CN110168411A - 正电子发射断层摄影中的飞行时分辨率-自适应图像正则化和滤波 - Google Patents

正电子发射断层摄影中的飞行时分辨率-自适应图像正则化和滤波 Download PDF

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Abstract

根据使用飞行时间(TOF)正电子发射断层摄影(PET)成像数据采集设备(6)采集的对象的TOF PET成像数据(10)来生成TOF PET图像(38)。利用沿着相应的响应线(LOR)的计数的TOF定位来执行对所述TOF PET成像数据的迭代图像重建(30)以迭代地更新重建图像(32)。基于针对所述TOF PET成像数据或所述体素的估计的TOF定位分辨率，将针对至少一个正则化或滤波参数的值分配给所述TOF PET成像数据或所述重建图像的体素。使用针对所述至少一个正则化或滤波参数的所分配的值来执行对所述重建图像的正则化(34)或滤波(36)。在一些实施例中，基于有关的采集特性(例如，探测器的计数率或操作温度)来估计针对所述TOF PET成像数据或所述体素的变化的TOF定位分辨率。

Description

正电子发射断层摄影中的飞行时分辨率-自适应图像正则化 和滤波
技术领域
下文总体上涉及医学成像领域、正电子发射断层摄影(PET)成像和图像重建领域以及相关领域。
背景技术
在正电子发射断层摄影(PET)成像中，将正电子发射放射性药物施用于对象。每个正电子-电子湮灭事件产生两条相反指向的511keV伽马射线，来自单个湮灭事件的两条伽马射线是使用符合探测来探测的。特别地，对伽马射线探测事件进行滤波以仅保留511keV(在某个能量窗口内)的那些探测事件，并且使用时间窗口对511keV探测事件进行滤波以识别基本上同时探测到的511keV对——然后假设每个这样的符合对与单个湮灭事件相关联，该单个湮灭事件位于沿着连接两个探测事件的响应线(LOR)的某处。在更先进的重建算法中，以统计方式校正因散射等引起的随机符合。
实际上，由真正的正电子-电子湮灭事件产生的两个511keV探测事件通常不是精确同时的。由针对两条伽马射线从湮灭事件处的公共起点行进到它们各自的探测器的不同飞行时间(TOF)间隔引起小的有限时间差。除非湮灭事件与两个探测器精确等距地定位，否则因一条伽马射线比另一条伽马射线具有更短的飞行时间而引起在两个511keV探测事件之间将存在有限时间差。常规地，这个问题通过使用有限符合探测时间窗来解决并且/或者因辐射探测器的时间分辨率不足以探测小TOF时间差而固有地减轻。
在飞行时间(TOF)PET中，辐射探测器具有亚皮秒的时间分辨率并且能够测量TOF差。在常规的PET中，沿着LOR的每个计数(亦即，沿着LOR的每个符合的511keV探测事件对)仅仅将湮灭事件定位为沿着LOR的某处发生。相比之下，在TOF PET中，飞行时间信息提供了沿着LOR的每个计数的额外定位。能够将TOF信息设想为沿着LOR的高斯或其他峰值概率分布，其中，高斯峰值在由时间差限定的位置处，并且高斯宽度对应于探测器的时间分辨率(使用已知的光速将将其转换为位置分辨率)。在迭代式TOF PET重建中，采用TOF定位来提供改善的重建图像分辨率和改善的整体图像质量。一些已知的迭代式TOF PET重建算法采用有序子集期望最大化(OSEM)或最大似然估计方法(MLEM)来比较(投影的)重建图像与包括TOF定位信息的投影数据并优化(投影的)重建图像。
下文公开了新的且改进的系统和方法。
发明内容
在一个公开的方面中，一种成像设备包括：飞行时间(TOF)正电子发射断层摄影(PET)成像数据采集设备，其包括一个或多个辐射探测器模块或环，所述TOF PET成像数据采集设备被布置为采集成像对象的TOF PET成像数据。所述成像设备还包括：计算机；以及非瞬态存储介质，其存储能由所述计算机读取并运行以通过包括以下操作的操作来生成TOF PET图像的指令：执行对所述TOF PET成像数据的迭代图像重建以迭代地更新重建图像；基于针对所述TOF PET成像数据或所述体素的采集条件的估计的值，将针对至少一个取决于采集条件的正则化或滤波参数的值分配给所述TOF PET成像数据或所述重建图像的体素；以及使用针对所述至少一个取决于采集条件的正则化或滤波参数的所分配的值来执行对所述重建图像的正则化或滤波。在一些说明性实施例中，采集参数是计数率。在一些说明性实施例中，采集参数是温度。
