CN1971652A - 用于处理检测器信号的方法和装置 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及用于处理检测器信号的方法和装置，特别是在核医学成像中的方法和装置，其中，把N个检测器(4)的信号(12)传输到大约M＝ld(N)条输出线(14)上，其中光电检测器的信号在输出线上相加时分别用+1或－1加权。

Description

用于处理检测器信号的方法和装置
技术领域
本发明涉及用于在核医学成像中处理检测器信号的一种方法和一种装置，其可用于处理设置在MR磁铁内的PET照相机的光电检测器的信号。
背景技术
核医学成像的目的是显示身体内部的生理和生化过程。在此，给病人服用带放射核素的示踪剂，其在身体内分布从而发出放射性辐射。使用一个包括适当的检测器的照相机测量该辐射，由此确定身体内的示踪剂分布。在正电子发射断层造影(PET)中，把发出正电子的正电子辐射器用作示踪剂，所述正电子在身体内分解为两个相反的伽玛量子。与此相对，在SPECT(Single Photon Emission Computed Tomography，单光子发射计算断层造影)成像中将伽玛辐射器作为放射核素使用。在这两种情况下，伽玛量子例如由一个由闪烁晶体形成的矩阵接收，在闪烁晶体内入射的光子产生闪光。该闪光又由光电检测器、例如由光电倍增管(PMT)或者雪崩光电二极管(APD)接收和放大。
在每个检测器后执行信号的电子放大和滤波，所述信号然后平行地通过一个电缆束供给后继的分析单元(触发器，时间和振幅特征化，能量选择，一致检测器)。
也就是说，在现有技术中每个光电检测器的输出信号由一条单独的信号线引导。因此，在MR磁铁中安装PET照相机时必须从磁铁芯平行引出非常多的信号线。由于线与MR系统的高频场和梯度场的耦合，这会导致信号失真。直接在磁铁内对结果进行数字处理虽然能够强烈减少信息量和线数，但是这在实际中几乎不能实现，因为MR天线对于时钟信号和数据信号的干扰耦合非常灵敏。
为减少信号线，在核医学中已公知了所谓的光学多路复用。在此，照相机的位置分辨率由下述方式提高：例如一个具有许多闪烁晶体的块通过一个光分配器作用于设置在该块的角部的仅4个光电检测器的一组。因此从辐射量子引起的闪光分配在不同的光电检测器上。从单个的光电检测器的信号高度可以算出一个对应于吸收量子的位置的重心。对于该方法存在多种变体：
在块检测器中，在例如8×8的晶体段的一个块中在其角上设置4个光电检测器的一组。检测器信号的总和产生结果的能量，并且需要的话在位置相关的校准后能够从差分信号算出该块内的有效像素的坐标(公用照相机原理)。
在面板检测器中在块之间不存在光学隔离，光可以分配到多个邻近的光电检测器上。强度从有效像素的位置产生，与光分配器的空间脉冲响应重叠。相对于块原理的优点在于，检测器的灵敏区域不人为地限制在四个入射象限的两个上，亦即所有四个相邻的块都被采集。由此，对于给定的分辨率只需要块检测器需要的检测器的四分之一(例如一个对于64像素的检测器)。
然而，每个光电检测器的可分辨的像素的数目由于脉冲振幅测量的最终精度(光子统计学，检测器和放大器噪声)不能任意提高。
把多个检测器的信号汇集在尽可能少的信号线上的方法已经例如为视频摄像机开发。然而，因为该方法不必像在MR磁铁中的PET照相机那样一定在高的磁场中工作，所以在这里可以使用复杂的信号处理方法。一种这样的方法例如在Kejzlar，Ludek；Fisch，Jan；“Signal Processing by InherentFIR Filter in the Line CCD Sensor”In：Nové smery v spracovani signálov VI.
