CN102551777B - 正电子放射断层摄影成像系统、方法以及核医学成像系统 - Google Patents

正电子放射断层摄影成像系统、方法以及核医学成像系统 Download PDF

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Abstract

本发明涉及正电子放射断层摄影成像系统、方法以及核医学成像系统。实施方式的PET成像系统(10)具备测量子系统(50)、收集子系统(52)、重建子系统(54)。测量子系统(50)检测载置被检体的床板亦即被检体床板(18)的变形，提供基于该检测出的变形的变形信息。收集子系统(52)从测量子系统(50)接收变形信息，从PET扫描仪(14)接收与多个同时发生事件对应的PET测量数据，并将该接收到的变形信息以及PET测量数据传递至重建子系统(54)。重建子系统(54)具有处理器，该处理器使用接收到的变形信息以及PET测量数据，重建PET扫描图像。

Description

正电子放射断层摄影成像系统、方法以及核医学成像系统
本申请主张2010年10月19日申请的美国专利申请号12/907,796以及2011年9月12日申请的日本专利申请号2011-198782的优先权，并在本申请中引用上述申请的全部内容。 
技术领域
本发明涉及正电子放射断层摄影(PET)成像系统、方法以及核医学成像系统。 
背景技术
正电子放射断层摄影(PET：Positron Emission Tomography)成像在医用成像领域中广泛利用。在PET成像中，最初给与患者放射性药品。该放射性药品大多情况下通过注射注入到患者体内，但也可以使患者吸入或摄取。当给与放射性药品且经过一段时间后，该药品根据该药品的物理性质以及生物分子性质而集积于人体内的特定部位。药品的实际的空间分布、蓄积点或蓄积区域的强度、以及从给予到捕获乃至最终排出的过程(process)的动态都是在临床上可能具有重要意义的要素。通过该过程，附着在放射性药品上的正电子放射体按照所谓半衰期、分支比的同位素的物理性质而放射正电子(阳电子) 
在放射出的正电子与电子碰撞时发生湮灭事件(annihilation event)，其结果，正电子以及电子衰变。大多情况下，根据湮灭事件，实质上产生两条180°背离向反方向移动的γ射线(511keV)。 
通过检测这两条γ射线，而画出连结那些部位的线、即同时计数线(LOR：Line Of Response：响应线)，从而可以高概率地找出原湮灭位置。该过程只是识别可能产生相互作用的线而已，但如果更多地 蓄积这些线，则通过使用重建断层的过程，可以推定原分布。闪烁晶体(scintillator)中，由两条γ射线的相互作用而发生两个闪烁事件，除了发生闪烁事件的部位以外，只要还可以利用正确的定时(数百微微秒以内)，则通过飞行时间(TOF：Time Of Flight)的计算，就可以附加沿着上述同时计数线的、与湮灭事件发生的概率高的位置相关的更多的信息。根据扫描仪所具有的定时分辨率的界限，决定沿着该线的位置判定的精度。进而，根据决定原闪烁事件的部位时的界限，决定扫描仪的最终空间分辨率。另一方面，同位素的特定特性(例如正电子的能量)也成为(通过正电子的范围以及两条γ射线的共线性)决定该特定药品的空间分辨率的因素之一。 
若集聚多数事件，则根据断层重建，可以生成与应推定的被检体的图像相关的必要信息。通过相符合的检测要素检测出的实质上同时发生的两个事件，形成同时计数线。按照上述事件的几何学属性使该线直方图(histogram)化，从而可以规定应重建的投影图、即正弦图(sinogram)。事件也可单独附加在图像中。 
因此，收集数据重建图像的基本要素是作为横穿系统-被检体开口(system-patient aperture)的线的LOR。除此之外，也可以取得与事件部位相关的信息。第1、进行点的重建或配置的系统的能力在有效视野的整个区域内在空间上并不是不变的，而是中央较好且随着接近周边而缓慢恶化，这在采样或重建中变得明显。在表示该举动特征上，典型地使用点扩展函数(PSF：point-spread-function)。为了将其PSF编入重建过程，正在开发一些工具。第2、在决定沿着LOR的哪个位置发生事件的概率较高时，可以使用飞行时间、或伴随一对检测产生的向各检测器的γ射线的到达时间差。 
上述检测过程需要对多数事件反复进行。为了决定支持成像作业需要多少计数(即事件对)，虽然必须解析各成像事例，但需要蓄积数亿计数，是作为全身检查的“典型长度100cm的FDG(氟脱氧葡萄糖：fluoro-deoxyglucose的研究)中的现状。蓄积这些计数所需的时间由注入量以及扫描仪的灵敏度与扫描仪的计数能力决定。 
PET成像系统为了检测从被检体飞散的γ射线，而使用互相对置地配置的检测器。为了检测从各角度飞来的γ射线，典型的是使用配置成环状的检测器。因此，PET扫描仪为了可以尽可能多地捕获实质上应各向同性的照射，典型的是实质上形成为圆筒形。在使用部分圆环作为检测器来捕获漏掉的角度的照射时也考虑旋转检测器的方法。但是，即使实施这些方法，结果对整体扫描仪的灵敏度也是很严格的。在具有一面中所包含的所有γ射线与检测器产生相互作用的机会的圆筒中，当轴方向尺寸增大时，呈现对灵敏度或捕获照射的能力非常有利的效果。因此，最好的构造是能够检测所有γ射线的球体构造。当然，在对人体的适用中，球状构造不得不变得极大，因而造价极其昂贵。因此，在现实中，检测器的轴向长度可变的圆筒形状是最新的PET扫描仪的构造的基本。 
