CN1292712C

CN1292712C - 多模态成像方法和装置

Info

Publication number: CN1292712C
Application number: CNB2003101203541A
Authority: CN
Inventors: 艾伯特·H·R·朗; 谢强; 查尔斯·W·斯特恩斯; 爱德华·H·查奥; 布赖恩·格里科威茨
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2002-10-04
Filing date: 2003-10-08
Publication date: 2007-01-03
Anticipated expiration: 2023-10-08
Also published as: CN1537514A; US20040066909A1; US6856666B2; DE10345704A8; DE10345704A1

Abstract

一种包括以具有第一视野的第一模态(modality)扫描物体(22)来获取包括全部采样视野(76)数据和部分采样视野数据的第一模态数据的方法。该方法还包括以具有大于第一视野的第二视野的第二模态扫描该物体来获取第二模态数据，并采用第二模态数据和第一模态部分采样视野数据重建物体图像。

Description

多模态成像方法和装置

本申请要求保护2002年10月4日提交的U.S.临时申请号60/416,072的利益.

技术领域

本发明主要涉及能够以多模态(modality)扫描物体的成像系统，更具体地说，涉及具有不同视野的模态的多模态系统。

背景技术

本发明面向能够采用不同模态进行扫描的多模态成像系统，例如(但并不仅限于)正电子发射断层摄影(Positron Emission Tomography，PET)和计算机断层摄影(Computed Tomography，CT)。多模式和多模态的区别在于多模式系统用于进行不同模式下的扫描(例如荧光模式和层析X射线摄影组合模式)，而多模态系统用于进行不同模态下的扫描(例如CT和PET)。可预期的是本发明的有益效果产生于所有多模态成像系统，例如(但不仅限于)CT/PET成像系统。

至少有些多模态系统针对不同模态具有不同视野(FOV)。例如，CT/PET系统可以有一个比PET FOV小的CT FOV，而且在某些扫描情况下，患者的某些部分可能伸出在CT检测器测量区域之外，这可导致图像出现伪像和成像物体的不完整表征。在已公开的一些已知方法中致力于减少伪像，但未解决患者在CT FOV以外部分的成像问题。

在这种多模态系统中，例如集成PET-CT系统中，对系统采集的PET和CT图像均存在固有配准(registration)。由于在采集PET和CT部分期间，患者静止地躺在同一张台床上，因此在两次采集过程中患者将处于相同的位置和方向，这样极大地简化了CT和PET图像的相关和融合过程。这就允许CT图像可用于为PET图像的重建提供衰减校正信息，并允许图像读取器容易地使CT图像中显示的解剖学信息和PET图像中显示的功能信息相关。但是，需要为患者伸出于CT的FOV以外部分的PET图像的重建提供衰减信息。还需要为FOV内的PET图像提供精确的衰减信息(注意由截断引起的伪像而产生的偏移的衰减信息)。

发明内容

一方面，本发明的方法包括以具有第一视野的第一模态扫描物体以获取包括全采样视野数据和部分采样视野数据的第一模态数据。该方法还包括以具有比第一视野大的第二视野的第二模态扫描该物体，以获取第二模态数据，并采用第二模态数据和第一模态部分采样视野数据重建物体图像。

另一方面，本发明提供一种成像装置。该装置包括含有X射线源和一个响应X线定位接收由射线源发射的X线的检测器的计算机断层摄影(CT)系统；含有响应伽马射线的检测器的正电子发射断层摄影(PET)系统和与CT系统和PET系统连接的可操作的计算机。该计算机配置成从物体的CT扫描中接收数据，该数据包括全部采样视野数据和部分采样视野数据，采用全部采样视野数据来扩充接收的部分采样视野数据，接收来自物体的PET扫描的数据，并采用接收的PET数据和扩充的部分采样视野数据来重建物体的图像。

另一方面，本发明提供一个程序编码的计算机可读介质。该程序配置成指示计算机采用来自第一模态的全部采样视野数据来扩充来自第一模态的部分采样视野数据，以及采用扩充的第一模态数据以第二模态重建图像。

本发明还包括一种采用分别对应第一和第二视野(FOV)的第一和第二图像数据组的方法，第一数据组包括多个投影视图，每个投影视图包括分别对应于贯穿第一FOV的第一至最后的平行轨线的第一至最后的衰减测量值，第一FOV小于并包括在第二FOV中，从而每个投影视图只穿过第一和第二FOV共同的区域，而在第二FOV内，但在第一FOV外的区域仅由投影视图的子集穿过，该方法包括以下步骤：采用来自至少一个投影视图的衰减测量值来扩充来自至少另一个投影视图的衰减测量值，从而为对应于穿过第二FOV的至少一部分的轨线的至少另一个投影视图增加衰减测量值，采用扩充的投影视图来补偿用于衰减的第二数据组，以及合并补偿的第二数据组以重建图像。

