CN105976413A - 基于ct图像获取pet线性衰减系数的方法及装置 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种基于CT图像获取PET线性衰减系数的方法及装置，通过将衰减刻度模体分别在CT探测系统和PET探测系统中进行扫描，得到CT重建图像HU值及PET穿透数据，根据CT重建图像和对HU值到MU值的转换关系建模得到衰减刻度模体各个像素的参数化MU值，然后基于该参数化MU值和实测穿透数据构建多维方程并求解得到HU‑MU转换关系的精确模型参数，经实测PET图像数据验证后可用于临床PET图像重建。本发明确保PET成像质量，彻底解决临床应用中由于CT连续能谱和PET单一能量的本征不匹配、CT造影剂及植入金属物等引起的线性衰减系数估计偏差的问题，避免PET图像伪影和定量信息偏差，提高临床诊断确诊率。
Description
技术领域
本发明属于用于放射诊断的仪器，如与放射治疗设备相结合的的技术领域，特别涉及一种构建从CT图像的HU值到PET重建所需MU值的精确刻度方案以实现MU值的精确估计、确保PET成像系统的图像质量和定量信息的准确性的基于CT图像获取PET线性衰减系数的方法及装置。
背景技术
在正电子发射断层（PET）成像系统中，可以利用X射线计算机断层（CT）成像系统的重建图像HU值来确定PET图像重建所需要的线性衰减系数MU值以用于衰减校正。衰减校正作为PET图像生成中对图像信息改变最大的一种校正，线性衰减系数的精度对获取定量PET图像至关重要。此外，线性衰减系数还作为当前应用最广的散射校正技术的基础，对提高PET图像的对比度和分辨率等图像质量性能非常重要。
鉴于CT图像的HU值表征物质对连续低能X射线光子（如30-140keV）的平均线性衰减系数，且物质对X射线或伽玛射线的衰减与射线的能量和物质本身的原子序数、密度等物理性能均有关系，理论上不存在HU值到到单一能量511keV伽玛光子线性衰减系数的绝对准确解析关系。因此，现有基于CT图像的衰减校正技术多采用在C
Burger等人的Eur J Nucl Med (2002) 29:922-927、PE Kinahan等人的Seminars in
Nuclear Medicine (2003) 166-179和M Abella等人的Phys Med Biol (2012) 57(9):2477-2490中所提出的双线性或者三线性函数近似来实现HU值到MU值的转换，但是，这种近似对用于PET图像生成的MU值的估计不够精确，另一方面，受限于CT成像的特点，CT图像HU值不能线性地区分造影剂和植入金属物等非人体组织物质，进而造成相应的MU值计算偏差较大，容易造成PET图像伪影和SUV值偏差。
发明内容
本发明解决的技术问题是，现有技术中，基于CT图像的衰减校正技术多采用双线性或者三线性函数近似来实现HU值到MU值的转换，而导致的这种近似对用于PET图像生成的MU值的估计不够精确，同时，受限于CT成像的特点，CT图像HU值不能线性地区分造影剂和植入金属物等非人体组织物质，进而造成相应的MU值计算偏差较大，容易造成PET图像伪影和SUV值偏差的问题，进而提供了一种优化的基于CT图像获取PET线性衰减系数的方法及装置。
本发明所采用的技术方案是，一种基于CT图像获取PET线性衰减系数的方法，所述方法包括以下步骤：
步骤1.1：在顺次设置的PET探测系统和CT探测系统的视野中心设置扫描床，在扫描床上设置衰减刻度模体和穿透扫描装置；建立HU-MU转换模型MU=TF(HU)；所述PET探测系统和CT探测系统连接至计算机图像处理系统；
步骤1.2：仅将所述衰减刻度模体放置在CT探测系统的视野中心，衰减刻度模体的中心轴和CT探测系统的中心轴对齐；选取若干组CT扫描参数顺次执行扫描，获得CT成像系统中所有预置扫描参数下的HU值图像；