一旦知道PET扫描仪的整体形状，则另一问题是在γ射线路径上配置尽可能多的闪烁材料，以便能够使尽可能多的γ射线停止并转换为光。为了能够根据断层重建的原理重建放射性同位素的时空分布，需要决定检测出的各事件的能量(即产生的光量)、部位以及定时特征。大多最新的PET扫描仪由数千个独立晶体构成。这些晶体用模块的形状来配置，用于识别闪烁事件的位置。典型的结晶要素的截面大概是4mm×4mm。也可以用比其小或大的尺寸，截面也可以是除正方形以外的截面。结晶的长度或深度决定捕获γ射线的概率，但典型的是10～30mm的范围。检测器模块是扫描仪的主要构成部件。 
PET成像依赖于从高速且高亮度的闪烁晶体产生的γ射线向光的转换。可以在决定闪烁器中的相互作用位置且进行了独立事件的时间配对(pairing)后，重现湮灭过程的部位。进行这些行为需要非常高速的部件(检测器以及电子仪器)，也需要卓越的信噪比。如果使用高质量的电子仪器，则信噪比主要由参与检测过程的固有的泊松统计决定。如果检测更多的光子就能够提高信噪比，因此空间分辨率以及定时分辨率进一步提高。检测过程中的重大的光损即使凭借检测器的设计以及电子仪器的改进也无法补偿。捕集到的光整体的比例 (相对于在闪烁器中产生的量)是表示设计效率的适合的指标。想要使光的捕集量最大化的人不论是谁都要在使光传感器尽可能地接近闪烁晶体的同时避免反射以及其他边缘效果。如果进行这样的操作，则所做出的结果不可避免地形成晶体与传感器之间的距离较短的检测器的大阵列。 
如上所述，PET成像系统并不是单纯的计数器，除了检测闪烁事件的存在之外，还需要进行识别其检测部位。用于能够识别各相互作用的部位的最直接的设计，在概念上恐怕要使每个闪烁晶体具有独立的光电传感器以及数据收集信道。为了限制共用的光电传感器的物理尺寸、各数据收集信道所需的电力以及这些项目的相关成本，而以削减光电传感器数量以及电子仪器的信道数量为目的，通常采用一些多路复用。两个最普通的多路复用方式是光复用(光分配)、或模拟式电子复用(电阻性电荷分配网)。 
为了在空间上以及时间上适当地把握所有的事件，而进行了大量的研究。某一系列的追加校正是对成像系统所具有的若干非理想状态进行补偿。例如，灵敏度校正能够应对各个晶体的微小差异，增益校正能够补偿光电倍增管(PMT：Photomultiplier Tube)的若干固有增益差，复合系统矩阵(complex system matrix)存在可以填补环状检测器的晶体配置存在的较小的缝隙的情形。但是，这些非理想状态对成像系统带来的影响若与可产生的患者的运动的作用相比，均不太重要。 
患者的运动通过指示以及固定带，在某种程度上可以控制。但是，作为载置被检体的床板的被检体床板(patient pallet)的变形是扫描仪的设计中固有的。被检体床板的机械特性(例如，松懈、变形、弯曲等)只在过于严重的情况下会影响图像质量。例如，这些机械特性可能导致连续累积的各PET扫描之间、或PET/CT成像系统的CT扫描仪进行的扫描与PET扫描仪进行的扫描之间的垂直方向的位置偏移。被检体床板虽然典型的是实现将变形抑制到最小限度，但在绝大多数成像系统中还是能产生数mm(毫米)的位移。由于该位移而造成 扫描仪的图像质量偏离最佳质量，因此这一情况不能不考虑。 
因此，针对变形的影响可采取的一种处理方法是在被检体床板的设计阶段补偿所有的变形。但是，如果为了将被检体床板的变形抑制到最小限度而构建具有充分刚性的系统，则被检体床板的成本上升的同时复杂性也随之增加。此外，由于可能无法将所需的新机械部件装入，因此现有的机械未必适合再次配备再次设计的被检体床板。 
利用了图像的测量以及补偿是对变形影响的另一处理方法。例如，在CT成像中，推定被检体床板的变形量，因此在将所需的校正信息全部提供给成像系统时，可以使用图像本身。但是，在PET成像系统中，空间分辨率远远偏低，充其量为4～5mm。并且，空间分辨率降低为偏离PET扫描仪的中心。在能够识别被检体床板的构造处，空间分辨率可成为10mm的大小。由从轴偏离所放射出的放射线产生的这种逐渐恶化，起因于例如相互作用的视差以及深度。例如，从PET扫描仪的中心放射出的放射线能够与晶体的4×4mm表面相互作用。但是，在偏离中心的情况下，相同的放射线能够“确认”更大的晶体(例如长12mm的晶体的倾斜部分)。该空间分辨率用于按照PET扫描图像感应式来测量进行成像的PET区域的变形是极其困难的。并且，只要被检体床板的表面不附着放射线源，PET成像系统就无法识别被检体床板。 
在PET/CT成像系统中，理论上能够在CT成像空间内测量变形，并在PET成像空间内转用其变形。该PET成像空间典型地为20～100cm。在如上所述的转用中，需要诸多变量。例如患者的体重以及台面上患者的体重分布，该体重分布大幅变动的变量。然而，取得从CT扫描场向PET适当地转用变形值时所需的测量结果，很难与在PET的有效视野(FOV)内测量变形本身为同程度。 
