中所示的系统的示意框图。

图3A和3B是示出用于校正正电子发射断层摄影(PET)数据的示范性方法的流程图。

图4是根据本发明一个实施例、对应于单个投影视图的单个探测器行的一组CT投影值的图形表示。

具体实施方式

图1是根据本发明一个实施例的示范性多模态成像系统10的示图。图2是根据本发明一个实施例、图1中所示的多模态成像系统10的示意框图。尽管在包括CT成像系统和PET成像系统的示范性双模态成像系统的上下文中描述本发明的实施例，但应了解，预期可以使用能够执行本文描述的功能的其它成像系统。

本文提供一种用于校正多模态成像数据的系统和方法。将参照附图说明这些装置和方法，在所有图中，类似的数字表示相同的元件。这些图用于说明而不是限制，并且包含在此以便于说明。

如上所述，至少一种已知的多模态系统利用CT诊断质量图像，这既是出于诊断的目的，同时也是为了生成从CT数据导出的多个衰减校正因子。在诸如集成PET/CT系统的这样的多模态系统中，存在系统获取的PET和CT图像的固有记录。因为在获取的PET和CT部分期间患者静躺在同一个工作台上，所以在这两次获取期间，患者将位于始终如一的位置和方位，这大大简化了将CT和PET图像相互关联和融合的过程。这允许使用CT图像来为PET图像的重建提供衰减校正信息，并允许图像解读者容易地将CT图像中呈现的解剖学信息和PET图像中呈现的功能信息相互关联。但是，希望利用比用于生成CT诊断质量图像的X-射线管电流小的X-射线管电流、或利用比用于生成诊断质量图像的x-射线管电压低的x-射线管电压来为PET图像的重建提供衰减信息。还希望减少和/或消除在减小x-射线管电流时在CT图像中出现的成像伪影。

参照图1和图2，示出多模态成像系统10，该系统10包括第一模态单元11和第二模态单元12。这两个模态单元11和12使得系统10能够在第一模态利用第一模态单元11扫描对象或患者22，并能够在第二模态利用第二模态单元12扫描对象。系统10允许在不同的模态进行多次扫描，以利于使诊断能力比单模态系统增加。在一个实施例中，多模态成像系统10是正电子发射断层摄影/计算断层摄影(PET/CT)成像系统10。可选地，系统10采用CT和PET以外的模态。第一模态单元11(即，CT成像系统)包括具有x-射线源15的机架13，该x-射线源15向位于机架13的对面上的探测器阵列18投射x-射线束16。探测器阵列18由多个探测器行形成，每个探测器行包括共同感测穿过诸如医疗患者22的对象的投射x-射线的多个探测器元件20。每个探测器元件20产生表示入射X-射线束的强度的电信号，并且因此允许在X-射线束穿过对象或患者22时估计X-射线束的衰减。在进行扫描以获取x-射线投影数据过程中，机架(gantry)13以及安装在它上面的组件围绕旋转中心24旋转。图2只示出单行探测器元件20(即，一个探测器行)。但是，多切片探测器阵列18包括由探测器元件20组成的多个平行的探测器行，以使得可以在扫描期间同时获得对应于多个切片的投影数据。

机架13的旋转和x-射线源15的操作由PET/CT系统10的控制机构26控制。控制机构26包括用于向x-射线源15提供功率和定时信号的x-射线控制器28以及用于控制机架13的旋转速度和位置的机架电动机控制器30。控制机构26中的数据获取系统(DAS)32对来自探测器元件20的模拟数据采样，并将该数据转换为数字信号以用于随后处理。图像重建器34从DAS 32接收采样且数字化的x-射线数据，并执行高速图像重建。用重建的图像作为计算机36的输入，计算机36将图像存储在存储设备38中。计算机36还经由具有键盘的控制台40从操作人员接收命令和扫描参数。关联的可视显示单元42允许操作人员观察来自计算机的重建图像和其它数据。

计算机36利用操作人员提供的命令和参数向DAS 32、x-射线控制器28和机架电动机控制器30提供控制信号和信息。此外，计算机36还操作工作台电动机控制器44，该控制器44控制电动工作台46以将患者22定位在机架13中。具体来说，工作台46将患者22的至少一部分移动穿过机架开口48。