步骤1.3：仅将所述穿透扫描装置放置在PET探测系统的视野中心，穿透扫描装置的旋转轴与PET探测系统的中心轴对齐；执行PET扫描获得原始符合数据C A，并记录由穿透扫描装置的驱动装置发送到计算机图像处理系统的线源位置信息P A和对应的时间信息T A；
步骤1.4：将所述衰减刻度模体和穿透扫描装置同时置于PET探测系统的视野中心，衰减刻度模体的中心轴与PET探测系统的中心轴及穿透扫描装置的旋转轴对齐；执行PET扫描获得原始符合数据C B，并记录由穿透扫描装置的驱动装置发送到计算机图像处理系统的线源位置信息P B和时间信息T B；
步骤1.5：利用原始符合数据C A、C B中的时间信息和线源的位置P A、P B及时间信息T A、T B，计算各个方向的伽玛光子对的LOR在不存在和存在衰减刻度模体情况下的符合计数的准确值I A和I B；
步骤1.6：计算衰减刻度模体对任意第k条LOR上511keV伽玛光子对的衰减比例R k = I B
/ I A；
步骤1.7：由于衰减比例的测量值R k 与线性衰减系数值存在积分关系：INT k (MU*dx) = log(1 / R k )，其中，INT k 表示对任意第k条LOR所穿过的物质线性衰减系数值沿着LOR方向上的距离dx的积分，利用步骤1.1的HU-MU转换模型MU=TF(HU)和步骤1.2中得到的CT图像HU值得到参数化MU值，并与步骤1.6中得到的实测衰减值R k 构建给定CT扫描参数下的多维方程INT k (TF(HU)*dx) = log(1 / R k )，其中，k 属于所有穿过衰减刻度模体的LOR；
步骤1.8：对步骤1.7得到的多维方程求解，得到针对步骤1.2中所有预置CT扫描参数下HU-MU转换模型参数的刻度值；
步骤1.9：采用仿真实验及临床扫描图像验证步骤1.7中的MU值的准确性；当MU值准确时，方法结束，获得HU-MU转换模型参数，当MU值不准确时，返回步骤1.1。
优选地，所述步骤1.7中，需要使用对感兴趣物质的识别技术选用正确的HU-MU转换模型来构建多维方程。
优选地，所述多维方程包括利用CT图像HU值的差异性和衰减刻度模体的先验物质材料和几何信息，对CT图像的进行感兴趣区ROI进行识别，并在计算感兴趣区ROI在沿LOR方向上的距离dx时根据LOR的实际形状和角度进行修正，从而得到精确的离散化积分关系，即衰减刻度模体的所有ROI在沿任意第k条LOR上的所有距离dx n 与相应ROI的HU值HU n 到MU值的转换TF(HU n )和对该距离dx n 的修正因子f k,n 的乘积的求和关系SUM k ， n ，INT k (TF(HU)*dx) = SUM k ， n (TF(HU n ) *dx n *f k,n )，其中，n属于所有ROI。
一种采用所述基于CT图像获取PET线性衰减系数的方法的基于CT图像获取PET线性衰减系数的装置，包括可移动的扫描床、PET探测系统和CT探测系统，所述PET探测系统和CT探测系统顺次设置，所述PET探测系统和CT探测系统连接至计算机图像处理系统，所述扫描床上通过可升降支撑结构可拆卸设有衰减刻度模体，所述扫描床上还可拆卸设有穿透扫描装置。
优选地，所述衰减刻度模体包括可注入水容器、可注入造影剂容器和可植入金属物插件。
优选地，所述穿透扫描装置包括可拆卸设于扫描床上的驱动装置，所述驱动装置上设有水平设置的旋转轴，所述旋转轴的端部垂直设有支撑臂，所述支撑臂相对于旋转轴的端部水平设有正电子发射线源。