图1为用于说明PET成像系统的被检体床板的弯曲带来的影响的例子的图。图1示出了被检体床板的变形对PET的矢状图像带来的影响的例子。为了进一步明白变形的影响，该图的弯曲(即被检体床板的变形)被进行夸张的表示。如图1所例示的那样，被检体床板的变形程度根据应成像的区域而各式各样。即，PET成像系统使床板(台面)从床上移动，然后在作为扫描区域的“床1”、“床2”以及“床3”上，进行例如PET的步进扫描(step and shoot scan)。此时，在组合了“床1”、“床2”以及“床3”的PET矢状(sagittal)图像的组合图像中，例如，在“床1”中，由于床板的移动距离长，因此床板以较大的弯曲角下降。并且，例如，在组合图像中，在“床3”中，由于床板的移动距离短，因此床板以较小的弯曲角而略微下降。即，“床1”、“床2”以及“床3”的PET图像各自对应的像素与实际的表示被检体同一部位的像素不同。
专利文献1：美国专利第7697738号说明书 
发明内容
本发明所要解决的课题在于提供一种能够补偿床板的变形的正电子放射断层摄影(PET)成像系统、方法以及核医学成像系统。 
本发明涉及的正电子放射断层摄影(PET)成像系统具备测量子系统、收集子系统、重建子系统。测量子系统基于传感器来检测载置被检体的床板亦即被检体床板的变形，并提供基于该检测出的变形的变形信息，所述传感器安装于所述被检体床板。收集子系统从上述测量子系统接收上述变形信息，从正电子放射断层摄影(PET)扫描仪接收与多个同时发生事件对应的PET测量数据，并将该接收到的变形信息以及PET测量数据传递至重建子系统。重建子系统具有使用上述接收到的变形信息以及PET测量数据重建PET扫描图像的处理器。根据上述构成的PET成像系统，能够补偿床板的变形。 
附图说明
图1为用于说明PET成像系统的被检体床板的弯曲带来的影响的例子的图。 
图2A为表示本发明涉及的PET成像系统的一个例子的图。 
图2B为表示本发明涉及的PET成像系统的另一例子的图。 
 图3A为构成本发明涉及的PET成像系统的主要部分的部件组的的 框图。 
图3B为本发明涉及的PET成像系统中包含的子系统的更详细的示意图。 
图4为本发明涉及的PET成像系统的计算单元的一个例子的框图 
图5为表示在本发明中执行的PET成像方法的各步骤的流程图。 
图6A为表示补偿被检体床板的变形的方法的一个例子的流程图 
图6B为表示与补偿被检体床板的变形的图6A的一个例子不同的方法的一个例子的流程图。 
图7A为表示在使具有布拉格干涉衍射光栅的光纤以及双芯前方时分多路复用(FTDM)光纤分别弯曲时对输出光信号带来的影响的例子的图(1)。 
图7B为表示在使具有布拉格干涉衍射光栅的光纤以及双芯前方时分多路复用(FTDM)光纤分别弯曲时对输出光信号带来的影响的例子的图(2)。 
附图符号说明：10…PET成像系统；12…构造体；14…PET扫描仪；16…CT扫描仪；18…被检体床板；20…光纤；50…测量子系统；52…收集子系统；54…重建子系统 
具体实施方式
以下，参照附图，详细说明正电子放射断层摄影(PET)成像系统的实施方式。 
(实施方式) 
本实施方式涉及一种以形成宛如在完全刚直的系统中收集到的那样的PET图像为目的，用于补偿PET成像系统的被检体床板的变形的系统以及方法。通过补偿被检体床板的变形的影响，能够提供一种不依赖患者的体重以及被检体床板上的体重分布的、高画质的PET扫描图像。并且，通过补偿变形，能够容易地使PET扫描图像与对应的 CT图像对位，以及形成成为绝对基准点而被参照的PET扫描图像。 
因此，在以下说明的实施方式中，包含使用能够按照每位患者来决定被检体床板的变形的系统以及该变形信息，来补偿PET图像的一系列的重建处理中的变形的方法的各说明。 
图2A为表示本发明涉及的PET成像系统的一个例子的图。图2A示出了PET成像系统10的一个实施方式。PET成像系统10具备搭载PET扫描仪14以及CT扫描仪16(任意选择)的构造体12。CT扫描仪16可任意选择，在PET成像系统10的其他实施方式中除外。PET成像系统10还具备被检体床板18、用于检测被检体床板18的变形的光纤20。通过使用光纤20，由此设置长度方向的测量系统并测量床板的变形。在一个实施方式中，将光纤20固定在被检体床板18的侧面。在其他实施方式中，将光纤20安装在被检体床板18的另一表面上，或装进被检体床板18中。光纤20只要避免与被检体表面以及被检体床板机构(例如滚轮、支撑体等)的干涉，则可以配置在被检体床板18上或被检体床板18的内部的哪个位置都可以。 
