CN115485585A

CN115485585A - 在重合检测的情况下基于前向散射伽马射线的pet扫描仪中的透射成像

Info

Publication number: CN115485585A
Application number: CN202180032057.8A
Authority: CN
Inventors: J·哈米尔
Original assignee: Siemens Medical Solutions USA Inc
Current assignee: Siemens Medical Solutions USA Inc
Priority date: 2020-05-01
Filing date: 2021-04-20
Publication date: 2022-12-16
Also published as: US11768300B2; US20230003909A1; WO2021222921A1; JP2023524060A; EP4127777A1

Abstract

公开了一种通过并入提供了可以用作透射成像辐射的前向散射伽马光子的一个或多个静止伽马射线源从而在PET扫描仪中获得透射扫描数据的新颖方法。

Description

在重合检测的情况下基于前向散射伽马射线的PET扫描仪中的透射成像

相关申请的交叉引用

本申请要求2020年5月1日提交的第63/018，654号美国临时申请的权益，其公开内容通过引用以其整体并入本文中。

技术领域

本公开涉及核成像。更特别地，本公开涉及正电子发射断层摄影（PET）中的衰减校正。

背景技术

PET是一种核医学成像技术，该技术产生表示身体内的正电子发射同位素的分布的三维图像。当放射性同位素经历正电子发射衰变（也被称为正贝塔衰变）时，它发射电子的反物质对应物。随着正电子损失能量，它们最终与电子相遇并湮灭，这通常产生一对在相反方向上移动的湮灭（伽马）光子。PET系统通过检测处于时间重合的一对伽马光子来确定湮灭沿其发生的线。

PET成像中的衰减校正是对于产生无伪影定量数据的重要组分。大多数衰减校正方法基于发射扫描之前、期间或之后获取的所测量的透射扫描。获取高质量透射数据的能力在实现准确的衰减校正方面是有益的。

PET成像中的衰减是因为真实重合事件在身体内被吸收或由于它们散射出检测器视场（FOV）所致的真实重合事件检测的损失。在PET成像中，两个光子必须同时逸出患者，以被检测为真实事件。由于PET成像中的衰减所致的真实重合事件检测的损失范围可能在50%至95%之间。

由于衰减所致的计数的损失会增加图像噪声、图像伪影和图像失真。在没有衰减校正的情况下，在全身PET扫描上可能发生的显著伪影包括：（1）身体表面边缘处的突出活动（prominent activity），这是由于与较深结构相比在表面处的衰减相对缺乏所致；（2）强烈活动的区域（例如膀胱）的失真外观，这是由于源自这些区域的活动的不同方向上的可变衰减程度所致；以及（3）相对低衰减的组织（例如肺）中的扩散的、相对增加的活动。因此，有必要对数据进行衰减校正以用于准确测量PET扫描数据。

在PET/CT系统中，使用来自CT扫描的x射线来构造遍及成像目标区域的密度差异的衰减图，该衰减图然后可以用于针对发射扫描中从氟代脱氧葡萄糖衰变所发射的光子的吸收进行校正。然而，这样集成PET/CT系统需要附加的CT扫描硬件以与PET成像硬件集成。因此，如果可以使用PET扫描仪而无需附加的透射扫描硬件（诸如CT扫描仪）来获得透射类型扫描数据以构造衰减图，则这将是有用的。在PET扫描仪系统中获得透射类型扫描数据以用于生成衰减图的这样的能力在PET/MR系统中也将是有用的，因为MR系统不会测量该系统中使PET扫描中的辐射衰减的所有事物。例如，PET/MR系统使用线圈以及相关联的电子器件和线缆，它们会使湮灭光子衰减，但是按照设计，它们被忽略，使得它们不会出现在MR图像中，并且它们对湮灭光子衰减的影响不能被计及。

已经提出了一些PET扫描仪设计，其中衰减校正是从检测器本身中的镥基闪烁晶体（例如，LSO或LYSO闪烁晶体）中发射的背景辐射导出的。然而，LSO背景辐射的强度一般太低，以至于无法被用于正常持续时间的患者扫描中。因此，可以更快地生成透射成像数据以在不具有CT硬件的情况下生成衰减μ图的改进PET扫描仪将是有益的。

发明内容

提供了一种PET扫描仪系统，其包括台架；多个PET检测器环组装件，其被提供在台架内，其中每个检测器环组装件包括围绕中心开口以环结构布置的多个PET检测器，其中所述多个PET检测器环组装件沿着通过中心开口定义的纵向轴线同轴地对准；患者隧道，其延伸通过同轴地对准的PET检测器环组装件的中心开口，其中所述多个PET检测器组装件沿着患者隧道的长度同轴地对准，其中所述多个PET检测器中的每一个包括检测器和与该检测器相关联的一个或多个闪烁体晶体；以及一个或多个静止伽马射线源，其被提供在台架内的每个PET检测器环组装件中。

还提供了一种用于使用被提供在PET扫描仪中的一个或多个静止伽马射线源作为透射扫描辐射源以用于生成可以用于生成衰减图的扫描数据的方法，其中该PET扫描仪包括多个PET检测器环组装件。该方法包括：（a）在每个PET检测器环组装件中提供一个或多个静止伽马射线源，其中静止伽马射线源被定位在该检测器环组装件外部；（b）标识前向散射伽马光子，该前向散射伽马光子是从静止伽马射线源发出的伽马光子，该伽马光子已经通过PET检测器环组装件中的第一检测器块集合中的闪烁体晶体前向散射，穿过PET扫描仪的视场（FOV），并且通过PET检测器环组装件中的第二检测器块集合中的闪烁体晶体经由PET扫描仪的重合电子器件被检测到；（c）从在FOV中没有活动的空白透射扫描获取列表模式数据；（d）从在FOV中具有目标身体的透射扫描获取列表模式数据；（e）通过将来自空白透射扫描的列表模式数据与来自在FOV中具有目标身体的透射扫描的列表模式数据进行比较来生成衰减图；以及（f）将该衰减图应用于来自步骤（e）中的发射扫描的列表模式数据，以对来自该发射扫描的列表模式数据进行衰减校正。