在一个实施例中，计算机36包括设备50，例如软盘驱动器、CD-ROM驱动器、DVD驱动器、磁光盘(MOD)设备或包括用于从计算机可读介质52读取指令和/或数据的诸如以太网设备的网络连接设备在内的任何其它数字设备，计算机可读介质52如软盘、CD-ROM、DVD或诸如网络或因特网的其它数字源、以及将要开发的数字部件。在另一个实施例中，计算机36执行存储在固件(未示出)中的指令。计算机36编程为执行本文描述的功能，如本文所用，术语“计算机”不只限于那些在本领域中称为计算机的集成电路，而是广义地指计算机、处理器、微控制器、微计算机、可编程逻辑控制器、专用集成电路和其它可编程电路，这些术语在本文中可互换使用。

PET/CT系统10还包括第二成像模态12，即，PET成像模态。PET成像模态12包括PET发射探测器60，该探测器60包括多个探测器元件(未示出)。PET发射探测器60和CT探测器阵列18都探测辐射，并且在本文都称为辐射探测器。在一个实施例中，PET/CT系统10是可从Waukesha Wis.，的General Electric Medical Systems购得的Discovery LS PET/CT系统，并且如本文所述那样配置。在另一个实施例中，多模态成像系统10是同样可从Waukesha Wis.，的GE Healthcare购得的Hawkeye PET/SPECT/CT系统，并且如本文所述那样配置。另外，尽管是在医疗背景中进行描述，但可预期，本文描述的发明还可使所有多模态成像系统受益。

在示范性实施例中，x-射线源15和探测器阵列18与机架13一起在成像平面内围绕待成像的患者24旋转，从而使x-射线束16与患者24相交的角度不断改变。在一个机架角度来自探测器阵列18的一组x-射线衰减测量值(即，投影数据)称为一个“视图(view)”。对患者24的“扫描”包括在x-射线源15和探测器18一次旋转的过程中在不同的机架角度或视角所取的一组视图。

在CT扫描中，处理投影数据以构建对应于对患者24所取的二维切片的图像。一种从一组投影数据重建图像的方法在本领域中称为滤波反投影技术。这种过程将整体衰减测量值转换为表示在每个像素中患者的衰减的图像。通常将衰减测量值转换为CT值单位或霍斯菲耳德单位(Hounsfield unit)。

为了减少总的扫描时间，可以执行“螺旋”扫描。为了执行“螺旋”扫描，移动患者24，同时获取规定数量的切片的数据。该系统从扇形波束螺旋扫描生成单个螺旋。由扇形波束绘出的螺旋产生投影数据，从这些投影数据，可重建每个规定切片中的图像。利用多切片(multi-slice)探测器获得多个螺旋。

螺旋扫描的重建算法通常利用螺旋加权算法，该算法按照视角和探测器通道索引的函数对所采集的数据加权。具体来说，在滤波反投影过程之前，根据作为机架角度和探测器角度的函数的螺旋加权因子对数据加权。然后，处理加权数据以生成CT值并构建对应于对患者24所取的二维切片的图像。在多切片PET/CT系统10的操作过程中，利用多个探测器行同时获取多个投影。与螺旋扫描的情形类似，在滤波反投影过程之前，对投影数据应用加权函数。

在PET成像系统19的操作过程中，利用回旋加速器或其它设备制备的放射性核素发射出正电子，即带正电的电子或阳电子。诊断成像中最常采用的放射性核素有氟-18(18F)、铷-82(82Rb)、碳-11(11C)、氮-13(13N)和氧-15(15O)。通过将放射性核素结合到诸如葡萄糖或二氧化碳的物质中而采用放射性核素作为称为“放射性药物”的放射性示踪剂。

在通常使用中，将放射性药物注射到诸如患者24的患者中，该药物在将要成像的器官、血管等中聚积。已知，特定的放射性药物会集中在某些器官中，或者在血管的情况下，该放射性药物不会被血管壁吸收。集中过程通常包括诸如葡萄糖代谢、脂肪酸代谢和蛋白质合成的过程。