本发明还包括一种采用表征成像物体结构和功能特征的结构数据组和功能数据组的方法，该结构和功能组分别对应于第一和第二视野(FOV)，该结构数据组包括多个投影视图，每个投影视图包括分别对应于贯穿第一FOV的第一至最后的平行轨线的第一至最后的衰减测量值，第一FOV小于并包括在第二FOV中，从而每个投影视图只穿过第一和第二FOV共同的区域，而在第二FOV内但在第一FOV外的区域仅由投影视图的子集穿过，该方法包括以下步骤：针对每个投影视图计算全部衰减测量值的总和以生成视图衰减测量值，确定最大视图衰减速测量值；以及针对至少一个小于最大衰减测量值的视图衰减测量值子集中的每一个扩充相应的投影视图，以生成扩充的衰减视图，从而扩充视图的全部衰减测量值的总和基本上近似于最大衰减测量值，采用扩充投影视图和未扩充投影来补偿用于衰减的第二数据组，以及合并补偿的第二数据组以建造图像。

此外，本发明包括如下方法：采用布置成分别从第一和第二视野(FOV)周围的多个投影角度采集第一和第二数据组的第一和第二检测器，每个投影角处的数据包括一个投影视图，第二FOV大于并包括第一FOV，从而每个第一组投影视图只穿过第二FOV的一部分，该方法用于生成位于第二FOV内的物体图像，包括以下步骤：采集第一和第二数据组，确定可能包围整个物体的至少一个第一组投影视图作为一个完整投影视图，当物体伸出到第一FOV外时：确定物体伸出的第一组投影视图作为截断的投影视图，采用完整的投影视图数据扩充每个截断的投影视图数据，从而生成一个扩充的第一组，合并扩充的第一组和第二组，以生成一个补偿的第二组，并且合并补偿的第二组以生成图像。

此外，本发明包括一种表征成像物体结构和功能特征的采用结构数据集和功能数据组的成像装置，该结构和功能组分别对应于第一和第二视野(FOV)，结构数据组包括多个投影视图，每个投影视图包括分别对应于横穿第一FOV的第一至最后的平行轨线的第一至最后的衰减测量值，第一FOV小于并包括在第二FOV中，从而只有第一和第二FOV共同的区域由每个投影视图穿过，而在第二FOV内但在第一FOV外的区域由投影视图的子集穿过，该装置包括一个计算机，该计算机配置成针对每个投影视图计算全部衰减测量值的总和以生成视图衰减测量值，确定最大视图衰减测量值，以及针对至少一个小于最大衰减速测量值中的每一个视图衰减测量值子集扩充相应的投影视图以生成扩充的衰减视图，从而扩充视图的全部衰减测量值的总和基本上近似于最大衰减测量值，采用扩充投影视图和未扩充投影视图来补偿用于衰减的第二数据组，以及合并补偿的第二数据集以建造图像。

附图说明

图1是CT成像系统实施例的示意图；

图2是图1所示系统的框图；

图3表示截断伪像；

图4是将全部通道上累计的总衰减表示成胸部模型投影角函数的图表；

图5是临床设置的截断的示意图；

图6是表示截断投影在整个衰减上的影响的图表；

图7是斜率及边界估计的示意图；

图8是用于截断投影的适配水柱的示意图；

图9是由预期的全部衰减定标的投影扩充的示意图；

图10是多幅图像的示意图；

图11是图1和2所示系统的顶视图，并示出第一模态扫描平面和第二模态扫描平面；

图12示出横轴的第一和第二模态的成像场；

图13示出限定全部采样视野的CT检测器的正常重建图像；

图14示出CT-FI(功能图像)重建流程图；

图15示出将以不同CT kVp设置的测量值转换成在511keV处的衰减系数的多个转换表图表；

图16示出来自图1和2所示的PET CT系统的示例图像，图中左侧为位于50厘米CT FOV内的模型，而右侧为位于50厘米CT FOV外的模型；

图17示出重建在截断衰减区域内的放射性(activity)低于全维持区域；

图18示出采用在此描述的检测器推断法重建的CT图像；

图19示出源自延伸的CT图像重建衰减校正的PET发射扫描。

具体实施方式

在此提供用于旋转采集系统中的伸出视野的截断补偿方法和装置。如下面更为详细的描述所述，一方面，一种方法是至少部分基于用于平行采样几何形状的特性，用于平行采样几何形状的在全部通道上累积的衰减总量与投影角度无关。该方法和装置参照附图进行解释说明，其中所有附图中类似数字表示相同的元件。这些附图用于解释，而不是限制本发明，且包含在本文中，以方便解释本发明的装置和方法的实施例。

