CN102483852B - 利用基于飞行时间信息逐个事件生成的图像内容的飞行时间正电子发射断层摄影重建 - Google Patents

Abstract

一种处理从受检者采集的正电子发射断层摄影(PET)成像数据集(30)的方法包括基于所述PET成像数据集的每个正电子?电子湮灭事件的飞行时间(TOF)定位独立定位所述正电子?电子湮灭事件以形成生成图像(34)。可以显示生成图像。将生成图像适当地用作PET成像数据集(30)迭代重建(40)的初始图像依据以产生重建图像(42)。基于所述生成图像(34)在所述PET成像数据集(30)中适当勾勒所述受检者图像的空间轮廓(56)。部分基于所述空间轮廓(56)适当构造用于PET图像重建(40)中的受检者衰减图(62)。

Description

利用基于飞行时间信息逐个事件生成的图像内容的飞行时间正电子发射断 层摄影重建

说明书

下文涉及成像领域、正电子发射断层摄影(PET)成像领域、飞行时间(TOF)PET成像领域、医疗成像领域和相关领域。

正电子发射断层摄影(PET)成像需要为受检者服用包括发射正电子的放射性同位素的放射性药物，并探测正电子-电子湮灭事件产生的511keV伽马射线。动量和能量守恒导致每次正电子-电子湮灭事件发射两束反向的511keV伽马射线，因此，两个基本同时的511keV伽马射线探测事件对应于单次探测的正电子-电子湮灭事件。在没有散射的情况下，所探测的正电子-电子湮灭事件位于连接两个511keV伽马射线探测事件的直线上的某处。

PET成像数据集包括一组这样的所探测的电子-正电子湮灭事件，可以利用适当的重建算法将其重建成图像。重建图像代表正电子-电子湮灭事件的空间分布，由于湮灭之前正电子的平均行程短，其有效对应于受检者体内放射性药物的空间分布。可以选择放射性药物以累积在感兴趣的器官或组织中，例如肝脏或脑部中，以便提供临床上有用的图像，用于医疗或兽医的目的。如果放射性药物是结合到代谢途径中的物质，PET图像能够提供关于代谢途径的功能信息。一些已知的PET图像重建算法包括滤波反向投影和迭代反向投影。后一种技术对噪声是鲁棒的，非常适于在有噪声的情况下重建成像数据。

对常规PET成像的改进是飞行时间(TOF)PET成像。TOF PET进一步基于两个“基本同时”511keV伽马射线探测事件之间的时间差(或没有时间差)沿着连接两个511keV伽马射线探测事件的直线定位正电子-电子湮灭事件。从直觉上可以如下看待这种情况。如果一个探测事件比另一个早，那么正电子-电子湮灭事件可能发生在沿着连接线成比例地更靠近较早探测事件的点。另一方面，如果两个探测事件是完美同时的，那么正电子-电子湮灭事件可能发生在沿连接线的大约中间的点。在实践中，TOF定位受限于伽马射线探测器的时间分辨率，可以被表示为指示沿连接线的峰值概率密度函数的TOF“内核”。

通过迭代反向投影进行PET图像重建计算量很大。重建具有临床可用的精确度和分辨率的图像用于医疗或兽医应用可能花费几分钟或更长时间。在图像重建中利用TOF定位增加了额外的计算复杂性，导致更长的迭代重建时间。直到完成迭代重建之前，一般不知道最终图像是否有令人满意的临床质量。受检者(例如医疗或兽医患者)通常保持在PET扫描器中，直到完成图像重建，且临床医生从视觉上证实最终的重建图像质量令人满意，如果发现最终的重建图像不令人满意，可以采集额外的成像数据。这对于受检者来说是使人不愉快的，还降低了PET成像设施的处理量。

现有PET成像的另一个问题是受检者造成伽马射线衰减。通常，累积放射性药物的区域呈现为PET图像(假设是正性图像)中的亮区，而相对上没有放射性药物的区域呈现为较暗的区域。根本没有放射性药物的区域，例如受检者周围的空气，完全是黑暗的或不可见的(忽略任何噪声或图像伪影)。受检者的暗区是不相干的，不过，它们吸收一些伽马射线粒子，因此以通常空间上变化的方式减少511keV计数。为了进行补偿，已知在迭代重建期间采用受检者衰减图来补偿511keV伽马辐射的空间变化的衰减。

在一些现有系统中，PET扫描器与透射计算断层摄影(CT)扫描器组合在一起，后者用于采集辐射衰减数据，该数据可用于产生受检者衰减图。尽管CT成像中使用的辐射一般不在511keV，但对辐射能差异进行适当补偿是已知的，且容易执行。