Figure A20061016357800051
Slowakei，Military Academy，2002，Vol.2，pp.215-218中公开。
作为用于普通的二进制码的备选方案，由Frank Gray开发了所谓的格雷码，参见US 2,632,058。格雷码由于其单步性已经为解决相应的问题在借助摄影测量技术从用照相机获取的图像数据为可靠地检查工业部件计算3D坐标中得到应用，参见Gühring，Jens；“Reliable 3D Surface Acquisition，Registration and Validation using Statistical Error Models”.3DIM 2001，QuebecCity，Kanada，2001.Conference Proceedings，pp.224-231。
对于具有光电检测器、闪烁晶体(LSO晶体)和光导体的PET照相机或者SPECT照相机的检测器装置的例子在Garcia，Ernest V.；Faber，Tracy L.；Galt，James R.et al.：Advances in Nuclear Emission PET and SPECT Imaging.IEEE Engineering in Medicine and Biology Magazine，Vol.19，No.5，Sept.-Oct.2000，pp.21-33中说明。
发明内容
本发明要解决的技术问题在于，提供一种方法和一种装置，用该方法能够把SPECT照相机或者PET照相机的多个检测器的信号汇集在尽可能少的信号线上。
在本发明中，将N个检测器的信号传输到数目为M＜N条输出线上，其中，将每个检测器的信号在每一条输出线上相加，并在相加前用一个预先规定的因子加权。而且N个光电检测器的信号传输到大约或者精确的M＝ld(N)条输出线上，在此，按照一个带+1或者-1的二进制码加权。符号ld表示双对数ld(N)＝ln(N)/ln(2)＝log(N)/log(2)。亦即4的双对数例如是2，16的双对数是4。也就是，通过本发明可以把大量光电检测器的信号汇集到少量信号线上。通过用+1或者-1的加权，能从输出线的信号高度既能计算回到产生信号的光电检测器的位置，也能估计分解的结果的能量。大量光电检测器的信号被汇集到少量信号线上。通过优选的用+1或者-1的加权，能够从输出线的信号高度既能计算回到产生信号的光电检测器的位置，也能估计分解的结果的能量。
本发明特别是在通常同时仅发生一个信号分解结果的诸如SPECT或者PET检查的应用中具有优点。在PET检查中例如根据较低的辐射活动性几乎总是PET检测器的最多两个相对的像素同时有效。由此基本上可以把检测器信号电气汇集到一个多路复用场的内部。从病人内的一个任意的体素看，一个这样的多路复用场在PET矩阵的场合可以包括最多半个空间。
通过本发明不仅能够减少连接线的数目，而且能够大量减少对于所需要的后处理单元的技术开销。
特别优选地进行按照格雷码的检测器信号的加权。格雷码是二进制码的另一种表示形式。它基于两个相邻的数不能有多于一位的不同。
作为一个例子，下面用关系x＝0..7给出对于N＝8个检测器的格雷码。因为M＝ld(N)＝3，所以亦即给每个检测器分配一个三位的格雷码，用它给相应的检测器信号加权，并在三个信号线(m＝0..2)上相加。该加权用+1或者-1进行(代替格雷码的本来数字，0和1)。
g＝      x＝     格雷码
(+++)    0       000
(++-)    1       001
(+--)    2       011
(+-+)    3       010
(--+)    4       110
(---)    5       111
(-+-)    6       101
(-++)    7       100
m＝210(＝线号)
可以通过下述公式计算每个x和m的格雷码：
g(x，m)＝sgn(cos((x+0.5)/2^m*π/2))，
其中sgn是符号函数。如从上表可知，使用最高值线(m＝2)允许近似定位，该近似定位使用另外的线精确为二进制步骤。
该方法也可以用于二维检测器区域，其中，信号处理根据一个优选的实施方式按照行和列分开进行。在此，给每个光电检测器按照其x坐标分配一个格雷码，按照其y坐标分配一个格雷码，并且该检测器的信号用一个与两个格雷码相应的加权在数目为大约ld(Ny)+ld(Nx)条输出线上相加。
如果把N个检测器的信号汇集到精确的M＝ld(N)条信号线上，则得到了本发明的最优的变换，在此，也可以提供更少或者更多条信号线、例如额外的检验线。本发明从二进制系统转换为其它编号系统(Zahlensystem)的也是可能的，例如具有基3或者4的编号系统。
优选地，辐射在光电检测器的装置的内部的量子射中位置可由输出线的信号高度计算。如果使用一个上述的光学多路复用方法，则也可以在一个像素块或者闪烁晶体的内部计算射中位置。
