CN110168409A - 具有联合tof和非tof图像重建的混合tof和非tof pet系统 - Google Patents
具有联合tof和非tof图像重建的混合tof和非tof pet系统 Download PDFInfo
- Publication number
- CN110168409A CN110168409A CN201780075881.5A CN201780075881A CN110168409A CN 110168409 A CN110168409 A CN 110168409A CN 201780075881 A CN201780075881 A CN 201780075881A CN 110168409 A CN110168409 A CN 110168409A
- Authority
- CN
- China
- Prior art keywords
- tof
- radiation detector
- radiation
- pixel
- lor
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 168
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims abstract description 47
- 238000002600 positron emission tomography Methods 0.000 claims abstract description 37
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 claims abstract description 30
- 238000012879 PET imaging Methods 0.000 claims description 23
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 20
- 238000013480 data collection Methods 0.000 claims description 14
- 238000003860 storage Methods 0.000 claims description 12
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 claims description 11
- 230000004044 response Effects 0.000 claims description 11
- ADOANNTYRWJJIS-UHFFFAOYSA-N lutetium silicic acid Chemical compound [Lu].[Si](O)(O)(O)O ADOANNTYRWJJIS-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 10
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 9
- FVAUCKIRQBBSSJ-UHFFFAOYSA-M sodium iodide Chemical compound [Na+].[I-] FVAUCKIRQBBSSJ-UHFFFAOYSA-M 0.000 claims description 8
- XKUYOJZZLGFZTC-UHFFFAOYSA-K lanthanum(iii) bromide Chemical compound Br[La](Br)Br XKUYOJZZLGFZTC-UHFFFAOYSA-K 0.000 claims description 6
- BPQQTUXANYXVAA-UHFFFAOYSA-N Orthosilicate Chemical compound [O-][Si]([O-])([O-])[O-] BPQQTUXANYXVAA-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 4
- 229910052727 yttrium Inorganic materials 0.000 claims description 3
- VWQVUPCCIRVNHF-UHFFFAOYSA-N yttrium atom Chemical compound [Y] VWQVUPCCIRVNHF-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 3
- 229910000416 bismuth oxide Inorganic materials 0.000 claims 2
- TYIXMATWDRGMPF-UHFFFAOYSA-N dibismuth;oxygen(2-) Chemical compound [O-2].[O-2].[O-2].[Bi+3].[Bi+3] TYIXMATWDRGMPF-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 2
- YBMRDBCBODYGJE-UHFFFAOYSA-N germanium dioxide Chemical compound O=[Ge]=O YBMRDBCBODYGJE-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 2
- 239000004744 fabric Substances 0.000 claims 1
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 12
- 238000012636 positron electron tomography Methods 0.000 description 10
- 230000003902 lesion Effects 0.000 description 8
- 230000008569 process Effects 0.000 description 7
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 7
- 230000000875 corresponding effect Effects 0.000 description 5
- 239000013078 crystal Substances 0.000 description 5
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 5
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 5
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 4
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 4
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 4
- 230000008859 change Effects 0.000 description 3
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 3
- 230000006870 function Effects 0.000 description 3
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 3
- 125000003367 polycyclic group Chemical group 0.000 description 3
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 3
- 238000004088 simulation Methods 0.000 description 3
