CN105844599A - 一种图像重建的去噪声方法和装置 - Google Patents

Abstract

本申请提供一种图像重建的去噪声方法和装置，其中该方法用于对被扫描对象进行连续进床扫描模式中的图像重建的去噪声；该方法包括：根据获得的对应一个扫描位置的多个单光子计数分量，得到与所述扫描位置对应的虚拟晶体的单光子计数率，确定与所述扫描位置对应的响应线上的两个虚拟晶体、以及所述虚拟晶体在响应线上对应的各个实际晶体，根据所述两个虚拟晶体的单光子计数率、以及所述各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述响应线上的随机符合数据；根据各响应线上的随机符合数据在重建图像过程中去噪声。本申请提高了图像重建的质量。

Description

一种图像重建的去噪声方法和装置

技术领域

本申请涉及医疗设备技术，特别涉及一种图像重建的去噪声方法和装置。

背景技术

临床检查影像技术可以包括多种类型，其中一种技术即为在被扫描对象(例如，患者)的体内注入某种物质(一般是生物生命代谢中必须的物质，如：葡萄糖、蛋白质)，并在该物质上标记短寿命的放射性核素(如18F，11C等)，然后让被扫描对象躺在扫描床上，并在探测装置中接受扫描。在扫描过程中，注入对象中的放射性核素可以产生正电子湮灭事件，该事件可以产生γ光子，探测装置需要接收该γ光子并根据光子的接收信息(例如，接收时间、接收位置等)进行分析，以获得来自于同一正电子湮灭事件的光子，即为探测到符合事件，探测装置可以根据符合事件的信息重建出被扫描对象的体内图像，该图像可以反映生命代谢活动的情况，进而达到诊断被扫描对象的目的。由于探测装置的分析难免存在误差，图像重建所依据的信息也可能包括噪声信息，比如，将非符合事件确定为符合事件，从而影响图像重建的质量。

发明内容

为解决现有存在的技术问题，本申请期望提供一种图像重建的去噪声方法和装置，以提高图像重建的质量。

具体地，本申请是通过如下技术方案实现的：

第一方面，提供一种图像重建的去噪声方法，所述方法用于对被扫描对象进行连续进床扫描模式中的图像重建的去噪声；所述方法包括：

获得对应一个扫描位置的多个单光子计数分量，根据所述多个单光子计数分量，得到与所述扫描位置对应的虚拟晶体的单光子计数率，其中，一个单光子计数分量是所述扫描位置运动到对应的一个实际晶体时，所述实际晶体接收到的单光子计数，且所述实际晶体与所述虚拟晶体在对应所述扫描位置时与扫描位置的相对位置关系相同；

确定与所述扫描位置对应的响应线上的两个虚拟晶体、以及所述虚拟晶体在响应线上对应的各个实际晶体，根据所述两个虚拟晶体的单光子计数率、以及所述各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述响应线上的随机符合数据；

根据各响应线上的随机符合数据在重建图像过程中去噪声。

第二方面，提供一种图像重建的去噪声装置，所述装置用于对被扫描对象进行连续进床扫描模式中的图像重建的去噪声；所述装置包括：

计数率确定模块，用于获得对应一个扫描位置的多个单光子计数分量，根据所述多个单光子计数分量，得到与所述扫描位置对应的虚拟晶体的单光子计数率，其中，一个单光子计数分量是所述扫描位置运动到对应的一个实际晶体时，所述实际晶体接收到的单光子计数，且所述实际晶体与所述虚拟晶体在对应所述扫描位置时与扫描位置的相对位置关系相同；

随机数据确定模块，用于确定与所述扫描位置对应的响应线上的两个虚拟晶体、以及所述虚拟晶体对应的各个实际晶体，根据所述两个虚拟晶体的单光子计数率、以及所述各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述响应线上的随机符合数据；

去噪处理模块，用于根据各响应线上的随机符合数据在重建图像过程中去噪声。

本申请提供的图像重建的去噪声方法和装置的有益效果：通过根据实际晶体得到的单光子计数得到虚拟晶体的单光子计数率，并根据虚拟晶体的单光子计数率获得响应线上的随机符合数据，可以在图像重建时将响应线上的随机符合数据去除，实现了去噪声的效果，从而使得参与图像重建的数据更加准确，图像重建的质量得到提高。

附图说明

图1是本申请一示例性实施例示出的一种PET连续进床扫描场景示意图；

图2是本申请一示例性实施例示出的一种PET系统的立体示意图；

图3是本申请一示例性实施例示出的一种虚拟PET系统的示意图；

图4是本申请一示例性实施例示出的一种晶体环的示意图；

图5是本申请一示例性实施例示出的一种单光子累加示意图；

图6是本申请一示例性实施例示出的一种扫描过程示意图；

图7是本申请一示例性实施例示出的一种响应线扫描时间示意图；

图8是本申请一示例性实施例示出的一种响应线扫描晶体示意图；

图9是本申请一示例性实施例示出的一种图像重建的去噪声方法流程图；

图10是本申请一示例性实施例示出的一种扫描场景示意图；

图11是本申请一示例性实施例示出的一种图像重建设备的结构图；

图12是本申请一示例性实施例示出的一种图像重建的去噪声装置的结构示意图；

图13是本申请一示例性实施例示出的另一种图像重建的去噪声装置的结构示意图。

具体实施方式

这里将详细地对示例性实施例进行说明，其示例表示在附图中。下面的描述涉及附图时，除非另有表示，不同附图中的相同数字表示相同或相似的要素。以下示例性实施例中所描述的实施方式并不代表与本申请相一致的所有实施方式。相反，它们仅是与如所附权利要求书中所详述的、本申请的一些方面相一致的装置和方法的例子。