在另一公开的方面中，一种非瞬态存储介质存储指令，所述指令能由计算机或其他电子数据处理设备读取并运行以根据使用TOF PET成像数据采集设备采集的对象的TOFPET成像数据来生成TOF PET图像。所述TOF PET图像的所述生成借助于包括以下操作的操作：利用沿着相应的响应线(LOR)的计数的TOF定位来执行对所述TOF PET成像数据的迭代图像重建以迭代地更新重建图像；基于针对所述TOF PET成像数据或所述体素的估计的TOF定位分辨率，将针对至少一个正则化或滤波参数的值分配给所述TOF PET成像数据或所述重建图像的体素；以及使用针对所述至少一个正则化或滤波参数的所分配的值来执行对所述重建图像的正则化或滤波。
在另一公开的方面中，一种方法包括：利用沿着相应的响应线(LOR)的计数的飞行时间(TOF)定位来执行对TOF正电子发射断层摄影(PET)成像数据的迭代图像重建以迭代地更新重建图像；估计针对所述TOF PET成像数据或所述重建图像的体素的TOF定位分辨率；以及使用针对至少一个正则化或滤波参数的值来执行对所述重建图像的正则化或滤波，所述针对至少一个正则化或滤波参数的所述值是基于针对所述TOF PET成像数据或所述体素的所估计的TOF定位分辨率来计算的。所述迭代图像重建、TOF定位分辨率的所述估计以及所述正则化或滤波是由计算机适当执行的。
一个优点在于提供了具有改善的图像质量的飞行时间(TOF)正电子发射断层摄影(PET)成像。
另一优点在于提供了对成像对象的辐射暴露减少但没有相应地降低图像质量的TOF PET成像。
另一优点在于提供了具有改进的图像正则化的TOF PET成像。
另一优点在于提供了具有改进的滤波以用于平滑或其他有益的图像滤波调整的TOF PET成像。
给定的实施例可以提供前述优点中的零个、一个、两个、更多个或所有优点，并且/或者可以提供在本领域普通技术人员在阅读和理解了本公开内容后将变得明显的其他优点。
附图说明
本发明可以采用各种部件和各种部件的布置，以及各个步骤和各个步骤的安排的形式。附图仅出于图示优选实施例的目的，并且不应被解释为对本发明的限制。
图1示意性地图示了如本文所公开的包括成像设备和图像重建/处理设备的飞行时间(TOF)正电子发射断层摄影(PET)成像系统。
图2呈现了关于计数率对数字和模拟TOF PET系统的计时分辨率的影响的数据。
图3-6示意性地图示了统计计数率随着成像时间和/或空间位置可预测地变化的几种情况。
图7和图8图示了如本文所述的体模成像结果。
图9示意性地示出了使用图1的TOF PET成像系统适当执行的图像重建过程。
具体实施方式
与非TOF相比，TOF PET图像重建中的正电子-电子湮灭事件的定位会引起具有相同计数数量的图像噪声降低。从另一个角度来看，TOF相比于非TOF实现了有效灵敏度增益。该增益与TOF分辨率成反比。通常，TOF分辨率越高，有效增益越高。本文认识到，由于这种有效灵敏度增益，诸如正则化和滤波的图像处理对于TOF和非TOF或较低分辨率的TOF应当是不同的，以便优化经处理的图像。
正则化重建将先验知识用作对重建过程的正则化。正则化能够是边缘保留的，也能够是非边缘保留的。本文认识到，当将正则化重建应用于具有不同TOF分辨率的数据时，应当考虑TOF分辨率而使得图像不会正则化不足或正则化过度。
在本文公开的一些说明性实施例中，根据使用TOF PET成像数据采集设备采集的对象的TOF PET成像数据来生成TOF PET图像。通过包括以下操作的操作来生成TOF PET图像：利用沿着相应的响应线(LOR)的计数的TOF定位来执行对TOF PET成像数据的迭代图像重建以迭代地更新重建图像；基于针对TOF PET成像数据或体素的估计的TOF定位分辨率，将针对至少一个正则化或滤波参数的值分配给TOF PET成像数据或重建图像的体素；使用针对至少一个正则化或滤波参数的所分配的值来执行对重建图像的正则化或滤波。
在本文公开的一些说明性实施例中，通过包括以下操作的操作来生成TOF PET图像：执行对TOF PET成像数据的迭代图像重建以迭代地更新重建图像；基于针对TOF PET成像数据或体素的估计的计数率，将针对至少一个取决于计数率的正则化或滤波参数的值分配给TOF PET成像数据或重建图像的体素；以及使用针对至少一个取决于计数率的正则化或滤波参数的所分配的值来执行对重建图像的正则化或滤波。这种方法的动机在于，本文认识到TOF定位分辨率随计数率而变化，至少对于一些TOF PET成像设备而言如此。此外，TOF定位分辨率可以在采集期间随其他特性(例如，探测器的操作温度)而变化。