- ORCSMBGZHYTXOV-UHFFFAOYSA-N bismuth;germanium;dodecahydrate Chemical compound O.O.O.O.O.O.O.O.O.O.O.O.[Ge].[Ge].[Ge].[Bi].[Bi].[Bi].[Bi] ORCSMBGZHYTXOV-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000013461 design Methods 0.000 description 2
- 230000005611 electricity Effects 0.000 description 2
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 2
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 2
- 230000015654 memory Effects 0.000 description 2
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 2
- 238000005457 optimization Methods 0.000 description 2
- 230000000149 penetrating effect Effects 0.000 description 2
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 2
- 235000009518 sodium iodide Nutrition 0.000 description 2
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 2
- 238000007476 Maximum Likelihood Methods 0.000 description 1
- XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N Silicon Chemical compound [Si] XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000006399 behavior Effects 0.000 description 1
- 238000004422 calculation algorithm Methods 0.000 description 1
- 230000001010 compromised effect Effects 0.000 description 1
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 description 1
- 229910052738 indium Inorganic materials 0.000 description 1
- 210000004072 lung Anatomy 0.000 description 1
- OHSVLFRHMCKCQY-UHFFFAOYSA-N lutetium atom Chemical compound [Lu] OHSVLFRHMCKCQY-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000014759 maintenance of location Effects 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 238000012633 nuclear imaging Methods 0.000 description 1
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 1
- 229910052704 radon Inorganic materials 0.000 description 1
- SYUHGPGVQRZVTB-UHFFFAOYSA-N radon atom Chemical compound [Rn] SYUHGPGVQRZVTB-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000009877 rendering Methods 0.000 description 1
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 1
- 238000007616 round robin method Methods 0.000 description 1
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 1
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010703 silicon Substances 0.000 description 1
- 230000009466 transformation Effects 0.000 description 1
- 230000001052 transient effect Effects 0.000 description 1
- 201000008827 tuberculosis Diseases 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/037—Emission tomography
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Public Health (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Nuclear Medicine (AREA)
Abstract
一种正电子发射断层摄影(PET)探测器阵列包括封闭式辐射探测器阵列(10)，所述封闭式辐射探测器阵列包括对于探测从所述辐射探测器阵列的内部发出的511keV辐射有效的辐射探测器元件(14、16)。圆柱形辐射探测器阵列的辐射探测器像素包括较高速度辐射探测器元件(14)和较低速度辐射探测器元件(16)两者。较低速度辐射探测器像素具有比较高速度辐射探测器像素的时间分辨率更粗糙的时间分辨率。
Description
技术领域
以下总体上涉及医学成像领域、核成像领域、正电子发射断层摄影领域和相关领域。
背景技术
飞行时间(TOF)正电子发射断层摄影(PET)成像基于两个伽玛射线的探测之间的时间差(或其缺失)提供沿着由发射的相反方向511keV伽玛射线定义的响应线(LOR)的正电子湮灭事件的TOF定位。TOF-PET与非 TOF PET相比较已经示出在病变探测、数据不一致操纵和迭代图像重建收敛中的优越性能。然而，相关联的成本能够是高的。TOF相关联的成本包括具有必要速度的晶体、高速时间戳记电子器件的较高成本，以及操作成本，诸如额外的TOF校准等。
因此，医院和其他医学机构做出关于以下项的性能与成本决策：是否购买并且操作具有其优越的性能的TOF-PET，或以较低的成本但是在牺牲一些性能的情况下购买并且操作标准PET。可以做出其他折中，诸如购买 TOF-PET扫描器，但是所述TOF-PET扫描器具有(一个或多个)轴向和/ 或径向上的减小的视场(FOV)以减少成本。这提供优越的TOF-PET性能，但是以要求较长扫描时间或者以非期望地截断的FOV采集图像为代价。在减小半径探测器环的情况下，也能够施加最大患者周长中的降低。
本文所公开的改进解决现有放射学阅读系统、方法等的前述和其他缺点。
发明内容
根据一个说明性范例，正电子发射断层摄影(PET)探测器阵列包括封闭式辐射探测器阵列，所述封闭式辐射探测器阵列包括对于探测从辐射探测器阵列内部发出的511keV辐射有效的辐射探测器元件。辐射探测器阵列的辐射探测器像素包括较高速度辐射探测器像素和较低速度辐射探测器像素两者。所述较低速度辐射探测器像素具有比所述较高速度辐射探测器像素的时间分辨率更粗糙的时间分辨率。