在放射性药物集中在所关心的器官中之后，在放射性核素蜕变的同时，放射性核素发射正电子。正电子在经历很短的距离之后便遇到电子，并且当正电子遇到电子时，正电子会湮没并转换为两个光子。这种湮没事件可通过与成像、尤其是利用正电子发射断层摄影(PET)的医疗成像有关的两个特征来表征。第一，在湮没时，每个湮没光子的能量约为511keV。第二，这两个湮没光子沿基本上相反的方向定向。

在PET成像中，如果可以在三个维度识别湮没的大概位置，则可重建所关心的器官的三维图像用于观察。为了探测湮没位置，采用PET相机，如发射探测器60(如图2所示)。示范性PET相机包括多个探测器和一个处理器，还包括重合(coincidence)探测电路。

重合电路(未示出)识别实质上同时的脉冲对，这些脉冲对对应于实质上位于成像区域的相对侧上的探测器。因此，同时脉冲对指示，在一对关联的探测器之间的直线上发生了湮没事件。在几分钟的获取时期内，记录数百万次湮没，并且经由例如PET DAS 32将每次湮没与特定探测器对相关联。在获取时期之后，可经由几种不同的熟知的反投影过程中的任一种过程利用所记录的湮没数据来构建所关心的器官的三维图像。

如本文所用，除非明确叙述，否则应当将用单数叙述并用词语“一”或“一个”冠以前缀的元件或步骤理解为不排除复数个所述元件或步骤。此外，提到本发明的“一个实施例”时不是要解释为排除也包括所记载的特征的额外实施例的存在。

同样如本文所用，短语“重建图像”不是要排除其中生成表示图像的数据而不生成可视图像的本发明的实施例。因此，如本文所用，术语“图像”广义地指可视图像和表示可视图像的数据。但是，许多实施例生成(或配置成用于生成)至少一个可视图像。

如本文之前描述，PET/CT系统10配置成利用通过操作系统10的CT模态生成的数据来生成衰减校正因子，在操作系统10的PET模态的过程中可利用这些衰减校正因子。具体来说，从在CT扫描期间生成的CT数据导出发射衰减校正因子(CTAC)，其中CT系统配置成以产生最佳CT图像质量的间距和技术生成CT数据，并利用相同的CT投影数据来生成经衰减校正的PET图像。

在操作PET/CT成像系统10的过程中，对患者24进行扫描以生成102多个CT图像。如本文所论述，术语“图像”广义地指可视图像和表示可视图像的数据。然后，利用所生成的图像生成CT衰减校正因子。

图3是示出用于校正多模态成像数据的示范性方法100的流程图。在示范性实施例中，多模态成像数据可以是例如PET或SPECT成像数据。在示范性实施例中，方法100包括：生成102多个计算断层摄影(CT)投影数据；以及预处理104CT投影数据以生成经预处理的CT投影数据。方法100还包括：对经预处理的CT投影数据滤波106以减少电子噪声，从而生成经滤波的CT投影数据；以及对经滤波的CT投影数据执行108负对数运算以生成经校正的PET数据。

为了生成CT诊断质量图像，方法100包括将CT成像系统所用的管电流调节110至第二管电流以生成衰减校正图，其中第二管电流小于第一管电流。更具体地说，CT成像系统11配置成当将管电流电平设定为第一管电流时生成CT质量诊断图像，在示范性实施例中，第一管电流介于约200mA-400mA之间。但是，如上所述，CT诊断质量图像的分辨率远远超过创建CTAC所需的分辨率。因此，方法100包括将管电流的电平调节110或减小110为本文称为衰减校正图(CTAC)值或第二管电流值的值，以生成衰减校正图，其中第二管电流小于第一管电流值。

CTAC值小于用于生成诊断质量CT图像的管电流设定值。例如，第二管电流值或衰减校正图(CTAC)值小于20mA。在示范性实施例中，衰减校正图(CTAC)值介于约10mA和约20mA之间。将管电流设定为衰减校正图(CTAC)值利于减少患者22在扫描期间接收的总的x-射线剂量，还利于减小CT图像分辨率，这将在下文论述。方法100还包括在将管电流设定为衰减校正图(CTAC)值的情况下生成102多个计算断层摄影(CT)投影数据。