本发明提供了一种优化的基于CT图像获取PET线性衰减系数的方法及装置，通过将该装置中的衰减刻度模体分别在CT探测系统和PET探测系统中进行扫描，得到CT重建图像，即HU值，及PET穿透数据，根据CT重建图像和对HU值到MU值的转换关系建模得到衰减刻度模体各个像素的参数化MU值，然后基于该参数化MU值和实测穿透数据构建多维方程并求解得到HU-MU转换关系的精确模型参数，该参数经实测PET图像数据验证后，可用于临床PET图像重建。本发明提供了一套完整的通过刻度得到精确HU-MU转换关系的装置和方法，确保PET系统成像质量，彻底解决临床应用中由于CT连续能谱和PET单一能量的本征不匹配、CT造影剂以及植入金属物等引起的线性衰减系数估计偏高或偏低的问题，避免PET图像伪影和定量信息（如SUV值等）偏差，从而降低临床诊断误诊率并提高临床诊断确诊率。
附图说明
图1为本发明的结构示意图；
图2为本发明中用于CT图像HU值测量的衰减刻度模体安装结构示意图；
图3为本发明中用于穿透测量的穿透扫描装置的安装结构示意图；
图4为本发明中用于穿透测量的衰减刻度模体和穿透扫描装置整体的安装结构示意图；
其中，图1至图4中，本发明的PET探测系统和CT探测系统的视野中心涉及到基准线，视野中心标号为0。
具体实施方式
下面结合实施例对本发明做进一步的详细描述，但本发明的保护范围并不限于此。
如图所示，本发明涉及一种基于CT图像获取PET线性衰减系数的方法，所述方法包括以下步骤：
步骤1.1：在顺次设置的PET探测系统110和CT探测系统120的视野中心0设置扫描床130，在扫描床130上设置衰减刻度模体151和穿透扫描装置160；建立HU-MU转换模型MU=TF(HU)；所述PET探测系统110和CT探测系统120连接至计算机图像处理系统140；
本发明中，在步骤1.1中，需要构建高精度的HU-MU转换模型，比如MU=TF(HU)，以提供CT图像HU值到PET扫描时物质对511keV伽玛光子对的线性衰减系数MU值的精确估计，该HU-MU转换模型基于特定原理，必须考虑到实际CT扫描中具体X射线管的类型、高压kVp、管电流mA和滤波器类型等参数对输出X射线能谱的影响、CT图像的HU值与物质原子特性和密度的多重映射关系以及物质对连续X射线的衰减与对单能511keV伽玛射线衰减的物理特性差异，提供基于给定X射线源的某种CT扫描参数和物质类型的HU值到MU值的准确转换。
步骤1.2：仅将所述衰减刻度模体151放置在CT探测系统120的视野中心0，衰减刻度模体151的中心轴和CT探测系统120的中心轴对齐；选取若干组CT扫描参数顺次执行扫描，获得CT成像系统中所有预置扫描参数下的HU值图像；
本发明中，CT成像系统包括CT探测系统120、扫描床130和计算机图像处理系统140。
本发明中，在步骤1.2中，可使用CT探测系统来获取衰减刻度模体151的HU值图像，确定该CT探测系统120所有预置扫描参数kVp、mA和滤波器类型等的组合，比如kVp取值为60、70、80、90、100、110、120、130或140，mA取值为50、100、200或300，然后将衰减刻度模体151安装在扫描床130上，并调节扫描床130位置使得衰减刻度模体151置于CT探测系统120的视野中心0，即衰减刻度模体151的中心轴和CT探测系统120的中心轴对齐，从上述预置扫描参数组合中选择一组参数进行CT扫描，得到整个衰减刻度模体151的HU值图像，直至确认完成CT探测系统120中所有预置扫描参数下的HU值图像。
步骤1.3：仅将所述穿透扫描装置160放置在PET探测系统110的视野中心0，穿透扫描装置160的旋转轴163与PET探测系统110的中心轴对齐；执行PET扫描获得原始符合数据C A，并记录由穿透扫描装置160的驱动装置164发送到计算机图像处理系统140的线源位置信息P A和对应的时间信息T A；
步骤1.4：将所述衰减刻度模体151和穿透扫描装置160同时置于PET探测系统110的视野中心0，衰减刻度模体151的中心轴与PET探测系统110的中心轴及穿透扫描装置160的旋转轴163对齐；执行PET扫描获得原始符合数据C B，并记录由穿透扫描装置160的驱动装置164发送到计算机图像处理系统140的线源位置信息P B和时间信息T B；