还提供了一种用于通过将飞行时间（TOF）考虑应用于使用静止伽马射线源的透射成像扫描来改进来自前向散射伽马光子的透射扫描信号的质量的方法，包括：（a）基于两个闪烁体晶体之间的距离来计算散射光子到达第二检测器块中的第二闪烁体晶体的TOF，该散射光子是在第一检测器块中的第一闪烁体晶体中已经经历了康普顿散射的来自伽马射线源的光子；（b）定义时间窗口，其中该时间窗口具有以所计算的TOF为中心的宽度；（c）利用PET扫描仪的FOV中的扫描目标对象来测量源自第一闪烁体晶体的实际散射伽马光子的TOF；（d）将来自（c）的所测量的TOF与所计算的TOF进行比较，并且标识该时间窗口内的所测量的TOF；以及（e）将对应于在该时间窗口内的那些所测量的TOF的散射伽马光子标识为源自第一闪烁体晶体中的康普顿散射的透射源事件，由此将透射类型数据与扫描目标对象内的伽马发射湮灭事件以及随机事件辨别开。

附图说明

图1A是PET系统的示意图。

图1B是根据本公开实施例的具有静止伽马射线源的PET检测器环组装件的示意图。

图1C是根据本公开实施例的具有多个静止伽马射线源的PET检测器环组装件的示意图。

图2是伽马射线源的示意图，该伽马射线源处于PET检测器的背侧上的位置中，并且以“ON”配置被提供在钨辐射屏蔽物（shield）内，其中来自该伽马射线源的伽马射线照亮检测器闪烁晶体。

图3是伽马射线源的示意图，该伽马射线源处于PET检测器的背侧上的位置中，并且以“OFF”配置被提供在钨辐射屏蔽物内，其中钨辐射屏蔽物正在吸收来自该伽马射线源的伽马辐射。

图4A是根据本公开实施例的方法的流程图。

图4B是根据本公开的另一实施例的方法的流程图。

图5A和5B分别是在实验验证中使用的PET扫描仪的前视图和侧视图示意图，其示出了测量中涉及的不同放射性的位置。

图6是来自在实验验证中进行的扫描1、2、3和4的2D能量直方图。

图7是示出了在实验验证中使用的6环Biograph Vision PET/CT扫描仪中的228个检测器块中的单粒子率（singles rate）的分布的灰度表示。

图8示出了来自在实验验证中进行的扫描1、4和5的净真实正弦图（net-truesinogram）。

图9是示出了重新分仓的正弦图S_cs1-blank/S_bg-blank的比率的标绘图。

图10是所估计的38-源正弦图的图示。

具体实施方式

示例性实施例的描述意图结合附图来阅读，附图要被认为是整个书面描述的一部分。

在传统PET扫描中收集的PET发射数据包括发射光子在检测器中的检测之前所经历的物理效应的所有信息。为了重建所收集的发射数据，施行对发射数据的校正，以便重建真实的所测量发射事件。诸如归一化、随机（randoms）和死区时间校正之类的系统校正与FOV中的对象无关，并且主要取决于照亮FOV内和FOV外的PET检测器的活动的系统和计数率。其它校正是取决于对象的，诸如衰减校正和散射估计，并且需要扫描仪FOV中的对象材料的衰减信息。

[PET扫描仪的一般工作]

图1A示出了其中可以实现本文中公开的发明概念的PET扫描仪系统200的示例。用于PET扫描的人类受试者4被示出为定位在PET扫描仪系统200的台架210内。台架210包括多个PET检测器环100。每个检测器环包括多个闪烁晶体216和相关联的检测器213。检测器环100的中心的开放空间定义了台架210的患者隧道T和PET扫描仪的FOV。当施行PET扫描时，正电子发射放射性同位素6通过代谢活性分子被引入到人类受试者4中。然后，这些代谢活性分子通过人类受试者的血液流动被携带至感兴趣的器官。

当从现在在人类受试者内的放射性同位素发射的正电子遇到电子时，两者被湮灭，从而产生在近似相反方向上行进的两个伽马光子7。湮灭事件由两个相对设置的检测器通过伽马光子与检测器闪烁晶体216的相互作用、通过两个伽马光子的检测之间的时间重合来标识，即，伽马光子发射实际上被每个检测器213同时检测到。当两个相反地行进的伽马光子撞击对应的相对地设置的检测器以产生时间重合事件时，这些光子标识了湮灭事件沿其发生的响应线（LOR）。

通过计算机分析来重建人类受试者4中的代谢活动的图像（核医学图像）。PET扫描仪系统200包括连接到检测器环100并且与之通信的系统控制器290。PET扫描仪系统200进一步包括数据处理单元（事件检测单元）220，该数据处理单元220确定并评估由伽马射线对生成的重合事件，并且将该信息转发给图像处理单元（计算单元）230。与每个LOR相关联的检测器对在测量会话（即，数据获取扫描）期间产生许多重合事件。PET扫描仪系统200进一步包括利用计算机程序代码编码的至少一个机器可读存储介质250，该计算机程序代码在由系统控制器290执行时，系统控制器施行PET扫描仪系统200的各种操作功能。

[本公开提供的改进]

参考图1B，根据本公开，提供了一种用于PET扫描仪系统的新颖配置，其允许在PET扫描会话期间同时生成透射扫描数据。为了向PET扫描仪提供在PET扫描会话期间生成同时透射扫描数据的设施，一个或多个静止伽马射线源130被并入到台架210中的每个PET检测器环组装件100中。每个PET检测器环组装件100包括多个检测器电子组装件110，检测器电子组装件110围绕患者隧道T以环形配置来布置。每个检测器电子组装件110除了其它事物之外尤其包括检测器213（光电检测器）、相关联的一个或多个闪烁体晶体216。图1B是示意性的，并且为了简化说明，检测器213和相关联的一个或多个闪烁体晶体216作为群组被称为PET检测器块214。该命名将遍及本公开的其余部分。

静止伽马射线源130位于PET台架210内，并且被定位成接近PET检测器块214但是在PET检测器块214后面，远离患者隧道T，使得来自伽马射线源的伽马光子中的一些通过与第一PET检测器块214a相关联的第一闪烁体晶体前向散射，然后跨PET扫描仪的FOV到与在PET扫描仪的FOV的相对侧上的第二PET检测器块214b相关联的第二闪烁体晶体。出于实际原因，伽马射线源130优选地定位在PET扫描架210内，以屏蔽和包含PET扫描仪内的伽马射线。

在图1B中，箭头11表示通过第一检测器块214a的第一闪烁体晶体前向散射的示例性伽马光子，然后箭头12表示横穿PET扫描仪的FOV并且到达第二检测器块214b的第二闪烁体晶体的散射伽马光子的轨迹。散射伽马光子由12来标示。因为前向散射伽马光子12穿过FOV，所以通过经由PET扫描仪的重合电子器件来标识足够数量的这样前向散射伽马光子，散射伽马光子12可以用于该PET扫描仪中的透射成像。