并且，在检测被检体床板18的变形时，可以使用一条或多条光纤20。或者，可以代替光纤20或附加于光纤20，使用激光、字符串或带有条形码的编码器的其他传感器中的一个或它们的组合。但是，使用其他传感器典型的是需要在与被检体床板的运动垂直的平面上进行测量。图2B示出了一个例子。在该图中，配设在被检体床板18的下方的激光器22被附加于光纤20。在该例子中，在PET扫描仪14与CT扫描仪16之间设有激光器22。但是，激光器的位置并不限定于该位置，也可以配置在构造体12的外部。并且，在其他实施方式中，激光器22被配置在被检体床板18的侧部(例如在与图2B的纸面垂直的方向上)或其上方的其他位置。另外，在图2A以及图2B中，示出了通过将被检体床板18从床装置送出从而向下方向(参照图中的方向425)下沉的情况。并且，在图2A以及图2B中，用虚线示出了被检体床板18无变形且水平地移动时的位置。另外，图2A以及图2B以水平方向图示固定于被检体床板18的侧面的光纤20，但实际上，被固 定于被检体床板18的光纤20由于被检体床板18变形，因而与被检体床板18同样弯曲。 
图3A是构成本发明涉及的PET成像系统10的主要部分的部件组的框图。PET成像系统10如图3A所示，具备测量子系统50、收集子系统52、重建子系统54、被检体床板18、PET扫描仪14、CT扫描仪16(任意选择)。测量子系统50检测载置被检体的床板亦即被检体床板18的变形，并提供基于该检测出的变形的变形信息。收集子系统52从测量子系统50接收变形信息，从PET扫描仪14接收与多个同时发生事件对应的PET测量数据，并将该接收到的变形信息以及PET测量数据传递到重建子系统54。重建子系统54具有处理器，该处理器使用接收到的变形信息以及PET测量数据，来重建PET扫描图像。 
图3B为本发明涉及的PET成像系统10中包含的子系统的更详细的示意图。如图3B所例示的那样，收集子系统52从PET扫描仪14、CT扫描仪16(任意选择)以及测量子系统50收集数据，并将其数据提供给重建子系统54。收集子系统52通过1个或多个有线式和/或无线式通信方法，进行数据的收集及提供。 
测量子系统50正确且实时地检测被检体床板18的变形。在本实施方式中，由一条或多条光纤20和至少一个测量单元332来形成测量子系统50，该测量单元332决定上述一条或多条光纤20输出的光照射的至少一个特性。上述至少一个测量单元332决定与被检体床板18的变形成比例的上述至少一个特性(例如光照射强度)，并将与上述至少一个特性相关的变形信息提供给收集子系统52所包含的数据收集单元324。比例的方式例如是单纯的、线性的、或基于模型的更复杂的方式。 
变形信息由收集子系统52在(相对于步进型床动作)分散的时间内或(相对于连续型床动作)以一定时间间隔取入。在本实施方式中，当收集子系统52从测量子系统50接收变形信息时，将接收到的变形信息和与例如床板的公称高度、床板向成像开口中的延伸、其他生理学信号(例如心电图)等相关的各环境信息中的一个或它们的组合一 起，提供给重建子系统54。或者，上述一个或组合的信息也可以单独地提供给重建子系统54。重建子系统54利用取入的变形信息，来推定被检体床板18的变形量的整体或其一部分。 
图3B表示的收集子系统52还具备从PET扫描仪14以及CT扫描仪16分别收集数据的数据收集单元320以及322，但这些数据收集单元无需包含在同一收集子系统内。例如，在其他实施方式中，数据收集单元324可以是其他子系统的一部分，也可以编入测量子系统50或重建子系统54中。在图3B所示的一个例子中，数据收集单元324从测量子系统50接收变形信息。并且，在图3B所示的一个例子中，数据收集单元320从PET扫描仪14接收与多个同时发生事件(即，因湮灭事件而大致同时发生的闪烁事件)对应的PET测量数据。并且，收集子系统52将接收到的变形信息以及PET测量数据传递至重建子系统54。 
在一个实施方式中，为了适应现有扫描仪的改造，测量床板变形的测量子系统50只限定于被检体床板18。实际摄像开口内的附加机构安装更为复杂，且可能与被检体18的运动本身或成像(若被配置在FOV内时)发生干涉。 
此外，在上述中，将测量子系统50提供的变形信息作为与至少一个决定的光照射特性相关的信息来论述，但在其他实施中，是将来自一条或多条光纤20的光照射本身作为变形信息提供给收集子系统52。此时，上述至少一个测量单元332从测量子系统50中被除外。并且在其他实施方式中，如图3B所例示的那样，测量子系统50具备：上述一条或多条光线20、上述至少一个测量单元332、根据上述至少一个决定的光照射特性来推定被检体床板18的实际变形的整体或一部分的计算单元330。在一个实施方式中，计算单元330使用变形表334推定实际的变形。在一个实施方式中，该表是在校正过程期间产生。对此，将在后面进行论述。在上述且其他实施方式中，测量子系统50将其推定的变形作为变形信息而提供给收集子系统52。 
公开的实施方式的测量子系统50还能够具备上述其他传感器中 的一个或它们的组合。或者，也可以使用上述其他传感器中的一个或它们的组合来置换上述一条或多条光纤20。此外，如前面所提及的那样，测量子系统50可以通过有线式和/或无线式通信方法来提供变形信息(例如，至少一个决定的光放射的特性)。此外，在其他实施方式中，变形信息不经由收集子系统52而是直接提供到重建子系统54。 