步骤1.5：利用原始符合数据C A、C B中的时间信息和线源的位置P A、P B及时间信息T A、T B，计算各个方向的伽玛光子对的LOR在不存在和存在衰减刻度模体151情况下的符合计数的准确值I A和I B；
本发明中，PET成像系统包括PET探测系统110、扫描床130和计算机图像处理系统140。
本发明中，在步骤1.5中，在PET成像系统中，原始符合数据包含对各个方向的伽玛光子对的响应线（LOR）数据和相应的符合事件发生时间，为了得到各个LOR的高精度符合数据，基于LOR和线源161的几何符合关系，可利用原始符合数据C A（C B）中的时间信息和线源的位置P A（P B）及时间信息T A（T B），计算各LOR在不存在和存在衰减刻度模体151情况下的符合计数的准确值I A和I B。
步骤1.6：估计衰减刻度模体151对任意第k条LOR上511keV伽玛光子对的衰减比例R k = I B
/ I A；
本发明中，在步骤1.6中，由于该穿透测量的实验设计采用适当的线源161剂量，且该值的计算充分利用了LOR和放射源发生位置的符合信息，故而I A和I B中随机计数和散射计数的贡献可以忽略，可用来准确地估计衰减刻度模体151对任意第k条LOR上511keV伽玛光子对的衰减比例R k 。
步骤1.7：由于衰减比例的测量值R k 与线性衰减系数值存在积分关系：INT k (MU*dx) = log(1 / R k )，其中，INT k 表示对任意第k条LOR所穿过的物质线性衰减系数值沿着LOR方向上的距离dx的积分，利用步骤1.1的HU-MU转换模型MU=TF(HU)和步骤1.2中得到的CT图像HU值得到参数化MU值，并与步骤1.6中得到的实测衰减值R k 构建给定CT扫描参数下的多维方程INT k (TF(HU)*dx) = log(1 / R k )，其中，k 属于所有穿过衰减刻度模体151的LOR；
步骤1.8：对步骤1.7得到的多维方程求解，得到针对步骤1.2中所有预置CT扫描参数下HU-MU转换模型参数的刻度值；
本发明中，在步骤1.8中，利用一定的方法对形成的多维方程进行求解，如，可以利用牛顿迭代法或Levenberg-Marquardt迭代法等公知算法对得到的离散化多维方程进行求解，从而得到针对步骤1.2中所有预置CT扫描参数下HU-MU转换模型参数的刻度值。
本发明中，刻度值是指转换模型（即函数）MU=TF（HU）中的参数，根据上述步骤的测量计算值。
本发明中，在步骤1.8中，还应当采用诸如多维插值等方法推导出其它任意不包含在步骤1.2中的预置CT扫描参数组合的任意CT扫描参数对应的HU-MU转换模型参数。在实际的操作中，由于受限于实际的试验条件，更可行的是在特定的预置CT扫描条件下得到HU-MU转换关系，这些预置条件能够涵盖实际临床应用95%以上的例子，而对于不同于上述预置条件的某些特殊条件，可能需要根据上述刻度值进行插值得到该组特定条件下的值，即先刻度得到预置条件的转换模型，再插值（公知算法）得到其它条件下的转换模型。
步骤1.9：采用仿真实验及临床扫描图像验证步骤1.7中的MU值的准确性；当MU值准确时，方法结束，获得HU-MU转换模型参数，当MU值不准确时，返回步骤1.1。
本发明中，在步骤1.9中，可以采用诸如蒙特卡罗仿真和实际临床图像质量评价结合的方法对得到的HU-MU值转换模型进行验证，确保HU-MU转换关系的刻度值满足临床要求。
本发明中，可以利用某种蒙特卡罗仿真工具，比如由国际合作组织OpenGATE开发的开源蒙特卡罗仿真软件GATE，和衰减刻度模体151与PET探测系统110的先验信息，设计蒙特卡罗仿真程序，从而得到衰减刻度模体151中主要感兴趣物质的对511keV伽玛光子的MU值，然后，将仿真得到的MU值与基于HU-MU转换模型刻度值和步骤1.2中生成的HU值而转换得到的MU值比较来确定MU值的准确性，以验证用于PET系统的线性衰减系数MU值的刻度足够精确。