在一些已知的CT成像系统配置中，X射线源投射扇形束，该扇形束被准直并位于笛卡尔坐标系的X-Y平面内，且通常称为“成像平面”。X射线束穿过成像物体，如一患者。射线束被物体衰减后，照射到射线检测器阵列上。检测器阵列接收的发射束衰减程度取决于物体对X射线束的衰减。阵列的每个检测器元件产生作为在检测位置处的射线束强度测量值的分离电信号。分别采集来自全部检测器的强度测量值以产生发射分布图(transmissionprofile)。

在第三代CT系统中，X射线源和检测器阵列在成像平面与机架一起绕成像物体旋转，从而使X射线横切物体的角度稳定地变化。来自位于一个机架角度处的检测器阵列的一组X射线衰减测量值(即投影数据)称为“视图”。物体的“扫描”包括在X射线源和检测器旋转一周期间，在不同机架角度或视图角度获得的一组视图。

在轴向扫描中，处理投影数据以建立对应于物体上所作的二维切片的图像。由一组投影数据重建图像的方法在现有技术中称作滤波背景投影技术。该处理将来自扫描的衰减值转换成称为“CT数”或“Hounsfield单元”的整数，该整数用于控制阴极射线管显示器上相应像素的亮度。

为减少整个扫描时间，可以实行“螺旋状”扫描。为实行“螺旋状”扫描，患者在采集规定数目切片的数据期间移动。这种系统从扇形束螺旋扫描中产生单个螺旋。通过扇形束映射的螺旋产生投影数据，在每个规定切片中的图像可以由该数据重建得到。

螺旋扫描的重建算法典型地采用螺旋加权算法，该算法为加权采集数据，将其作为视图角和检测通道指数的函数。具体地说，在滤波反投影处理前，数据按照螺旋加权因数进行加权，该系数是机架角度和检测器角度的函数。然后处理加权的数据，以生成CT数并建立对应地于物体上所作的二维切片的图像。

为进一步改进CT系统的性能，建立了多切片CT系统。在该系统中，使用多排检测器同步采集多个投影。与螺旋扫描的情况类似，在滤波反投影处理前对投影数据应用加权函数。

至少一些CT系统也配置成进行正电子发射断层摄影(PET)，并称为CT/PET系统(和PET/CT系统)。正电子是由采用回旋加速器或其它设备制备的射电核素发射出的正向充电电子(反电子)。较常用于诊断成像的射电核素有氟-18(18F)，碳-11(11C)，氮-13(13N)和氧-15(15O)。射电核素通过添加到如葡萄糖或二氧化碳等物质中而用作放射性示踪物，称为“放射性药物”。放射性药物常用于医疗成像领域中。

在成像中采用放射性药物，将放射性药物注入患者体内并使其积聚在要成像的器官、血管等中。已知特殊的放射性药物会逐渐聚集在某些器官中，或者在血管成像情况下，特殊放射性药物不会被血管壁吸收。聚集过程通常涉及如葡萄糖代谢、脂肪酸代谢和蛋白质合成等过程。在下文中，为简化说明，包括血管的成像器官将通称为“感兴趣的器官”，而本发明将参照感兴趣的假定器官进行描述。

当放射性药物逐渐聚集感兴趣器官后，且当射电核素衰减时，射线核素发射出正电子。正电子在遇到电子前传播一个非常短的距离，且当正电子遇到电子时，正电子消失并转换成两个光子，或伽马射线。该消失事件的特点在于具有两个与医学成像，以及具体地说是采用放射断层摄影(PET)的医学成像有关的特征。第一，每个伽马射线在消失时约具有511keV的能量。第二，两个伽马射线射向基本上相反的方向。

在PET成像中，如果消失的大体位置可以在三维空间中确定，就可以重建用于观察的感兴趣器官的三维图像。采用PET照相机来检测消失的位置。示例的PET照相机包括多个检测器和处理器，该处理器除别的器件外，还包括重合检测电路。

重合电路识别相应于主要位于成像区域相对侧检测器的基本同步脉冲对。这样，同步脉冲对指出消失已在相关联的检测器对之间的一条直线上发生了。在几分钟的采集时段内可以记录数以百万个消失，每个消失与惟一的检测器对相关。在采集时段之后，记录的消失数据可以通过几种不同的已知反投影程序来建立感兴趣器官的三维图像。

本文中所用单数形式的元件或步骤，以及在该单词前面冠有“a”或“an”应理解为并不排除复数的所述元件或步骤，除非清楚地表明了这种例外。进一步说，本文提到的本发明“一个实施例”并不表明排除了还存在包括有所述特征的另外的实施例。

本文所用的词组“重建图像”并不排除生成表示图像的数据而没有可视图像的本发明的实施例。因此，本文所用的术语“图像”泛指可视图像和表示可视图像的数据。但是，许多实施例生成(或构造以生成)至少一幅可视图像。