本申请实施例提供了一种图像重建的去噪声方法，该方法可以应用于根据被扫描对象的扫描信息进行图像重建时的去噪，如下以正电子发射型计算机断层显像(PositronEmission Computed Tomography，简称：PET)为例，来描述该方法，可以理解的是，该方法可以应用于其他扫描方式。PET的扫描方式包括分床位扫描以及连续进床扫描，其中，分床位扫描方式是患者躺在PET扫描床上，床运动到某一位置，进行一段时间的扫描，完成后床运动到下一个位置再进行一段时间的扫描。连续进床扫描方式是，患者躺在PET扫描床上，扫描床按照一个固定的速率运动，PET系统则进行持续扫描。

其中，在连续进床扫描模式下的PET中，PET扫描获得的扫描数据在用于PET图像重建时，需要计算出这部分扫描数据中包含的噪声数据，以使得参与图像重建的数据更加准确。而随机符合数据是噪声数据的其中一种，在传统的分床扫描方式中，一条响应线(Lineof Response，简称：LOR)上的随机符合数据可以根据该响应线对应位置的晶体的单光子计数率来估计，但是在连续进床扫描方式中，一条响应线对应位置的晶体的单光子计数包括了对应被扫描对象的多个不同部位的单光子计数的叠加，而不是被扫描对象的固定部位的单光子计数，此时传统的随机符合数据计算方法将不再适用，因此，连续进床扫描方式下的随机符合数据计算较为困难。在本申请实施例的方法中，将提供一种这种连续进床扫描模式下的PET随机符合数据的计算方式，这样在图像重建时去除这部分随机符合数据，将使得参与重建的数据更加准确，进而也提高了图像重建的质量。

例如，参见图1所示，该图1示例了一个被扫描对象(例如，患者)在PET系统中执行连续进床扫描的场景示意图，图中的箭头所示为被扫描对象的进床方向(例如，患者躺在扫描床上，扫描床沿该箭头方向移动)，可以是按照一个固定的速率运动。

图1所示的PET系统，其实是该PET系统的一个截面，该PET系统可以包括很多探测环，可以参见图2，该图2所示是PET系统的立体示意图，其中示例了四个Block(探测器模块)环21(实际的Block环数量会更多)，每个Block环由多个Block22拼装而成，每个Block22包括若干晶体23。其中，多个探测环构成一个内部空间24，被扫描对象就位于该内部空间24中，在这个内部空间发生的正电子湮灭事件所产生的单光子即γ光子可以被探测环中的晶体23接收到。图1所示的PET系统例如可以是按照图2中的虚箭头所示的方向剖面得到，并且由图2可以看到，可以将PET系统理解为包括很多的晶体环，该晶体环可以是沿着探测环21相同的方向的一个环状的晶体串，其中可以包括很多单个的晶体，比如一环100个晶体。

本申请实施例为了计算这种连续进床扫描模式下的随机符合数据，虚拟了一个PET系统，可以参见图3，该虚拟的PET系统10包括很多的虚拟晶体，例如，虚拟晶体11的大小可以认为与普通的PET系统的晶体一致，该虚拟的PET系统10也包括很多探测环，形式上与图2所示的实际的PET系统是相同的，图3也是该虚拟的PET系统的一个剖面图；区别的地方在于，虚拟的PET系统10比实际的PET系统要大，主要是探测环的数量会增加(比如，实际PET系统包括20个探测环，虚拟PET系统包括40个探测环，数量仅是示例)。比如，由图1可以看到，实际PET系统在进床方向(该方向后续可以称为Z轴)上的长度通常比被扫描对象的长度要小，而由图3可以看到，虚拟的PET系统在Z轴方向上的长度要比被扫描对象的长度大，这样才可以通过该虚拟的PET系统10，将连续进床扫描虚拟成被扫描对象在PET系统中固定扫描的模式(类似于分床扫描模式)，使得被扫描对象在PET系统中固定不动就可以得到全身各个部位的扫描。

此外，图3所示的虚拟的PET系统10，还有一个特点是，其中的每一个虚拟晶体都固定对应被扫描对象的其中一个扫描位置。比如，图3中所示的虚拟晶体11对应被扫描对象的扫描位置13，由于虚拟晶体11的长度可以认为与普通的PET系统的晶体一致，所以与一个虚拟晶体对应的扫描位置也可以认为是一个晶体的长度，比如，假设x是被扫描对象上的一个点位置，(x-δ,x+δ]的范围可以认为是上述扫描位置13，其中，δ为晶体大小的一半。对于扫描位置15，可以是与虚拟晶体14对应，可以看到，每一个虚拟晶体与被扫描对象12的一个扫描位置对应。

上述的每一个虚拟晶体与一个扫描位置对应，其中的“对应”可以这样理解：假设被扫描对象12在虚拟的PET系统10中固定不动的扫描，被扫描对象的上述扫描位置13与虚拟晶体11在位置上正对，类似于传统的分床扫描模式中的扫描床固定不动时的晶体与扫描位置的一一对应。

此外，如前面提到的，图3只是示意了虚拟的PET系统的一个剖面，其实该虚拟的PET系统也是一个环形的探测装置，类似于图2所示的立体系统，当被扫描对象放置于虚拟的PET系统的内部空间时，对应某一个位置的虚拟晶体的数量很多，其实是一个晶体环。可以参见图4的示例，以扫描位置13为例，虚拟晶体11、虚拟晶体41、虚拟晶体42等一个环的很多晶体都是与该扫描位置对应的虚拟晶体，也就是说，与某个扫描位置的对应的虚拟晶体是一个环的多个虚拟晶体，这些虚拟晶体只是相对于扫描位置的角度不同。可以想象，当患者躺在扫描床上，位于图2所示的内部空间24中时，其实就是位于一个环状探测装置的内部，患者的任一个位置都对应着一个环的晶体。