本发明中，在步骤1.9中，还应当设计包含某种衰减刻度模体151的临床实验，比如利用NEMA/IEC模体进行多组不同条件的CT扫描和PET扫描，并收集多组临床患者扫描图像数据，然后将得到的HU-MU转换模型应用到PET重建图像的衰减校正和散射校正等中，采用公知方法分析实验衰减刻度模体151和临床患者图像的图像质量和SUV定量信息，确保线性衰减系数MU值的刻度值不引入图像伪影，且相应的衰减刻度模体151和患者的图像质量和SUV定量信息的准确度均满足临床要求，MU值准确时，方法结束，获得HU-MU转换模型参数；如果发现MU值的刻度值不够精确，则需要重复执行步骤1.1，直至确认MU值足够精确。
在步骤1.7中，需要使用对感兴趣物质的识别技术选用正确的HU-MU转换模型来构建多维方程。
所述多维方程包括利用CT图像HU值的差异性和衰减刻度模体151的先验物质材料和几何信息，对CT图像的进行感兴趣区ROI进行识别，并在计算感兴趣区ROI在沿LOR方向上的距离dx时根据LOR的实际形状和角度进行修正，从而得到精确的离散化积分关系，即衰减刻度模体151的所有ROI在沿任意第k条LOR上的所有距离dx n 与相应ROI的HU值HU n 到MU值的转换TF(HU n )和对该距离dx n 的修正因子f k,n 的乘积的求和关系SUM k ， n ，INT k (TF(HU)*dx) = SUM k ， n (TF(HU n ) *dx n *f k,n )，其中，n 属于所有ROI。
本发明中，除了CT扫描参数之外，HU-MU转换模型MU=TF(HU)还可能与具体物质成分有关，尤其是，造影剂可能与人体组织具有相同HU值但差异较大的MU值，而且金属的HU值并不能线性地表示物质对X射线的衰减。因此，在步骤1.7中，需要使用对某种感兴趣物质的识别技术，以选用正确的HU-MU转换模型来构建多维方程，另一方面，在具体实施过程中，需要采取一定的算法来离散化积分关系INT k ，以便于对方程进行求解，如，可以利用CT图像HU值的差异性和衰减刻度模体151的先验物质材料和几何信息，对CT图像进行感兴趣区（ROI）识别，并在计算感兴趣区ROI在沿LOR方向上的距离dx时要根据LOR的实际形状和角度进行修正，从而得到精确的离散化积分关系,即衰减刻度模体151的所有ROI在沿任意第k条LOR上的所有距离dx n 与相应ROI的HU值HU n 到MU值的转换TF(HU n )和对该距离dx n 的修正因子f k,n 的乘积的求和关系SUM k ， n ，即，INT k (TF(HU)*dx) = SUM k ， n (TF(HU n ) *dx n *f k,n )。
本发明中，ROI（region of
interest），感兴趣区域，机器视觉、图像处理中，从被处理的图像以方框、圆、椭圆、不规则多边形等方式勾勒出需要处理的区域，称为感兴趣区域，ROI。在Halcon、OpenCV、Matlab等机器视觉软件上常用到各种算子（Operator）和函数来求得感兴趣区域ROI，并进行图像的下一步处理。在图像处理领域，感兴趣区域(ROI) 是从图像中选择的一个图像区域，这个区域是图像分析所关注的重点，圈定该区域以便进行进一步处理。使用ROI圈定想读的目标，可以减少处理时间，增加精度。在本发明中，感兴趣区主要是指前述衰减刻度模体151中特定的插件在CT图像中对应范围，比如金属插件、肺插件等。
本发明还涉及一种采用所述基于CT图像获取PET线性衰减系数的方法的基于CT图像获取PET线性衰减系数的装置，包括可移动的扫描床130、PET探测系统110和CT探测系统120，所述PET探测系统110和CT探测系统120连接至计算机图像处理系统140，所述扫描床130上通过可升降支撑结构152可拆卸设有衰减刻度模体151，所述扫描床130上还可拆卸设有穿透扫描装置160。