不过，CT扫描器可能不可用，或者可能比PET扫描器的视场(FOV)小。例如，一些成像系统将PET扫描器与磁共振(MRI)扫描器组合，磁共振扫描器一般比PET扫描器的FOV小很多。在这种情况下，不能直接从CT或MR图像产生完整的受检者衰减图。

下文提供了新的改进型设备和方法，克服了上述问题和其他问题。

根据公开的一个方面，一种处理从受检者采集的正电子发射断层摄影(PET)成像数据集的方法包括基于飞行时间(TOF)定位，独立地针对多个正电子-电子湮灭事件中的每个正电子-电子湮灭事件生成图像内容，以形成包括所独立生成的图像内容的累积的生成图像，其中，由数字处理器执行所述生成的操作。

根据公开的另一个方面，一种处理从受检者采集的正电子发射断层摄影(PET)成像数据集的方法包括基于所述PET成像数据集的每个正电子-电子湮灭事件的飞行时间(TOF)定位独立定位所述正电子-电子湮灭事件以形成生成图像，其中，由数字处理器执行所述独立定位的操作。

根据公开的另一个方面，一种PET成像的方法包括基于飞行时间(TOF)信息确定所探测的正电子-电子湮灭事件的可能位置，针对多个所探测的正电子-电子湮灭事件重复所述确定，以生成侦察图像，以及显示所述侦察图像。

根据公开的另一个方面，一种公开的数字处理器被配置成执行根据前三段中的任一段所述的方法。根据公开的另一个方面，一种公开的存储介质存储有能由数字处理器运行以执行根据前三段中的任一段所述的方法的指令。

一个优点在于提供了更快的迭代PET图像重建。

另一个优点在于提供了更精确的PET图像重建。

另一个优点在于提供了更精确和完整的用于PET图像重建中的受检者衰减图。

另一个优点在于实现了侦察图像的快速生成，以监测或规划临床PET成像采集。

在阅读和理解以下详细描述之后，其他优点对于本领域技术人员而言将是显而易见的。

图1图解示出了基于飞行时间(TOF)信息使用逐个事件生成的图像内容的正电子发射断层摄影(PET)成像系统；

图2和3图解示出了基于飞行时间(TOF)信息逐个事件生成图像内容的替代方式；

图4和5图解示出了由图1的PET成像系统适当执行的侦察图像生成和处理方法的流程图。

参考图1，成像系统10至少包括飞行时间(TOF)正电子发射断层摄影(PET)能力。为此目的，成像系统10包括受检者支撑12，用于将成像受检者加载到机架14的膛中，机架容纳一个或多个PET探测器环(未示出)，能够探测511keV伽马射线。任选地，成像系统10可以能够执行除PET之外的至少一种其他成像模态，例如能够执行磁共振(MRI)成像或透射计算断层摄影(CT)成像。例如，机架14还可以容纳磁体、磁场梯度线圈和其他用于MR成像的部件(未示出)。或者，成像系统10可以包括额外的机架(未示出)，其膛与图示机架14的膛共轴布置，使得受检者支撑12能够将受检者加载到机架14中或该额外机架中。额外的机架能够容纳实施另一种成像模态，例如MR或CT的部件。一些适当的成像系统包括，例如Gemini^TM系列TOF-PET/CT成像系统，其在分立的PET机架和CT机架中提供TOF-PET成像能力和CT成像能力，PET机架和CT机架具有对准的共轴膛，以与公共受检者支撑一起工作(可以从荷兰Eindhoven的Koninklijke Philips Electronics N.V.获得)。

成像系统10受到成像系统控制器16的控制，成像系统控制器16经由图示的计算机18或经由另一适当的用户接口与人类用户(例如，放射科医师、医生、兽医等)接口连接，计算机18具有显示器和一个或多个用户输入装置22。可以通过各种方式实现成像系统控制器16和用户接口18，例如，可以将成像系统控制器16实现为运行适当成像系统控制软件的数字处理器，例如计算机18，或可以额外地或替代地包括专用成像系统控制硬件，例如一个或多个专用成像系统控制数字处理器等。图示的用户输入装置22为键盘，但更一般地可以提供一个或多个用户接口装置，例如键盘、鼠标、跟踪球、触摸屏等的任何组合。显示器从成像系统10向用户提供反馈，还显示各种采集的图像。尽管示出了单个显示器20，但能想到有两个或更多显示器，例如，用于显示采集的图像的图形显示器，和一个或多个基于文本的或分辨率更低的图形显示器(例如，LCD屏幕)，用于显示接口文本消息、低分辨率指示条或其他低分辨率图形指示符等。