经过上述描述可以看到，该虚拟的PET系统10，即为虚拟成一个类似于分床扫描模式时的PET系统，尽管被扫描对象12在PET系统中以连续进床模式进行的扫描，实际上扫描床是不断运动的，但通过该PET系统10假想成一个相当于扫描床不动时扫描的系统，相当于将被扫描对象12放置在图3的虚拟的PET系统10中进行固定不动的扫描，虚拟的PET系统10中的各个虚拟晶体固定对应被扫描对象的其中一个扫描位置。

如果要利用图3所示的该虚拟的PET系统10计算响应线上的随机符合数据，那么需要计算该响应线上的两个虚拟晶体的单光子计数率，并且获得这两个虚拟晶体在响应线上对应的各个实际晶体的晶体接收效率，根据上述的单光子计数率和晶体接收效率就可以得到响应线上的随机符合数据。

如下提供一种计算虚拟晶体的单光子计数率的例子，并将描述如何根据该单光子计数率计算得到响应线上的随机符合数据，具体实施中并不局限于下面列举的计算方式。其中，在计算虚拟晶体的单光子计数率之前，需要统计该系统中的每一个虚拟晶体在被扫描对象的扫描过程中所获取到的单光子计数，该单光子计数即在整个扫描过程中该虚拟晶体接收到的单光子(即正电子湮灭事件中产生的γ光子)的数量。

虚拟晶体的单光子计数的计算：

首先，每一个虚拟晶体的单光子计数都是实际的PET系统中的多个实际晶体的单光子计数的累加，具体是将哪些实际晶体接收到的哪部分单光子计数，统计到与这些实际晶体对应的某个虚拟晶体，可以结合图5来说明。

如图5所示，仍以被扫描对象12的其中一个扫描位置为例，比如，以扫描位置13为例，该扫描位置13对应的是虚拟晶体11。在连续进床扫描模式中，被扫描对象将随着扫描床一起移动，而被扫描对象上的扫描位置13也将随之一起移动，图5中示出了扫描位置13被扫描过程的两个端点，从13-1的位置开始接受扫描，并沿着箭头51的方向(这也是扫描床的进床方向)随被扫描对象一起运动，直至运动到13-2的位置停止接受扫描(比如，可以是移出了PET系统)。图5中还示出了这两个端点位置所对应的晶体环，其中的虚线52表示这两个晶体环之间是连续的，还有很多晶体环，可以想象，这是一个立体的实际的PET系统，只是在图5中仅示出了该系统两个端侧的两个晶体环。在后续的描述中，将实际PET系统中的晶体称为“实际晶体”(该“实际晶体”是用于与“虚拟晶体”的名称进行区别)。

请继续参见图5，实际晶体53、实际晶体54、实际晶体55直至实际晶体58(图5仅示例了一部分实际晶体，实际数量更多)，组成了一个“晶体串”，该晶体串的方向与箭头51所示的行进方向平行，并且，在扫描位置13从13-1的位置到13-2的位置这个过程的扫描中，上述晶体串中的每一个实际晶体都会有一个与扫描位置13“对应”的时间。比如，扫描位置13位于图5所示的最左端的晶体环中时，实际晶体53处于与扫描位置13“对应”的位置，当扫描位置13位于图5所示的最右端的晶体环中时，实际晶体58处于与扫描位置13“对应”的位置，中间的各个晶体比如实际晶体54、实际晶体55等都会有一个与扫描位置13“对应”的位置。

图6示例了某一个实际晶体与扫描位置13位置对应的运动过程示意图，请结合图6所示，以实际PET系统的其中一个实际晶体55为例，图6示意了连续进床扫描过程中的五个时刻，分别为T1、T2、T3、T4和T5，从T1至T5的顺序，被扫描对象12沿着箭头所示的进床方向在移动，可以是按照一定的速率匀速进床。其中，实际晶体55的位置固定，并且，随着上述被扫描对象12的进床移动，实际晶体55的中心线S所对应的被扫描对象12上的位置也在不断移动。其中，在T3时刻，扫描位置13的左侧“x-δ”(x是扫描位置13的中心线，δ是实际晶体长度的一半)到达实际晶体55的中心线S，在T4时刻，扫描位置13的右侧“x+δ”到达实际晶体55的中心线S，在T3至T4的时间段内，可以认为扫描位置13与实际晶体55对应。

按照上述的原理，被扫描对象12在连续进床的过程中，对于图5中所示的实际晶体53至实际晶体58之间的这个晶体串来说，每个实际晶体都会有一个类似图6所示的对应扫描位置13的时间段，在该时间段内该实际晶体接收到的单光子数即属于扫描位置13对应的虚拟晶体11接收的单光子计数的一部分。即，可以将实际晶体53至实际晶体58之间的这个晶体串中的每个实际晶体在对应扫描位置13时接收到的光子数累加，得到图4中所示的对应扫描位置13的虚拟晶体11的单光子计数。其中，虚拟晶体11与上述的晶体串的关系，由图4和图5可以看到，如果假设扫描位置13处于晶体环的环心，那么，虚拟晶体11与上述晶体串中的每个实际晶体在这个晶体环中的位置是相同的，即实际晶体与所述虚拟晶体在对应所述扫描位置时与扫描位置的相对位置关系相同(如果以晶体环360度来看，两者在环上的角度位置相同)。

同理，在图5中，另一个晶体串，包括实际晶体60、实际晶体61、实际晶体62直至实际晶体64的晶体串，将这些实际晶体在对应扫描位置13时接收到的单光子数，可以均累加到图4所示的虚拟晶体42中。其他虚拟晶体的单光子计数的获得不再详述，原理与上述相同，都是由与该虚拟晶体位于相同位置的一个晶体串的各个实际晶体的单光子数的累加。如果将一个实际晶体在对应某个扫描位置时接收到的单光子计数称为一个单光子计数分量，那么实际PET系统的一个晶体串的多个实际晶体将获取到对应该扫描位置的多个单光子计数分量，将这些单光子计数分量叠加即得到对应该扫描位置的虚拟晶体的单光子计数。