参考图1，说明性飞行时间(TOF)正电子发射断层摄影(PET)成像设备包括TOF PET成像数据采集设备(有时也被称为PET扫描器)6，TOF PET成像数据采集设备6包括一个或多个辐射探测器环8，TOF PET成像数据采集设备6被布置为采集(例如使用说明性可轴向移动的患者支撑物14)被装载到PET扫描器6的检查区域12中的成像对象(未示出)的TOF PET成像数据10。电子处理器20被编程为处理TOF PET成像数据10以生成一幅或多幅重建图像。在图1中通过虚线框22示意性地指示由电子处理器20执行的处理，虚线框22包围以图形方式表示处理流程的数据和操作的框。PET探测器阵列8采集沿着响应线(LOR)的相反指向的511keV伽马射线对的计数。该计数包括飞行时间(TOF)定位。通过一些非限制性说明性示例的方式，说明性PET成像扫描器6可以是VereosTM数字PET/CT扫描器或IngenuityTM TF PET扫描器(这两者均可从荷兰埃因霍温的皇家飞利浦公司获得)的机架。可以注意到，虽然PET探测器阵列8被示为在PET扫描器6的膛的内圆周上可见的探测器阵列环，但这是出于说明的目的，并且更典型地，PET探测器阵列被遮挡而不能经由通过511keV辐射的表面膛线等观察到。
例如，电子处理器20可以被实施为运行从存储指令的一个或多个非瞬态存储介质(例如，一个或多个硬盘驱动器、光盘、固态驱动器或其他电子数字存储设备，其各种组合等)读取的指令的计算机20(例如，台式计算机、基于网络的服务器计算机、专用的PET控制计算机，其各种组合等)。计算机20通常包括或能操作地访问至少一个显示器24(例如，LCD显示器、等离子显示器等)，并且还可以任选地包括或能操作地访问至少一个用户输入设备，用户能够经由所述至少一个用户输入设备来输入信息。说明性用户输入设备包括键盘26和触控板28；一些其他典型的用户输入设备包括鼠标、显示器24的触敏叠加物等。
TOF PET图像生成包括迭代的TOF PET图像重建过程30，迭代的TOF PET图像重建过程30执行对重建图像32的迭代更新。迭代图像重建过程30可以例如采用有序子集期望最大化(M)或最大似然估计方法(M)来比较和优化具有包括TOF定位信息的投影数据10的(投影的)重建图像32。为了开始该过程，对重建图像32进行初始化以用于初始迭代到某种起始图像，例如，基于先验信息的均匀强度图像或更复杂的初始图像。迭代重建过程30的连续迭代连续地改善重建图像32与TOF PET成像数据10之间的保真度，并且当满足某种停止标准(例如迭代间变化小于某个阈值)时迭代过程终止。
迭代图像重建过程30可以任选地采用正则化34。例如，迭代图像重建30的每个更新步骤可以包括在正则化34之前应用边缘保留先验。作为非限制性说明性示例，边缘保留先验可以是相对差先验(RDP)。通过说明的方式，采用利用RDP的MLEM的更新步骤能够被写为：
其中，λj是体素索引j处的估计的活动，是局部惩罚加权因子，aij是系统矩阵值，即，体素j对投影数据索引i的贡献，sj是利用采集时间缩放的体素j处的总扫描器灵敏度，并且参数γ>0用于操控吉布斯先验(负责边缘保留阈值)。通常，较大的γ会产生较大的边缘保留。值γ＝0完全消除了边缘保留，并且RDP变为二次先验。换句话说，利用γ＝0，采用公式(1)作为更新步骤来执行利用非边缘保留二次先验的图像重建作为正则化34。
在一些实施例中，通过重建后图像滤波36来进一步处理在迭代图像重建30完成(例如达到停止标准)之后得到的重建图像32。例如，作为一个非限制性说明性示例，可以采用高斯滤波作为低通后重建图像滤波36，以便平滑掉高频噪声伪影。
迭代的TOF PET图像重建30和任选的重建后滤波36产生最终的重建图像38，最终的重建图像38可以被显示在显示器24上，被处理以确定标准化摄取值(SUV)功能信息，由医师分析以识别恶性病变等。
继续参考图1，除了在迭代图像重建更新中(例如根据公式(1))利用TOF信息之外，还在图像正则化和/或滤波中利用被定义为TOF定位分辨率的TOF信息的准确度。为此，在操作40中，通过TOF定位分辨率或针对该分辨率的替代物(例如，计数率)对成像数据进行分类。该分类可以是按计数进行的，或者可以是分箱分类，在分箱分类中，成像数据10按时间进行分箱(当分辨率随时间变化时有用，例如当因使用放射性药物的半衰期短而引起计数率快速减少时有用)，按空间位置进行分箱(当计数率沿着轴向方向变化时有用，使得不同的PET探测器环以不同的计数率操作)等。变换42操作用于根据TOF定位分辨率(或者根据针对该分辨率的替代物(例如，计数率、温度或影响TOF定位分辨率的其他采集条件))来确定一个或多个滤波或正则化参数。
可以在正则化34中使用根据变换42确定的计数率、温度或其他取决于采集条件的一个或多个正则化参数。在正则化重建中，能够使用诸如局部重建强度、局部计数密度等的局部信息来自适应地调整正则化参数。然而，当TOF定位分辨率取决于计数率时，即使具有相同(或相似)的局部计数密度，正则化也将得到不同的解，并且当不考虑有效的TOF灵敏度增益时可能是次优的。相比之下，利用TOF分辨率调整正则化参数能够使图像更为一致并且是最优的。在一个非限制性说明性示例中，能够通过用边缘保留阈值替换边缘保留阈值γ将利用公式(1)的RDP正则化的OSEM更新步骤修改为取决于计数率，边缘保留阈值根据下式而包括TOF定位分辨率：