参见图1和2，这些图示出了一种多模态成像系统10，该系统包括第一模态单元和第二模态单元(在图1和2中未示)。这两个模态单元使系统10采用第一模态单元以第一模态扫描物体和采用第二模态单元以第二模态扫描物体。系统10能够以不同模态进行多个扫描，从而与单一模态系统相比增强了诊断能力。在一个实施例中，多模态成像系统10为计算机断层摄影/正电子发射断层摄影(CT/PET)成像系统10，并且示出的CT/PET系统10包括一个与PET电路结合在一起的代表“第三代”CT成像系统的机架12。在另一个实施例中，系统10采用了CT和PET以外的模态。机架12包括具有一个X射线源14的第一模态单元，X射线源14向机架12对面的检测器阵列18发射X射线束16。检测器阵列18由包括多个检测器元件20的多个检测器排(未示出)组成，多个检测器元件20一起感应通过物体(如医疗患者22)的发射的X射线。每个检测器元件20产生一个代表发射X射线束强度的电信号，从而能够估计射线束穿过物体或患者22时的衰减。在采集X射线投影数据的扫描过程中，机架12和其上所装配的组件围绕旋转中心24旋转。图2只示出单排检测器元件20(即一个检测器排)。但是，一个多切片检测器阵列18包括有由检测器元件20组成的多个平行检测器排，从而可以在一次扫描中同步采集对应于多个切片的投影数据。

机架12的旋转和X射线源14的操作由CT/PET系统10控制机制26控制。控制机构26包括为X射线源14提供电源和定时信号的X射线控制器28，以及控制机架12的转速和位置的机架马达控制器30。控制机制26中的数据采集系统(DAS)采样来自检测器元件20的模拟数据，并转换成用于后续处理的数字信号。图像重建器34接收来自DAS32的采样的数据化X射线数据并进行高速图像重建。重建图像输入到计算机36，计算机26将图像存储在存储设备38中。

计算机36还通过具有键盘的控制台40接收来自操作者的命令和扫描参数。连接的阴极射线管显示器42使操作者可以观察重建的图像和来自计算机36的其它数据。计算机36采用操作者提供的命令和参数向DAS32、X射线控制器28和机架马达控制器30提供控制信号和信息。此外，计算机36操作床马达控制器44，该控制器控制马达驱动的床46，以调整机架12中患者22的位置。具体地说，床46的移动使患者22的部分通过机架开口48。

在一个实施例中，计算机36包括装置50，例如软盘驱动器、CD-ROM驱动器、光盘驱动器(DVD)、磁性光盘(MOD)驱动器，或任何其它包括如以太网装置的网络连接装置的数字装置，该装置用于从计算机可读取介质52，如软盘驱动器、CD-ROM，DVD或其它数字源，如网络或因特网以及待开发的数字装置中读取指令和/或数据。在另一个实施例中，计算机36执行存储在固件(没有示出)中的指令。通过计算机36编程以完成在此描述的功能，正如在此所应用的那样，术语计算机不只局限于现有技术称之为计算机的那些集成电路，而是泛指计算机、处理器、微处理器、微机、可编程逻辑控制器、专用集成电路以及其它可编程电路，并且这些术语在此可互换使用。CT/PET系统10还包括具有多个检测器的多个PET检测器(未示出)。PET检测器和检测器阵列18均检测射线，并且在此均称之为射线检测器。在一个实施例中，CT/PET系统10是可从General Electric Medical Systems，Waukesha WI购买的Discovery LS CT/PET系统，并可根据本文所述予以配置。在另一个实施例中，CT/PET系统10是也可从General Electric Medical Systems，Waukesha WI购买的Hawkeye CT/PET系统，并可根据本文所述予以配置。

此外，虽然本发明描述的是一种医疗设置，但应理解本发明可有效地用于改善所有CT系统，包括工业CT系统，例如(但不限于)在交通中心(如，但不限于机场或火车站)使用的行李扫描CT系统。