通过上述的方法，可以对虚拟的PET系统中的每个虚拟晶体，得到该虚拟晶体在扫描过程中的单光子计数，即对于某一个虚拟晶体来说，确定该虚拟晶体对应的被扫描对象的扫描位置，还确定该虚拟晶体所对应的实际PET系统中的某个晶体串，将该扫描位置在整个扫描过程中与上述晶体串中的各个实际晶体对应时的单光子计数累加到虚拟晶体中。由于该方法能够将固定对应某个扫描位置的虚拟晶体的单光子计数得到，相当于将从连续进床扫描模式下晶体获得的单光子计数中，分离出对应各个扫描位置时的单光子计数，后续可以据此更准确的计算连续进床扫描模式下的随机符合数据。

在一个例子中，为了实现上述的将实际晶体得到的单光子计数向对应的虚拟晶体的累加，可以按照如下方式处理：PET系统中的实际晶体在接收到γ光子以后，可以将该γ光子的接收信息传输至后端的数据处理系统，该接收信息中可以包括γ光子的接收时间，数据处理系统可以根据被扫描对象的进床运动信息以及该接收时间，确定所述的γ光子对应的被扫描对象的扫描位置，并将该光子的计数累加到对应上述扫描位置的虚拟晶体中。

例如，被扫描对象的进床运动信息可以包括被扫描对象的初始位置信息和被扫描对象的连续进床速度。比如，扫描开始时被扫描对象中的某个扫描位置对应的是实际晶体C1，被扫描对象的连续进床速度是每秒钟s1的距离，那么根据γ光子的接收时间以及上述连续进床速度，就可以知道在所述“接收时间”的时刻实际晶体C1对应的被扫描对象中的扫描位置。

经过上述的描述，可以构造了一个虚拟的PET系统10，并且将连续进床扫描模式下的扫描过程，可以虚拟为被扫描对象在该虚拟的PET系统10中固定扫描一段时间的扫描过程，而且还通过上述的方法描述，获得了该扫描过程中虚拟的PET系统10中的各个虚拟晶体所获得的单光子计数。如下描述如何根据虚拟晶体的单光子计数，计算某条响应线上的随机符合数据。

响应线上的随机符合数据＝响应线的随机符合计数率*扫描时间

假设某条响应线对应虚拟的PET系统中的虚拟晶体i和j，在上述公式中，随机符合计数率即该条虚拟晶体i和j对应的响应线上单位时间内得到的随机符合数据，而扫描时间是这条响应线在实际PET系统中的扫描时间，可以称为响应线的扫描时间。

例如，可以结合图7来说明上述“响应线的扫描时间”，在图7中，虚拟的PET系统中的与被扫描对象中的某个扫描位置x对应的响应线Y，该响应线Y在实际的PET系统中由开始扫描到结束扫描的时间段，即图7中的被扫描对象由时间Ts运动至时间Te的时间段。

响应线的随机符合计数率的计算：

对于虚拟晶体i和j对应的响应线上的随机符合计数率的计算，可以按照如下方式：对于每个虚拟晶体，根据虚拟晶体的单光子计数率，以及向所述虚拟晶体累加单光子计数分量的各个实际晶体的晶体接收效率，得到发射到所述虚拟晶体的单光子计数率；根据响应线上的两个虚拟晶体各自的发射到所述虚拟晶体的单光子计数率，以及所述虚拟晶体在响应线上对应的各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述响应线的随机符合计数率。

如下的公式(1)，即为虚拟晶体i和j对应的响应线的随机符合计数率的计算公式，下面将说明对于该公式的推导过程以及该公式的含义，以对上面提到的响应线上的随机符合计数率的计算方法进行说明。

$r_{ij}=\frac{2\mathrm{\τ}}{m}(n_{{\mathrm{ik}}_1}{\stackrel{\‾}{s}}_i{n}_{{\mathrm{jl}}_1}{\stackrel{\‾}{s}}_j+n_{{\mathrm{ik}}_2}{\stackrel{\‾}{s}}_i{n}_{{\mathrm{jl}}_2}{\stackrel{\‾}{s}}_j+...+n_{{\mathrm{ik}}_m}{\stackrel{\‾}{s}}_i{n}_{{\mathrm{jl}}_m}{\stackrel{\‾}{s}}_j)=\frac{2\mathrm{\τ}}{m}(n_{{\mathrm{ik}}_1}{n}_{{\mathrm{jl}}_1}+n_{{\mathrm{ik}}_2}{n}_{{\mathrm{jl}}_2}+...+n_{{\mathrm{ik}}_m}{n}_{{\mathrm{jl}}_m}){\stackrel{\‾}{s}}_i{\stackrel{\‾}{s}}_j......\·\·\left(1\right)$

其中，在公式(1)中，响应线在图7所示的实际PET系统中扫描时，所经过的实际晶体的对数是m对，结合图8所示，图8中示例了响应线的扫描过程，实线的响应线表示该响应线的起始扫描点，两条虚线的响应线表示在扫描过程中的该响应线的两个位置，整个扫描过程经过了m对晶体对。比如，按照响应线的方向，实际晶体81和实际晶体82是一个晶体对，实际晶体83和实际晶体84是一个晶体对，等，共有m对晶体对。并且，上述响应线的扫描过程中经过的晶体对中的实际晶体，可以称为虚拟晶体在响应线上对应的各个实际晶体，比如，虚拟晶体i在响应线上对应的各个实际晶体包括实际晶体81、实际晶体83等。

在上面的公式(1)中，分别计算每一个晶体对对应的响应线的随机符合计数率，叠加后再除以m即为虚拟晶体i和j对应的响应线的随机符合计数率。以其中一个晶体对对应的随机符合计数率的计算为例，其他晶体对的随机符合计数率计算同理。比如，实际晶体81和实际晶体82这个晶体对的随机符合计数率可以为：