方法100还包括预处理104CT投影数据以生成经预处理的CT投影数据。在示范性实施例中，预处理104CT投影数据包括对CT投影数据应用112探测器增益校准、参考通道归一化和/或其它校正。可选地，预处理104CT投影数据还可包括应用散射校正或利用各种其它技术来预处理CT投影数据。

如上所述，减小管电流值或电压值会导致负信号。例如，图4是对应于人体模型的单个投影视图的单个探测器行的一组CT投影值的图形表示。如图4所示，当将x-射线管电流设定为衰减校正图(CTAC)值时，大量通道下降到零以下。这些负值导致重建的图像中出现大量阴影和条纹。

这些负值是因为在CT DAS系统32中存在电子噪声而引起的。如上文所论述，当将管电流设定为生成诊断质量图像时，即，将管电流设定为相对较高的管电流时，相对较高的管电流导致出现相对较高的x-射线通量情形。因为电子噪声只是由x-射线光子统计引起的波动的一小部分，所以电子噪声不会显著影响最终的投影读数。但是，当将管电流设定为比用于产生诊断或解剖定位可接受的CT图像的值低的值时，x-射线通量会减小，并且电子噪声变成是总噪声中的很大一部分，从而导致产生如图4所示的负值。为了减少电子噪声的影响，方法100还包括对经预处理的CT投影数据滤波106以减少电子噪声，从而生成经滤波的CT投影数据。

为了去除在诊断质量图像中产生条纹的负值而进行的滤波可通过用附近的探测器通道的预处理投影数据的平均值取代负值来实现。取代负值会使均值或平均值发生改变而变成更加正的值，并且所得数据将显示出更小的衰减。对于在较低管电流执行的扫描，这种变化会使CT值向更小的值偏移，并且会使生成的CTAC值对PET数据校正不足。为了生成精确的CTAC数据，用于去除负值的滤波或其它处理保留均值。

在示范性实施例中，对经预处理的CT投影数据滤波106以减少电子噪声包括：利用低通滤波器对经预处理的CT投影数据滤波106，然后对CT投影数据执行负对数运算。下式表示可用于对经预处理的投影数据滤波的示范性低通滤波器。

$p^{\′}(\mathrm{\γ},\mathrm{\β},z)=-\log (p(\mathrm{\γ},\mathrm{\β},z)\⊗f(\mathrm{\γ},\mathrm{\β},z))$ 式1

其中γ、β和z分别表示探测器通道、视图和行索引，f(γ，β，z)是低通滤波器，而

是卷积算子。

在示范性实施例中，可在负对数运算之前以及在进行探测器增益校准之后，在许多不同位置执行滤波步骤106。具体来说，在没有进行探测器增益校准的情况下，在投影信号中存在探测器通道-通道增益变化，并且低通滤波操作会在滤波信号中混合这些变化，从而在最终图像中产生环状伪影。一旦应用合适的校准来校正每个维度中的不均匀性，便可执行该维度的平滑处理。视图-视图平滑处理可在探测器增益校准之前或之后执行，而通道-通道平滑处理应当在空气校准之后执行。对每个维度独立执行平滑处理可便于访问合适的数据。

在使用中，利用低通滤波器对经预处理的投影数据滤波106减小了空间分辨率。但是，方法100利用CT图像和PET图像的空间分辨率之间的不匹配。如上所述，CT的空间分辨率远高于PET，并且远远超过衰减图的所需分辨率。因此，对经预处理的CT投影数据执行106滤波操作不会影响最终的衰减图的精确度。更确切地说，利用重建核(kernel)和后处理技术特意减小了CT图像的空间分辨率。

在一个实施例中，对CT投影数据滤波106以减少电子噪声还包括利用三维矩形波串(boxcar)滤波器对CT投影数据滤波120。利用低通滤波操作、矩形波串平滑处理，可将式(1)减小为如下：