在一些扫描条件下，患者22的一些部位伸出于检测器18测量区域之外，这可能导致图像产生伪像，并且不完全显示被成像物体。已公开的一些已知的方法致力于减少伪像，但未能对视野(FOV)外患者部位的成像。但是，所需要的是对伸到FOV外的患者部位进行成像。这在许多领域都有用，包括肿瘤学、旋转(spin)血管照相术、融合成像系统以及经济型CT扫描器中。已知多切片扫描器的现有硬件将重建视野限制在约50厘米。尽管这对于大多数的临床应用来说是足够的，但是需要将该FOV予以扩展以对视野以外的物体进行成像。这对诸如肿瘤学或CT/PET等的应用来说具有格外的优点。对于肿瘤学应用来说，需要更大的FOV。这主要是因为这样的事实，即在放射治疗方案中，患者的四肢通常放置在扫描FOV之外以更好地确定肿瘤的位置。已知的CT重建算法忽略了截断投影(truncated projection)，并且生成具有严重伪像的图像。这些伪像可能影响精确估计治疗方案的衰减路径。图3所示的是一个模型示例，表示了一个截断伪像。对于诸如CT/PET(计算机断层摄影/正电子发射断层摄影)的合并成像系统来说，PET系统的视野可能与现有CT设计不匹配。在CT和其它成像系统、CT/PET、CT/NUC(CT/核子)或CT/MR(CT/磁共振)之间需要有一致的FOV。该校正可用于调整FOV来进行匹配。对于PET而言，这可以改善衰减校正。在此所述的是用来改善受限于检测器硬件的FOV的重建FOV的算法方案。该校正算法可用于多种不同重建算法，包括(但不限于)基于全扫描、半扫描/部分扫描和心脏扇形扫描的算法。此外，系统10配置成采用在此所述的算法。

图4示出的是按照对胸部模型扫描的投影角的函数来绘制的平行采样几何形状的衰减总量(所有通道的累计)。采用现有技术中已知技术通过重建原始扇形束数据来获得平行采样。请注意该曲线近乎一条水平线。但是扇形束采样几何形状没有这种特性。当被扫描物体在扫描视野(FOV)之外时，该特性不再有效。欠缺量等于物体在投影FOV之外的部分。在几乎所有临床病例中，投影截断只发生在投影角度的部分内，如图5所示。在该示例中，在3点钟位置获取的投影没有截断，而在12点钟位置获取的投影截断严重。因此，可依据非截断投影(即例如图5中3点钟左右位置)来估计截断视图(例如图5中12左右点钟的位置)的截断量。在校正过程中先进行的一个步骤是执行软件扇形束在预处理投影上来进行平行束重建。在一个实施例中，那个先进行的步骤为第一步。该过程在现有技术中已是众所周知，并不需要特殊数据采集。一旦重建完成，在所有检测器通道上对投影进行累计以获取整个衰减曲线，如图6所示。请注意，整个衰减曲线的斜率(dip)对应于截断视图。曲线的较平的部分对应于没有物体截断发生的视图。一旦估计出FOV之外物体的总量，下一步是估计丢失投影的分布。要达到这一目的，在一个实施例中，先计算在说明斜率和边界估计的图7中所示的截断投影中的边界读取，如下文方程1中所示的p₁和p_r。为了降低噪声，在一个实施例中，采用m个采样的平均值。依据经验，采用M＝3对降低噪声较有用。在其它实施例中，m大于1且小于5。

方程1：

pl = \frac{1}{m} Σ_{i = 1}^{m} p (i, k)

和

pr \frac{1}{m} Σ_{i = 1}^{m} p (N - i, = k)

其中N为检测器通道数，而k为投影视图指数。此外，在一个实施例中，两端附近的斜率s₁和s_t也估计出来。通过在两端附近放置n个样本采用一阶多项式进行斜率估计。由经验可知N＝5较有用。在一个实施例中，n大于2且小于8。在另一个实施例中，n大于3且小于7。

为进一步提高估计的可靠性，采用从相邻检测器排采集的投影。由于人体解剖学结构通常在短距离(几毫米)内不会很快变化，边界采样和相邻排的斜率估计通常没有明显改变。因此，估计的参数(p₁，p_r，s₁和s_r)可以为由几个检测器排的计算值的加权平均。基于边界和斜率信息，估计可以最好地适用于截断投影的水圆柱体的位置和大小。如果我们设水的衰减系数为μ_w，圆柱的半径为R，距圆柱中心的距离为X，投影值p(x)和斜率p′(x)可以按如下方程描述。

方程2：

p (x) = 2 μ_{w} \sqrt{R^{2} - x^{2}}

和

p^{'} (x) = \frac{- 2 μ_{w} x}{\sqrt{R^{2} - x^{2}}}

由于在截断投影边界处计算p(x)和p′(x)，其目的是估计R和x以获取用于添补缺失的圆柱体的大小和位置。估计这些参数的公式可由如下方程描述：

方程3：

X_{1} = \frac{- (S_{1}) (P_{1})}{{4 μ}_{w}^{2}}

和

R_{1} = \sqrt{\frac{{P_{1}}^{2}}{4 {μ_{w}}^{2}} + {X_{1}}^{2}}

方程4：

X_{r} = \frac{- (S_{r}) (P_{r})}{{4 μ}_{w}^{2}}

和

Rr = \sqrt{\frac{{P_{r}}^{2}}{{4 μ}_{w}^{2}} + {X_{r}}^{2}}

变量表示所估计的需要从截断物体伸出的圆柱体的位置和大小。一旦确定这些参数，扩大的投影可采用方程(2)计算。该过程显示在图8中，图8显示一个用于截断投影的充满水的圆柱体。