$2{\mathrm{\τn}}_{{\mathrm{ik}}_1}{\stackrel{\‾}{s}}_i{n}_{{\mathrm{jl}}_1}{\stackrel{\‾}{s}}_j......\·\·\left(2\right)$

其中，是虚拟的PET系统中，由被扫描对象发射到虚拟晶体i的单光子计数率，是虚拟的PET系统中由被扫描对象发射到虚拟晶体j的单光子计数率。为该实际晶体81的晶体接收效率，为该实际晶体82的晶体接收效率，2τ是符合时间窗。

对于一个晶体来说，发射到该晶体的单光子计数并不一定全部被识别到，比如，发射到晶体上10个单光子(数量仅是示例)，可能该晶体也就识别到8个，上面的实施例中提到的虚拟晶体的单光子计数，是指的识别到的单光子数量，并且通常实际晶体所接收到的单光子计数也是识别到的单光子数量。因此，在上面的公式(2)中，实际上是要使用晶体对中的实际晶体的识别到光子的单光子计数率，该“识别到的单光子计数率”等于“发射到的单光子计数率乘以晶体的接收效率”，比如，则为实际晶体82的识别到光子的单光子计数率。晶体接收效率定义如下，对单位时间内有N个单光子发射到晶体上，被识别到M个，则晶体接收效率为η＝M/N。

而也正是由于上述的“通常实际晶体所接收到的单光子计数也是识别到的单光子数量”，使得被扫描对象发射到实际晶体的单光子计数率统计比较困难，因此，可以将“发射到虚拟晶体的单光子计数率”(即发射到晶体上的光子)转换为“虚拟晶体的单光子计数率”(即晶体识别到的光子)，再求得各个实际晶体的晶体接收效率，则公式(1)就可以计算得到结果。

虚拟晶体的单光子计数率与发射到虚拟晶体的单光子计数率的转换：

以虚拟晶体i为例，在上面实施例中获得虚拟晶体上的单光子计数之后，除以虚拟晶体i对应的扫描位置在PET系统中的扫描时间(该扫描时间是所述的扫描位置在实际PET系统中经过的扫描时间，比如图5中的扫描位置13从13-1的位置扫描到13-2的位置的时间段)，得到该虚拟晶体i的单光子计数率s_i，该单光子计数率s_i是一个计数总数除以时间的简单平均值。假设在虚拟的PET系统中，被扫描对象发射到该虚拟晶体i的单光子计数率为那么两者有如下关系：

$s_i=\frac{1}{n}(n_{i1}{\stackrel{\‾}{s}}_i+n_{i2}{\stackrel{\‾}{s}}_i+...+n_{in}{\stackrel{\‾}{s}}_i)=\frac{1}{n}(n_{i1}+n_{i2}+...+n_{in}){\stackrel{\‾}{s}}_i......\·\·\left(3\right)$

其中，(n_i1,n_i2,…,n_in)表示与虚拟晶体i对应的实际的PET系统中的各个实际晶体(i1,i2,…,in)的晶体接收效率，这些实际晶体是图5中将单光子计数分量累加到该虚拟晶体i的晶体串中的各个实际晶体，这些实际晶体可以称为向虚拟晶体累加单光子计数分量的各个实际晶体。

将上述的s_i与的关系公式(3)代入公式(1)，可以得到：

$r_{ij}=\frac{n^2(n_{{\mathrm{ik}}_1}{n}_{{\mathrm{jl}}_1}+n_{{\mathrm{ik}}_2}{n}_{{\mathrm{jl}}_2}+...+n_{{\mathrm{ik}}_m}{n}_{{\mathrm{jl}}_m})}{m(n_{i1}+n_{i2}+...+n_{in})(n_{j1}+n_{j2}+...+n_{jn})}2{\mathrm{\τs}}_i{s}_j......\·\·\left(4\right)$

根据公式(4)，虚拟晶体i的单光子计数率s_i和虚拟晶体j的单光子计数率s_j可以根据之前得到的虚拟晶体的单光子计数除以扫描时间得到，只要再获得公式中的各个实际晶体的晶体接收效率即可计算得到r_ij。各个实际晶体的晶体接收效率可以按照如下方式获得：

在一个例子中，PET系统中的每个实际晶体的接收效率可以使用一个近似值，在PET系统中心放置一个圆柱型水模，药物活度保证PET系统内的剂量和扫描人体时接近，在床不动的情况下扫描模体，获得所有晶体的单光子计数，使用如下公式计算晶体的接收效率：

${\mathrm{\η}}_i=\frac{S_i}{\stackrel{\‾}{S}}$

其中i表示晶体号，S_i表示晶体i上的单光子计数率，表示所有晶体的单光子计数率的均值。

但是实际上，在不同的药物活度下，晶体的晶体接收效率也是不同的，为了更准确的计算晶体的晶体接收效率，在另一个例子中，可以分别获得不同剂量(不同剂量对应不同的药物活度)下的每个晶体的接收效率，并根据该不同剂量下的数据建立一个晶体上的单光子计数率与晶体接收效率的函数关系，以使得在得到实际晶体的单光子计数率后，就可以根据函数关系获得对应的晶体接收效率，而且该效率还是根据不同剂量的测试确定，较为准确。

例如，获得某一活度下PET系统中每个晶体的接收效率，在PET系统中心放置轴向长度超过PET轴长的一个圆柱型水模，药物剂量为D₀，在床不动的情况下扫描模体，发射到各晶体位置处的单光子计数率是相同的，获得所有晶体的单光子计数率，使用如下公式计算晶体接收效率：

${\mathrm{\η}}_i\left(S_i\right(0\left)\right)=S_i\left(0\right)/\stackrel{\‾}{S}\left(0\right)$