成像系统10在控制器16和经由用户接口18的任选用户控制输入的控制下采集TOF-PET成像数据集30。为此目的，为受检者(例如人类成像受检者、动物兽医受检者等)服用包括发射正电子的放射性同位素的放射性药物，将受检者加载到成像系统10中进行PET成像。可以在将受检者加载到成像系统10之前或之后服用放射性药物，但应当在采集TOF-PET成像数据集30之前充分长时间服用，使得放射性药物能够累积或聚集在感兴趣的器官或组织中，或者能够经由感兴趣的代谢途径代谢，或者能够以其他方式与受检者交互或在受检者全身分布，使得采集的TOF-PET成像数据集30包含有用信息。例如，对于脑部成像而言，应当提供充分长时间以允许放射性药物累积在感兴趣的脑组织中。

对于活体人或动物受检者，优选如接受的医疗标准、兽医标准、适用的政府法规、设施准则、个体医疗判决书等规定的那样限制放射性药物的剂量。剂量通常较低，因此，通常要花费几秒、几十秒、几分钟或更长时间来探测充分数量的正电子-电子湮灭事件以形成临床上有用的图像。此外，重建TOF-PET成像数据集30需要大量计算量，可能花费几秒、几十秒、几分钟或更长时间。结果，从启动图像采集到显示重建图像的时间可能很长。

为了解决这些问题并向用户提供更迅速的视觉反馈，图像发生器32用于基于飞行时间定位独立地针对每个正电子-电子(p-e)湮灭事件生成图像内容，从而形成包括所独立生成的图像内容的累积的生成图像34。图像发生器32独立地针对每个p-e湮灭事件生成图像内容，相应地能够在一旦存储TOF-PET成像数据集30的存储器中记录第一p-e湮灭事件时就开始生成该生成图像34的图像内容。生成图像侦察导航器36适当地在显示器22上显示生成图像34供用户审阅。任选地，生成图像侦察导航器36能够实时地如图像发生器32产生那样地显示生成图像34的图像内容。效果是在逐渐生成更多图像内容时示出所显示图像的逐渐“填入”。于是，用户接收到几乎即时的视觉反馈，并能够在随着时间形成生成图像时观看到，随着探测的e-h湮灭事件次数随时间增加而逐渐增加更多图像内容。

简要参考图2和3，进一步描述图像发生器32的运行。在图2和图3的每幅中，图解地示出了图像空间S的一部分，由方框网格表示像素(或者对于三维空间更一般的是体素)。每个方框代表一个像素或体素。尽管图示的像素或体素是正方形，也想到了矩形或其他形状的像素或体素。在图2中，第一个例示性所探测的e-h湮灭事件由两个基本同时的511keV伽马射线探测事件定义，这两个事件由图2中表示为LOR1的连接线或“响应线”连接。第一个探测的e-h湮灭事件的飞行时间信息被表示为作为曲线图的图2图解绘示的概率密度函数或内核，对应于响应线LOR1并被表示为TOF1。通过类似的方式，第二个例示性所探测的e-h湮灭事件由响应线LOR2和飞行时间内核TOF2表示，第三个例示性所探测的e-h湮灭事件由响应线LOR3和飞行时间内核TOF3表示。在图3中，绘示出单个例示性探测的响应线LOR4以及对应的TOF内核TOF4。

TOF内核TOF1、TOF2、TOF3、TOF4是由界定所探测的e-h湮灭事件的两个基本同时511keV伽马射线探测事件之间的时间差决定其沿着相应响应线LOR1、LOR2、LOR3、LOR4的峰值位置的带峰值分布。TOF内核TOF1、TOF2、TOF3、TOF4的宽度由PET探测器的时间分辨率确定。

在图2的实施例中，图像发生器32如下工作：将图像空间S中位于TOF定位的峰值处的图像像素或体素的值增大选定量，使得值增大的累积形成生成图像34。TOF定位的峰值对应于飞行时间内核表达的峰值，即，所探测的e-h湮灭事件的最可能位置，可以基于响应线和定义所探测e-h湮灭事件的两个基本同时511keV伽马射线探测事件之间的时间差计算。例如，在例示性的图2中，处理响应线LOR1和TOF内核TOF1表示的e-h湮灭事件，以通过增大图像空间S中最可能包含e-h湮灭事件的图像像素或体素P1的值值来生成图像内容。在图2中用像素或体素P1的淡阴影表示这种情况。另一方面，飞行时间内核TOF2、TOF3沿相应响应线LOR2、LOR3的峰值恰好在同一像素或体素P2重合。因此如图2中的像素或体素P2的较暗阴影所示，将像素或体素P2的值增大两倍。尽管未示出，但要认识到，TOF内核恰好在同一像素或体素到达峰值的第三个或更多e-h湮灭事件会导致该像素或体素的值进一步增大。累积地，像素或体素的值指示在空间S的该像素或体素中所探测的e-h湮灭活动，因此所得到的累积图像内容(对应于逐个e-h湮灭事件做出的像素或体素值的增大)在图像空间S中累积地界定e-h湮灭活动的图像，这又是放射性药物在受检者体内分布的图像表达。