根据另一说明性范例，正电子发射断层摄影(PET)成像设备包括辐射探测器阵列，所述辐射探测器阵列包括飞行时间(TOF)辐射探测器像素和较低速度辐射探测器像素两者。所述较低速度辐射探测器像素具有比所述 TOF辐射探测器像素的时间分辨率更粗糙的时间分辨率。所述成像设备还包括：电子处理器；以及非瞬态存储介质，其存储指令，所述指令由所述电子处理器可读和可执行以执行包括以下项的操作：根据两者均由所述辐射探测器阵列的TOF辐射探测器像素探测到的符合511keV探测事件对生成具有TOF定位的TOF响应线(LOR)；根据这样的符合511keV探测事件对生成粗糙的LOR：其中，对中的至少一个事件由所述辐射探测器阵列的较低速度辐射探测器像素探测到，所述粗糙LOR是在没有TOF定位或在有比TOF LOR的TOF定位更粗糙的TOF定位的情况下生成的；并且重建包括TOF LOR和粗糙LOR两者的PET数据集，以生成重建图像。
根据另一说明性范例，一种非瞬态存储介质存储指令，所述指令由至少一个处理器可读和可执行以执行正电子发射断层摄影(PET)图像重建方法。所述方法包括：接收或者生成PET数据集，所述PET数据集包括沿着响应线(LOR)的计数，其中，所述PET数据集包括具有飞行时间(TOF) 定位的至少第一计数类型和没有TOF定位或具有比第一LOR的TOF定位更粗糙的TOF定位的第二计数类型；并且重建包括所述第一计数类型和所述第二计数类型两者的整个PET数据集，以生成重建图像。
一个优点存在于提供具有经改进的病变探测、数据不一致性操纵、重建收敛和/或与TOF-PET相关联的其他益处但是与现有TOF-PET设备相比较具有降低的成本的PET成像。
另一优点存在于提供具有降低的成本的TOF-PET成像。
另一优点存在于提供包括阵列的外围部分(其中TOF性能改进具有减少的益处)中的较低成本探测器像素的TOF-PET探测器阵列。
另一优点存在于提供一种提供TOF性能增强与设备成本之间的定制折中的TOF-PET设备。
另一优点存在于以降低的成本提供具有轴向延伸视场的TOF-PET设备。
本领域的普通技术人员在阅读并且理解以下详细说明之后，将理解到本公开的另外的优点。将意识到到，给定实施例可以不提供这些优点，提供这些优点中的一个、一个、两个或两个以上。
附图说明
本公开可以采取各种部件和部件的布置以及各种步骤和各步骤安排的形式。附图仅出于图示优选的实施例的目的，而不应被解释为对本公开的限制。
图1图解地图示了PET成像设备；
图2图解地图示了图1的PET成像设备的PET探测器阵列的实施例；
图3图解地图示了图1的PET成像设备的PET探测器阵列的实施例；
图4是图1的装置的图像重建过程的示范性流程图；
图5图解地图示了图1的PET成像设备的PET探测器阵列的范例；并且
图6-8示出了表示图5的PET探测器阵列的操作的图形。
具体实施方式
在本文中应认识到，存在其中人们可以考虑与高分辨率TOF探测器一起使用非TOF或低分辨率TOF探测器以减少成本同时仍然利用TOF成像的各种情况。下文呈现了一些范例。
范例1。由于探测器的几何响应，与轴向FOV的中心相比较，PET系统的轴向视场(FOV)的端部处的探测器灵敏度是非常低的。这隐含轴向 FOV的端部处的高执行TOF探测器未完全地被利用。在本文所公开的一些实施例中，这样的TOF探测器利用非TOF探测器或者具有较低时间分辨率的TOF探测器替换以便减少成本。在变型实施例中，非TOF或者较低分辨率TOF探测器被添加到轴向FOV的端部从而在没有添加额外的外围高速度 TOF探测器环的完全成本的情况下扩大轴向FOV。
范例2。对于多环PET探测器，交错的TOF和非TOF探测器环或者交错的高分辨率TOF和较低分辨率TOF环可以被用于成本降低。通过选择TOF与非TOF(或者较低分辨率TOF)探测器环的比，可以定制性能与成本折中。
范例3。对于被构建为模块的探测器阵列(例如，每个探测器模块包括探测器像素的N×M(子)阵列)，人们可以混合预定义的图案中的TOF和非TOF探测器模块以实现成本降低和足够的TOF成像益处。再次，这允许性能与成本折中的定制。
飞行时间(TOF)定位显著地改进图像质量(例如，分辨率和用于重建收敛和病变探测的实际性能)。然而，TOF部件通常是比非TOF部件更昂贵的。例如，TOF探测器需要更快的闪烁晶体、更快的探测器和更复杂的信号处理和时间戳记电路。
在本文中公开的是在其中(通常多环)PET探测器阵列包括TOF探测器和非TOF探测器的混合的实施例。在变型实施例中，混合具有较高速度 TOF探测器和较低速度TOF探测器(较低速度，但是仍然足够快以提供有用的TOF定位)。为了获益，添加的非TOF探测器应当添加与单独使用TOF 探测器相对的性能(在其他情况下改进的性能和较低成本可以通过仅提供 TOF探测器来实现，如在TOF-PET中常规地完成的)。本文所公开的数据处理方面使得能够使用TOF和非TOF探测器的混合产生与单独TOF探测器相对的优越成像。
在一个说明性实施例中，多环PET探测器阵列包括专有地包括TOF探测器的中央探测器环，以及专有地为非TOF(或者较慢TOF)探测器的(径向)外部探测器环。通过将不同的探测器类型分开在不同的PET探测器环上，制造被简化。将较慢探测器放置在外围环上提供针对FOV的中央部分的最高的TOF益处，其中，器官或其他最大感兴趣区域通常定位在视场(FOV)中。
在另一说明性实施例中，TOF探测器和非TOF或较慢TOF探测器以个体探测器水平或以某个较高水平交错(例如，以由NxM模块构建的探测器阵列中的模块水平)。该方法可以以可能地较大的制造复杂性为代价提供经改进的一致性。
在所公开的混合TOF/非TOF PET探测器阵列中，给定响应线(LOR) 可以是三个类型之一，每个具有不同的时间分辨率。最快的LOR类型具有TOF探测器，所述TOF探测器提供由电子-正电子湮没事件产生的相反方向 511keV伽玛射线两者的探测。这些快速LOR具有针对TOF信息的最好时间分辨率。最慢(非TOF)LOR类型是连接探测这两个511keV伽玛射线的非TOF探测器的对(或者非TOF和TOF探测器的对)的一个，并且具有最差或不存在时间分辨率。中间类型的LOR具有由TOF探测器探测到的一个伽玛射线和由较慢TOF探测器探测到的另一个，并且因此具有中间时间分辨率。
各种重建方法可以被用于利用TOF和非TOF探测器。在循环方法中， TOF数据使用TOF重建来重建，得到的图像被馈送到非TOF数据的非TOF 重建中(例如，作为惩罚与TOF图像的大偏离的先验图像，或者作为初始图像估计)，并且得到的非TOF图像被馈送回到TOF重建的连续迭代等。在另一重建方法中，采用反向投影公式，投影和反向投影算子Hij和Hji表征计数j对图像体素i处的图像内容的贡献。在该方法中，采用其宽度适于给定计数j的时间分辨率的TOF内核。如果针对形成沿着LOR的计数j的探测器元件之一的时间分辨率被指代为σF并且针对另一端点的时间分辨率被指代为σS，那么是针对计数j的得到的时间分辨率的宽度。
现在参考图1，示出了用于PET成像设备1的PET探测器阵列10的示意图。通过一些非限制性说明性范例，说明性PET成像设备1可以是 VereosTM数字PET/CT扫描器或IngenuityTM TF PET扫描器的PET机架(两者从Koninklijke Philips N.V.,Eindhoven,theNetherlands可购得，如在本文中所公开被修改)。说明性PET探测器阵列10是封闭一个或多个探测器的阵列(诸如圆柱形辐射探测器阵列)，并且包括在图解探测器阵列布局12 中指示的探测器像素。圆柱形辐射探测器阵列10包括对于探测从圆柱形辐射探测器阵列10内部发出的511keV辐射有效的辐射探测器元件14、16(例如，像素、片块、模块、环等)。辐射探测器像素包括较高速度辐射探测器像素14和较低速度辐射探测器像素16。较低速度辐射探测器像素16具有比较高速度辐射探测器像素14的时间分辨率σF更粗糙的时间分辨率σS(例如，σS>σF)。
通过非限制性说明性实施例，较高速度辐射探测器像素14可以包括硅酸镥晶体(LSO)、硅酸钇镥(LYSO)、细硅酸镥(LFS)或者溴化镧(LaBr) 等闪烁体之一，并且通过非限制性说明性实施例，较低速度辐射探测器像素16可以包括锗酸铋氧化物(BGO)或者碘化钠(NaI)等闪烁体。光探测器元件(诸如光电倍增管(PMT)或者固态硅光电倍增管(SiPM)设备)被布置为探测在闪烁体中生成的闪烁光。由给定PMT或SiPM设备提供的时间分辨率(取决于建立质量和相关成本)可以甚至针对相同的晶体类型变化。在一些实施例中，在闪烁体晶体与光探测器元件之间存在一对一关联，每个闪烁体/光探测器元件形成单个辐射探测器像素。在其他实施例中，这样的一对一对应性当使用基于PMT的读出时能够不存在，并且个体辐射探测器像素在读出电路(例如使用Anger逻辑)中被定义。还应预期到，在备选实施例中，作为直接辐射探测器的辐射探测器像素，例如基于碲锌镉(CZT)的半导体探测器元件，直接地吸收并且探测511keV光子。