$p^{\′}(\mathrm{\γ},\mathrm{\β},z)=-\log \left(\frac{1}{(2N+1)(2M+1)(2L+1)}\underset{\mathrm{\Δ\γ}=-N}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}\underset{\mathrm{\Δ\β}=-M}{\overset{M}{\mathrm{\Σ}}}\underset{\mathrm{\Δz}=-L}{\overset{L}{\mathrm{\Σ}}}p(\mathrm{\γ}+\mathrm{\Δ\γ},\mathrm{\β}+\mathrm{\Δ\β},z+\mathrm{\Δz}\right)$ 式2

其中γ、β和z分别表示探测器通道、视图和行索引，p’(γ，β，z)是在视图、行和通道维度执行平均或滤波的三维低通矩形波串滤波器，而N、M和L是矩形波串滤波器参数。这些参数可基于扫描技术和扫描对象预先确定，或者可以基于投影中存在的负值的量而动态地确定。

可选地，对CT投影数据滤波106包括利用诸如分别在视图、行和通道维度独立执行5×5×5、或5×3×5、或3×1×3平均或滤波的三维低通矩形波串滤波器的较宽的核来对投影滤波120。例如，示范性滤波器可以是视图方向上的3×1滤波器、行方向上的5×1滤波器和通道方向上的3×3滤波器。在示范性实施例中，对CT投影数据滤波120包括利用任何大小的低通滤波器、例如具有加权平均值的核系数、和/或任何其它期望的低通滤波器，并且在每个维度可以具有不同的核。在示范性实施例中，如果在所得信号中仍然观察到负值，则对滤波后的数据应用另外的均值保留滤波器。

在另一个实施例中，对CT投影数据滤波106包括利用CT扫描仪上可用的不同的数据获取模式对CT投影数据滤波122，以便执行如同方法120中所执行的那样的等效操作。在示范性实施例中，滤波122包括：在更厚的探测器行上获取CT投影数据；以及将多个输入通道上的电子噪声平均。例如，可将16×1.25mm探测器配置成16×1.25mm探测器、8×2.5mm探测器或4×3.75mm探测器。在该实施例中，滤波122包括利用8×2.5或4×3.75mm探测器配置来获取CT投影数据。因为在预处理步骤104之前、并且因此在执行108负对数运算之前会在前端处理器中对模拟探测器信号求和，所以在数据获取完成之后，无需独立处理便可实现按行滤波。在示范性实施例中，利用4×3.75探测器配置生成的模拟信号大约是利用16×1.25探测器配置生成的模拟信号的三倍大，这近似等效于如上所述在行维度中利用长度为3的核进行平均。此外，利用16×1.25mm探测器配置获取数据时利用探测器阵列18的全部20mm，而利用4×3.75mm探测器配置获取数据时只利用探测器阵列18的15mm。可选地，CT投影数据可利用8×2.5mm探测器配置获取。8×2.5mm探测器配置利用探测器阵列18的全部20mm，这近似等效于如上所述在行维度中利用长度为2的核进行平均，从而产生大约是16×1.25mm探测器阵列配置的模拟信号的两倍大的模拟信号。

利用不同于利用探测器阵列18的全部20mm的16×1.25mm探测器配置的探测器配置提供了更有效的对CT投影数据滤波的方法。例如，通过不同的处理器处理来自不同探测器行的投影样本，在这些处理器之间几乎没有通信通路。因此，对探测器行、探测器通道或投影视图执行平均或低通滤波更耗时。但是，利用4×3.75mm探测器配置或如上所述的其它可选的探测器配置允许成像系统利用在相同视图和行中获取的数据来处理CT投影数据，从而增加了对探测器通道执行平均或低通滤波的效率。在另一个实施例中，探测器通道横跨探测器弧成套排列(gang)以产生具有较粗空间分辨率的投影。例如，两个相邻通道以电子方式组合，以便实现444通道×64行数据采集而不是标称的888通道×64行。该方法还可与探测器行配置组合以便使每个视图产生444通道×16行数据样本。当然，其它探测器配置组合也是可以的。