利用图2的方法生成时的生成图像34的分辨率受限于TOF内核的宽度，即，由于PET探测器的有限时间分辨率而因TOF信息的有限时间分辨率引入的空间不确定性。光在真空中的速度为3.00×10¹⁰cm/sec。如果PET探测器的时间分辨率为300皮秒，那么TOF限制的空间分辨率大约为10cm。例如，如果有运动模糊、距离模糊等，分辨率可能比这还差。于是，对于时间分辨率为300皮秒的PET探测器而言，生成图像34在用作侦察图像时，不具有临床质量，不过，如果低浓度的放射性药物散布在受检者的整个体积中，那么生成图像34提供了相当精确的受检者概况，较亮的区域表示放射性药物累积浓度较高的区域。如果PET探测器时间分辨率适当低些，例如，大约为几十皮秒，更优选大约为几皮秒或更短，那么生成图像34能够具有临床质量的分辨率。

参考图2描述的形成生成图像34的方法未考虑TOF内核的宽度或形状(尽管空间分辨率可能受到TOF内核宽度或形状的限制)。

参考图3，在替代方式中，图像发生器34，通过将图像空间S的图像像素或体素值增大与表示TOF定位的TOF内核对应的量，使得值增大的累积形成生成图像，从而生成针对每个e-h湮没事件的图像内容。在图3所示的范例中，TOF内核TOF4沿响应线LOR4的宽度跨过四个像素或体素，表示为P10、P11、P12、P13。TOF内核TOF4的峰值大致与分配了最高值增量5的像素或体素P12重合。(注意，在图3中，以数值方式指示值增量，而不是像图2中那样通过阴影表示)。像素或体素P11在TOF内核TOF4的下部，被分配以对应较低的值增量3。根据与其余像素或体素P10、P13重合的TOF内核TOF4的值，分别为这些像素或体素分配相应的值增量1和2。于是，与e-h湮灭事件对应的图像内容是图3方式中的强度分布贡献，尤其是对于图3中图解示出的例示性e-h湮灭事件而言，在像素或体素P10、P11、P12、P13上的强度分布贡献。如图2的方式那样，逐个e-h湮灭事件地执行这些像素或体素值的增大，累积包括这些值增加的图像内容以形成生成图像34。

图3的方式通过对TOF内核的形状和宽度建模，更精确地考虑到TOF信息的扩展或不确定性。要认识到，TOF内核的宽度和形状能够考虑除PET探测器时间分辨率之外的分辨率降低的其他来源，例如由于PET探测器有限的空间分辨率导致的距离模糊。此外，例如，基于TOF内核的峰值和邻近PET探测器之间的距离，TOF内核的宽度和/或形状可能在整个图像空间S中改变。

返回到图1，可以通过多种方式使用生成图像34显著改善TOF-PET成像。如上所述，生成图像侦察导航器36可以使用生成图像34以向用户提供关于PET成像数据采集的进展的即时反馈。根据用户在生成图像34中看到了什么，用户可以选择重新定位受检者或在PET数据采集中做出额外或其他调整。如果侦察导航器36按照产生时的样子显示生成图像34(亦即，随着所探测更多e-h湮灭事件并逐个e-h湮灭事件生成对应的图像内容)，那么用户可能能够在成像早期识别特定的粗略图像问题(例如受检者定位中的大误差或可能由于放射性药物选择不正确导致放射性药物在感兴趣器官或组织中累积基本失败)，并能够基于这种早期信息采取校正动作或中止成像会话。

可以将生成图像34用于其他目的。例如，在一些实施例中，迭代式PET图像重建引擎40执行PET成像数据集30的迭代重建，以产生显示于显示器20上或以其他方式被利用的重建图像42。通常，迭代式重建如下工作：从初始图像开始，如果要用PET扫描器对对应于初始图像的受检者成像，则模拟预计要生成的PET成像数据，并迭代地调节初始图像，重复模拟，直到模拟的PET成像数据基本与PET成像数据集30相称。迭代重建的速度和精确度取决于初始图像与最终的重建图像有多么接近的大致程度。在图1的实施例中，迭代重建使用生成图像34作为用于迭代重建的初始图像。预计生成图像34与最终的重建图像相同，只是生成图像34通常分辨率基本更粗糙，因为它受限于TOF空间分辨率。因此，生成图像34是用于迭代重建的初始图像的适当选择。任选地，可以通过适当的处理，例如平滑化、强度缩放或其他预处理(未示出)从生成图像34导出初始图像。