其中，λj再次是体素索引j处的估计的活动，Gσ是FWHMσ的高斯滤波器核，sj再次是利用采集时间缩放的体素j处的总扫描器灵敏度，并且gTOF是飞行时间增益因子，其通常被定义为：
其中，D是横向平面中的患者尺寸，并且Δx<D是TOF核尺寸(例如，对于320皮秒的TOF分辨率，Δx＝0.5·c·(320ps)＝4.8cm(其中，c＝3.00×108m/s)是空气中的光速。因子0.5来自为±Δx的空间不确定度。
(一个或多个)TOF分辨率(例如，取决于计数率的)滤波参数可以额外地或替代地用在重建后图像滤波36中。以这种方式，针对TOF定位分辨率调谐正则化和/或滤波，以便提供改善的图像质量。在其他实施例中，放射性药物剂量减少，由此引起的信号和信噪比(SNR)的结果降低通过经由TOF定位分辨率调谐的正则化和/或TOF定位分辨率调谐的滤波实现的有效灵敏度增益而得到补偿。
在下文中，提供了一些说明性示例。
参考图2，TOF定位分辨率随着针对一些TOF PET成像数据采集设备的计数率的增加而降低。例如，如图2所示，随着(如图2中通过净18F放射性测量的(以GBq为单位))计数率的增加，已经观察到模拟TOF PET探测器表现出较差的TOF定位分辨率(即，更粗糙(即，更大的)时间分辨率值)。针对模拟TOF PET探测器的这些结果在Surti等人的“Performance ofPhilips Gemini TF PET/CT Scanner with Special Consideration for Its Time-of-Flight Imaging Capabilities”(Journal of Nuclear Medicine，第48卷，第3期，第471-480页，2007年)进行了更详细的描述。不受任何特定操作理论的限制，这被认为归因于在较高计数率下511keV伽马射线探测事件中的不太剧烈的斜坡时间以及因时间上相邻的计数造成的噪声/干扰增加。相比之下，图2图示了TOF定位分辨率作为针对VereosTM数字PET/CT扫描器的计数率的函数几乎恒定。注意，潜在的其他因素也可能影响TOF分辨率，这些因素例如为PET探测器环的操作温度，在无论因何种原因而导致未能提供足够的温度控制时，PET探测器环的操作温度可能在给定采集期间发生变化。
鉴于图2的结果，本文认识到对于一些TOF PET数据采集设备，计数率和其他因素(例如，探测器的操作温度)是针对TOF定位分辨率的有效替代物，其中，较高的计数率(或者例如较高的操作温度)对应于较差的TOF定位分辨率。鉴于此，图3-6的示例采用用于图1的操作40的各种分类方法来优化与由计数率和其他因素指示的TOF定位分辨率相应的正则化和/或滤波。
参考图3，通常根据对应阶段中的总计数对每个阶段优化对来自不同动态阶段的图像的滤波。然而，早期阶段的计数率可能远高于后期阶段的计数率，如果TOF分辨率随计数率显著变化，则除了用于对每个阶段处的图像进行滤波的总计数之外，还应当使用与TOF分辨率有关的参数。例如，图3示出了动态成像示例，其中，在血管内施用放射性药物。放射性药物流入感兴趣的器官或组织(图3的“流入”阶段)，随后流出感兴趣的器官或组织(图3的“冲出”阶段)。如图3所示，动态成像最初产生低计数率，其在“流入”阶段期间快速增加，然后在“冲出”阶段期间快速减小。如果TOF PET成像数据采集设备是当计数率增加时TOF定位分辨率显著下降的设备，那么如图3右侧所示，TOF定位分辨率在“流入”阶段的开始时和在“冲出”阶段的结束时将是最佳的。当放射性药物在器官或组织中的浓度以及因此计数率最高时，TOF定位分辨率在中心时段中将是最差的。在诸如图3的动态成像任务之类的动态成像任务中，分类操作40适当地按时间间隔对成像数据进行分箱。基于总计数除以时间间隔(即，针对分箱的平均计数率)来分配针对每个时间分箱的计数率，并且变换42然后分配适合于每个时间分箱的计数率的滤波器和/或正则化参数。在一种方法中，然后使用适合于时间分箱的计数率的(一个或多个)滤波器和/或重建参数来重建每个时间分箱以创建时间间隔图像。注意，取决于是对成像数据还是对重建图像执行正则化或滤波，可以将取决于计数率的参数分配给成像数据或重建时间分箱图像的体素。对于图像体素，可以使用对体素有贡献的TOF PET成像数据的平均采集时间的计数率。以这种方式，调整滤波参数以避免对具有较低计数率(并且因此由于较高的TOF定位分辨率而具有较高的灵敏度)的图像产生过度滤波。计时分辨率(被转换为使用光速的TOF定位分辨率)与诸如图2的计数率之类的计数率之间的经验关系能够用于估计对应于时间分箱的TOF分辨率。