在一些优选实施例中，每个检测器环组装件100中的一个或多个静止伽马射线源130被定位在检测器块214后面。这种配置允许从伽马射线源130发射的更多的伽马光子通过一个或多个附近的检测器块214中的闪烁体晶体前向散射，由此增加用于透射成像的辐射量。

参考图1C，通过在每个PET检测器环组装件100中提供多个静止伽马射线源130，将更实际地实现提供和标识足够数量的前向散射伽马光子以用于透射成像。所有伽马射线源130都位于PET检测器块214后面，如图1B中所图示。被定位在PET检测器块214后面指代如下位置：该位置是检测器块214的背离患者隧道T的一侧上的任何地方。伽马射线源130可以被定位在台架内的任何地方，只要它们处于PET检测器块214后面。然而，在一些优选实施例中，每个静止伽马射线源130被定位成在一对检测器电子组装件100之间对准，即，在两个PET检测器块214集合之间对准，如图1B和1C中所示，以最大化检测器对前向散射光子的检测。如果伽马射线源处于检测器正后方，则这对应于零度散射，该零度散射不能被检测到，这是因为在该情况下，散射过程在其中它进行散射的检测器中几乎没有留下任何能量。直到在散射时留下的能量高于检测器电子器件的阈值为止，该散射过程是不可检测到的（特定阈值取决于PET扫描仪制造商而变化，但是示例是大约150 keV），因此最有利的散射角度是大约40度或更大。这可以通过将静止伽马射线源130定位在PET检测器块214后面以及一对检测器电子组装件110之间来实现。当伽马射线源被定位在PET检测器块214后面以及一对检测器电子组装件110之间时，到任一侧的两个检测器块214都被很好地定位用于散射。

所有静止伽马射线源130将发射通过FOV前向散射的一些伽马光子，因此提供了对于透射成像所必要的更多辐射。图1C仅仅是示意性图示，并且所图示的检测器电子组装件、检测器块214和伽马射线源130的数量不表示将在采用本公开的实施例的实际PET扫描仪系统中的实际数量。

利用这种配置，第一PET检测器块214a中的第一闪烁体晶体中的散射事件提供了用于重合电子器件的开始信号，并且第二PET检测器块214b中的第二闪烁体晶体对散射伽马光子12的检测提供了用于重合电子器件的停止信号以检测重合。来自伽马射线源的光子在第一PET检测器块214a的闪烁晶体中经历了康普顿散射。光子的一些能量被转移到闪烁体中的电子，并且该电子因其与闪烁体的相互作用而立即停止，从而导致第一PET检测器块214a的一个闪烁体晶体中的闪光，这导致了用于重合电子器件的开始信号。具有减少能量的前向散射伽马光子12跨FOV行进，并且被第二检测器块214b检测到，从而提供用于重合电子器件的停止信号。该重合检测标识了PET检测器环组装件100中的两个闪烁晶体，并且因为空间中的两个点定义了散射光子跨该空间的直线路径，所以对行进通过FOV的伽马光子12进行计数提供了透射正弦图。

因此，在FOV中没有任何患者的情况下使用来自静止伽马射线源130的发射来生成透射扫描数据会生成空白透射扫描正弦图。通过将空白透射正弦图与来自在FOV中具有扫描目标体积的透射扫描的透射正弦图进行比较，可以构造目标体积的mu图（光子衰减系数的空间图），以用于目标体积的发射PET扫描数据的衰减校正。

多个放射性同位素可以用于伽马射线源130。一些示例是铯-137、钴-60和钠-22。在一些优选实施例中，Cs-137用于伽马射线源130。Cs-137是用于伽马射线源130的好选择，因为伽马射线能量是有利的，稍微高于在PET中通常使用的511 keV，但是又没有太高以至于使伽马射线在许多PET检测器通常使用的范围之外。而且，Cs-137的30年半衰期也是有利的，因为在PET扫描仪的预期寿命内，该源将从未需要更换。而且，每个衰变只存在一个伽马射线，而其它同位素具有不同能量的多个伽马射线。最后，Cs-137同位素可广泛获得，因为它是核反应堆废物在其已经被储存若干年之后的主要组分之一。

根据本公开，被配置为通过并入静止伽马射线源和基于飞行时间的重合测量（TOF）来施行同时获得PET发射扫描和透射扫描数据的方法的PET系统包括在图1B和1C中图示的PET检测器环组装件100。PET检测器环组装件100包括围绕中心开口以环结构布置的多个PET检测器，其中所述多个PET检测器环组装件沿着通过中心开口定义的纵向轴线L（见图1A）同轴地对准。患者隧道T延伸通过同轴地对准的PET检测器环组装件100的中心开口。所述多个PET检测器组装件沿着患者隧道T的长度同轴地对准。

每个检测器电子组装件110包括PET检测器块214。每个检测器块包括检测器213和相关联的一个或多个闪烁体晶体216。多个伽马射线源130被定位在PET检测器块214后面，如图1B中所图示。被定位在PET检测器块214后面指代如下位置：该位置是检测器块214的背离患者隧道T的一侧上的任何地方。出于实际原因，伽马射线源130优选地定位在PET台架210内，以屏蔽和包含PET扫描仪内的伽马射线。

仍然参考图1C，利用伽马射线源130和PET检测器块214的这种布置，伽马光子11从后侧进入第一检测器块214集合。伽马光子中的一些在第一PET检测器块214集合的闪烁体晶体216内经历了康普顿散射，并且跨PET扫描仪的FOV朝向FOV的相对侧上的第二PET检测器块214集合前向散射。然后，当散射伽马光子遇到与第二PET检测器块集合相关联的闪烁体晶体216时，它们被停止，并且每个散射光子生成用作用于重合电子器件的停止信号的闪光。散射光子由箭头12图示。当目标受试者被定位在患者隧道T内并且在FOV内时，这为透射成像提供了基础。

在所公开的系统的一些优选实施例中，伽马射线源130可以被提供有准直屏蔽物，从而允许被引导朝向PET检测器214的伽马光子以全强度照射，而在其它方向上被引导的伽马光子将被屏蔽物所吸收，从而减少了对扫描仪附近人员的可能辐射暴露。可以考虑针对给定系统选择的特定辐射源来设计准直屏蔽物的特定配置，以优化所实现的透射成像。

图2和图3是一个伽马射线源组装件130A和相关联的PET检测器环100的示例的示意图。伽马射线源组装件130A被定位成使得伽马射线源130被定位在PET检测器环组装件100中的两个PET检测器块214之间的间隙上。伽马射线源组装件130A包括伽马射线源130以及用于伽马射线源130的辐射屏蔽壳体136。伽马射线源组装件130A被配置为保持伽马射线源130并且在ON配置和OFF配置之间切换。在ON配置中，除了来自伽马射线源130的在朝向PET检测器块214的方向上行进的伽马光子之外，来自伽马射线源130的其余伽马光子大体上被壳体136所吸收。实际上，辐射吸收从未是100%。因此，“基本上被吸收”指代伽马光子被强烈地衰减。辐射屏蔽壳体136可以由诸如钨之类的辐射衰减材料构成。