实现测量子系统50时所能够使用的一个系统，是利用布拉格干涉原理来检测被检体床板18的变形。在一个实施方式中，测量子系统50具备被固定在被检体床板18的边上的一条或多条光纤20。上述一条或多条光纤20可以在只产生在CT成像或PET成像中可忽视的程度的效果的状态下，配置在被检体床板18本身的上面。在实施方式的一个例子中，当被检体床板18发生变形时，上述一条或多条光纤20提供具有与变形量成比例的至少一个特性的光照射。上述光照射的上述至少一个特性用于决定被检体床板18的规定位置的变形量。例如，被检体床板18的一个位置或多个位置的规定位置的变形量，通过监视被送入到具有至少一个布拉格干涉衍射光栅(Bragg interference grating)的光纤内的光照射、与反射该光照射并通过同一光纤返回来的光照射之间的差来决定。在其他实施方式中，被检体床板18的规定位置的变形量根据从双芯(dual core)的FTDM(前方时分多路复用：Forward time division multiplexing)光纤的内侧和/或外侧芯输出的光照射强度的变化、从内侧的芯以及外侧的芯输出的光放射的到达时间差来来决定。 
例如，虽然使用了布拉格干涉的测量子系统50从一条或多条光纤20生成与变形成比例的信号，但认为已知的变形(或，例如使用激光器22在其他系统中测量出的变形)需要制作布拉格系统与变形之间的对应表(变形表334)的那样的校正阶段。接着，计算单元330在将变形表334保存于测量子系统50并报告给收集子系统52时，使用变形表334将上述信号转换为实际的变形(变形信息)。变形表可以自动生成，也可以手动生成，例如可以由厂商预先设定。并且，在收集子系统52报告被检体床板的高度或长度方向的位置变化的同时，需要 以将来自测量子系统50的变形信息添加于收集到的PET测量数据和/或CT测量数据的形式，预先设计收集子系统52。 
这样，测量子系统50根据在被检体床板18的规定位置中检测出的至少一个变形量，来推定被检体床板18的变形。举一个例子，测量子系统50从包含多个布拉格反射衍射光栅的一条光纤接收反射光，并根据从光纤接收到的反射波的波长，决定被检体床板18的纵方向(长度方向)的多个位置的变形量。或者，在其他的一个例子中，测量子系统50从各个包含一个布拉格反射衍射光栅的多条光纤接收反射光，并根据从多条光纤接收到的反射波的波长，决定被检体床板18的纵方向(长度方向)的多个位置的变形量。在此，为了根据波长等反射波的信息来推定实际的变形(变形信息)，测量子系统50从一条或多条光纤接收光，测量从一条或多条光纤分别接收到的光的、与被检体床板18的不同的变形量相关的至少一个特性。并且，测量子系统50生成表(变形表334)，该表规定从一条或多条光纤分别接收到的光的至少一个特性与被检体床板18的不同的变形量之间的对应关系。 
图2A是图解如何使用安装于被检体床板18的光纤20，根据布拉格干涉原理，在以不遮挡的方式保留被检体开口整体的状态下，是否能够评价被检体床板18的变形。图7A以及图7B为表示在使具有布拉格干涉衍射光栅的光纤以及双芯前方时分多路复用(FTMD)光纤分别弯曲时，对输出光信号带来的影响的例子的图。在图7A以及图7B中示出了在光纤弯曲时，对具有三个布拉格干涉衍射光栅的光纤与双芯FTDM光纤各自的输出光带来的影响的实例。 
例如，在图7A中，示出了在光纤弯曲时，输入光的波长的反射强度(实线)与输出光的波长的反射强度(虚线)之间的关系。在图7A所示的一个例子中，某弯曲示出了波长“λB”的输出光相对于输入光的反射强度的分布从波长“λB”的输入光的反射强度分布没有发生变化。并且，在图7A所示的一个例子中，某弯曲示出了波长“λA”的输出光相对于输入光的反射强度的分布的峰值比波长“λA”的输入光的反射强度分布的峰值增加了“ΔλA”。并且，在图7A所示的一个 例子中，某弯曲示出了波长“λC”的输出光相对于输入光的反射强度分布的峰值，比波长“λC”的输入光的反射强度分布的峰值减少了“ΔλC”。并且，例如在图7B中，示出了由光纤弯曲时产生的输出光的波长转换的电压值的时间变化曲线的一个例子。如图7B的一个例子所示的那样，在有弯曲时以及在没有弯曲时，电压值的时间变化曲线发生变化。 
图3B所例示的那样，重建子系统54具备电子存储装置304、接口306、显示器308以及计算单元302。电子存储装置304保存从PET扫描仪14、CT扫描仪16、测量子系统50取入的数据或计算单元302重建的PET扫描图像中的一个或它们的组合。对此，以后将进一步考察。并且，在重建子系统54推定被检体床板18的实际的变形时，变形表334被保存于电子存储装置304。接口306用于进行计算单元302的设定和/或控制，并且/或者对计算单元302再给予其他命令。并且，显示器308被用户用来操作PET成像系统10。图4为本发明涉及的PET成像系统的计算单元302的一个例子的框图。计算单元302具备主存储装置440、和/或对保存于ROM450的数据及命令进行处理的处理器480。处理器480还可以处理盘410或CD-ROM420中保存的信息。本例的处理器480可以为美国英特尔公司的Xeon处理器(注册商标)或美国AMD公司的Opteron处理器(注册商标)。只要是本领域技术人员都可以注意到处理器480为Pentium(注册商标)处理器、Core2Duo(注册商标)处理器以及类似这些的处理器。因此，与γ射线检测方法对应的命令能够保存于盘410、CD-ROM420、主存储装置、或ROM450中的任意一个。 