在一个实施例中，如在图2中所示，圆柱形辐射探测器阵列10具有探测器阵列布局12，其包括被布置为形成圆柱形辐射探测器阵列的多个辐射探测器环18。辐射探测器环18包括形成圆柱形探测器阵列的中央部分22 的中央辐射探测器环20。每个中央辐射探测器环20专有地包括较高速度辐射探测器像素14。换句话说，每个中央辐射探测器环20不包括较低速度辐射探测器像素16中的任一个。每个中央辐射探测器环20包括TOF时间戳记电路24，TOF时间戳记电路24被配置为生成或者分配针对由较高速度辐射探测器像素14探测到的511keV辐射探测事件的时间戳记，较高速度辐射探测器像素14具有对提供沿着响应线(LOR)的TOF定位有效的时间分辨率。
辐射探测器环18还包括外围辐射探测器环26，外围辐射探测器环26 形成圆柱形探测器阵列12的外围部分28。外围辐射探测器环26围绕中央辐射探测器环20。每个外围辐射探测器环26专有地包括较低速度辐射探测器像素16。换句话说，每个外围辐射探测器环26不包括较高速度辐射探测器像素中的任一个。每个外围辐射探测器环26包括非TOF时间戳记电路 30，非TOF时间戳记电路30被配置为生成针对由较低速度辐射探测器像素 16探测到的511keV辐射探测事件的时间戳记，较低速度辐射探测器像素 16具有太粗糙而不能提供沿着LOR的TOF定位的时间分辨率。在变型实施例中，较低速度辐射探测器像素为TOF定位提供足够的速度，但是具有比由(较高速度)TOF探测器14提供的更低的时间分辨率。在这种情况下，时间戳记电路30可以再次是比时间戳记电路24更低的速度。
在另一实施例中，如在图3中所示，圆柱形辐射探测器阵列10具有探测器阵列布局12，探测器阵列布局12将专有地包括TOF探测器像素14的 TOF探测器环20和专有地包括非TOF探测器像素16的非TOF探测器环 26交错。每个探测器环20再包括对应的TOF时间戳记电路24，并且每个探测器环26再次包括对应的非TOF时间戳记电路30。与图2的实施例一样，在图3的实施例的变型中，探测器像素16可以备选地是较低速度TOF 探测器像素(如与探测器像素14相比较)。在该实施例中，每个LOR可以由低速辐射探测器像素16探测到。较低速度辐射探测器像素16可以被连接到TOF时间戳记电路24，使得TOF时间戳记电路可以处理由较低速度辐射探测器像素探测到的LOR以提供沿着LOR的粗糙的TOF定位。
尽管未图示，但还预期在单个探测器环内将TOF探测器像素14和非 TOF探测器像素16混合。例如，如果每个探测器环由均包含N×M探测器像素的(子)阵列的矩形探测器模块集构建，那么一些这样的探测器模块可以包括TOF探测器14和相关联的时间戳记电路24，而相同探测器环上的其他探测器模块可以包括非TOF探测器16和相关联的时间戳记电路30。
返回参考图1，PET成像设备1还包括至少一个计算机或者用于执行图像重建操作的其他电子数据处理设备34。说明性至少一个计算机34包括典型部件，诸如至少一个显示部件36和至少一个用户输入部件38。计算机 12包括至少一个电子处理器44(例如，微处理器、多核微处理器等)，其被编程为执行如本文所公开的校准功能。在一些范例中，显示器36可以是触敏显示器。用户输入部件38可以是鼠标、键盘、触控笔、前述触敏显示器、麦克风和/或类似物。
现在参考图4，至少一个处理器44被编程为利用操作102-108执行PET 图像重建方法100。在102处，从PET成像设备1在计算机34处接收PET 成像数据。在104处，根据由较高速度辐射探测器像素14所生成的成像数据生成精细分辨率信息。在106处，根据由较低速度辐射探测器像素16所生成的成像数据生成粗糙分辨率信息。在108处，根据拥有精细分辨率信息和粗糙分辨率信息两者的计数重建PET成像数据。
在一个实施例中，102可以包括直接地从PET成像设备1接收PET成像数据集。例如，PET数据成像数据集可以包括沿着响应线(LOR)行进的相反方向511keV伽玛射线的计数(有时还被称为样本或者事件)。每个 LOR被定义为连接探测相反方向对的两个相应511keV伽玛射线的两个辐射探测器像素的线。至少沿着由TOF探测器像素14连接的LOR的计数两者具有TOF定位信息。换句话说，通过较高速度辐射探测器像素14获得具有TOF定位的LOR。沿着具有非TOF定位(即，没有TOF定位或者比由较高速度辐射探测器像素14探测到的LOR的TOF定位更粗糙的TOF定位) 的LOR的计数由较低速度辐射探测器像素16中的至少一个获得。LOR可以被识别为由两个时间戳记的511keV探测事件定义。因此，在操作104 处的数据包括TOF计数和不具有TOF信息的非TOF计数的混合。在变型实施例中，在操作104处的数据包括TOF计数和具有更粗糙的分辨率处的 TOF信息的计数的混合。
在104处，根据由较高速度辐射探测器像素14所生成的成像数据生成精细分辨率信息。这样做，两者都经由TOF时间戳记电路24由较高速度辐射探测器像素14探测到的两个符合时间戳记的511keV探测事件(或者事件对)是基于两个511keV探测事件之间的时间差来处理的，以生成TOF 定位信息。在该操作中，当这两个511keV探测事件由较高速度辐射探测器像素14探测到时，针对LOR生成的TOF定位信息具有最细的分辨率。
在106处，根据由较低速度辐射探测器像素16中的至少一个所生成的成像数据生成精细分辨率信息。在一个范例中，两个符合时间戳记的511 keV探测事件(或者事件对)经由非TOF时间戳记电路30由较低速度辐射探测器像素16中的两个探测到。在该范例中，由时间戳记电路30所提供的时间戳记足以识别符合511keV探测事件(即，这两个时间戳记位于指定的符合窗口内)，但是具有太粗糙的分辨率而不能提供具有足以导出TOF 定位信息的准确度的有限时间差。在这种情况下，仅已知湮灭事件沿着LOR 在某个地方发生。在变型实施例中，时间戳记电路30的确提供针对TOF 定位的足够的分辨率，但是处于比由TOF像素14和相关联的电路24提供的那个更粗糙的分辨率。
在另一可能性中，可以探测两个符合时间戳记的511keV探测事件(或者事件对)，一个由较低速度辐射探测器像素16之一探测，并且另一个由较高速度TOF辐射探测器像素14之一探测。如果较低速度探测器像素16 提供足够的时间分辨率，则可以针对这些类型的计数生成TOF定位，但是得到的TOF定位将再次比在操作104上生成的数据的那个更粗糙。在其中较低速度探测器像素16和/或电路30太慢而不能提供TOF定位的实施例中，然后使用一个像素14和另一像素16探测的沿着LOR的任何事件将不具有相关联的TOF信息。
在一些实施例中，沿着将TOF探测器像素14和非TOF探测器像素16 连接的LOR能够不存在计数。例如，在图2和图3的实施例中，每个探测器环专有地包含TOF探测器像素14，或者专有地包含非TOF探测器像素 16。如果采集处理在每环基础上执行符合处理并且不考虑其中两个511keV 伽玛射线由不同的探测器环探测的计数，那么将TOF探测器像素14和非TOF探测器像素16连接的LOR的情况将绝不发生。通过非限制性图示，这样的采集处理有时被用于生成由每个探测器环采集的二维(2D)正弦图，其然后使用Radon变换等被重建为针对该探测器环的对应的2D图像切片。 3D图像可以然后被重建为由探测器阵列10的环采集的2D图像切片的堆叠。
在108处，根据精细分辨率信息和粗糙分辨率信息两者重建PET成像数据。精细分辨率信息可以包括TOF LOR(即，从较高速度辐射探测器像素14生成的)并且粗糙分辨率信息可以包括粗糙LOR(即，从较低速度辐射探测器像素16生成的)。粗糙分辨率还可以包括中间LOR(即，从较低速度辐射探测器像素16之一和较高速度辐射探测器像素14之一生成的)。
在一个范例中，可以迭代地执行重建操作108。这样做，首先TOF LOR 被重建为形成初始TOF重建图像。初始TOF重建图像然后被输入到非TOF LOR中的第一个中以形成初始非TOF重建图像。初始非TOF重建图像然后被输入到第二TOF LOR中以形成第二TOF重建图像。第二TOF重建图像然后被输入到第二非TOF LOR中以形成第二非TOF重建图像。重复该迭代过程，直到所有TOF LOR已经被重建以生成第一重建图像，并且所有非TOF LOR已经被重建以生成第二重建图像。