在这个例子中，采用圆柱形水模型进行简化说明。实际上，其它物体形状，如椭圆圆柱体也可用于提高适应性。如果事先已获知被扫描物体的特征信息，该信息当然可以用于添加物体的形状选择。可以采用迭代法来估计缺失的投影物体数据。

位于投影两端的估计圆柱体并不总能恢复整个投影的全部衰减量，因为这些物体是由斜率和边界样本单独确定的。没有采用任何源自全部衰减曲线(图6)的信息。为保证全部衰减损失的适当补偿，左边衰减分布T1和右边衰减分布Tr是基于p₁和p_r的幅度确定的。

方程5：

T_{l} = \frac{p_{l} T}{p_{l} + p_{r}}

和

T_{r} = \frac{p_{r} T}{p_{l} + p_{r}}

其中T为图6确定的衰减损耗总量。此外，如果延伸曲线下的衰减量不足以补偿衰减损耗，那么伸长估计投影来填补衰减欠缺，如图9所示，投影延伸由预计整个衰减来衡量。在一个实施例中，计算过程如下。先计算预计总衰减量(如方程5所示)与延投影曲线(如图9阴影部分所示)下面积的比率。如果该比率大于1(unity)，则x轴按该比率来衡量，致使初步估计投影(如图9中的虚线所示)进一步扩展(如图9中的粗实线所示)。类似地，如果该比率比1(unity)小很多，则扩展投影可沿x轴压缩。

图10示出的是没有经过校正和经过校正后重建模型的图像的例子。以轴向扫描模式用4×1.25毫米检测器配置对一个肩部模型进行扫描。15厘米塑料模型以其边沿靠近65厘米FOV边沿的方式附在肩部模型上。该截断物体近乎完全恢复。请注意图10(a)是用50厘米FOV没有经过截断校正(现有产品所限)进行的重建，图10(b)是用65厘米FOV以本文描述的方法和设备进行的重建。该模型被部分截断，如图10(c)所示，以供参考。

尽管上述系统和方法只采用保留总的衰减、量值以及边界采样的斜率来估计缺失的投影分布，也可采用额外信息来进行估计。例如，可采用Helgason-Ludwig条件(HL条件)针对X线断层摄影来进一步改善上述技术。此外，可设置不同的阈值以确保算法在错误测量条件下仍能正确进行。例如，可设定图9所示延长比率上的上限和下限以防止不可靠测量导致的误差增大的情况。此外，可设定s₁和s_r斜率计算使其落入合理范围之内。如果知道被扫描物体的材料特性与水有很大区别，也可以采用已知材料(取代水)的衰减系数来进行方程(3)和(4)中所示的大小和位置计算。此外，可采用从其它模态获取的信息来进一步改善对缺失物体的估计。例如，如果出现某种等级的辐射摄取，那么重建PET图像(没有经过衰减校正)可帮助估计物体边界。可将该信息提供给CT图像重建以进一步改善截断校正。

因为内插值数据的图像质量不如在整个采样FOV内具有数据的图像质量，因此内插值数据可用于标记图像中何处的FOV是推断出的。图10(d)示出用点划线作标记的边界。也可采用颜色编码或CT数的移动来做标记。因为该标记可能会影响观察图像数据能力，所以提供了一个简单的方法来开和关该标记。允许系统10的用户开或关该标记。

图11是系统10的顶视图，示出的是第一模态扫描平面60和第二模态扫描平面62。在一个示例实施例中，第一模态为CT，第二模态为PET。

图12示出第一和第二模态的贯轴的成像场。贯轴的成像布局显示出安放在患者孔径72周围的PET检测器70以及从患者22或位于患者孔径72内其它测试物体发出的图像光子。源14包括X射线管(没有示出)，其焦点74位于测量穿过患者22X射线辐射强度的X射线检测器阵列18的焦点上。X射线管和检测器18牢固固定在围绕患者孔径72旋转的框架上。在旋转过程中，在“全部采样视野76”内连续进行测量。在限定的旋转角度范围内，测量横穿位于全部采样视野76和患者孔径72之间的物体22的任何区域的X射线衰减，该区域称作“部分采样视野”区域。换而言之，在全部采样视野76中的部分位于扇形78内，致使可在任何机架角度进行测量所采集的数据定义为全部采样视野数据。但是，一些部分在某些角度位于扇形78之内，而在其它角度位于扇形78之外，所采集到的与这些部分有关的数据定义为部分采样视野数据。

图13示出了一幅由全部采样视野76限定的CT检测器的正常重建图像，其中患者22(在图13中未示出)伸出到FOV之外。正常情况下，CT重建处理仅重建全部采样视野76，而产生类似于图13的图像，图中没有任何伸进部分采样视野的物体或部分物体。在一些截断的CT重建图像中观察到的另一种伪像是在大量截断衰减的汇合处呈现衰减增加，如在图16F中所观察到的那样。当采用截断图像用于测量患者的衰减，该衰减由于存在丢失的物体而被低估，还可由于在CT FOV边缘处的过度发射而被高估。