计算单元302还可以具备用于进行与互联网或个人网络的网络连接的、美国英特尔公司的IntelEthernet(注册商标)Pro网络接口卡等网络接口475。显示器控制部430可以为用于与显示器385连接的、美国英伟达公司的NVIDIA G-ForceGTX图形适配器(注册商标)。计算单元302还可以具备键盘295、指示器285、或麦克风、轨迹球、控制杆、触摸屏以及与类似这些的接口等其他通用接口306连接的I/O 接口490。 
盘控制部450将盘410与总线470互相连接。该盘可以为硬盘驱动器或闪存驱动器以及CD-ROM420或DVD驱动器。该总线可以为ISA、ESIA、VESA、PCI或同样的总线，将计算单元302的所有部件互相连接。计算单元302的部件组由于其特征已被公知，因此出于简洁的目的而省略对它们的所有特征以及功能的说明。当然，本发明也可以使用美国飞思卡尔公司的FreescaleColdFire、I.MX、ARM处理器(注册商标)的在该技术领域周知的其他处理器以及硬件销售商及型号。 
本例的计算单元302还可独立安装在FPGA、ASIC、微型控制器、PLD、或光盘等其他计算机可读介质上。此外，本例的计算单元302是PC等计算装置的硬件平台，处理器480可以为例如IntelPentium(注册商标)Processor或该技术领域周知的其他任意的处理器。保存于主存储装置440、ROM450、盘410、或CD-ROM420中的任一个的计算机可读命令可以作为与处理器480及MicrosoftVISTA(注册商标)、UNIX(注册商标)、Solaris(注册商标)、LINUX(注册商标)、AppleMAC-OS(注册商标)以及本领域技术人员周知的其他系统的操作系统一起执行的实用程序、后台程序或操作系统的构成要素或其组合来提供。 
主存储装置440和/或ROM450支持注册功能以及类似这些的计算单元302的功能。因此，ROM450虽然是PROM等只读存储器，但主存储装置440可以为随机存取存储器(RAM)、FLASH存储器、EEPROM存储器或类似这些的存储装置。由于主存储装置440以及ROM450已众所周知，因此出于简洁的目的，不进行过多的说明。 
作为计算单元302的例示的实施方式进行了图4的说明，但图4的部件组也能够用于实现对被检体床板18的变形进行推定的测量子系统50的计算单元330。 
图5为表示在本实施方式中执行的PET成像方法的各步骤的流程图。具体而言，图5为表示用于一边补偿被检体床板18的变形一边重建PET扫描图像的各步骤的流程图。在步骤510中，检测被检体床 板18的变形。被检体床板18的变形如上所述能够使用测量子系统50进行检测。在步骤520中，由测量子系统50，根据检测出的变形而生成变形信息(例如上述光照射、上述至少一个决定的照射特性、或上述推定变形)，并向收集子系统52提供变形信息。在一个实施方式中，其变形信息与被检体床板18的规定位置的至少一个变形量对应。在步骤530以及步骤540中，收集子系统52接收变形信息以及来自PET扫描仪14的PET测量数据。在一个实施方式中，收集子系统52将变形信息与向重建子系统54的数据流中与例如床(床板)的公称高度、床板向成像开口中的延伸、其他生理学信号(例如心电图)等相关的环境信息一起提供。其数据流还包括PET测量数据。由于包括环境信息，因此重建子系统54能够使用表现收集PET测量数据的环境的正确且“当时”的参数集来重建PET扫描图像。或者，也可以由测量子系统50将变形信息直接传递至重建子系统54。此外，在步骤550中，重建子系统54重建基于接收到的变形信息以及PET测量数据的PET扫描图像。 
以下，说明用于补偿被检体床板18的变形的方法的实施方式。由提供被检体床板控制部监视而通知的被检体床板18的水平方向的运动、以及被检体床板18中的与应成像的被检体的区域对应的部分的实际变形量的测量子系统50，来决定图2所示的PET成像系统10的完整的几何学形状。在决定了该关系后，由重建子系统54的计算单元302，使用以下两种方法中的一种，校正被检体床板18的所有变形。即，在第1方法中，如图6A所例示的那样，(1)对重建图像适用直线移动以及旋转移动的校正要素。或者，在第2方法中，如图6B所例示的那样，(2)进行图像空间的转换。这两种方法在技术上是等价的，但对于统计上的较小的不一致和/或算法上的优点，将它们作为单独的部分。 
具体而言，在第1方法中，在有变形的状态下重建PET扫描图像，并对其重建图像适用一定的转换。图6A为表示补偿被检体床板18的变形的方法的一个例子的流程图。如图6A的步骤610例示的那样， 计算单元302的处理器480按照检测出的被检体床板18的变形生成转换矩阵“T”。其次，在步骤620中，处理器480对不校正被检体床板18的变形而重建的、即伴随变形而重建的假定的重建PET扫描图像适用其转换矩阵，生成校正完的重建PET扫描图像。是表示与补偿被检体床板18的变形的图6A的一个例子不同的方法的一个例子的流程图。另一方面，如果使用第2方法时，则在图6B的步骤650中，处理器480按照检测出的被检体床板18的变形而生成转换矩阵“T”。接着，在步骤S660中，处理器480将在第1方法中使用的转换矩阵“T”的转置适用于重建PET扫描图像时所使用的重建空间(或扫描场)并生成校正完的重建空间。因此，重建数据已进入“正确”空间。在步骤670中，处理器480根据校正完的重建空间，生成校正完的重建的PET扫描图像。在上述转换中使用的转换矩阵典型的是在三个轴上都包含直线移动以及旋转移动。或者，理解为可忽视的位移量或旋转量被设定为零。 