其中i表示晶体号，S_i(0)表示晶体i上的单光子计数率，表示所有晶体的单光子计数率的均值。

获得不同剂量下PET系统中每个晶体的接收效率，如上在PET系统中心放置一个圆柱型水模，药物剂量为D_t，在床不动的情况下扫描模体，获得所有晶体的单光子计数率,使用如下公式计算晶体接收效率：

${\mathrm{\η}}_i\left(S_i\right(t\left)\right)={\mathrm{\η}}_i\left(S_i\right(0\left)\right)\frac{S_i\left(t\right)/D_t}{S_i\left(0\right)/D_0}$

对不同的D_t做如上测试获得，获得η_i(S_i(t))

根据不同剂量测试结果建立函数关系η_i(S(t))，该函数关系用于表示晶体上的单光子计数率S(t)与晶体接收效率之间的关系，使得只要知道晶体上单光子计数率S(t)，即可获得相应的晶体接收效率η_i(S(t))。

可以按照上述的方法，计算实际PET系统中的其中一个实际晶体的晶体接收效率。此外，当计算出一个晶体的晶体接收效率后，可以很方便快捷的获取的PET系统中的其他晶体的晶体接收效率，具体的，在临床活度范围内，不同的活度下每个晶体的单光子计数率不同，而且随活度增大所有晶体的单光子计数率都是增大。但是在一个固定剂量D_t下，不同晶体之间的单光子计数率S_i(t)之间的比例关系也是固定的，因此只要知道一个晶体上的单光子计数率就可以获得所有晶体上的单光子计数率，知道几个晶体上的单光子计数率均值也可以获得所有晶体上的单光子计数率。即只要知道一个晶体上的单光子计数率或几个晶体上的单光子计数率均值，即可获得所有晶体上的单光子计数率，再根据上述的函数关系，可以得到对应的晶体的晶体接收效率。

由上述描述，本申请实施例的图像重建的去噪声方法，可以包括图9中所示的如下处理步骤，下面的描述不限制各步骤之间的执行顺序：

在步骤901中，获得对应一个扫描位置的多个单光子计数分量，根据所述多个单光子计数分量，得到与所述扫描位置对应的虚拟晶体的单光子计数率。

其中，虚拟晶体固定对应被扫描对象的某个扫描位置，并且向该虚拟晶体中累加单光子计数的各个实际晶体，在对应所述扫描位置时，实际晶体和虚拟晶体与扫描位置的相对位置关系相同，且每一个实际晶体累加的计数是该扫描位置运动到对应该晶体时得到，可以称为一个单光子计数分量。

本步骤，可以将对应被扫描对象的其中一个扫描位置的多个单光子计数分量，累加到与该扫描位置对应的虚拟晶体中，得到该虚拟晶体的单光子计数。然后，可以根据得到的虚拟晶体的单光子计数，以及所述的扫描位置的扫描时间，计算虚拟晶体的单光子计数率。

在步骤902中，当计算某条响应线上的随机符合数据时，可以确定该响应线上的两个虚拟晶体以及该虚拟晶体在响应线上对应的各个实际晶体，并根据虚拟晶体的单光子计数率、以及该虚拟晶体对应的各个实际晶体的晶体接收效率，得到该响应线的随机符合计数率。

其中，响应线的随机符合计数率的公式在前述的方法实施例中已经说明。例如，可以根据响应线上的两个虚拟晶体的单光子计数率、以及各个实际晶体的晶体接收效率，计算该响应线的随机符合计数率；然后将该响应线的随机符合计数率乘以响应线的扫描时间，即得到响应线的随机符合数据。此外，可以预先将实际PET系统中的各个实际晶体的晶体接收效率预先计算得到。

在步骤903中，根据各响应线上的随机符合数据在重建图像过程中去噪声。例如，可以在图像重建的数据中，对于每条响应线都去除上述过程计算得到的该响应线上的随机符合数据，从而使得图像重建的数据更加准确。

该方法的应用，可以在连续进床扫描模式下计算响应线上的随机符合数据，使得在连续进床扫描的图像重建中可以将响应线上的随机符合数据去除，从而去除掉该响应线上的一部分噪声数据，参与图像重建的数据将更加准确，重建得到的图像质量也更高；并且该方法在计算响应线的随机符合计数率时，考虑了不同实际晶体的晶体接收效率的差异，使得该随机符合计数率的计算更加准确。

图10示例了一个对被扫描对象进行扫描的应用场景，例如，可以是通过PET扫描方式对被扫描对象进行扫描。工作人员1001可以通过控制台1002操作PET系统的探测装置(该装置包括晶体)1003对扫描床1004上的被扫描对象比如患者1005进行连续进床扫描。

在扫描过程中，探测装置1003中的各个实际晶体可以将接收到的单光子计数传送到后端的处理设备1006，该处理设备1006可以是用于对探测装置接收到的数据进行处理并进行图像重建的设备。该处理设备1006就可以执行上面方法实施例中描述的图像重建的去噪声方法。

比如，处理设备1006中可以预先存储了PET系统的各个实际晶体的晶体接收效率。该处理设备1006可以根据接收到的实际晶体的单光子计数确定这些计数对应的是患者1005的哪个扫描位置，并将该计数累加到该扫描位置对应的虚拟晶体中；比如，处理设备1006还可以计算虚拟晶体的单光子计数率，并根据预先存储的实际晶体的晶体接收效率计算响应线的随机符合数据。然后在图像重建时，处理设备1006可以在响应线的数据中去除掉这部分随机符合数据，实现了去除一部分噪声的效果，也使得参与图像重建的数据更加准确，图像重建的质量更高。

本申请实施例还提供了一种图像重建的去噪声装置，该装置可以应用于图像重建设备，图11是根据一示例性实施例示出的一种图像重建设备1100的框图。例如，该图像重建设备1100可以是图10中所示的处理设备1006。