继续参考图1，生成图像34的另一适当用途是生成用于迭代图像重建40中(如图所示)或用于另一种图像重建中的受检者衰减图。这种应用依赖于设置于PET成像体积中的受检者大部分或所有部分中以可探测浓度水平存在的放射性药物。例如，靶向脑组织的放射性药物预计会在脑部累积，但还预计在血流中会有较低浓度的放射性药物，因此预计会灌注到设置于PET成像体积中的受检者头部和肩部的皮肤、肌肉或其他组织中(在脑部成像的情况下)。结果，生成图像34包括整体设置于PET成像体积中的受检者部分的可辨别图像。受检者衰减图发生器50应用图像平滑器52和边缘检测器54或其他图像分割算法以识别受检者56的图像的空间轮廓。可以采用其他处理识别空间轮廓56。此外，对于一些PET探测器而言，TOF空间分辨率导致的较粗糙分辨率可以提供充分的平滑化，从而可以任选地忽略图像平滑器52。

受检者衰减图构造引擎60基于受检者空间轮廓56构造出用于PET图像重建中的受检者衰减图62。可以从各种源确定受检者空间轮廓56之内的衰减值。在一些实施例中，可以从非PET成像模态获得受检者衰减图64。例如，如果成像系统10包括诸如MR或CT的第二成像模态，那么可以使用这一第二成像模态来采集受检者衰减图64。不过，在这种情况下，由于MR或CT成像模态与成像系统10的PET成像模态相比视场较小，因此受检者衰减图64可能是截断的。受检者衰减图构造引擎60使用截断的受检者衰减图64作为核，基于受检者模型66，例如人类受检者的三维解剖模型，在空间上扩展截断的受检者衰减图64，以填充更大的PET成像体积。于是，例如，如果受检者衰减图64包括具有特定肌肉平均衰减值的肌肉组织区域，可以基于受检者模型66将它扩展到截断的受检者衰减图64之外预计也包括肌肉组织的其他区域。

作为另一种替代，可以利用不同的成像系统采集受检者衰减图64，或者可以基于针对各种组织的已知511keV衰减值从受检者模型66计算受检者衰减图64。不过，在这些情况下，受检者衰减图64可能无法与设置于受检者支撑12上进行PET成像的受检者进行空间配准。例如，受检者衰减图64可以针对不同位置的受检者，或可以针对类似，但大小等不同的不同受检者。在这些情况下，可以将受检者空间轮廓56用作空间参考，并通过选定的刚性或非刚性空间配准算法将受检者衰减图64与受检者空间轮廓56适当进行适当的空间配准。

所得的受检者衰减图62由迭代式PET图像重建引擎40适当用于在执行迭代重建时考虑受检者组织吸收的511keV伽马射线。应当指出，可以将生成图像34用于：(1)重建受检者衰减图62中以及用作重建40的初始图像(如图所示)；或(2)可以将生成图像34仅用于构造受检者衰减图62，但不用作迭代重建的初始图像(例如，如果采用了不利用初始图像的非迭代图像重建算法)；或(3)可以将生成图像34仅用作重建40的初始图像(例如，如果已经可以从CT成像或另一来源获得与PET成像体积共存的满意受检者衰减图)。

参考图4和5，以流程图格式图解示出了这些例示性应用。如图4所示，由图像发生器32处理TOF-PET成像数据集以形成生成图像34。图像发生器32独立地对每个采集的正电子-电子湮灭事件操作以便累积图像内容。在适当过程中，判决操作70检测是否有TOF-PET成像数据要处理。如果有，选择一正电子-电子湮灭事件在操作72中处理，并在操作74中基于响应线和TOF定位针对所选的正电子-电子湮灭事件生成图像内容。操作74能够采用图2图解示出的方法，其中将图像空间S中处于TOF定位峰值处的图像像素或体素P1、P2的值增大选定的量。或者，操作74能够采用图3中图解示出的方法，其中将图像空间S的图像像素或体素P10、P11、P12、P13的值增大与表示TOF定位的TOF内核TOF4相对应的量。在任一种情况下，图像内容累积器76累积一个或多个值的增大以对生成图像34有贡献。处理返回到判决操作70，以处理下一个可用的采集到的正电子-电子湮灭事件。如果没有未处理的事件，图像发生器32的操作停止或在操作78中进入空闲模式。例如，如果在完成PET成像数据采集之后应用图像发生器32，那么操作78适当地是停止操作。另一方面，如果在PET成像数据采集期间连续应用图像发生器32，从而基本实时地向生成图像34连续增加图像内容，那么操作78适当地是空闲操作，其中图像发生器32一直等到采集到下一正电子-电子湮灭事件数据。