在所图示的示例中，伽马射线源130附接到铰接杆134的端部，该铰接杆134可以在ON配置和OFF配置之间操纵壳体136内的伽马射线源130的位置。辐射屏蔽壳体136可以包括通道138，并且在OFF配置中，伽马射线源130可以被缩回到通道138中，如图3中所示，使得从该源发出的伽马光子被壳体136所吸收。在ON配置中，铰接杆134将伽马射线源130延伸到通道138之外。在ON配置中，伽马射线源130可以被定位在开口135中，该开口135朝向检测器块214开放。

图4A是图示了用于使用PET扫描仪中的一个或多个静止伽马射线源130作为透射扫描辐射源以用于生成可以用于生成衰减图的扫描数据（列表模式数据）的方法的流程图300。该方法包括：（a）在每个PET检测器环组装件100中提供一个或多个静止伽马射线源130，其中静止伽马射线源被定位在检测器环组装件100外部（框310）；（b）标识前向散射伽马光子12，该前向散射伽马光子12是从静止伽马射线源130发出的伽马光子，该伽马光子已经通过PET检测器环组装件中的第一检测器块214集合中的闪烁体晶体前向散射，穿过PET扫描仪的FOV，并且通过PET检测器环组装件中的第二检测器块集合中的闪烁体晶体经由PET扫描仪的重合电子器件被检测到（框320）；（c）从空白透射扫描（即在FOV没有活动）获取列表模式数据（框330）；（d）从在FOV中具有目标身体的透射扫描获取列表模式数据（框340）；（e）与步骤（d）同时，当目标身体在FOV中时，从PET扫描获取列表模式数据（框350）；（f）通过将来自空白透射扫描的列表模式数据与来自在FOV中具有目标身体的透射扫描的列表模式数据进行比较来生成衰减图（mu图）（框360）；以及（g）将该衰减图应用于来自步骤（e）中的发射扫描的列表模式数据，以对来自该发射扫描的列表模式数据进行衰减校正（框370）。

在另一方面，公开了PET扫描仪系统200，其被配置为施行流程图300中描述的方法。该PET系统包括：多个检测器环组装件100，其包括多个闪烁体晶体；机器可读存储介质250；以及连接到所述检测器环组装件并且与之通信的系统控制器，其中该机器可读存储介质是利用计算机程序代码来编码的，使得当该计算机程序代码由系统控制器290执行时，该系统控制器施行包括以下步骤的方法：（a）在每个PET检测器环组装件中提供一个或多个静止伽马射线源，其中静止伽马射线源被定位在该检测器环组装件外部；（b）标识前向散射伽马光子，该前向散射伽马光子是从静止伽马射线源发出的伽马光子，该伽马光子已经通过PET检测器环组装件中的第一检测器块集合中的闪烁体晶体前向散射，穿过PET扫描仪的FOV，并且通过PET检测器环组装件中的第二检测器块集合中的闪烁体晶体经由PET扫描仪的重合电子器件被检测到；（c）从空白透射扫描（即在FOV没有活动）获取列表模式数据；（d）从在FOV中具有目标身体的透射扫描获取列表模式数据；（e）与步骤（d）同时，当目标身体在FOV中时，从PET扫描获取列表模式数据；（f）通过将来自空白透射扫描的列表模式数据与来自在FOV中具有目标身体的透射扫描的列表模式数据进行比较来生成衰减图（mu图）；以及（g）将该衰减图应用于来自步骤（e）中的发射扫描的列表模式数据，以对来自该发射扫描的列表模式数据进行衰减校正。

在一些实施例中，应用飞行时间（TOF）考虑来改进来自前向散射伽马光子的透射扫描信号的质量。参考图4B中的流程图400，将TOF考虑应用于使用静止伽马射线源130的透射成像扫描包括：（a）基于两个闪烁体晶体之间的距离来计算散射光子到达第二检测器块214b中的第二闪烁体晶体的飞行时间，该散射光子是已经在第一检测器块214a中的第一闪烁体晶体中经历了康普顿散射的来自伽马射线源的光子（见框410）。该步骤计算在给定PET扫描仪中对于伽马光子从第一闪烁体晶体跨FOV行进到相对侧上的第二闪烁体晶体应当花费的TOF。换句话说，这里感兴趣的距离是从其中发生伽马光子的康普顿散射的第一检测器块214a（具体地，与第一检测器相关联的闪烁体晶体）到其中检测到重合散射伽马光子的第二检测器块214b（具体地，第二检测器中的闪烁体晶体）的距离。接下来，（b）定义时间窗口，其中该时间窗口具有以所计算的TOF为中心的宽度（见框420）。接下来，（c）利用PET扫描仪的FOV中的扫描目标对象来测量源自第一闪烁体晶体的实际散射伽马光子的TOF（见框430）。接下来，（d）将来自（c）的所测量的TOF与所计算的TOF进行比较，并且标识该时间窗口内的所测量的TOF（见框440）。然后，（e）将对应于在该时间窗口内的那些所测量的TOF的散射伽马光子标识为源自第一闪烁体晶体中的康普顿散射的透射源事件，由此将透射类型数据与扫描目标对象内的伽马发射湮灭事件以及随机事件辨别开（见框450）。由此获得的所得到的透射扫描数据可以用于生成衰减图，以用于校正主PET发射扫描数据。