参照图11，图像重建设备1100可以包括处理组件1101，其进一步包括一个或多个处理器，以及由存储器1102所代表的存储器资源，用于存储可由处理组件1101执行的指令，例如应用程序。存储器1102中存储的应用程序可以包括一个或一个以上的每一个对应于一组指令的模块。本申请的实施例中，图像重建的去噪声装置可以位于所述的存储器1102中，并且处理组件1101可以通过该图像重建的去噪声装置执行本申请实施例的图像重建的去噪声方法，以对被扫描对象进行连续进床扫描模式时的图像重建去噪声。

图像重建设备1100还可以包括一个电源组件1103，该电源组件1103被配置为执行图像重建设备1100的电源管理。一个有线或无线网络接口1104被配置为将图像重建设备1100连接到网络，以及一个输入输出(I/O)接口1105。

本申请实施例的图像重建的去噪声装置，可以从逻辑上划分为多个模块，比如参见图12所示，该装置可以包括：计数率确定模块1201、随机数据确定模块1202和去噪处理模块1203。

计数率确定模块1201，用于获得对应一个扫描位置的多个单光子计数分量，根据所述多个单光子计数分量，得到与所述扫描位置对应的虚拟晶体的单光子计数率，其中，一个单光子计数分量是所述扫描位置运动到对应的一个实际晶体时，所述实际晶体接收到的单光子计数，且所述实际晶体与所述虚拟晶体在对应所述扫描位置时与扫描位置的相对位置关系相同；

随机数据确定模块1202，用于确定与所述扫描位置对应的响应线上的两个虚拟晶体、以及所述虚拟晶体对应的各个实际晶体，根据所述两个虚拟晶体的单光子计数率、以及所述各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述响应线上的随机符合数据；

去噪处理模块1203，用于根据各响应线上的随机符合数据在重建图像过程中去噪声。

在一个例子中，参见图13所示，该装置中的计数率确定模块1201可以包括：计数累加子模块1204和计数率获取子模块1205。

计数累加子模块1204，用于将所述多个单光子计数分量累加到与所述扫描位置对应的虚拟晶体中，得到所述虚拟晶体的单光子计数；

计数率获取子模块1205，用于根据所述虚拟晶体的单光子计数、以及所述虚拟晶体对应的扫描位置在扫描过程中的扫描时间，得到所述虚拟晶体的单光子计数率。

在一个例子中，计数累加子模块1204，在用于将所述多个单光子计数分量累加到与所述扫描位置对应的虚拟晶体中时，包括：根据被扫描对象的进床运动信息、以及接收到的单光子的接收时间，确定所述单光子对应的被扫描对象的扫描位置；将所述单光子计数累加到扫描位置对应的虚拟晶体中。

在一个例子中，随机数据确定模块1202可以包括：响应线计数率确定子模块1206和响应线随机数据确定子模块1207。

响应线计数率确定子模块1206，用于根据所述两个虚拟晶体的单光子计数率、以及所述各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述响应线的随机符合计数率；

响应线随机数据确定子模块1207，用于根据所述响应线的随机符合计数率以及所述响应线在扫描过程中的扫描时间，得到响应线上的随机符合数据。

在一个例子中，响应线计数率确定子模块1206，在用于得到所述响应线的随机符合计数率时，包括：对于每个所述虚拟晶体，根据所述虚拟晶体的单光子计数率，以及向所述虚拟晶体累加单光子计数分量的各个实际晶体的晶体接收效率，得到发射到所述虚拟晶体的单光子计数率；根据所述两个虚拟晶体各自的发射到所述虚拟晶体的单光子计数率，以及所述虚拟晶体在响应线上对应的各个实际晶体的晶体接收效率，得到响应线的随机符合计数率。

在一个例子中，该装置还可以包括：接收效率确定模块1208，用于根据所述实际晶体接收到的单光子计数以及所述单光子计数的接收时间，计算所述实际晶体的单光子计数率；根据所述实际晶体的单光子计数率，以及单光子计数率与晶体接收效率之间的函数关系，得到所述实际晶体的晶体接收效率，所述函数关系是根据不同剂量下计算的晶体接收效率得到；或者，在一个剂量下，计算所述实际晶体的单光子计数率与所有实际晶体的单光子计数率的均值之间的比值，所述比值作为所述晶体接收效率。

本申请实施例的图像重建去噪声的功能如果以软件功能单元的形式实现并作为独立的产品销售或使用时，可以存储在一个计算机可读取存储介质中。基于这样的理解，本申请的技术方案本质上或者说对现有技术做出贡献的部分或者该技术方案的部分可以以软件产品的形式体现出来，该计算机软件产品存储在一个存储介质中，包括若干指令用以使得一台图像重建设备执行本发明各个实施例所述方法的全部或部分步骤。而前述的存储介质包括：U盘、移动硬盘、只读存储器(ROM，Read-Only Memory)、随机存取存储器(RAM，Random Access Memory)、磁碟或者光盘等各种可以存储程序代码的介质。

以上所述仅为本申请的较佳实施例而已，并不用以限制本申请，凡在本申请的精神和原则之内，所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本申请保护的范围之内。

Claims (12)

1.一种图像重建的去噪声方法，其特征在于，所述方法用于对被扫描对象进行连续进床扫描模式中的图像重建的去噪声；所述方法包括：

获得对应一个扫描位置的多个单光子计数分量，根据所述多个单光子计数分量，得到与所述扫描位置对应的虚拟晶体的单光子计数率，其中，一个单光子计数分量是所述扫描位置运动到对应的一个实际晶体时，所述实际晶体接收到的单光子计数，且所述实际晶体与所述虚拟晶体在对应所述扫描位置时与扫描位置的相对位置关系相同；