本发明中，CT探测系统120主要包括X射线源、X射线探测器、滑环和数据读出电子线路等结构。
本发明中，PET探测系统110主要包括基于由闪烁晶体和光读出技术的探测器环和数据读出电子线路等结构。
本发明中，可升降支撑结构152主要包括纵向的升降机构和横向的支撑机构，一般情况下，只需完成带动衰减刻度模体151升降并稳固支撑的作用即可。本发明中，可以采用在基座中设置升降杆的形式完成升降支撑结构152的升降作业。
本发明中，扫描床130包括用于承载患者的床板131，床板131下一般设有驱动床板131作水平轴向运动和垂直运动的装置132以及记录床板131位置的装置，如分别记录水平轴向运动和垂直运动的位移记录装置。
本发明中，计算机图像处理系统140主要包括用于数据获取与处理的PET控制单元141和CT控制单元142、控制扫描床130运作的控制单元143、用于控制图像重建以及图像显示和分析的中央单元144等，计算机图像处理系统140提供用户接口以控制PET扫描、CT扫描以及PET/CT扫描。
所述衰减刻度模体151包括可注入水容器、可注入造影剂容器和可植入金属物插件。
本发明中，衰减刻度模体151用于模拟人体，包含等同于人体肺、肝、肌肉、脂肪、骨头等主要器官的可注入水容器、可注入造影剂容器和可植入金属物插件。
本发明中，衰减刻度模体151的具体造型可以根据本领域技术人员的理解自行设置，只要达到模拟人体的目的即可。
所述穿透扫描装置160包括可拆卸设于扫描床130上的驱动装置164，所述驱动装置164上设有水平设置的旋转轴163，所述旋转轴163的端部垂直设有支撑臂162，所述支撑臂162相对于旋转轴163的端部水平设有正电子发射线源161。
本发明中，穿透扫描装置160用于实现线源161运动控制、位置的记录和穿透数据采集，一般包括正电子发射线源161和支撑并驱动线源161绕PET中心轴旋转的装置。
本发明解决了现有技术中，基于CT图像的衰减校正技术多采用双线性或者三线性函数近似来实现HU值到MU值的转换，而导致的这种近似对用于PET图像生成的MU值的估计不够精确，同时，受限于CT成像的特点，CT图像HU值不能线性地区分造影剂和植入金属物等非人体组织物质，进而造成相应的MU值计算偏差较大，容易造成PET图像伪影和SUV值偏差的问题，通过将该装置中的衰减刻度模体151分别在CT探测系统120和PET探测系统110中进行扫描，得到CT重建图像，即HU值，及PET穿透数据，根据CT重建图像和对HU值到MU值的转换关系建模得到衰减刻度模体151各个像素的参数化MU值，然后基于该参数化MU值和实测穿透数据构建多维方程并求解得到HU-MU转换关系的精确模型参数，该参数经实测PET图像数据验证后，可用于临床PET图像重建。本发明提供了一套完整的HU-MU转换关系精确刻度的装置和方法，确保PET系统成像质量，彻底解决临床应用中由于CT连续能谱和PET单一能量的本征不匹配、CT造影剂以及植入金属物等引起的线性衰减系数估计偏高或偏低的问题，避免PET图像伪影和定量信息（如SUV值等）偏差，从而降低临床诊断误诊率并提高临床诊断确诊率。
Claims (6)
1.一种基于CT图像获取PET线性衰减系数的方法，其特征在于：所述方法包括以下步骤：
步骤1.1：在顺次设置的PET探测系统和CT探测系统的视野中心设置扫描床，在扫描床上设置衰减刻度模体和穿透扫描装置；建立HU-MU转换模型MU=TF(HU)；所述PET探测系统和CT探测系统连接至计算机图像处理系统；
步骤1.2：仅将所述衰减刻度模体放置在CT探测系统的视野中心，衰减刻度模体的中心轴和CT探测系统的中心轴对齐；选取若干组CT扫描参数顺次执行扫描，获得CT成像系统中所有预置扫描参数下的HU值图像；