在一些实施例中，流程图400中的步骤（c）可以进一步包括同时获取PET扫描仪的FOV中的扫描目标对象的PET发射扫描数据。

在另一方面，公开了PET扫描仪系统200，其被配置为施行流程图400中描述的方法。该PET系统包括：多个检测器环组装件100，其包括多个闪烁体晶体；机器可读存储介质250；以及连接到所述检测器环组装件并与所述检测器环组装件通信的系统控制器，其中所述机器可读存储介质用计算机程序代码编码，使得当计算机程序代码由系统控制器290执行时，所述系统控制器施行包括以下步骤的方法：（a）基于两个闪烁体晶体之间的距离来计算散射光子到达第二检测器块中的第二闪烁体晶体的TOF，该散射光子是已经在第一检测器块中的第一闪烁体晶体中经历了康普顿散射的来自伽马射线源的光子。该步骤计算在给定PET扫描仪中对于伽马光子从第一闪烁体晶体跨FOV行进到相对侧上的第二闪烁体晶体应当花费的TOF。换句话说，这里感兴趣的距离是从其中发生伽马光子的康普顿散射的第一检测器块（具体地，与第一检测器相关联的闪烁体晶体）到其中检测到重合散射伽马光子的第二检测器块（具体地，第二检测器中的闪烁体晶体）的距离。接下来，（b）定义时间窗口，其中该时间窗口具有以所计算的TOF为中心的宽度。接下来，（c）利用PET扫描仪的FOV中的扫描目标对象来测量源自第一闪烁体晶体的实际散射伽马光子的TOF。接下来，（d）将来自（c）的所测量的TOF与所计算的TOF进行比较，并且标识该时间窗口内的所测量的TOF。然后，（e）将对应于在该时间窗口内的那些所测量的TOF的散射伽马光子标识为源自第一闪烁体晶体中的康普顿散射（前向散射）的透射源事件，由此将透射类型数据与扫描目标对象内的伽马发射湮灭事件以及随机事件辨别开。

为了获取改进的透射扫描数据而对静止伽马射线源的使用可以被应用于PET/CT扫描仪以及PET/MR扫描仪。

使用Cs-137作为伽马射线源，发明人通过实验确认了：与使用LSO背景辐射相比，前向散射Cs-137伽马射线通过更快地生成透射成像数据以在不具有CT硬件的情况下生成衰减μ图而在PET扫描仪中提供了改进的透射成像。下面提供了实验工作。

[实验数据]

使用具有LSO闪烁和基于SiPM的检测器的6环Biograph Vision PET/CT扫描仪演示了所公开的本发明。扫描仪的每个环包括大小为64mm×32mm的38个检测器块，并且每个块包含大小为3.2x3.2x20mm的200个晶体。测量中的湮灭辐射（511 keV）是由23 MBq密封的⁶⁸Ge源（锗）在细钢管中产生的。密封在轻质壳体中的Cs-137源具有115 MBq的标称强度。

列表模式数据（LM）是在五次扫描中获取的，并且可以参考图5A和5B来解释。扫描1是30分钟获取，其中除了LSO背景外，扫描仪附近没有活动，并且FOV中没有对象，甚至没有患者床。扫描2是30分钟获取，其中锗源处于扫描仪横轴（transaxial）中心附近的位置（A）中，但是处于轴向范围的端部或刚好超出轴向范围的端部。扫描3是15分钟扫描，其中铯源处于位置B中，超出检测器环大约25cm。除了患者床被放置在FOV中以提供简单体模之外，扫描5与扫描4相同。检测到的辐射对应于各种物理现象，包括：正常PET重合（图5A中的线DE）；由于来自A的511或662 keV光子所致的后向散射（图5A中的DF线）；来自点B处的Cs-137源的光子的前向散射（图5A中的线GH）；以及LSO闪烁晶体背景（图5A中的线CI）。LSO分布在PET检测器环100周围，但是在图5A中仅一个示例性位置被指示为（C）。

测量是在特殊的PET扫描仪设置下进行的。能量窗口被打开得宽，以接受具有160至730 keV能量的事件。而且，重合时间窗口被设置为6.64 ns，对应于大约一米的最大弦长。在正常PET成像中，两者都被限制。

LM数据包括针对每个重合事件的以下信息：每个光子的能量信号，在2.8 keV宽度的仓（bin）中离散化；每个光子的晶体标识；TOF；以及指示该重合是即刻的还是延迟的位。来自每个扫描的数据被分类用于两种分析。首先，在不限制TOF的情况下，使用200x200仓来针对即刻重合创建了二维（2D）能量直方图，并且针对延迟重合创建了匹配的直方图。在这些直方图中，一个检测器中的光子的能量E_A被表示在水平轴线上，并且另一个重合光子的能量E_B被表示在垂直轴线上。其次，在不限制能量的情况下，创建了净真实重合的正弦图，其中事件仅当TOF对应于两个晶体之间的距离（正负215ps）时被使用。

对于透射成像，将高效地使用来自静止Cs-137源130的发射光子，并且允许它们从PET检测器环100中的几乎所有晶体散射，使得基本上所有响应线被采样。Cs-137源应当接近PET检测器214，但应当足够远，以维持可接受的单粒子率。这样做的一个方式是将静止Cs-137源130分布在PET检测器环100中，如图1C中所示。由于Biograph Vision PET扫描仪使用十九个检测器电子组装件110，图1C中示出了十九个角度位置。在每个角度处，将使用两个轴向位置，因此源的总数应当是38个。

在上面描述的实验中未使用38源几何形状，但可以利用以下计算来估计所得到的正弦图。让S_bg-blank和S_cs1-blank分别是从扫描1和扫描4导出的正弦图。这些是3D正弦图，但是在分析中，将它们视为径向和角度正弦图坐标的2D函数从而对所有切片和所有正弦图段进行求和将是足够的。假设不同的源强度，如在新设计中可能使用的，而不是如这里描述的测试中的115 MBq。在这种情况下，包括LSO背景辐射的38源正弦图将通过下式来描述：

。

由于针对两个输入正弦图使用了不同的扫描时间，因此在施行计算之前将S_bg-blank除以二。在该等式中，R是将正弦图旋转十九个角度之一的算子，并且因子2计及了在两个轴向位置中的源放置。该旋转必须小心地施行。正弦图从180度被转换到360度，然后（1）被应用，然后它们被返回到180度表示。

可以确定利用铯方法施行透射扫描可以有多快，从而给出与通过LSO背景方法的长扫描中大致相同的图像质量。该增益近似为：

。

由于（1）是线性的，因此该增益也可以简单地计算，而无需实际施行旋转，如下：

。

下面在讨论部分中呈现了关于使用（1,2,3）的注意事项。

[结果]