以下，使用算式，对上述方法进行详细说明。PET测量数据的形成通常如以下算式(1)那样模型化。 
g＝Hf+b    …(1) 
在算式(1)中，“g”是具有M个检测器格(bin)的列向量亦即测量数据，“f”是具有N个体素的同列向量的放射图像(emission image)。“H”是“M×N”的要素的系统矩阵，是一定放射体素放射出的正电子被特定的检测器检测出的概率。系统矩阵“H”是表示检测概率的矩阵，该检测概率表示从集积在“某LOR”上的“某位置”的药品放射出的γ射线在“某投影方向”被检测出的概率，在PET成像系统10中是在物理上专门特定的要素。“b”是背景的起伏，是具有M个格的列向量，起因于随机的散射光子，考虑从随机散布推定法中得知 
在OSEM(Ordered Subset MLEM)法等用于重建PET图像的逐步近似法中，目标是使用上述模型找出与测量数据最匹配的推定值“f”。另外，上述重建图像“f”与“未校正”的被检体床板变形空间对 应。PET图像重建通常对在一个位置静止的床位置进行一次，因此“f”与步进型床动作中的一个床位置或属于连续型床运动的特定接口中的任一个对应。 
一种方法(第1方法)是在“校正完”的被检体床板变形空间内，为了取得放射图像“fcorr”，而通过以下算式(2)将未校正的重建图像进行转换。 
fcorr＝Tf    …(2) 
算式中，“T”是N×N的转换矩阵，具备：从测量子系统50(例如光纤测量子系统)得到的仿射转换、和位于体素栅格之间的转换坐标的再采样的双方。在该方法中，转换与单纯且刚性的直线移动以及旋转移动的矩阵对应。 
补偿被检体床板的变形的另一方法(第2方法)是如以下的算式(3)所示，在PET测量数据形成过程中将变形模型化。 
g＝HT-1fcorr+b    …(3) 
算式中，“T-1”是N×N的转换矩阵，将无变形的图像空间转换为有变形的图像空间(校正完的重建空间)。在此，如以下算式(4)以及算式(5)所示，可以将“T-1”与系统矩阵“H”组合，形成校正完系统矩阵“Hcorr”。 
Hcorr＝HT-1    …(4) 
g＝Hcorr fcorr+b    …(5) 
即，在第2方法中，使用利用算式(4)求得的校正完系统矩阵“Hcorr”，通过基于算式(5)的逐步近似法重建PET图像。因此，重建图像成为存在于无变形的图像空间之间。该方法对连续型床动作特别有用。 
其中，在存在图像帧的步进型收集法的情况下，使用哪种方法，实质上都是等价的。但是，在连续型床运动中，必须在图像重建前对到来的PET测量数据进行校正。因为实际的变形不断变化，因此需要在重建空间内继续进行调整。图像重建后进行校正则对连续型床运动无法适用。因为在多个时间点上，重建图像应包含不同量的变形。 
综上所述，计算单元302的处理器480根据检测出的变形而生成转换矩阵。并且，在进行第1方法时，处理器480生成对有变形而重建的假定的PET扫描图像适用转换矩阵而生成重建的PET扫描图像。或者，在进行第2方法时，处理器480对用于重建PET扫描图像的重建空间适用转换矩阵的转置而生成校正完的重建空间，并根据校正完的重建空间重建PET扫描图像。 
另外，在上述实施方式中说明的方法不仅可以适用于PET成像系统，还可以适用于发生床板变形，如PET图像那样，在重建图像上不映现床板的其他成像系统。具体而言，在上述实施方式中说明的方法也可以适用于单光子发射CT(SPECT：Single Photon Emission computed Tomography)成像系统。即，在上述实施方式中说明的方法可以适用于核医学成像系统。此时，测量子系统检测被检体床板的变形，并提供基于该检测出的变形的变形信息。并且，收集子系统从测量子系统接收变形信息，从扫描仪接收多个放射线测量数据，并将该接收到的变形信息以及放射线测量数据传递至重建子系统。重建子系统具有利用接收到的变形信息以及放射线测量数据，重建核医学图像的处理器。 
如上所述，根据本发明能够补偿床板的变形。 
针对本发明的几种实施方式进行了说明，但这些实施方式是作为例子而示出的，并不意图限定发明的范围。这些实施方式能够通过其他各种方式来实施，在不脱离发明的要旨的范围内，能够进行各种省略、置换、变更。这些实施方式或其变形与包含在发明范围或要旨中的一样，也包含在与权利要求书所记载的发明均等的范围内。 

Claims (17)

1.一种正电子放射断层摄影成像系统，其特征在于，包括：
测量子系统，其基于传感器来检测载置被检体的床板亦即被检体床板的变形，并提供基于该检测出的变形的变形信息，所述传感器安装于所述被检体床板；
收集子系统，其从上述测量子系统接收上述变形信息，从正电子放射断层摄影扫描仪接收与多个同时发生事件对应的正电子放射断层摄影测量数据，并将该接收到的变形信息以及正电子放射断层摄影测量数据传递至重建子系统，