参考图4，在另一示例中，TOF PET探测器环50的集合用于对热团块52进行成像，热团块52被示意性地指示为位于探测器环50的组件的中心。如图4的底部示意图所示，中心探测器环将经历比(轴向)外围环高得多的计数率，因为热团块52位于中心环的平面中。因此，能够预期中心探测器环具有较差的TOF定位分辨率，并且能够预期外围探测器环具有较好的TOF定位分辨率。在这种情况下，能够根据经验确定针对每个探测器环的计数率，或者能够基于已知的热团块和探测器阵列几何形状来估计针对每个探测器环的计数率。
参考图5，在另一示例中，(例如使用图1中示出的说明性患者支撑物14)使热团块52在轴向方向上移动通过TOF PET成像数据采集设备6。如图5的底部示意图所示，计数率最初将很低，并且随着热团块52通过成像数据采集设备6的中心，计数率将斜坡上升并最终达到峰值，在此之后，随着热团块52移出数据采集设备6的探测区域，计数率将再次斜坡下降。对于在较高计数率下具有降低的TOF定位分辨率的TOF PET成像数据采集设备，这转化为TOF分辨率在轴向患者转移的开始和结束时最佳，并且TOF分辨率在轴向患者转移的中心部分期间最差。如果按时间对所采集的成像数据进行分箱(对应于由于患者的轴向移动而引起的轴向切片)，则能够使用适合于由计数率的替代物所指示的TOF定位分辨率的正则化和/或滤波器参数来重建各种时间分箱以生成对应的图像切片。再次地，取决于正则化或滤波是对成像数据(即，在LOR空间中)进行操作还是对重建图像进行操作，可以将取决于计数率的参数分配给成像数据或重建时间分箱图像的体素。
参考图6，在又一示例中，使用具有相对较短的半衰期的放射性药物执行TOF PET成像。如图6所示，计数率在每个半衰期间隔内减少为二分之一。如果TOF PET成像数据采集跨越对应于两个半衰期间隔的时间间隔，如图6的说明性示例中那样，则这将对应于在成像采集时间内计数率减少为四分之一。再次地，如果TOF PET成像数据采集设备在较高计数率下具有降低的TOF定位分辨率，则这转化为TOF分辨率在成像采集时间间隔的开始时最差并且在成像数据采集时间间隔的结束时最佳。因此，分类40能够将数据分类到时间分箱中，其中，通过根据如图6所示的放射性药物的减少的活动的变换42将值分配给取决于计数速率的正则化和/或滤波参数。再次地，取决于正则化或滤波是对成像数据进行操作还是对重建图像进行操作，可以将取决于计数率的参数分配给成像数据或重建时间分箱图像的体素。
现在参考图7，呈现了采用取决于TOF定位分辨率的重建后滤波的成像结果。该示例包括对单个体积图像进行定期滤波。常规地，针对与研究相关联的计数水平对滤波器进行优化。但是当TOF信息可用时，如本文所公开的，有关的TOF分辨率值用于调整滤波器/正则化参数，使得图像不会发生不必要的过度滤波。在一个实施例中，能够通过根据具有可变TOF分辨率的数据重建的图像的一次校准来实现滤波器参数调整的精确形式。图7给出了当TOF分辨率用于调整TOF图像的滤波参数时的示例。图7的顶行示出了在迭代重建更新中没有使用TOF(左侧)和使用TOF(右侧)(325ps分辨率)重建的相同患者研究。可以看到右侧的TOF图像比左侧的非TOF图像噪声更小。
继续参考图7，底行图像示出了具有3D高斯重建后滤波的图像。左手侧图像示出了利用3.0mm的西格玛进行的重建后滤波的非TOF图像。中间图像示出了也利用3.0mm的西格玛进行的重建后滤波的TOF图像。右手侧图像示出了利用使用TOF信息被调整(减小)到2.6mm的值的西格玛进行的重建后滤波的TOF图像。当使用与用于非TOF图像(左侧图像)的滤波相同的滤波(利用3.0的西格玛)时，看到利用3.0mm的西格玛滤波的TOF图像(中间图像)被不必要地平滑化。利用TOF分辨率调整的重建后高斯滤波(右侧图像)，与未调整的情况(中间图像)相比，右侧图像的图像分辨率得到更好的保留，而肝脏噪声水平与经滤波的非TOF图像的肝脏噪声水平相当(右下角对比左下角)。关于定量细节，重建图像中的感兴趣区域(ROI，左上图像中的圆圈)统计量(平均值、标准偏差)针对非TOF图像和TOF图像分别为(261.5，26.5)，(263.7，21.6)，以及(262.2，19.4)，(264.4，16.5)和(264.0，18.3)。总之，使用TOF定位分辨率调整的滤波参数(2.6mm的西格玛)的重建后滤波图像具有比没有TOF调整(3.0mm的西格玛)更好的结构保留。在图7的示例中，使用常规的3D高斯滤波器。与没有利用TOF的情况相比，利用TOF重建的图像的高斯的西格玛减小了，因为前者的噪声比后者的噪声(与TOF的有效灵敏度增益相关联)更小。