所得的生成图像34适当地充当可以由生成图像侦察导航器36显示、绘制或以其他方式可视化的侦察图像。对于基本实时操作而言，在图像发生器32增加与新采集的正电子-电子湮灭事件相对应的图像内容时，侦察图像看起来逐渐被填满。在这种情况下，用户适当地具有如下选择：经由侦察导航器36发出图像擦除操作80，以擦除生成图像34，以便开始累积包括新生成图像的图像内容。例如，在重新定位受检者，使得侦察图像不再对应于当前受检者位置时，用户可以选择图像擦除操作80。

图5图解示出了图1的受检者衰减图构造引擎60的实施例的操作。在这一实施例中，从诸如CT或MR的另一成像模态接收截断的受检者衰减图64，受检者衰减图构造引擎60基于从所生成的侦察图像34提取的图像受检者的空间轮廓56在空间上扩展截断的图以填充PET视场(FOV)。例如，空间轮廓56可以由已经描述的图1所示的图像平滑器52和边缘检测器54的操作生成。如果需要，受检者衰减图构造引擎60使用截断的受检者衰减图64作为核，基于受检者模型66在空间上扩展截断的受检者衰减图64以填充更大的PET成像FOV。为此目的，在操作90中，将衰减图64与受检者模型66比较以识别并列举针对各种组织的衰减特性。如果合适的话，还在操作92中将衰减图64与空间轮廓56在空间上配准。然后在操作94中，基于识别受检者在衰减图64的截断FOV外部的程度的空间轮廓56，并基于在基于受检者模型66确定的扩展FOV中的一种或多种组织的识别以及操作90确定的针对那些组织的列举的衰减特性，将衰减图64(在任选的空间配准92之后)扩展到PET FOV。例如，如果衰减图64包括在衰减图64的边界被截断的由肌肉围绕的细长骨骼，可以使用空间轮廓56和受检者模型66，跨过PET FOV和利用操作90中确定的相应骨骼和肌肉组织衰减值而扩展的衰减图，来分别确定骨组织和肌肉组织的扩展范围。结果获得了用于PET图像重建中的受检者衰减图62。

生成图像34的例示性应用，如参考图1所述，包括用作侦察图像，用于构造受检者衰减图以及用作迭代重建的初始图像，仅仅是例示性范例。想到有生成图像34的其他应用。例如，如果PET探测器提供了针对给定临床应用的足够高TOF空间分辨率，则考虑将生成图像34用作医疗或兽医诊断或其他临床应用中采用的临床图像。类似地，打算将生成图像34用于特定的医疗筛查程序，其中生成图像34受到TOF限制的空间分辨率可能足以执行基于阈值的筛查。例如，如果已知放射性药物会在给定组织中的恶性肿瘤中而非在健康组织中累积，那么基于针对给定组织的区域的积分PET图像强度与针对整个身体的积分PET图像强度之比的阈值化进行筛查可能就足以对给定组织中特定类型的癌症进行筛查。考虑的生成图像34又一应用是用作复合迭代重建算法的有效性检查，其可能倾向于收敛于非物理解。通过比较最终的迭代重建图像与生成图像34(尽管空间分辨率粗糙，但它可能是物理上精确的)，可以检测并丢弃非物理迭代解。

考虑的又一种应用是大致实时地检测受检者的运动。如上所述，在图像采集期间产生图像内容时，生成图像侦察导航器36任选地显示生成图像。这一连续更新的侦察图像代表e-h湮灭事件的概率分布。随着PET数据采集的进展，预计连续更新的侦察图像会变成逐渐更精确的概率分布。因此，可以预计，在任何给定时段[t_o，t_o+Δt](其中Δt是较短的时段，但长到足以包括e-h湮灭事件探测的统计显著性计数)中采集的PET成像数据在PET成像数据采集期间随着时间t₀向前推进会以逐渐更大的精确度与生成图像的概率分布一致。

不过，如果观察到与生成图像的这种一致性在t₀的特定值处急剧减小，这可能表示在急剧减小时附近受检者有运动(或可能是某种其他问题，例如设备故障)。然后可以采取补救措施(例如，如果运动发生在采集期间中足够晚的时候，丢弃运动之后的数据，或者如果运动发生在采集期间的早期，则丢弃较早的数据并相应地延长采集时间)。此外，对于存储了每个e-h湮灭事件的绝对时间的列表模式PET数据，可以对存储的PET成像数据集以追溯方式执行这样分析以检测受检者的运动。

图1中图解绘示为范例的例示性处理部件16、32、36、40、52、54、60可以由一个或多个数字处理器通过各种方式实现。在一些实施例中，可以对图示的计算机18适当编程控制以定义实现例示性处理部件16、32、36、40、52、54、60的一个、一些或全部的数字处理器。由计算机18的数字处理器，与显示器20一起适当地实现侦察导航器36，显示器用于显示生成图像34，为用户导航。此外或替代地，可以由专门执行由这些例示性处理部件16、32、36、40、52、54、60实施的所公开操作的一个或多个数字处理器(未示出)实现例示性处理部件16、32、36、40、52、54、60中的一个、一些或全部。