图14示出CT-FI(功能图像)重建流程80，其采用来自CT的扩大的视野数据来校正PET图像或其它功能图像，如单光子发射计算机断层摄影(SPECT)中的衰减。CT-FI扫描命令步骤82定义了扫描的体积和多个功能图像(FI)的重建参数，以及用于融合的匹配CT图像，其中如果需要，可在以后采用可选择的诊断CT。在可选择的CT搜索84后，低剂量CT86进行两次重建。第一次采用规定的重建参数产生用于融合87的CT图像，第二次采用上述CT图像扩展FOV以用于衰减校正88(CTAC)。CTAC步骤90将CT图像转换成衰减原始数据文件，采用FI扫描指示(重建定义)生成每个FI切片位置的文件和CT-FI对准校准数据，以使衰减测量值对准FI检测器读取值。FI采集步骤94采用资源描述框架(Resource Description Framework，RDF)模型在一个或更多Fi的FOV中采集放射数据。FI重建步骤96用CI-FI原始数据文件校正衰减放射数据，并产生一个校正的功能图像98，以及显示衰减的可选择图像100。在CT-FI融合步骤102处接收CT和PET两种图像，这两种图像固有配准，并按照CI-FI扫描指示82中所说明的被摇摄、变焦以及滤波。

CTAC步骤90将CT图像转换成用于放射衰减校正的衰减校正文件。下面描述了一种源自将CT数转换成所需放射能量衰减的方法。CT图像用Hounsfield单位进行校正，该单位表示参照空气和水衰减的X射线束衰减。特定材料的CT数，CT[材料]，按如下方法进行计算，其中μ表示线性衰减系数。

CT机在每个kV设定值处进行校正，设定水的CT数为0，空气的CT数为-1000。一些材料，如骨骼(范围更小一点，脂肪)，对衰减的能量依赖性不同，这些材料的CT数随能量而变化。采用两种不同的标定算法将组织的范围转换成放射衰减系数。

对于CT值小于0的材料，可认为具有类似与水(如水和组织)的能量依赖性，在所需的放射能量keV处的衰减值按如下方法获得：

如果空气衰减忽略不计，该转换只需要知道在放射能量处的水的衰减。扫描器的有效能量是不需要知道的，因为扫描器经校正给出与扫描技术无关的相同软组织CT数。放射能量keV由已知放射性同位素和检测类型获知。对于PET检测器，放射能量为511keV，对于SPECT检测器，放射能量取决于同位素和检测器的能量吸收设定。因此PET检测器可采用在511keV时的固定水衰减值。SPECT检测器可采用keV在一定范围内的keV衰减值表。

对于骨骼标定，大于0的CT值可作为骨骼和水混合物来处理，按如下方式把衰减值从X射线有效能量kVeff处的测量值转换成所需放射能量keV处的衰减值

其中CT[kVp]为kVp(千伏特势能)在较高电压设定处所测材料的CT数。该方程需要在CT扫描器的有效能量处和放射能量处的骨骼和水的衰减值。这些值可按下文以列表形式给出。该表在每个kVp设定值(从有效能量测量获得)处的骨骼和水的衰减表，骨骼和水对于每个放射能量(对于PET为511eV)的衰减表。

应用上述公式和/或包括与每个CT数对应的衰减条目的查找列表，可完成CT数到衰减值的转换。图15示出的是把在不同CT kVp设定值处的测量值转换成511keV处的衰减系数的转换表的代表性图表示例。

在CT值转换成对应于511keV光子能量的衰减值之后，PET重建按如下方式进行。平滑衰减图使其与功能图像的分辨度相匹配。通过较平滑衰减图计算衰减线整数，并分类成窦腔X线图以匹配于功能放射窦腔X线图。功能放射数据通过乘以衰减校正系数进行衰减校正。采用断层摄影重建，如滤波反投影(FBP)或有序子集期望最大化(ordered subset expectationmaximization，OSEM)，重建校正的功能数据。

图16示出PET CT系统10(如图1和图2所示)的实例图像，其中置于50厘米CT FOV内的模型在左边，置于50厘米CT FOV外的模型在右边。A和B表示未经衰减校正的PET放射重建。在中间行，C和D表示经过CT衰减校正的PET放射重建，下行E为置于中心的模型的CT图像，F为来自偏置模型的CT图像。