确定与所述扫描位置对应的响应线上的两个虚拟晶体、以及所述虚拟晶体在响应线上对应的各个实际晶体，根据所述两个虚拟晶体的单光子计数率、以及所述各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述响应线上的随机符合数据；

根据各响应线上的随机符合数据在重建图像过程中去噪声。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述根据所述多个单光子计数分量，得到与所述扫描位置对应的虚拟晶体的单光子计数率，包括：

将所述多个单光子计数分量累加到与所述扫描位置对应的虚拟晶体中，得到所述虚拟晶体的单光子计数；

根据所述虚拟晶体的单光子计数、以及所述虚拟晶体对应的扫描位置在扫描过程中的扫描时间，得到所述虚拟晶体的单光子计数率。

3.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，所述将所述多个单光子计数分量累加到与所述扫描位置对应的虚拟晶体中，包括：

根据被扫描对象的进床运动信息、以及接收到的单光子的接收时间，确定所述单光子对应的被扫描对象的扫描位置；

将所述单光子计数累加到所述扫描位置对应的虚拟晶体中。

4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述根据所述两个虚拟晶体的单光子计数率、以及所述各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述响应线上的随机符合数据，包括：

根据所述两个虚拟晶体的单光子计数率、以及所述各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述响应线的随机符合计数率；

根据所述响应线的随机符合计数率、以及所述响应线在扫描过程中的扫描时间，得到所述响应线上的随机符合数据。

5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，所述根据所述两个虚拟晶体的单光子计数率、以及所述各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述响应线的随机符合计数率，包括：

对于每个所述虚拟晶体，根据所述虚拟晶体的单光子计数率，以及向所述虚拟晶体累加单光子计数分量的各个实际晶体的晶体接收效率，得到发射到所述虚拟晶体的单光子计数率；

根据所述两个虚拟晶体各自的发射到所述虚拟晶体的单光子计数率，以及所述虚拟晶体在响应线上对应的各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述响应线的随机符合计数率。

6.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述方法还包括：

根据所述实际晶体接收到的单光子计数以及所述单光子计数的接收时间，计算所述实际晶体的单光子计数率；根据所述实际晶体的单光子计数率，以及单光子计数率与晶体接收效率之间的函数关系，得到所述实际晶体的晶体接收效率，所述函数关系是根据不同剂量下计算的晶体接收效率得到；

或者，在同一剂量下，计算所述实际晶体的单光子计数率与所有实际晶体的单光子计数率的均值之间的比值，所述比值作为所述晶体接收效率。

7.一种图像重建的去噪声装置，其特征在于，所述装置用于对被扫描对象进行连续进床扫描模式中的图像重建的去噪声；所述装置包括：

计数率确定模块，用于获得对应一个扫描位置的多个单光子计数分量，根据所述多个单光子计数分量，得到与所述扫描位置对应的虚拟晶体的单光子计数率，其中，一个单光子计数分量是所述扫描位置运动到对应的一个实际晶体时，所述实际晶体接收到的单光子计数，且所述实际晶体与所述虚拟晶体在对应所述扫描位置时与扫描位置的相对位置关系相同；

随机数据确定模块，用于确定与所述扫描位置对应的响应线上的两个虚拟晶体、以及所述虚拟晶体对应的各个实际晶体，根据所述两个虚拟晶体的单光子计数率、以及所述各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述响应线上的随机符合数据；

去噪处理模块，用于根据各响应线上的随机符合数据在重建图像过程中去噪声。

8.根据权利要求7所述的装置，其特征在于，所述计数率确定模块包括：

计数累加子模块，用于将所述多个单光子计数分量累加到与所述扫描位置对应的虚拟晶体中，得到所述虚拟晶体的单光子计数；

计数率获取子模块，用于根据所述虚拟晶体的单光子计数、以及所述虚拟晶体对应的扫描位置在扫描过程中的扫描时间，得到所述虚拟晶体的单光子计数率。

9.根据权利要求8所述的装置，其特征在于，

所述计数累加子模块，在用于将所述多个单光子计数分量累加到与所述扫描位置对应的虚拟晶体中时，包括：根据被扫描对象的进床运动信息、以及接收到的单光子的接收时间，确定所述单光子对应的被扫描对象的扫描位置；将所述单光子计数累加到所述扫描位置对应的虚拟晶体中。

10.根据权利要求7所述的装置，其特征在于，所述随机数据确定模块包括：

响应线计数率确定子模块，用于根据所述两个虚拟晶体的单光子计数率、以及所述各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述响应线的随机符合计数率；

响应线随机数据确定子模块，用于根据所述响应线的随机符合计数率以及所述响应线在扫描过程中的扫描时间，得到所述响应线上的随机符合数据。

11.根据权利要求10所述的装置，其特征在于，

所述响应线计数率确定子模块，在用于得到所述响应线的随机符合计数率时，包括：对于每个所述虚拟晶体，根据所述虚拟晶体的单光子计数率，以及向所述虚拟晶体累加单光子计数分量的各个实际晶体的晶体接收效率，得到发射到所述虚拟晶体的单光子计数率；根据所述两个虚拟晶体各自的发射到所述虚拟晶体的单光子计数率，以及所述虚拟晶体在响应线上对应的各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述响应线的随机符合计数率。

12.根据权利要求7所述的装置，其特征在于，所述装置还包括：

接收效率确定模块，用于根据所述实际晶体接收到的单光子计数以及所述单光子计数的接收时间，计算所述实际晶体的单光子计数率；根据所述实际晶体的单光子计数率，以及单光子计数率与晶体接收效率之间的函数关系，得到所述实际晶体的晶体接收效率，所述函数关系是根据不同剂量下计算的晶体接收效率得到；或者，在同一剂量下，计算所述实际晶体的单光子计数率与所有实际晶体的单光子计数率的均值之间的比值，所述比值作为所述晶体接收效率。