再者，可以由存储了能由数字处理器(例如例示性计算机18)运行以执行所公开操作的指令的存储介质实现由例示性处理部件16、32、36、40、52、54、60中的一个、一些或全部实施的所公开操作。这样的存储介质例如可以包括一种或多种以下存储介质：硬盘驱动器或其他一种或多种磁存储介质；光盘或其他一种或多种光存储介质；随机存取存储器(RAM)，只读存储器(ROM)，闪速存储器，或其他一种或多种电子存储介质；其各种组合；等等。

本申请已经描述了一个或多个优选实施例。他人在阅读并理解说明书之后可能想到修改和变更。应当将本申请解释为包括所有这样的修改和变更，只要它们在权利要求书或其等价要件的范围之内。

Claims (27)

1.一种处理从受检者采集的正电子发射断层摄影PET成像数据集(30)的方法，所述方法包括：

基于飞行时间TOF定位，独立地针对所述PET成像数据集的多个正电子-电子湮灭事件中的每个正电子-电子湮灭事件生成图像内容，以形成包括所独立生成的图像内容的累积的生成图像(34)；

基于所述生成图像(34)在所述PET成像数据集(30)中勾勒所述受检者的图像的空间轮廓(56)；以及

部分基于所述空间轮廓(56)构造用于PET图像重建(40)中的受检者衰减图(62)，

其中，由数字处理器(18)执行所述生成和勾勒的操作。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述生成包括以下之一：

(1)将图像空间(S)中处于所述TOF定位的峰值处的图像像素或体素(P1，P2)的值增大选定的量，使得值增大的累积形成所述生成图像(34)；以及

(2)将图像空间(S)的图像像素或体素(P10，P11，P12，P13)的值增大与表示所述TOF定位的TOF内核(TOF4)相对应的量，使得值增大的累积形成所述生成图像(34)。

3.根据权利要求1-2中的任一项所述的方法，其中，所述勾勒包括：

向所述生成图像(34)应用边缘检测器(54)或图像分割算法。

4.根据权利要求3所述的方法，其中，所述勾勒还包括：

在应用所述边缘检测器或图像分割算法之前使所述生成图像(34)平滑化。

5.根据权利要求1所述的方法，其中，所述构造包括：

基于所述空间轮廓(56)在空间上扩展截断的受检者衰减图(64)以构造用于PET图像重建(40)中的所述受检者衰减图(62)。

6.根据权利要求1和5中的任一项所述的方法，其中，所述构造包括：

在空间上配准受检者衰减图(64)与所述空间轮廓(56)以构造用于PET图像重建(40)中的所述受检者衰减图(62)。

7.根据权利要求1和5中的任一项所述的方法，还包括：

利用所构造的受检者衰减图(62)重建所述PET成像数据集(30)以产生重建图像(42)。

8.根据权利要求1所述的方法，还包括：

基于所述PET成像数据集的每个正电子-电子湮灭事件的飞行时间(TOF)定位独立定位所述正电子-电子湮灭事件以形成生成图像(34)；以及

执行所述PET成像数据集(30)的迭代重建(40)以产生重建图像(42)，所述迭代重建的初始图像是所述生成图像(34)或是从所述生成图像导出的；

其中，由所述数字处理器(18)执行所述独立定位和执行的操作。

9.根据权利要求8所述的方法，其中，所述独立定位包括以下之一：

(1)基于所述PET成像数据集(30)的每个正电子-电子湮灭事件的飞行时间(TOF)定位独立定位所述正电子-电子湮灭事件到最可能的体素或像素(P1，P2)；以及

(2)定义对应于所述正电子-电子湮灭事件的飞行时间(TOF)定位的所述生成图像(34)的强度分布贡献。

10.根据权利要求8-9中的任一项所述的方法，还包括：

基于所述生成图像(34)在所述PET成像数据集(30)中勾勒所述受检者的图像的空间轮廓(56)。

11.根据权利要求10所述的方法，还包括：

至少部分基于所述空间轮廓(56)构造用于PET图像重建(40)中的受检者衰减图(62)。

12.一种PET成像的方法，包括：

基于飞行时间(TOF)信息确定所探测的正电子-电子湮灭事件的可能位置(P1，P2，P10，P11，P12，P13)；

针对多个所探测的正电子-电子湮灭事件重复所述确定，以生成侦察图像(34)；

显示所述侦察图像；

基于所述侦察图像(34)在PET成像数据集(30)中勾勒受检者的图像的空间轮廓(56)；以及

部分基于所述空间轮廓(56)生成衰减图。

13.根据权利要求12所述的方法，还包括使用所述侦察图像(34)作为初始图像执行所述多个所探测的正电子-电子湮灭事件的迭代重建，以生成重建图像(42)。

14.一种处理从受检者采集的正电子发射断层摄影PET成像数据集(30)的装置，所述装置包括：

用于使用数字处理器(18)基于飞行时间TOF定位，独立地针对所述PET成像数据集的多个正电子-电子湮灭事件中的每个正电子-电子湮灭事件生成图像内容，以形成包括所独立生成的图像内容的累积的生成图像(34)的模块；