预想到将TOF定位分辨率调整用于其他重建后滤波。例如，这种调整能够用于针对单帧心脏图像的轴向加权高斯滤波，以在重建的体积图像中沿着轴向方向实现类似的噪声属性。对于不同的患者尺寸、剂量注射、等待时间等，计数率能够非常不同。如果对计数率和总计数相对较低的大患者使用具有优化的相同的滤波器，则会导致对小患者图像进行不必要的过度滤波。如本文所公开的，为了补救这种不必要的过度滤波，当调整滤波参数时，对于小患者考虑对应计数率下的总计数和TOF定位分辨率两者。类似地，如果总计数相同，则当用于较高分辨率的TOF系统时，优选针对改善的TOF分辨率调整针对低时间分辨率TOF系统开发的滤波器；如果总计数不相同，则来自针对改善的TOF分辨率的图像可能发生不必要的过度滤波。
所公开的TOF定位分辨率调整也适用于调整经正则化的重建滤波。利用正则化的重建后分辨率恢复(利用正则化的PSF)和正则化边缘保留滤波(例如，自适应扩散滤波)均能够受益于将TOF定位分辨率信息合并到正则化参数中而使得性能对于不同的计数率和在具有不同的TOF分辨率的系统之间更为一致。
所公开的TOF定位分辨率调整也适用于调整重建内滤波和弛豫。迭代重建中的中间图像的重建内滤波用于噪声抑制和收敛控制。类似地，通过使用弛豫因子混合来自当前迭代和先前迭代的图像的弛豫方法也用于噪声和收敛控制。使用TOF定位分辨率信息来调整滤波参数和弛豫参数能够改善重建图像的质量和不同的计数率下的扫描之间或具有不同的TOF分辨率的PET系统的研究之间的一致性。通常，当重建具有相同或相似总计数的数据时，更高(即，更好，空间更小)的TOF定位分辨率要求更少的滤波或更小的弛豫。
所公开的TOF定位分辨率调整也适用于在基于团块的重建中调整团块参数。基于团块的重建提供了用于噪声抑制的有利方法。通常，对于较大的团块，噪声将被更有效地滤除，但也具有平滑掉有用信息的风险。如果针对没有TOF定位的数据或针对具有低分辨率TOF定位的数据来优化团块参数，则使用这些团块参数处理的具有高分辨率TOF的数据将发生过度滤波。然而，如果将TOF定位分辨率信息合并到团块参数优化过程中，则结果将更为一致和优化。当迭代图像重建30采用团块时，团块尺寸有效地限定所执行的正则化34，因为团块尺寸通常被选择为反映关于真实特征的预期最小尺寸的先验知识。在这些实施例中，团块尺寸参数能够被视为取决于TOF定位分辨率的正则化参数。通常，为较差的估计的TOF定位分辨率分配针对团块尺寸参数的较大值(以便提供更强的滤波)，而为较高的估计的TOF定位分辨率分配针对团块尺寸参数的较小值(以便提供较弱的滤波)。
参考图8，呈现了使用基于团块的重建的NEMAIQ体模成像结果。图8的左上图像示出了使用针对用于重建在高TOF分辨率系统上采集的数据的低TOF分辨率PET系统优化的团块参数的重建。如图8的左上图像所示，这会导致过度滤波的图像，该过度滤波的图像具有减小的小热球和肺模拟物对比度。相比之下，图8的右上图像示出了使用如下团块参数进行的重建，该团块参数是针对在重建在高TOF分辨率系统上采集的相同数据中的高TOF分辨率PET系统优化的。当使用经TOF调整的团块参数(图8的右上图像)时，图像在NEMA IQ体模研究中显示出改善的小热球对比度和肺模拟物对比度。两幅上部图像也具有叠加线，沿着叠加线标绘如对应的两幅底部标绘图所示的轮廓。
图8图示了对于在高分辨率TOF系统上采集的相同数据，如果使用针对低分辨率TOF系统优化的团块设置进行重建，则图像会发生不必要的过度滤波，导致NEMAIQ体模中的小球体和肺模拟物的对比度降低(左上图像和对应的左下侧剖面图)。然而，使用经TOF调整的团块参数，图像显示出小病变和肺模拟物的对比度大大改善(右上图像和对应的右下侧剖面图)。通常，在相同或相似计数的情况下，较小的团块尺寸用于重建具有更高TOF定位分辨率(即，更好的分辨率，空间上更小的TOF定位)的TOF数据。
如果TOF PET成像数据采集设备具有稳定的TOF定位分辨率(例如，对于图2的VereosTM PET具有稳定的TOF定位分辨率)，则能够针对该设备优化一次团块参数。然而，如果TOF定位分辨率随着采集参数(例如，(例如关于图2的模拟PET)计数率、温度或其他因素)显著变化，则TOF分辨率取决于采集参数(计数率、温度等)并且团块参数优选能适应于对应的采集因子处的TOF分辨率以用于最优的基于团块的重建。
参考图9，图示了说明性图像重建方法，该方法由图1的TOF PET成像系统的电子处理器20适当地执行以重建TOF PET成像数据10。在操作60中，利用沿着相应的LOR的计数的TOF定位来执行对TOF PET成像数据10的迭代图像重建(即，图1的图像重建30)以迭代地更新重建图像32。在操作62中，针对TOF PET成像数据或针对重建图像的体素来估计TOF定位分辨率。这需要操作64，在操作64中，估计TOF定位分辨率所取决的计数率或另一采集条件(例如，探测器温度)，然后应用采集条件与TOF定位分辨率之间的关系。例如，图2提供了在采集条件是计数率的情况下的说明性关系。在操作66中，使用针对至少一个正则化或滤波参数的值来执行对重建图像的正则化或滤波，所述针对至少一个正则化或滤波参数的所述值是基于在操作62中估计的针对TOF PET成像数据或体素的TOF定位分辨率来计算的。如图9所示，该过程通过返回到操作60以执行下一次迭代的过程流程进行迭代。而且，如在图1中针对正则化34的情况示意性地图示的，在一些实施例中，正则化或滤波操作66可以与迭代图像重建更新60集成在一起。