在另一范例中，使用同时地在来自操作104的精细分辨率数据和来自操作106的粗糙分辨率信息上操作的迭代重建过程执行重建操作108。这样做，TOF计数j定位信息(在104处生成的)可以包括TOF定位宽度其中，σF是较高速度辐射探测器像素14的半峰宽(FWHM)的时间分辨率。此外，较低TOF分辨率LOR定位信息(在106处生成的)可以包括TOF定位宽度其中，σS是σS的FWHM的时间分辨率，其中，σS>σF(并且σS可以等于较低速度辐射探测器像素16的非常大值(2-3ns))。这隐含σS> σF。如果来自操作106的粗糙分辨率计数根本不具有TOF定位，则这可以通过将σS设置为大值(例如2-3ns)来建模，使得TOF“定位”可与两个探测器之间的LOR的整个长度相比较并且拥有关于真实湮灭原点的可忽略的信息。如果这两个探测器像素类型14、16提供TOF定位，那么使用这两个探测器元件类型的探测适合地利用针对中间LOR类型的中间定位宽度创建计数。说明性迭代重建公式可以被表达为：
其中，索引i索引重建图像的图像体素，索引j索引LOR，每个gj指代沿着 LOR j的(一个或多个)计数，并且上标(n)和(n+1)分别地指代迭代重建的上一和当前迭代。Hji(σj)和Hij(σj)是正向和反向投影算子(系统矩阵，取决于飞行时间分辨率σj并且可以包括点扩散函数建模)。在与由i索引的图像体素相交的LOR的所有计数gj(σj)上执行求和。Corrj是各种任选校正(例如，散射和/或随机)因子，其还可以取决于σj。因子Si是对应于图像体素i 的灵敏度矩阵的矩阵元素。该更新被应用于图像体积的所有图像体素以从迭代(n)到迭代(n+1)更新图像。在更新等式中，定位探测器的元件时间分辨率σF、σS和得到的σj被采用在投影算子Hji和Hij和/或取决于迭代TOF 图像重建公式的计数信息gj中。要理解，前述更新等式是说明性一般形式，并且迭代图像重建可以实施各种特定迭代图像重建算法，例如最大似然期望最大(MLEM)图像重建、有序子集期望最大(OSEM)等，具有时间分辨率σj的适当的插入以捕获不同的计数类型的TOF定位分辨率。
范例
详细地，当系统被设计有如本文所公开的TOF和非TOF探测器像素的混合物时，探测器布置优选地基于要实现的目标来选择。在一个范例中，期望具有一种PET系统，其允许高分辨率320ps-TOF数据的完整数据集的采集，使得可以重建完整的高分辨率TOF图像。在另一范例中，期望具有一种PET系统，其具有来自仅TOF探测器的那个两倍的总灵敏度(即，系统采集与TOF计数相同量的非TOF(或者低分辨率TOF)计数)。在另一范例中，期望具有一种PET系统，其可以利用来自TOF探测器的计数的两倍来实现～600ps-TOF图像。
为了完成这些目标，在图5中示出了PET成像设备的一个范例。如在图5中所示，采用图2的形式的布局，五个320ps-TOF环14被设置在探测环(未示出)的中心并且五个TOF环的每侧的一个非TOF环106形成高效的七个环PET系统。探测器阵列可以采集具有N个计数的320ps-TOF数据集和也具有N个计数(近似地)的非TOF数据集。将根据N个TOF计数重建320ps-TOF图像。使用N个TOF计数和N个非TOF计数两者的联合 TOF和非TOF重建将重建与具有2N 600ps-TOF计数的数据集的图像类似的图像。
更明确地，图5图示了通过添加两个边缘非TOF环将五个环TOF系统的轴向视场(aFOV)从16.4cm扩展到23.0cm的设计。系统的总灵敏度加倍，但是两个非TOF环的成本可以比添加两个TOF环低得多。例如，来自 TOF探测器环的灵敏度是大约5400cnts/MBq。利用添加的两个非TOF环，总灵敏度加倍为大约10800cnts/MBq。利用TOF和非TOF数据的优化联合重建，可以实现与具有10800cnts/MBq灵敏度及600ps的TOF分辨率的系统类似的图像质量。使用与在Vereos中使用的相同的交叠方案，可以采集具有320ps TOF的患者的全数据集，并且可以重建来自aFOV-TOF数据的患者的320ps-TOF图像。同时，可以重建来自FOV-总数据的患者的～600ps-TOF图像，其具有320ps-TOF数据的计数的数目的两倍。
图像采集协议或临床工作流可以基于要求和/或系统配置/设计来开发，如上文所描述的。对于图5中所示的范例，使用与五个环TOF系统类似的桌台/床交叠的采集协议将允许TOF数据的完整集合的采集，因此可以获得患者的完整TOF重建。相同患者的非TOF或低TOF数据可以被用于使用联合TOF和非TOF(或低分辨率TOF)重建来重建较高计数密度图像。
图5中所示的范例PET系统允许TOF和非TOF(或者低分辨率TOF) 数据的联合重建。当独立地重建时，非TOF数据仅导致已经示出在病变探测、数据不一致性操纵等中次于TOF图像的非TOF图像。然而，联合重建可以使用TOF数据引导非TOF数据的重建，使得后者有效地“继承”来自 TOF数据的一些TOF信息。或者换句话说，TOF数据将一些TOF信息传递给非TOF数据重建。期望优化TOF数据的使用以引导非TOF数据的重建。
联合重建的一个方法是在迭代重建中以交错的方式重建TOF图像和非 TOF图像(迭代重建可以是要么列表模式要么非列表模式)。人们首先利用一个TOF更新执行TOF重建以得到第一TOF图像，然后将TOF图像传递到非TOF重建，使用TOF图像作为用于非TOF更新的正向投影步骤中的初始图像；一旦非TOF更新完成，其被传递到TOF重建作为用于第二TOF更新的初始图像等等。利用该方法，320ps-TOF数据和非TOF数据的联合重建获得图像，其针对无噪声模拟中的数据不一致性操纵(图6和图7)和嘈杂模拟中的病变探测和噪声控制(图8)比600ps-TOF图像稍微更好。
图6和图7示出了表示联合TOF(320ps分辨率)和非TOF重建的图形，其示出比600ps-分辨率TOF更好的PET/CT误配准的操纵，例如，减少的伪影、经改进的真实病变。在该模拟中，用于衰减校正的CT图像被移动到PET图像的左边12mm。图6示出了重建图像，而图7示出了线轮廓比较。
图8示出了表示模拟研究的图形，其示出320ps-TOF和非TOF数据的联合重建获得与600ps-TOF数据相比较相同或者更好的病变探测和噪声抑制。右肺病变探测对于联合重建和600ps-TOF重建是可比较的，但是左肺病变在联合重建中比600ps-TOF图像(通过箭头突出显示的)更好。如在图8中所示，320ps-TOF图像是最好的，并且非TOF图像是最差的。
联合TOF/非TOF重建的更高级优化被预期进一步改进根据TOF和非 TOF数据两者重建的图像质量。例如，人们可以使用作为用于非TOF图像重建的先验的TOF图像不仅作为用于如上文所描述的正向投影过程的初始图像，而且还将其使用在迭代重建的反向投影过程中。另一范例是使用来自非TOF数据重建中的TOF数据的散射估计来改进用于非TOF数据的散射校正的准确度。
将意识到，PET成像设备1的说明性计算、数据处理或者数据接口部件可以被实现为存储由电子处理器(例如，处理器44)可执行以执行所公开的操作的指令的非瞬态存储介质。非瞬态存储介质可以例如包括硬盘驱动器、RAID或者其他磁性存储介质；固态驱动器、闪盘驱动器、电可擦只读存储器(EEROM)或者其他电子存储器；光盘或者其他光学存储设备；其各种组合；等。
已经参考优选实施例描述了本公开。在阅读并且理解前述详细描述之后可以想到修改和变化。本公开旨在被构建为包括所有这样的修改和变化，只要其落入权利要求书或其等价方案的范围之内。
Claims (20)
1.一种正电子发射断层摄影(PET)探测器阵列，包括：
封闭式辐射探测器阵列(10)，其包括对于探测从圆柱形辐射探测器阵列的内部发出的511keV辐射有效的辐射探测器元件(14、16)；
其中，所述圆柱形辐射探测器阵列的所述辐射探测器元件包括较高速度辐射探测器元件(14)和较低速度辐射探测器元件(16)两者；
其中，所述较低速度辐射探测器元件具有比所述较高速度辐射探测器元件的时间分辨率更粗糙的时间分辨率。
2.根据权利要求1所述的PET探测器阵列，其中，所述封闭式辐射探测器阵列是圆柱形辐射探测器阵列(10)，所述圆柱形辐射探测器阵列包括被布置为形成所述圆柱形辐射探测器阵列的多个辐射探测器环(18)。