图6中示出了来自扫描1、2、3和4的2D能量直方图。在这些直方图中，能量范围针对每个光子为160至730 keV，如上所提到。即刻重合被示出在底部行中，并且净真实重合（即刻减延迟）被示出在顶部行中。中间行示出了其中LSO背景被减去的净真实直方图，其具有针对不同扫描时间的校正。表示扫描1的列示出了预期的能量谱，包括一个检测器中的贝塔和伽马辐射的谱、以及另一个检测器中的202或307 keV光峰。扫描2的列示出了具有若干个感兴趣特征的正常PET重合。在右上角附近，看到了小的圆形图案，其表示每个检测器中的511 keV光峰。在此下方和左侧，看到了源或检测器之一中的散射辐射的记号，包括能量范围的低端部处的另一个突出特征，其表示通过接近180度的角度的511 keV后向散射。在部分2-B中还被示出为对角框的是如下点的轨迹：针对这些点，E_A + E_B = 511 keV，E_A和E_B表示被称为A和B的重合事件对的能量。这些表示511 keV光子的后向散射，如图5中的DF线。大部分后向散射与LSO背景重叠。其中从铯源一次发射一个光子的扫描3的列在底部行中示出了随机重合，但是在顶部行中消失，在顶部行中，延迟重合已经被减去。在这种情况下，针对来自铯源的662 keV光子生成的每一对重合事件A和B，示出了表示E_A + E_B = 662 keV的另一个对角轨迹。这些表示来自铯源的662 keV光子的后向散射。同样，后向散射的该记号与LSO背景强烈地重叠。扫描4的列示出了如图5中的GH这样的线上的前向散射辐射。再次示出了表示E_A + E_B = 662 keV的点轨迹。值得注意的是，这些光子对的记号没有与LSO背景辐射重叠得那么强烈。除了源不需要被放置在FOV内部（这是最好为患者预留的空间）这一事实之外，更有利的能量范围是前向散射方法的潜在优点。

至于扫描4，图7使用灰度表示来示出扫描仪的228个检测器块中的单粒子率的分布。水平方向对应于扫描仪的圆周，并且垂直方向对应于扫描仪的轴向尺寸。在接近铯源的区域中，最大单粒子率是大约1x10⁵个计数/块，相比于在其中单粒子主要来自LSO背景辐射的区域中，最大单粒子率是大约1x10⁴个计数/块。分布的形状确认了源位置是超出检测器大约25 cm。预期撞击检测器的辐射的实际量比这更多，因为单粒子率仅包括其中沉积能量高于大约150 keV的启动阈值（arming threshold）的事件，并且预期大致一半的662 keV康普顿散射会导致具有低于该阈值的能量的反冲电子。简单的仿真表明，大约40%的入射辐射是以单粒子模式检测到的。其它相关影响包括检测器晶体和源之间的材料进行的吸收和散射，例如电子器件和3至8mm厚的铝通道，以保持在使用期间使检测器稳定的冷却剂。

图8示出了来自扫描1、4和5的净真实正弦图（该图中的部分A、B、C）、以及还有扫描5正弦图与扫描4正弦图的比率（D部分）。正弦图具有520个径向仓和399个角度仓。来自扫描1的LSO背景正弦图主要是无特征的，除了检测器块边缘处的高值和低值的预期模式、以及中间的较低计数数量，这是由于随位置的立体角度变化。由于前向散射辐射，来自扫描4的铯谱以突出的对角取向特征为特征。如预期的那样，对应于小角度散射的正弦图区域在亮度方面降低，这是因为向其中发生了散射的晶体施加了小于150 keV，也就是说，电子反冲能量太低以至于无法检测到。来自扫描5的透射正弦图以及比率正弦图示出了患者床的伽马射线阴影，并且示出了根据这些测量结果来估计衰减系数的图的可能性。

为了说明和量化由于铯引起的灵敏度增益，来自扫描1和4的正弦图通过399个角度仓从520个径向仓被重新分仓到52x19。在每个粗略仓中计算重新分仓的正弦图的比率，其再次计及了不同的扫描持续时间。该比率在1.00与4.77之间变化（图9）。38源正弦图根据（1）来估计并且在图10中被图示，其示出了其均匀性类似于来自扫描1的正弦图。相对于来自扫描1的正弦图，所估计的38源正弦图在径向范围的中间具有19.6倍的计数，并且在端部处具有23.2倍的计数。使用（3），38源几何形状的灵敏度增益被计算为：

。

在这些实验中，量化检测来自LSO背景或来自铯源的辐射的效率是感兴趣的。表I列出了扫描1至4中的源活动和正弦图计数率。为了估计对应的效率，让NΩ/4π是⁷⁶Lu或¹³⁷Cs原子核每次衰变的透射光子的数量乘以辐射的几何效率，其将提供用于重合电子器件的开始信号。在LSO的情况下，开始信号将由贝塔和伽马辐射的级联产生，并且N=2，因为如图6所示，202或307 keV的光子可以在重合中被检测到。在这种情况下，Ω 被设置为4πsr，这是由于¹⁷⁶Lu原子在四周都被闪烁体所包围。在铯的情况下，开始信号将是由于散射662 keV伽马射线所致。在这种情况下，设置N=1，这是因为仅散射光子可以在重合中被检测到，并且Ω被计算为其背侧面向源的所有检测器块的、从铯源的位置起的立体角度的总和。该表列出了NΩ/4π以及在这里被称为重合效率的量。这被定义为：

。

表1 归一化为活动的正弦图计数率

	LSO背景（扫描1）	铯（扫描4）
			活动（Bq）	2.24E+06	1.15E+08
正弦图率（计数/秒）	1.67E+04	8.87E+03
			正弦图率/活动	7.44E-03	7.73E-05
NΩ/4π	2	0.063
			重合效率	3.72E-03	1.24E-3

[实验数据讨论]

本文中呈现的实验数据证明了基于重合（如来自LSO背景的重合）的透射成像中的加速的可行性。研究示出了，前向散射铯伽马射线可以提供这样的加速。本公开的前向散射伽马光子方法的使用提供了如下优点，诸如：硬件、静止伽马射线源可以直接内置于PET扫描仪中；可能需要用于伽马射线源壳体的仅几个简单的移动部件；潜在地不需要任何CT扫描仪；并且没有任何东西阻挡PET FOV或限制PET FOV直径。

在精心设计的实现中，源将被提供有准直屏蔽物，从而允许被引导朝向检测器的伽马射线以全强度照射，而在其它方向上被引导的伽马射线将被屏蔽物所吸收，从而减少了对扫描仪附近人员的辐射暴露。

有理由假设等式（4）所预测的加速或灵敏度增益低估了前向散射方法的优点。首先，本分析中使用的扫描1正弦图组合了由¹⁷⁶LU发射的202和307 keV伽马射线；然而经验已经示出，仅使用307 keV伽马射线可能更好。其次，来自铯的前向散射伽马射线大多数具有比镥伽马射线更高的能量。可以从图6的部分4B看出这一点。较高的能量产生了优点，包括当辐射穿透体模和患者身体时较低的衰减。而且，由于来自患者的511 keV辐射的后向散射，会预期更小的散射以及更少的错杂。