在另一个实施例中，对CT投影数据滤波106包括利用视图压缩技术来对CT投影数据滤波124。在示范性实施例中，视图压缩是这样一种模式，其中机架以比正常获取时的速度慢的速度旋转以便在每次旋转产生数量为正常获取时的整数倍的视图。在预处理步骤104期间，在应用负对数之前，将这些视图平均，以减小重建中的噪声。在示范性实施例中，为了实现PET衰减校正的低剂量CT，利用相同的机架速度来获取CT投影视图(即，视图数量与用于生成CT诊断质量图像时的视图数量相同)。另外，在应用负对数之前，利用视图压缩技术来减少视图数量，然后将信号的电子噪声分量平均。在使用中，视图压缩技术对CT投影数据应用视图压缩因子。在示范性实施例中，视图压缩因子是3∶1，从而实现了与如上所述利用长度为3的核对视图执行滤波的效果等效的效果。因此，方法100利于在利用低剂量x-射线扫描患者时生成精确的CT霍斯菲耳德单位值。在本发明的另一个实施例中，DAS(数据获取系统)采样速率发生改变，以使得它比诊断CT数据采集采样速率慢。例如，对于一秒的机架旋转速度，DAS采样速率减小至500Hz而不是1000Hz，从而使每个样本的x-射线光子的数量增加。

在对经预处理的CT投影数据进行滤波以减少电子噪声之后，方法100还包括对经滤波的CT投影数据执行108负对数运算。在示范性实施例中，负对数步骤包括诸如取投影值的绝对值的额外处理以消除任何负探测器信号。或者，可以应用均值保留滤波器，以便使对数运算之后的平均信号基本不变。均值保留滤波器将赋予负样本值一个预定值，同时改变其相邻样本的值以便使均值基本保持相同。或者，可以用动态计算的值而不是预定值来取代负值，并且相应地修改相邻的通道值。然后，将经过处理的投影数据馈送给其它预处理和重建步骤以获得重建图像。

本文描述的方法和装置便于生成可用于从PET图像去除衰减和散射的影响的衰减校正数据。具体来说，本文描述的方法和装置便于减少患者运动导致的图像伪影，同时还便于减少递送给患者的X-射线剂量。为了克服一般与低剂量辐射成像关联的阴影和其它成像问题，该方法还包括在执行负对数运算之前对CT投影数据滤波(filter)，以减少由于CT数据获取系统的电子噪声而引起的负投影值。

尽管上文就各个具体实施例描述了本发明，但本领域的技术人员将意识到，在权利要求的精神和范围内，实现本发明时可做出修改。

上文详细描述了多模态(multi-modality)成像系统的示范性实施例。所示的多模态成像系统的组件不限于本文描述的具体实施例，而是可以与本文描述的其它组件分开地独立利用每个多模态成像系统的组件。例如，还可结合其它成像系统使用上文描述的多模态成像系统组件。

如本文所用，术语“计算机”可包括任何基于处理器或基于微处理器的系统，包括利用微控制器、精简指令集计算机(RISC)、专用集成电路(ASIC)、逻辑电路和任何其它能够执行本文描述的功能的电路或处理器的系统。以上实例只是示范性的，因此无论如何不是要限制术语“计算机”的定义和/或含义。

计算机或处理器执行存储在一个或多个存储元件中的一组指令，以便处理输入数据。存储元件也可根据期望或需要存储数据或其它信息。存储元件可以是处理机器内的信息源或物理存储器元件的形式。

这组指令可包括指示作为处理机器的计算机或处理器执行诸如本发明的各个实施例的方法和过程的特定操作的各种命令。这组指令可以采用软件程序的形式。软件可以采用各种形式，例如系统软件或应用软件。此外，软件也可以采用独立程序的集合、大型程序内的程序模块、或程序模块的一部分的形式。软件还可包括采用面向对象编程形式的模块编程。处理机器对输入数据的处理可以响应用户命令、或响应先前处理的结果、或响应另一处理机器所做的请求而进行。