已经参考优选实施例描述了本发明。他人在阅读和理解前面的具体描述的情况下可以想到修改和替代。本文旨在将本发明解释为包括所有这样的修改和替代，只要它们落入权利要求书及其等价方案的范围内。

Claims (22)

1.一种成像设备，包括：
飞行时间(TOF)正电子发射断层摄影(PET)成像数据采集设备(6)，其包括一个或多个辐射探测器模块或环(8)，所述TOF PET成像数据采集设备被布置为采集成像对象的TOFPET成像数据(10)；
计算机(20)；以及
非瞬态存储介质，其存储能由所述计算机读取并运行以通过包括以下操作的操作来生成TOF PET图像(38)的指令：
执行对所述TOF PET成像数据的迭代图像重建(30)以迭代地更新重建图像(32)；
基于针对所述TOF PET成像数据或所述体素的采集条件的估计的值，将针对至少一个取决于采集条件的正则化或滤波参数的值分配给所述TOF PET成像数据或所述重建图像的体素；以及
使用针对所述至少一个取决于采集条件的正则化或滤波参数的所分配的值来执行对所述重建图像的正则化(34)或滤波(36)。
2.根据权利要求1所述的成像设备，其中，所述TOF PET成像数据采集设备还包括：
支撑物(14)，其能操作用于在对所述TOF PET成像数据的采集期间在与所述一个或多个辐射探测器模块或环(8)相应的轴向方向上移动所述成像对象；
其中，所述分配包括以下操作中的一个操作：
基于所述TOF PET成像数据的采集时间，将针对至少一个取决于采集条件的正则化或滤波参数的所述值分配给所述TOF PET成像数据(10)；以及
基于所述重建图像(32)中的所述体素的轴向位置，将针对至少一个取决于采集条件的正则化或滤波参数的所述值分配给所述重建图像的所述体素。
3.根据权利要求1所述的成像设备，其中，所述一个或多个辐射探测器模块或环(8)包括沿着轴向方向间隔开的多个辐射探测器环，并且所述分配包括以下操作中的一个操作：
基于采集所述TOF PET成像数据的所述一个或多个辐射探测器环，将针对至少一个取决于采集条件的正则化或滤波参数的所述值分配给所述TOF PET成像数据(10)；以及
基于所述重建图像(32)中的所述体素的轴向位置，将针对至少一个取决于采集条件的正则化或滤波参数的所述值分配给所述重建图像的所述体素。
4.根据权利要求1所述的成像设备，其中，所述采集条件是计数率，并且所述分配包括以下操作中的一个操作：
基于所述TOF PET成像数据的采集时间，将针对至少一个取决于计数率的正则化或滤波参数的所述值分配给所述TOF PET成像数据(10)；以及
基于对所述体素有贡献的TOF PET成像数据的平均采集时间，将针对至少一个取决于计数率的正则化或滤波参数的所述值分配给所述重建图像的每个体素(32)。
5.根据权利要求4所述的成像设备，其中，所述分配还基于被施用给所述对象的放射性同位素的半衰期来准备对所述TOF PET成像数据(10)的所述采集。
6.根据权利要求4所述的成像设备，其中，对所述TOF PET成像数据(10)的所述采集实施动态成像，并且所述分配还基于放射性药物流入和流出目标器官或组织的流入和冲出计时。
7.根据权利要求1所述的成像设备，其中，所述采集条件是计数率，并且所述计数率的估计的值是通过测量为形成所述TOF PET成像数据(10)而采集的计数的速率来估计的。
8.根据权利要求1-7中的任一项所述的成像设备，其中，所述采集条件是计数率，并且所述分配包括分配针对所述至少一个取决于计数率的正则化或滤波参数的所述值以(i)针对较高的估计的计数率产生较大的正则化或滤波并且(ii)针对较低的估计的计数率产生较小的正则化或滤波。
9.根据权利要求1-8中的任一项所述的成像设备，其中，执行对所述TOF PET成像数据(10)的迭代图像重建(30)以迭代地更新重建图像(32)包括：
利用沿着相应的响应线(LOR)的计数的TOF定位来执行迭代的有序子集期望最大化(OSEM)或最大似然估计方法(MLEM)图像重建。
10.一种存储指令的非瞬态存储介质，所述指令能由电子数据处理设备(20)读取并运行以根据对象的飞行时间(TOF)正电子发射断层摄影(PET)成像数据(10)来生成TOF PET图像(38)，所述TOF PET成像数据是使用TOF PET成像数据采集设备(6)通过包括以下操作的操作来采集的：