用于使用所述数字处理器(18)基于所述生成图像(34)在所述PET成像数据集(30)中勾勒所述受检者的图像的空间轮廓(56)的模块；以及

用于部分基于所述空间轮廓(56)构造用于PET图像重建(40)中的受检者衰减图(62)的模块。

15.根据权利要求14所述的装置，其中，所述用于生成的模块包括以下之一：

用于将图像空间(S)中处于所述TOF定位的峰值处的图像像素或体素(P1，P2)的值增大选定的量，使得值增大的累积形成所述生成图像(34)的模块；以及

用于将图像空间(S)的图像像素或体素(P10，P11，P12，P13)的值增大与表示所述TOF定位的TOF内核(TOF4)相对应的量，使得值增大的累积形成所述生成图像(34)的模块。

16.根据权利要求14-15中的任一项所述的装置，其中，所述勾勒包括：

向所述生成图像(34)应用边缘检测器(54)或图像分割算法。

17.根据权利要求16所述的装置，其中，所述用于勾勒的模块还包括：

用于在应用所述边缘检测器或图像分割算法之前使所述生成图像(34)平滑化的模块。

18.根据权利要求14所述的装置，其中，所述用于构造的模块包括：

基于所述空间轮廓(56)在空间上扩展截断的受检者衰减图(64)以构造用于PET图像重建(40)中的所述受检者衰减图(62)。

19.根据权利要求14和18中的任一项所述的装置，其中，所述用于构造的模块包括：

用于在空间上配准受检者衰减图(64)与所述空间轮廓(56)以构造用于PET图像重建(40)中的所述受检者衰减图(62)的模块。

20.根据权利要求14和18中的任一项所述的装置，还包括：

用于利用所构造的受检者衰减图(62)重建所述PET成像数据集(30)以产生重建图像(42)的模块。

21.根据权利要求19所述的装置，还包括：

用于利用所构造的受检者衰减图(62)重建所述PET成像数据集(30)以产生重建图像(42)的模块。

22.根据权利要求14所述的装置，还包括：

用于使用所述数字处理器(18)基于所述PET成像数据集的每个正电子-电子湮灭事件的飞行时间(TOF)定位独立定位所述正电子-电子湮灭事件以形成生成图像(34)的模块；以及

用于使用所述数字处理器(18)执行所述PET成像数据集(30)的迭代重建(40)以产生重建图像(42)的模块，所述迭代重建的初始图像是所述生成图像(34)或是从所述生成图像导出的。

23.根据权利要求22所述的装置，其中，所述用于独立定位的模块包括以下之一：

用于基于所述PET成像数据集(30)的每个正电子-电子湮灭事件的飞行时间(TOF)定位独立定位所述正电子-电子湮灭事件到最可能的体素或像素(P1，P2)的模块；以及

用于定义对应于所述正电子-电子湮灭事件的飞行时间(TOF)定位的所述生成图像(34)的强度分布贡献的模块。

24.根据权利要求22-23中的任一项所述的装置，还包括：

用于基于所述生成图像(34)在所述PET成像数据集(30)中勾勒所述受检者的图像的空间轮廓(56)的模块。

25.根据权利要求24所述的装置，还包括：

用于至少部分基于所述空间轮廓(56)构造用于PET图像重建(40)中的受检者衰减图(62)的模块。

26.一种用于PET成像的装置，包括：

用于基于飞行时间(TOF)信息确定所探测的正电子-电子湮灭事件的可能位置(P1，P2，P10，P11，P12，P13)的模块；

用于针对多个所探测的正电子-电子湮灭事件重复所述确定，以生成侦察图像(34)的模块；

用于显示所述侦察图像的模块；

用于基于所述侦察图像(34)在PET成像数据集(30)中勾勒受检者的图像的空间轮廓(56)的模块；以及

用于部分基于所述空间轮廓(56)生成衰减图的模块。

27.根据权利要求26所述的装置，还包括用于使用所述侦察图像(34)作为初始图像执行所述多个所探测的正电子-电子湮灭事件的迭代重建，以生成重建图像(42)的模块。