在使用前向散射辐射时，能量范围的低端部处的物理效应是重要的。这由图8的部分（B）示出。662 keV处的康普顿散射的角度分布有利于小角度，但最小角度处的散射仅在闪烁体晶体中留下很少能量，并且这可能低于扫描仪的低能量阈值。因此，大部分散射辐射不能被检测到。多个铯源的使用（如图1C中所示）产生不具有鲜明定义的边缘的正弦图。这由图10示出，其中十九个源位置已经与计算相组合。

引入了被称为重合效率的品质因数（figure of merit）来计及两种方法——LSO背景和铯前向散射——的相对效率。等式（5）和表I指示：LSO背景辐射可以被高效地利用，因为¹⁷⁶Lu贝塔衰变在几乎100%的所有衰变中被检测到，并且两个伽马射线在每个衰变中被发射。在该实验中，铯源被定位成接近PET检测器环，从而导致4π球面度的6.3%的立体角度。考虑到所有因素，与在LSO背景的情况下的3.72x10^-3进行比较，前向散射方法被示出是相当高效的，为1.24x10^-3。为了解释为什么一些可能已经被检测到的重合事实上没有被看到，要注意三个效应。首先，662 keV伽马射线中的一些可能已经在根本没有相互作用的情况下传递通过检测器，或者被源与闪烁体之间的材料所散射或吸收。在检测器块最接近铯源的情况下，这些效应被估计为计及大约40%的损失。其次，伽马射线中的一些可能已经进入检测器并且通过小于40度的角度被散射，从而留下落在检测阈值以下的能量量。基于对康普顿散射公式的简单分析，利用由散射角度的正弦进行的加权，该效应被估计为将检测率降低大约为40%的另一因子。这两个效应本身计及了大部分缺失的重合。第三类型的效应也发生了，其中在散射之后，大部分光子没有被引导朝向FOV的另一侧上的检测器。因为在LSO背景发射的情况下，该总体几何效率因子将是相似的，所以不容易预测表I中的两个重合效率的比率。总而言之，该比率接近于基于简单计算将预期的量。

为了在PET扫描仪中以实际方式使用前向散射，存在真实或感知的辐射危害与透射图像的质量之间的权衡。因此，将确定伽马射线源材料的最优量。在其中使用Cs-137的示例中，可以考虑38个源，每个源具有As=30 MBq，总计1110 MBq与ECAT ART PET扫描仪中使用的Cs-137总含量确切地匹配。等式（4）表明，在这种情况下的灵敏度增益将是6.5。

实验证实了，使用来自Cs-137的662 keV伽马射线作为示例，伽马射线的前向散射可以用于PET扫描仪中的透射成像。在这种应用中，能量窗口和重合定时窗口应当被打开得宽。所得到的正弦图甚至可以被添加到LSO背景辐射的正弦图。如果这样的PET扫描仪被制造为具有总计1110 MBq，分布在38个铯源当中，则在典型PET获取的3分钟持续时间内的透射成像可以具有与单独基于LSO背景的20分钟扫描大致相同的质量。

从来自前向散射伽马光子的每对重合事件A和B检测到的光子能量E_A和E_B总计共达从伽马射线源130发射的伽马光子的初始能量E_I，即E_A + E_B = E_I 可以用于使PET系统拒绝几乎所有的背景噪声，诸如来自假重合事件的背景噪声。对于给定的伽马射线源，知道来自该源的伽马光子的E_I。例如，对于Cs-137，E_I是662 keV。因此，如果使用Cs-137作为伽马射线源130，则要求E_A + E_B = E_I = 662 keV可以用于筛选由前向散射Cs-137伽马光子产生的真实重合事件，以改进所标识的透射扫描信号的质量。

例如，在图4A的流程图300中总结的方法中，步骤（b）可以包括使用要求E_A + E_B =E_I来标识前向散射伽马光子，其中E_A和E_B分别是从每对重合事件A和B检测到的光子能量，其中事件A是第一检测器块集合中的闪烁体晶体中的康普顿散射，并且事件B是第二检测器块集合中的闪烁体晶体中的康普顿散射，并且E_I是从伽马射线源发射的伽马光子的初始能量。

在另一示例中，在图4B的流程图400中总结的方法中，步骤（e）可以包括使用要求E_A + E_B = E_I来标识前向散射伽马光子，其中E_A和E_B分别是从每对重合事件A和B检测到的光子能量，其中事件A是第一闪烁体晶体中的康普顿散射，并且事件B是第二闪烁体晶体中的康普顿散射，并且其中E_I是从伽马射线源发射的伽马光子的初始能量。

在其中PET检测器的闪烁体晶体是LSO晶体的一些实施例中，LSO晶体背景辐射也可以用作透射扫描辐射，以根据先前在2014年2月5日提交的美国专利申请第14/172,980号中公开的方法来生成衰减图，该专利申请的内容通过引用并入本文中。

根据上面呈现的本公开，提供了一种正电子发射断层摄影（PET）扫描仪系统，包括：台架；多个PET检测器环组装件，其被提供在台架内，其中每个检测器环组装件包括围绕中心开口以环结构布置的多个PET检测器，其中所述多个PET检测器环组装件沿着通过中心开口定义的纵向轴线同轴地对准；患者隧道，其延伸通过同轴地对准的PET检测器环组装件的中心开口，其中所述多个PET检测器组装件沿着患者隧道的长度同轴地对准，其中所述多个PET检测器中的每一个包括检测器和与该检测器相关联的一个或多个闪烁体晶体；以及一个或多个静止伽马射线源，其被提供在台架内的每个PET检测器环组装件中。

在根据上述实施例中的任一个的PET扫描仪系统中，每个PET检测器环组装件中的一个或多个静止伽马射线源可以被定位在检测器环组装件后面，远离患者隧道。在根据上述实施例中的任一个的PET扫描仪系统中，静止伽马射线源可以是Cs-137、钴-60或钠-22。在PET扫描仪系统的一些实施例中，静止伽马射线源是Cs-137。

在PET扫描仪系统的上面实施例中的任一个中，每个伽马射线源可以被提供在提供了辐射屏蔽物的组装件中。

在PET扫描仪系统的上面实施例中的任一个中，提供了辐射屏蔽物的组装件可以包括ON配置和OFF配置，其中当处于ON配置时，除了来自Cs-137的在朝向检测器组装件的方向上行进的伽马光子之外，来自Cs-137的其余伽马光子大体上被提供了辐射屏蔽物的组装件所吸收。在PET扫描仪系统的上面实施例中的任一个中，提供了辐射屏蔽物的组装件可以由至少部分地包括钨的材料制成。

在PET扫描仪系统的上面实施例中的任一个中，该PET扫描仪可以是PET/MR扫描仪。在PET扫描仪系统的上面实施例中的任一个中，该PET扫描仪可以是PET/CT扫描仪。