利用沿着相应的响应线(LOR)的计数的TOF定位来执行对所述TOF PET成像数据的迭代图像重建(30)以迭代地更新重建图像(32)；
基于针对所述TOF PET成像数据或所述体素的估计的TOF定位分辨率，将针对至少一个正则化或滤波参数的值分配给所述TOF PET成像数据或所述重建图像的体素；以及
使用针对所述至少一个正则化或滤波参数的所分配的值来执行对所述重建图像的正则化(34)或滤波(36)。
11.根据权利要求10所述的非瞬态存储介质，其中，所述操作还包括：
控制所述TOF PET成像数据采集设备(6)以采集所述TOF PET成像数据(10)，同时控制支撑物(14)以使成像对象在与所述TOF PET成像数据采集设备的一个或多个辐射探测器环(8)相应的轴向方向上移动；
其中，所述分配包括以下操作中的一个操作：
基于所述TOF PET成像数据的采集时间，将针对至少一个正则化或滤波参数的所述值分配给所述TOF PET成像数据(10)；以及
基于所述重建图像(32)中的所述体素的轴向位置，将针对至少一个正则化或滤波参数的所述值分配给所述重建图像的所述体素。
12.根据权利要求10所述的非瞬态存储介质，其中，所述TOF PET成像数据采集设备(6)包括沿着轴向方向间隔开的多个辐射探测器环(8)，并且所述分配包括以下操作中的一个操作：
基于采集所述TOF PET成像数据的所述一个或多个辐射探测器环，将针对至少一个正则化或滤波参数的所述值分配给所述TOF PET成像数据(10)；以及
基于所述重建图像(32)中的所述体素的轴向位置，将针对至少一个正则化或滤波参数的所述值分配给所述重建图像的所述体素。
13.根据权利要求10所述的非瞬态存储介质，其中，所述分配包括以下操作中的一个操作：
基于所述TOF PET成像数据的采集时间，将针对至少一个正则化或滤波参数的所述值分配给所述TOF PET成像数据(10)；以及
基于对所述体素有贡献的TOF PET成像数据的平均采集时间，将针对至少一个正则化或滤波参数的所述值分配给所述重建图像(32)的每个体素。
14.根据权利要求13所述的非瞬态存储介质，其中，所述分配还基于被施用给所述对象的放射性同位素的半衰期来准备对所述TOF PET成像数据(10)的所述采集。
15.根据权利要求13所述的非瞬态存储介质，其中，所述分配还基于在对所述TOF PET成像数据(10)的采集期间放射性药物流入和流出目标器官或组织的流入和冲出计时。
16.根据权利要求10所述的非瞬态存储介质，其中，所估计的TOF定位分辨率是基于为形成所述TOF PET成像数据(10)而采集的计数的计数率来估计的。
17.根据权利要求10所述的非瞬态存储介质，其中，所述迭代图像重建(30)采用包括所述正则化(34)的团块，并且所述分配包括(i)为较差的估计的TOF定位分辨率分配针对团块尺寸参数的较大值，以及(ii)为较高的估计的TOF定位分辨率分配针对所述团块尺寸参数的较小值。
18.根据权利要求10-17中的任一项所述的非瞬态存储介质，其中，所述分配包括分配针对所述至少一个正则化或滤波参数的所述值以(i)针对较差的估计的TOF定位分辨率产生较大的正则化或滤波并且(ii)针对较高的估计的TOF定位分辨率产生较小的正则化或滤波。
19.一种方法，包括：
利用沿着相应的响应线(LOR)的计数的飞行时间(TOF)定位来执行对TOF正电子发射断层摄影(PET)成像数据(10)的迭代图像重建(30)以迭代地更新重建图像(32)；
估计针对所述TOF PET成像数据或所述重建图像的体素的TOF定位分辨率；以及
使用针对至少一个正则化或滤波参数的值来执行对所述重建图像的正则化(34)或滤波(36)，所述针对至少一个正则化或滤波参数的所述值是基于针对所述TOF PET成像数据或所述体素的所估计的TOF定位分辨率来计算的；
其中，所述迭代图像重建、TOF定位分辨率的所述估计以及所述正则化或滤波是由计算机(20)执行的。
20.根据权利要求19所述的方法，其中，所述TOF定位分辨率是基于所述TOF PET成像数据的计数率来估计的。
21.根据权利要求19所述的方法，其中，所述TOF定位分辨率是基于辐射探测器在对所述TOF PET成像数据(10)的所述采集期间的操作温度来估计的。
22.根据权利要求19所述的方法，其中，所述迭代图像重建(30)采用包括所述正则化(34)的团块，所述正则化使用基于针对所述TOF PET成像数据(10)或所述重建图像(32)的所述体素的所估计的TOF定位分辨率计算的团块尺寸参数的值。
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