3.根据权利要求2所述的PET探测器阵列，其中，所述辐射探测器元件(14、16)包括像素，并且所述多个辐射探测器环(18)包括：
中央辐射探测器环(20)，其形成所述圆柱形探测器阵列(10)的中央部分(22)，其中，每个中央辐射探测器环包括所述较高速度辐射探测器像素(14)并且不包括所述较低速度辐射探测器像素(16)中的任一个；以及
外围辐射探测器环(26)，其形成所述圆柱形探测器阵列的外围部分(28)，其中，每个外围辐射探测器环包括所述较低速度辐射探测器像素并且不包括所述较高速度辐射探测器像素中的任一个。
4.根据权利要求3所述的PET探测器阵列，其中：
每个中央辐射探测器环(20)包括飞行时间(TOF)时间戳记电路(24)，所述飞行时间时间戳记电路生成对由所述较高速度辐射探测器像素(14)探测到的511keV辐射探测事件的时间戳记，所述较高速度辐射探测器像素具有对于提供沿着响应线(LOR)的TOF定位有效的时间分辨率；以及
每个外围辐射探测器环(26)包括非TOF时间戳记电路(30)，所述非TOF时间戳记电路生成对由所述较低速度辐射探测器像素(16)探测到的511keV辐射探测事件的时间戳记，所述较低速度辐射探测器像素具有太粗糙而不能提供沿着LOR的TOF定位的时间分辨率。
5.根据权利要求1所述的PET探测器阵列，其中，所述辐射探测器阵列(10)包括多个探测器模块(12)，并且每个探测器模块包括仅所述较高速度辐射探测器像素(14)或者仅所述较低速度辐射探测器像素(16)。
6.根据权利要求1-5中的任一项所述的PET探测器阵列，其中，所述较高速度辐射探测器像素(14)包括以下中的一种：硅酸钇镥(LYSO)闪烁体、硅酸镥(LSO)闪烁体、细硅酸镥(LFS)闪烁体或者溴化镧(LaBr)闪烁体，并且所述较低速度辐射探测器像素(16)包括锗酸铋氧化物(BGO)闪烁体或者碘化钠(NaI)闪烁体。
7.根据权利要求1-6中的任一项所述的PET探测器阵列，还包括：
电子电路(24、30)，其将时间戳记分配到由所述圆柱形探测器阵列探测到的511keV探测事件以生成时间戳记的511keV探测事件；
电子处理器(44)；以及
非瞬态存储介质，其存储指令，所述指令能够由所述电子处理器读取和运行以执行包括以下项的操作：
识别计数响应线(LOR)，其中，每个计数由两个时间戳记的511keV探测事件定义；并且
生成针对由这样的两个时间戳记的511keV探测事件定义的每个计数的飞行时间(TOF)定位信息：这两个时间戳记的511keV探测事件都是由所述较高速度辐射探测器像素(14)探测到的。
8.根据权利要求7所述的PET探测器阵列，其中，所述操作还包括：
还生成针对由这样的两个时间戳记的511keV探测事件定义的每个LOR的飞行时间(TOF)定位信息：至少一个时间戳记的511keV探测事件是由所述较低速度辐射探测器像素(16)中的一个探测到的；
其中，当这两个511keV探测事件都是由所述较高速度辐射探测器像素探测到的时，针对所述计数生成的所述TOF定位信息具有最精细的时间分辨率，当这两个511keV探测事件都是由所述较低速度辐射探测器像素探测到的时，针对所述计数生成的所述TOF定位信息具有最粗糙或者不存在的时间分辨率，并且当所述511keV探测事件中的一个是由所述较高速度辐射探测器像素中的一个探测到的，并且所述511keV探测事件中的另一个是由所述较低速度辐射探测器像素中的一个探测到的时，针对所述计数生成的所述TOF定位信息具有中间分辨率。
9.一种正电子发射断层摄影(PET)成像设备(1)，包括：
辐射探测器阵列(10)，其包括飞行时间(TOF)辐射探测器像素(14)和较低速度辐射探测器像素(16)两者，其中，所述较低速度辐射探测器像素具有比所述TOF辐射探测器像素的时间分辨率更粗糙的时间分辨率；
电子处理器(44)；以及
非瞬态存储介质，其存储指令，所述指令能够由所述电子处理器读取和运行以执行包括以下项的操作：
根据这样的符合511keV探测事件对来生成沿着具有TOF定位的响应线(LOR)的精细TOF计数：两个符合511keV探测事件都是由所述辐射探测器阵列的TOF辐射探测器像素探测到的；
根据这样的符合511keV探测事件对来生成粗糙TOF分辨率计数：在所述符合511keV探测事件对中，所述对中的至少一个事件是由所述辐射探测器阵列的较低速度辐射探测器像素探测到的，粗糙LOR是在没有TOF定位或在具有比TOF LOR的所述TOF定位更粗糙TOF定位的情况下生成的；并且
重建包括精细TOF LOR和粗糙TOF LOR两者的PET数据集以生成重建图像。
10.根据权利要求9所述的PET成像设备(1)，其中，所述辐射探测器阵列(10)包括被布置为形成所述辐射探测器阵列的多个辐射探测器环(18)。
11.根据权利要求10所述的PET成像设备(1)，其中，所述多个辐射探测器环(18)包括：
中央辐射探测器环(20)，其形成所述圆柱形探测器阵列(10)的中央部分(22)，其中，每个中央辐射探测器环包括所述较高速度辐射探测器像素(14)并且不包括所述较低速度辐射探测器像素(16)中的任一个；以及
外围辐射探测器环(26)，其形成所述圆柱形探测器阵列的外围部分(28)，其中，每个外围辐射探测器环包括所述较低速度辐射探测器像素并且不包括所述较高速度辐射探测器像素中的任一个。
12.根据权利要求11所述的PET成像设备(1)，其中：
每个中央辐射探测器环(20)包括飞行时间(TOF)时间戳记电路(24)，所述飞行时间时间戳记电路生成对由所述较高速度辐射探测器像素(14)探测到的511keV辐射探测事件的时间戳记，所述较高速度辐射探测器像素具有对于提供沿着响应线(LOR)的TOF定位有效的时间分辨率；以及
每个外围辐射探测器环(26)包括非TOF时间戳记电路(30)，所述非TOF时间戳记电路生成对由所述较低速度辐射探测器像素(16)探测到的511keV辐射探测事件的时间戳记，所述较低速度辐射探测器像素具有太粗糙而不能提供沿着LOR的TOF定位的时间分辨率。
13.根据权利要求9所述的PET成像设备(1)，其中，所述辐射探测器阵列(10)包括多个探测器模块(12)，并且每个探测器模块包括仅所述较高速度辐射探测器像素(14)或者仅所述较低速度辐射探测器像素(16)。
14.根据权利要求9-13中的任一项所述的PET成像设备(1)，其中，所述较高速度辐射探测器像素(14)包括以下中的一种：硅酸钇镥(LYSO)闪烁体、硅酸镥(LSO)闪烁体、细硅酸镥(LFS)闪烁体或者溴化镧(LaBr)闪烁体，并且所述较低速度辐射探测器像素(16)包括锗酸铋氧化物(BGO)闪烁体或者碘化钠(NaI)闪烁体。
15.根据权利要求9-14中的任一项所述的PET成像设备(1)，其中，所述重建包括迭代地执行以下操作：
重建所述精细TOF计数以生成第一重建图像；并且
重建所述粗糙TOF计数以生成第二重建图像；
其中，所述重建所述TOF LOR使用所述第二图像，并且对所述粗糙LOR的所述重建使用所述第一重建图像。
16.根据权利要求9-14中的任一项所述的PET成像设备(1)，其中，所述飞行时间(TOF)辐射探测器像素(14)拥有半峰宽(FWHM)σF的时间分辨率，较粗糙的较低速度辐射探测器像素拥有σS的FWHM的时间分辨率，其中，σS>σF，并且所述重建包括采用投影算子Hij(σj)的迭代重建，其中，j索引LOR，i索引图像体素，并且对于所述TOF LOR，并且对于所述粗糙LOR，
17.一种存储指令的非瞬态存储介质，所述指令能够由至少一个处理器(44)读取和运行以执行正电子发射断层摄影(PET)图像重建方法，所述方法包括：
接收或者生成PET数据集，所述PET数据集包括沿着响应线(LOR)的计数，其中，所述PET数据集至少包括：第一计数类型，其具有飞行时间(TOF)定位；以及第二计数类型，其没有TOF定位或者具有比第一LOR的所述TOF定位更粗糙的TOF定位；并且
重建包括所述第一计数类型和所述第二计数类型两者的整个PET数据集以生成重建图像。
18.根据权利要求17所述的非瞬态存储介质，其中，所述重建包括迭代地执行以下操作：
重建所述第一计数类型以生成第一重建图像；并且
重建所述第二计数类型以生成第二重建图像；
其中，所述重建所述第一计数类型使用所述第二图像，并且对所述第二计数类型的所述重建使用所述第一重建图像。