步骤1.3：仅将所述穿透扫描装置放置在PET探测系统的视野中心，穿透扫描装置的旋转轴与PET探测系统的中心轴对齐；执行PET扫描获得原始符合数据C A，并记录由穿透扫描装置的驱动装置发送到计算机图像处理系统的线源位置信息P A和对应的时间信息T A；
步骤1.4：将所述衰减刻度模体和穿透扫描装置同时置于PET探测系统的视野中心，衰减刻度模体的中心轴与PET探测系统的中心轴及穿透扫描装置的旋转轴对齐；执行PET扫描获得原始符合数据C B，并记录由穿透扫描装置的驱动装置发送到计算机图像处理系统的线源位置信息P B和时间信息T B；
步骤1.5：利用原始符合数据C A、C B中的时间信息和线源的位置P A、P B及时间信息T A、T B，计算各个方向的伽玛光子对的LOR在不存在和存在衰减刻度模体情况下的符合计数的准确值I A和I B；
步骤1.6：计算衰减刻度模体对任意第k条LOR上511keV伽玛光子对的衰减比例R k = I B
/ I A；
步骤1.7：由于衰减比例的测量值R k 与线性衰减系数值存在积分关系：INT k (MU*dx) = log(1 / R k )，其中，INT k 表示对任意第k条LOR所穿过的物质线性衰减系数值沿着LOR方向上的距离dx的积分，利用步骤1.1的HU-MU转换模型MU=TF(HU)和步骤1.2中得到的CT图像HU值得到参数化MU值，并与步骤1.6中得到的实测衰减值R k 构建给定CT扫描参数下的多维方程INT k (TF(HU)*dx) = log(1 / R k )，其中，k 属于所有穿过衰减刻度模体的LOR；
步骤1.8：对步骤1.7得到的多维方程求解，得到针对步骤1.2中所有预置CT扫描参数下HU-MU转换模型参数的刻度值；
步骤1.9：采用仿真实验及临床扫描图像验证步骤1.7中的MU值的准确性；当MU值准确时，方法结束，获得HU-MU转换模型参数，当MU值不准确时，返回步骤1.1。
2.根据权利要求1所述的一种基于CT图像获取PET线性衰减系数的方法，其特征在于：所述步骤1.7中，需要使用对感兴趣物质的识别技术选用正确的HU-MU转换模型来构建多维方程。
3.根据权利要求2所述的一种基于CT图像获取PET线性衰减系数的方法，其特征在于：所述多维方程包括利用CT图像HU值的差异性和衰减刻度模体的先验物质材料和几何信息，对CT图像的进行感兴趣区ROI进行识别，并在计算感兴趣区ROI在沿LOR方向上的距离dx时根据LOR的实际形状和角度进行修正，从而得到精确的离散化积分关系，即衰减刻度模体的所有ROI在沿任意第k条LOR上的所有距离dx n 与相应ROI的HU值HU n 到MU值的转换TF(HU n )和对该距离dx n 的修正因子f k,n 的乘积的求和关系SUM k ，n
，INT k (TF(HU)*dx) = SUM k ，n (TF(HU n ) *dx n *f k,n )，其中，n属于所有ROI。
4.一种采用权利要求1～3所述的基于CT图像获取PET线性衰减系数的方法的基于CT图像获取PET线性衰减系数的装置，包括可移动的扫描床、PET探测系统和CT探测系统，所述PET探测系统和CT探测系统顺次设置，所述PET探测系统和CT探测系统连接至计算机图像处理系统，其特征在于：所述扫描床上通过可升降支撑结构可拆卸设有衰减刻度模体，所述扫描床上还可拆卸设有穿透扫描装置。
5.根据权利要求4所述的一种基于CT图像获取PET线性衰减系数的装置，其特征在于：所述衰减刻度模体包括可注入水容器、可注入造影剂容器和可植入金属物插件。
6.根据权利要求4所述的一种基于CT图像获取PET线性衰减系数的装置，其特征在于：所述穿透扫描装置包括可拆卸设于扫描床上的驱动装置，所述驱动装置上设有水平设置的旋转轴，所述旋转轴的端部垂直设有支撑臂，所述支撑臂相对于旋转轴的端部水平设有正电子发射线源。
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