两个直径为20厘米的放射性模型在PET和CT上成像。从标准50厘米FOV图像获取的衰减图(50厘米直径以外的衰减为零)如图16F所示，用于对PET放射作衰减校正并生成如下放射重建。图17示出在截断衰减区重建的放射性低于在完全支持区(即部分采样数据)重建的放射性。图18示出通过采用上述的检测器推断法重建CT图像以生成扩展区重建。第二组PET重建所用的衰减图是从在65厘米FOV上扩展的CT数据获取的，而图19示出用从扩展CT图像获取的衰减校正重建的PET放射扫描。

在此至少一些情况下，词组“投影视图”用来指一组图像数据或对应于通过FOV的平行轨线的衰减测量值，其中每个视图包括对应于从头至尾平行轨道的从头至尾衰减测量值。此外，词组“扩大投影视图”用来指已经被改动的投影视图(请再参见图8和9，其中对应于投影视图的曲线被扩大或扩展)，典型作法是增加对应于紧接原视图内第一或最后轨线的轨线的额外衰减测量值。类似地，词组“非扩大投影视图”用来指额外测量值没有增加的投影视图。词组“视图衰减测量值”(请参见图6示出作为CT投影角函数的视图衰减测量值)用来指自单一投影视图的组合衰减测量值。词组“衰减投影视图”用来指从衰减图(两维图像被分离成视图)获取的一组前向投影视图。词组“衰减曲线”用来指如图7示出的曲线，图7中绘出对应于单一投影视图的衰减测量值，致使曲线可在第一和最后相应衰减测量值之间延伸，并使第一和第二斜率s₁和s_r分别接近第一和第二衰减测量值。

尽管本发明以各种不同特定实施例予以描述，本领域技术人员可认识到本发明可在权利要求书的精神和范围内进行修改。

Claims

1.一种成像装置(10)，包括：

计算机断层摄影系统，包括有X射线源(14)和响应X射线(16)定位接收由射线源发射的X射线(16)的检测器(18)；

正电子发射断层摄影系统，包括响应伽马射线的正电子发射断层摄影检测器(70)；以及

计算机可操作地与所述计算机断层摄影系统和所述正电子发射断层摄影系统连接，所述计算机配置成：

从物体的计算机断层摄影扫描接收数据，该数据包括全部采样视野(76)数据和部分采样视野数据；

采用全部采样视野数据来扩充接收的部分采样视野数据；

接收来自物体的正电子发射断层摄影扫描的数据；以及

采用接收的正电子发射断层摄影数据和扩充的部分采样视野数据来重建物体的图像。

2.根据权利要求1所述的成像装置(10)，其中所述计算机还配置成：

提供在全部采样视野(76)的数据和扩充的部分采样视野的数据代表区域之间的重建图像中的轮廓线。

3.根据权利要求1所述的成像装置(10)，其中所述计算机还配置成：

接收代表X射线管电压的信号；以及

将至少一个CT数转换成基于X射线管电压的PET衰减数。

4.一种成像装置(10)，具有，

第一成像模态，用于获得对应于第一视野的结构数据组，其中，该第一成像模态可以是计算机断层摄影系统；

第二成像模态，用于获得对应于第二视野的表征成像物体(22)结构和功能特征的功能数据组，其中，该第二成像模态可以是正电子发射断层摄影系统；

其中，该结构数据组包括多个投影视图，每个投影视图包括分别对应于横穿第一视野的第一至最后的平行轨线的第一至最后的衰减测量值，第一视野小于并包括在第二视野中，从而只有第一和第二视野共同的区域由每个投影视图穿过，以及只有在第二视野内和在第一视野外的区域由投影视图的子集穿过，该成像装置(10)还包括：

计算机(36)，该计算机配置成：

对于每个投影视图，计算全部衰减测量值的总和以生成视图衰减测量值；

确定最大视图衰减测量值；以及

对每个小于最大衰减测量值的至少一个视图衰减测量值子集，扩充相关的投影视图以生成扩充的衰减视图，从而扩充视图的全部衰减测量值的总和近似于最大衰减测量值；

采用扩充投影视图和未扩充投影视图来补偿用于衰减的第二数据集；以及

合并补偿的第二数据集以建造图像。

5.根据权利要求4所述的成像装置(10)，其中包括每个投影视图的衰减测量值确定在相应的第一和最后衰减测量值之间的衰减曲线，该曲线确定临近于第一和最后衰减值的第一和第二斜率，其中计算机(36)配置成通过对每个投影视图确定第一和最后衰减测量值是否是非零，和对每个非零的第一和最后衰减测量值估计衰减测量值的幅度和临近于衰减测量值的曲线斜率，以及将对应于横穿至少第二视野的一部分的轨线的衰减测量值增加到邻近非零衰减测量值的投影视图来扩充投影视图。

6.根据权利要求5所述的成像装置(10)，其中计算机(36)配置成实现增加衰减测量值的步骤，其中增加衰减测量值是通过对每个确定的投影视图增加作为对应于衰减测量值的第一和最后的相关幅度函数而进行的。