19.根据权利要求17所述的非瞬态存储介质，其中，第一种类的TOF胜任的探测器元件(14)具有σF的时间分辨率，第二种类的探测器元件(16)具有σS的时间分辨率，其中，σS>σF，并且所述重建包括采用投影算子Hij(σj)的迭代重建，其中，j索引计数或投影分箱，i索引图像体素，并且针对所述第一LOR，并且针对第二LOR，
20.根据权利要求17所述的非瞬态存储介质，其中：
所述第一计数类型包括宽度的TOF定位，并且所述第二计数类型包括宽度的TOF定位，其中，σS>σF；
所述PET数据集还包括具有宽度σj的TOF定位的第三计数类型，其中，TOF分辨率被估计为并且
所述重建包括对包括所述第一计数类型和所述第二计数类型和所述第三计数类型的整个PET数据集进行重建以生成所述重建图像。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US201662430415P | 2016-12-06 | 2016-12-06 | |
| US62/430,415 | 2016-12-06 | ||
| PCT/EP2017/081280 WO2018104188A1 (en) | 2016-12-06 | 2017-12-04 | Hybrid tof and non-tof pet systems with joint tof and non-tof image reconstruction |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CN110168409A true CN110168409A (zh) | 2019-08-23 |
Family
ID=60942957
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| CN201780075881.5A Pending CN110168409A (zh) | 2016-12-06 | 2017-12-04 | 具有联合tof和非tof图像重建的混合tof和非tof pet系统 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US11061151B2 (zh) |
| EP (1) | EP3552046A1 (zh) |
| CN (1) | CN110168409A (zh) |
| WO (1) | WO2018104188A1 (zh) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN110988974A (zh) * | 2019-12-12 | 2020-04-10 | 明峰医疗系统股份有限公司 | 曲面辐射源的pet探测器飞行时间的校准系统 |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US10531275B2 (en) * | 2016-12-12 | 2020-01-07 | Commscope Technologies Llc | Cluster neighbor discovery in centralized radio access network using transport network layer (TNL) address discovery |
| CN110446946A (zh) * | 2017-03-09 | 2019-11-12 | 株式会社岛津制作所 | 散射估计方法、散射估计程序以及搭载有该散射估计程序的正电子ct装置 |
| CN109350099A (zh) * | 2018-09-13 | 2019-02-19 | 中山市明峰医疗器械有限公司 | 一种应用于临床pet系统的随机事件去除处理方法 |
| US20210174560A1 (en) * | 2019-12-04 | 2021-06-10 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Scatter correction for long axial fov |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20030193029A1 (en) * | 2002-04-16 | 2003-10-16 | General Electric Company | Edge resolved dual scintillator gamma ray detection system and method |
| CN102449504A (zh) * | 2009-06-01 | 2012-05-09 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 具有改进的量化能力的pet探测器系统 |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5174813B2 (ja) * | 2006-07-21 | 2013-04-03 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Ｔｏｆｐｅｔの再構成を改良するための方法及びシステム |
| WO2010048325A2 (en) * | 2008-10-21 | 2010-04-29 | University Of Southern California | Exact and approximate rebinning of time-of-flight pet positron emission tomography data |
| US8698087B2 (en) * | 2008-11-03 | 2014-04-15 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Limited angle tomography with time-of-flight PET |
| WO2010143082A1 (en) * | 2009-06-08 | 2010-12-16 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Time-of-flight positron emission tomography reconstruction using image content generated event-by-event based on time-of-flight information |
| US8265365B2 (en) * | 2010-09-20 | 2012-09-11 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Time of flight scatter distribution estimation in positron emission tomography |
| US20150065854A1 (en) * | 2012-10-31 | 2015-03-05 | General Electric Company | Joint estimation of attenuation and activity information using emission data |
-
2017
- 2017-12-04 CN CN201780075881.5A patent/CN110168409A/zh active Pending
- 2017-12-04 WO PCT/EP2017/081280 patent/WO2018104188A1/en unknown
- 2017-12-04 EP EP17826151.7A patent/EP3552046A1/en not_active Withdrawn
- 2017-12-04 US US16/466,587 patent/US11061151B2/en active Active
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20030193029A1 (en) * | 2002-04-16 | 2003-10-16 | General Electric Company | Edge resolved dual scintillator gamma ray detection system and method |