如本文所用，术语“软件”和“固件”可以互换，并且包括存储在存储器中以供计算机执行的任何计算机程序，存储器包括RAM存储器、ROM存储器、EPROM存储器、EEPROM存储器和非易失性RAM(NVRAM)存储器。以上的存储器类似只是示范性的，并且因此关于可用于存储计算机程序的存储器类型不受限制。

应了解，以上描述只是用于说明而不是限制。例如，上述实施例(和/或其方面)可彼此组合使用。另外，在不背离本发明的范围的情况下，可以做出许多修改以便使特定情形或材料适合本发明的教导。尽管本文描述的材料的尺寸和类型要定义本发明的参数，但它们决不是限制性的，而只是示范性实施例。在阅读以上描述之后，本领域的技术人员将明白许多其它实施例。因此，应当参照随附权利要求以及赋予这些权利要求的等效物的全部范围来确定本发明的范围。在随附权利要求中，术语“包括(including)”和“其中(in which)”用作相应术语“包含”和“其中(wherein)”的通俗等效词。此外，在随附权利要求中，术语“第一”、“第二”和“第三”等只是用作标记，而不是要对它们的对象施加数字要求。另外，随附权利要求的限定没有用部件加功能格式书写，除非这些权利要求限定明确地使用短语“用于...部件(means for)”加功能陈述而没有进一步结构，否则不是要根据35U.S.C.§112第六段对其进行解释。

Claims (10)

1.一种多模态成像系统(10)，包括第一模态单元(11)、第二模态单元(12)以及在操作上耦合到所述第一和第二模态单元的计算机(36)，其中所述计算机编程为：

从计算断层摄影(CT)成像系统生成(102)多个CT投影数据；

预处理(104)所述CT投影数据以生成经预处理的CT投影数据；

对所述经预处理的CT投影数据滤波(106)以减少电子噪声，从而生成经滤波的CT投影数据；以及

对所述经滤波的CT投影数据执行(108)负对数运算以生成经校正的多模态成像数据。

2.如权利要求1所述的多模态成像系统(10)，其特征在于，所述计算机(36)还编程为对所述经滤波的CT投影数据执行负对数运算以生成经校正的PET数据和经校正的SPECT数据的至少其中之一。

3.如权利要求1所述的多模态成像系统(10)，其特征在于，所述CT成像系统(11)利用第一管电流生成诊断质量CT图像，所述计算机(36)还编程为：

将所述CT成像系统所用的管电流调节(110)至第二管电流以生成衰减校正图，所述第二管电流小于所述第一管电流；以及

利用设定在所述第二管电流的所述CT成像系统对所述患者成像。

4.如权利要求1所述的多模态成像系统(10)，其特征在于，所述计算机(36)还编程为在通道、行和视图方向独立地应用平均算子滤波器以对所述经预处理的CT投影数据滤波。

5.如权利要求1所述的多模态成像系统(10)，其特征在于，所述计算机(36)还编程为利用低通矩形波串滤波器来对所述经预处理的CT投影数据滤波。

6.如权利要求1所述的多模态成像系统(10)，其特征在于，所述计算机(36)还编程为利用三维低通矩形波串滤波器来对所述经预处理的CT投影数据滤波。

7.如权利要求1所述的多模态成像系统(10)，其特征在于，所述计算机(36)还编程为利用4×3.75毫米探测器配置来获取所述CT投影数据。

8.如权利要求1所述的多模态成像系统(10)，其特征在于，所述计算机(36)还编程为对所述CT投影数据应用3:1视图压缩因子。

9.一种用于校正多模态成像数据的方法(100)，所述方法包括：

从计算断层摄影(CT)成像系统生成(102)多个CT投影数据；

预处理(104)所述CT投影数据以生成经预处理的CT投影数据；

对所述经预处理的CT投影数据滤波(106)以减少电子噪声，从而生成经滤波的CT投影数据；以及

对所述经滤波的CT投影数据执行(108)负对数运算以生成经校正的多模态成像数据。

10.如权利要求9所述的方法(100)，还包括对所述经滤波的CT投影数据执行(108)负对数运算以生成经校正的PET数据和经校正的SPECT数据的至少其中之一。

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