上述重建子系统具有处理器，该处理器利用上述接收到的变形信息以及正电子放射断层摄影测量数据，来重建正电子放射断层摄影扫描图像。
2.根据权利要求1所述的正电子放射断层摄影成像系统，其特征在于：
上述测量子系统基于在上述被检体床板的规定位置检测出的至少一个变形量，来推定上述被检体床板的上述变形。
3.根据权利要求2所述的正电子放射断层摄影成像系统，其特征在于：
上述测量子系统从包含多个布拉格反射衍射光栅的一条光纤接收反射光，并基于从上述光纤接收到的反射波的波长，决定上述被检体床板的纵方向的多个位置的变形量。
4.根据权利要求2所述的正电子放射断层摄影成像系统，其特征在于：
上述测量子系统从分别包含一个布拉格反射衍射光栅的多条光纤接收反射光，并基于从上述多条光纤接收到的反射波的波长，决定上述被检体床板的纵方向的多个位置的变形量。
5.根据权利要求2所述的正电子放射断层摄影成像系统，其特征在于：
上述测量子系统从一条光纤或多条光纤接收光，并测量分别从上述一条光纤或多条光纤接收到的光的与上述被检体床板的不同的变形量相关的至少一个特性，生成规定分别从上述一条光纤或多条光纤接收到的上述光的至少一个特性与上述被检体床板的上述不同的变形量之间的对应关系的表。
6.根据权利要求1所述的正电子放射断层摄影成像系统，其特征在于：
上述处理器根据上述检测出的变形生成转换矩阵。
7.根据权利要求6所述的正电子放射断层摄影成像系统，其特征在于：
上述处理器对具有上述变形而重建的假定的正电子放射断层摄影扫描图像适用上述转换矩阵而生成上述重建的上述正电子放射断层摄影扫描图像。
8.根据权利要求6所述的正电子放射断层摄影成像系统，其特征在于：
上述处理器对用于重建上述正电子放射断层摄影扫描图像的重建空间适用上述转换矩阵的转置而生成校正完的重建空间，并基于上述校正完的重建空间来重建上述正电子放射断层摄影扫描图像。
9.一种正电子放射断层摄影成像方法，是正电子放射断层摄影成像系统进行的用于重建正电子放射断层摄影扫描图像的方法，其特征在于，包括以下步骤：
检测步骤，测量子系统基于传感器来检测载置被检体的床板亦即被检体床板的变形，所述传感器安装于所述被检体床板；
提供步骤，上述测量子系统基于由上述检测步骤检测出的变形来提供变形信息；
接收步骤，收集子系统从上述测量子系统接收上述变形信息，从正电子放射断层摄影扫描仪接收与多个同时发生事件对应的正电子放射断层摄影测量数据；
重建步骤，重建子系统具有的处理器利用由上述接收步骤接收到的变形信息以及正电子放射断层摄影测量数据，来重建正电子放射断层摄影扫描图像。
10.根据权利要求9所述的正电子放射断层摄影成像方法，其特征在于：
上述检测步骤基于在上述被检体床板的规定位置检测出的至少一个变形量，来推定上述被检体床板的上述变形。
11.根据权利要求10所述的正电子放射断层摄影成像方法，其特征在于：
上述检测步骤
从包含1个或多个布拉格反射衍射光栅的光纤接收反射光，
基于从上述光纤接收到的反射波的波长，决定上述被检体床板的纵方向的多个位置的变形量。
12.根据权利要求10所述的正电子放射断层摄影成像方法，其特征在于：
上述检测步骤
分别从包含1个布拉格反射衍射光栅的多条光纤接收反射光，
基于从上述多条光纤接收到的反射波的波长，决定上述被检体床板的纵方向的多个位置的变形量。
13.根据权利要求10所述的正电子放射断层摄影成像方法，其特征在于，还包括：
上述测量子系统
从一条光纤或多条光纤接收光，
测量分别从上述一条光纤或多条光纤接收到的光的与上述被检体床板的不同的变形量相关的至少一个特性，
生成规定分别从上述一条光纤或多条光纤接收到的上述光的至少一个特性与上述被检体床板的上述不同的变形量之间的对应关系的表。
14.根据权利要求9所述的正电子放射断层摄影成像方法，其特征在于：
上述重建步骤根据上述检测出的变形生成转换矩阵。
15.根据权利要求14所述的正电子放射断层摄影成像方法，其特征在于：
上述重建步骤对具有上述变形而重建的假定的正电子放射断层摄影扫描图像适用上述转换矩阵而生成上述重建的上述正电子放射断层摄影扫描图像。
16.根据权利要求14所述的正电子放射断层摄影成像方法，其特征在于：
上述重建步骤对用于重建上述正电子放射断层摄影扫描图像的重建空间适用上述转换矩阵的转置而生成校正完的重建空间，并基于上述校正完的重建空间来重建上述正电子放射断层摄影扫描图像。
17.一种核医学成像系统，其特征在于，包括：
测量子系统，其基于传感器来检测载置被检体的床板亦即被检体床板的变形，并提供基于该检测出的变形的变形信息，所述传感器安装于所述被检体床板；
收集子系统，其从上述测量子系统接收上述变形信息，从扫描仪接收多个放射线测量数据，并将该接收到的变形信息以及放射线测量数据传递至重建子系统，
上述重建子系统具有处理器，该处理器利用上述接收到的变形信息以及放射线测量数据，来重建核医学图像。
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Patentee after: Toshiba Medical System Co., Ltd.

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