尽管已经根据示例性实施例描述了本主题，但是本主题不限于此。而是，所附权利要求应当被广义地解释为包括本领域技术人员可以做出的其它变型和实施例。

Claims

1.一种正电子发射断层摄影（PET）扫描仪系统，包括：

台架；

多个PET检测器环组装件，其被提供在台架内，其中每个检测器环组装件包括围绕中心开口以环结构布置的多个PET检测器，其中所述多个PET检测器环组装件沿着通过中心开口定义的纵向轴线同轴地对准；

患者隧道，其延伸通过同轴地对准的PET检测器环组装件的中心开口，其中所述多个PET检测器组装件沿着患者隧道的长度同轴地对准，其中所述多个PET检测器中的每一个包括检测器和与检测器相关联的一个或多个闪烁体晶体；以及

一个或多个静止伽马射线源，其被提供在台架内的每个PET检测器环组装件中。

2.根据权利要求1所述的PET扫描仪系统，其中每个PET检测器环组装件中的所述一个或多个静止伽马射线源被定位在检测器环组装件后面，远离患者隧道。

3.根据权利要求2所述的PET扫描仪系统，其中所述静止伽马射线源是Cs-137、钴-60或钠-22。

4.根据权利要求2所述的PET扫描仪系统，其中所述静止伽马射线源是Cs-137。

5.根据权利要求2所述的PET扫描仪系统，其中所述伽马射线源中的每一个被提供在提供了辐射屏蔽物的组装件中。

6.根据权利要求3所述的PET扫描仪系统，其中所述伽马射线源中的每一个被提供在提供了辐射屏蔽物的组装件中。

7.根据权利要求5所述的PET扫描仪系统，其中提供了辐射屏蔽物的组装件包括ON配置和OFF配置，其中当处于ON配置时，除了来自Cs-137的在朝向检测器组装件的方向上行进的伽马光子之外，来自Cs-137的其余伽马光子大体上被提供了辐射屏蔽物的组装件所吸收。

8.根据权利要求6所述的PET扫描仪系统，其中提供了辐射屏蔽物的组装件包括ON配置和OFF配置，其中当处于ON配置时，除了来自Cs-137的在朝向检测器组装件的方向上行进的伽马光子之外，来自Cs-137的其余伽马光子大体上被提供了辐射屏蔽物的组装件所吸收。

9.根据权利要求7所述的PET扫描仪系统，其中提供了辐射屏蔽物的组装件至少部分地由钨组成。

10.根据权利要求8所述的PET扫描仪系统，其中提供了辐射屏蔽物的组装件至少部分地由钨组成。

11.根据权利要求1所述的PET扫描仪系统，其中所述PET扫描仪是PET/MR扫描仪。

12.根据权利要求1所述的PET扫描仪系统，其中所述PET扫描仪是PET/CT扫描仪。

13.一种用于使用被提供在PET扫描仪中的一个或多个静止伽马射线源作为透射扫描辐射源以用于生成可以用于生成衰减图的扫描数据的方法，其中所述PET扫描仪包括多个PET检测器环组装件，所述方法包括：

（a）在每个PET检测器环组装件中提供一个或多个静止伽马射线源，其中所述静止伽马射线源被定位在检测器环组装件外部；

（b）标识前向散射伽马光子，所述前向散射伽马光子是从静止伽马射线源发出的伽马光子，所述伽马光子已经通过PET检测器环组装件中的第一检测器块集合中的闪烁体晶体前向散射，穿过PET扫描仪的视场（FOV），并且通过PET检测器环组装件中的第二检测器块集合中的闪烁体晶体经由PET扫描仪的重合电子器件被检测到；

（c）从在FOV中没有活动的空白透射扫描获取列表模式数据；

（d）从在FOV中具有目标身体的透射扫描获取列表模式数据；

（e）通过将来自空白透射扫描的列表模式数据与来自在FOV中具有目标身体的透射扫描的列表模式数据进行比较来生成衰减图；以及

（f）将衰减图应用于来自步骤（e）中的发射扫描的列表模式数据，以对来自发射扫描的列表模式数据进行衰减校正。

14.根据权利要求13所述的方法，进一步包括：与步骤（d）同时，当目标身体在FOV中时，从PET扫描获取列表模式数据。

15. 根据权利要求13所述的方法，其中步骤（B）包括：使用要求E_A + E_B = E_I来标识前向散射伽马光子，其中E_A和E_B分别是从每对重合事件A和B检测到的光子能量，其中事件A是第一检测器块集合中的闪烁体晶体中的康普顿散射，并且事件B是第二检测器块集合中的闪烁体晶体中的康普顿散射，并且E_I是从伽马射线源发射的伽马光子的初始能量。

16.一种用于通过将飞行时间（TOF）考虑应用于使用静止伽马射线源的透射成像扫描来改进来自前向散射伽马光子的透射扫描信号的质量的方法，包括：

（a）基于两个闪烁体晶体之间的距离来计算散射光子到达第二检测器块中的第二闪烁体晶体的TOF，所述散射光子是在第一检测器块中的第一闪烁体晶体中已经经历了康普顿散射的来自伽马射线源的光子；

（b）定义时间窗口，其中所述时间窗口具有以所计算的TOF为中心的宽度；

（c）利用PET扫描仪的视场（FOV）中的扫描目标对象来测量源自第一闪烁体晶体的实际散射伽马光子的TOF；

（d）将来自（c）的所测量的TOF与所计算的TOF进行比较，并且标识时间窗口内的所测量的TOF；以及

（e）将对应于在时间窗口内的那些所测量的TOF的前向散射伽马光子标识为源自第一闪烁体晶体中的康普顿散射的透射源事件，由此将透射类型数据与扫描目标对象内的伽马发射湮灭事件以及随机事件辨别开。

17. 根据权利要求16所述的方法，其中所述步骤（c）进一步包括同时获取PET扫描仪的FOV中的扫描目标对象的透射扫描数据。

18.根据权利要求17所述的方法，进一步包括：与步骤（c）同时获取PET扫描仪的FOV中的扫描目标对象的PET发射扫描数据；以及

从透射扫描数据来生成衰减图，以用于校正PET发射扫描数据。

19. 根据权利要求16所述的方法，其中所述步骤（e）包括：使用要求E_A + E_B = E_I来标识前向散射伽马光子，其中E_A和E_B分别是从每对重合事件A和B检测到的光子能量，其中事件A是第一闪烁体晶体中的康普顿散射，并且事件B是第二闪烁体晶体中的康普顿散射，并且其中E_I是从伽马射线源发射的伽马光子的初始能量。