| CN102449504A (zh) * | 2009-06-01 | 2012-05-09 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 具有改进的量化能力的pet探测器系统 |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| ERIKSSONL ET.AL: "LuYAP/LSO phoswich detectors for high resolution positron emission tomography", 《NUCLEAR SCIENCE SYMPOSIUM CONFERENCE RECORD》 * |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN110988974A (zh) * | 2019-12-12 | 2020-04-10 | 明峰医疗系统股份有限公司 | 曲面辐射源的pet探测器飞行时间的校准系统 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| WO2018104188A1 (en) | 2018-06-14 |
| US20190346577A1 (en) | 2019-11-14 |
| EP3552046A1 (en) | 2019-10-16 |
| US11061151B2 (en) | 2021-07-13 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Conti et al. | The new opportunities for high time resolution clinical TOF PET | |
| CN110168409A (zh) | 具有联合tof和非tof图像重建的混合tof和非tof pet系统 | |
| Conti | Focus on time-of-flight PET: the benefits of improved time resolution | |
| Borghi et al. | A 32 mm× 32 mm× 22 mm monolithic LYSO: Ce detector with dual-sided digital photon counter readout for ultrahigh-performance TOF-PET and TOF-PET/MRI | |
| Lewellen | The challenge of detector designs for PET | |
| US9747701B2 (en) | Systems and methods for emission tomography quantitation | |
| US11510636B2 (en) | System and method for positron emission tomography | |
| US10438379B2 (en) | In-reconstruction filtering for positron emission tomography (PET) list mode iterative reconstruction | |
| Meikle et al. | Quantitative techniques in PET | |
| US20180321400A1 (en) | Apparatus, method and system for sparse detector | |
| Gaudin et al. | Performance simulation of an ultrahigh resolution brain PET scanner using 1.2-mm pixel detectors | |
| Yamaya et al. | First human brain imaging by the jPET-D4 prototype with a pre-computed system matrix | |
| CN110168410A (zh) | 用于数字pet重建的死像素校正 | |
| Wadhwa et al. | PET image reconstruction using physical and mathematical modelling for time of flight PET-MR scanners in the STIR library | |
| Aklan et al. | GATE Monte Carlo simulations for variations of an integrated PET/MR hybrid imaging system based on the Biograph mMR model | |
| Raczyński et al. | 3D TOF-PET image reconstruction using total variation regularization | |
| WO2015198189A1 (en) | Reconstruction with multiple photopeaks in quantitative single photon emission computed tomography | |
| Feng et al. | Influence of Doppler broadening model accuracy in Compton camera list-mode MLEM reconstruction | |
| Efthimiou et al. | Data-driven, energy-based method for estimation of scattered events in positron emission tomography | |
| Kim et al. | A novel depth-of-interaction rebinning strategy for ultrahigh resolution PET | |
| Kalaitzidis et al. | Validation of a computational chain from PET Monte Carlo simulations to reconstructed images | |
| CN106462988B (zh) | 多视角断层摄影重构 | |
| JP2017512997A (ja) | 陽電子放射断層撮影（ｐｅｔ）における欠落画素の補償 | |
| Loudos et al. | Improving spatial resolution in SPECT with the combination of PSPMT based detector and iterative reconstruction algorithms | |
| Ter Voert et al. | The effect of defective PET detectors in clinical simultaneous [18 F] FDG time-of-flight PET/MR imaging |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PB01 | Publication | ||
| PB01 | Publication | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| WD01 | Invention patent application deemed withdrawn after publication | ||
| WD01 | Invention patent application deemed withdrawn after publication |
Application publication date: 20190823 |