在检测器信号的相加中产生这样的问题：一条输出线的信号高度测量的不可靠性σ通过N-1个正好不起作用的检测器的总计的噪声量被放大一个因子sqrt(N)。由此有效像素的位置确定极不准确。对于能量确定，虽然能够在全部受控的线上求信号脉冲高度的量值的平均，但是由此仍然仅能恢复一个很小的因子sqrt(M-1)。
为避免不起作用的检测器通道(也称输入线)的噪声量，使检测器的信号在加权相加前优选用一个非线性的、展开的(expandierend)特性曲线电子地预失真，例如在平方特性曲线u2＝u12时，输出信号σ2的标准偏差通过在输入σ1处的噪声用信号电压自身如下加权
σ2＝σ1*du2/du1＝σ1*2u1
这引起噪声在相加点由具有高控制的正好有效的通道控制，而不起作用的通道的基本噪声被抑制。为了能量确定或者位置内插然后可以通过具有逆转功能的硬件或者软件计算回到非线性。
作为替换，一个仅从某一最小幅度起允许脉冲和噪声加权的阈值作为非线性的特性曲线是合适的。其可以特别简单地用二极管实现。
本发明也可以在其中将检测器信号导向N条输入线的相应的设备上安装。每一条输入线与M＜N条输出线中的每一条这样耦合，使得光电检测器的信号可以按照一个预先规定的加权向输出线传输。该装置优选地适合执行上述方法。特别优选提供M＝ld(N)条输出线，向其上传输检测器的带有按照格雷码确定的加权的信号。
优选地，输入和输出线彼此电容耦合，在此，也可以考虑电感或者其它耦合。
按照一个优选的实施方式，该装置具有一个印刷电路板，其中输入线导向该印刷电路板的第一位置，输出线导向该印刷电路板的通过一个屏蔽面分开的第二位置，其中屏蔽面在彼此耦合的交叉点处分别被打孔。另外可选择的方案是，该耦合可以不要屏蔽面而通过在交叉点处相应的导线轨变宽或变窄来实现。
附图说明
现在根据附图详细说明本发明的实施例，附图中：
图1表示本发明的装置的一种实施方式的示意图；
图2表示图1中表示的输出端的输出电压取决于辐射量子被吸收的像素位置的曲线；
图3表示根据本发明的一种实施方式的一个连同输出线的二维4×4检测器矩阵的电路图；
图4表示连同输出线的一维N＝4检测器阵列的电路图；
图5表示输入线和输出线的电容耦合的示意图；
图6表示根据本发明的一种实施方式的具有输入和输出线的耦合的一个印刷电路板的透视图；
图7表示根据本发明的另一个实施方式的输入和输出线的两个交叉点的俯视图。
具体实施方式
图1示意性地示出了根据本发明的一个实施例的具有信号处理的伽玛照相机1的结构。检测器的闪烁晶体2为了清楚起见在这里被表示为一维阵列，虽然通常以二维设置出现。在伽玛量子入射的晶体2上时将产生闪光，其由一个或者多个光电检测器4检测。在该示例性的例子中表示N＝8个检测器，它们例如是雪崩光电二极管。由这些检测器4产生的信号通过放大器6放大并在根据本发明的一个实施方式的加权矩阵8中向输出线14上传输。
优选地，每个检测器信号借助一个放大器或者二极管10以非线性特性曲线放大，以便抑制不起作用的检测器通道的噪声量。其后在输入线12上存在的检测器信号以用“+”和“-”表示的加权向M＝3条输出线14上传输。如此相加的输出信号由放大器15放大，并可选地在放大器16中进行非线性特性曲线10的逆转。输出线的三个输出端用m＝2、1和0表示。
来自光检测器的脉冲是单极的(例如总是负)。当仅有一个唯一的检测器输出一个脉冲时，该脉冲在每个M条输出线上带符号出现，该符号再现相应的加权因子(+1或者-1)。也就是说，脉冲的符号表示格雷码中有效检测器的地址x。
为说明在图1的加权矩阵8中使用的格雷码的作用参照图2。图2表示加权因子，使用该加权因子在供给输出线M＝2、1和0之前的位置x＝0..7与光电检测器4的信号相乘。在此，显示出格雷码用于信号的位置编码的能力：输出端2例如对于x＝0..3为正，与此相反地对于位置x＝4..7为负。因此，利用线2能够将测量的信号粗分配到小的或者大的x。如果在该输出端上测量到一个允许对断出正的加权因子的信号，则作为产生该信号的检测器的位置仅可能是x＝0..3。输出端1在x＝0、1时具有正加权，在x＝2、3时具有负加权。因此，通过评价该输出端能够在前4个位置内猜中对两个位置的另外的限制。输出端0最后提供用于准确定位检测到信号分解的结果的检测器的信息。
图3表示一个4×4检测器的二维检测器装置的加权矩阵。为简单起见未表示检测器晶体、放大器等。因为存在Nx＝4列和Ny＝4行，所以提供ld(Nx)+ld(Ny)＝2+2条输出线。输出线0、1表示列地址，输出线2、3表示行地址。
通过块方式光学多路复用，一般同时激活4个相邻的具有不同振幅的检测器。这里然后一方面识别有效的块，另一方面识别该块内有效的像素的位置。
格雷码中的地址的设置具有重要的特征，即在越过沿空间的一维相邻的地址(像素位置)之间时总是仅刚好改变一条线的符号。也就是说，在M条线的一些线上得到一个全高度负脉冲(-E)，在另外一些线上得到最大的正信号(+E)，而仅在一条唯一的线上得到一个中间值(-E＜e＜+E)。如果现在为该线代入两个值-E或者+E来代替该实际的中间值，则得到两个参与的相邻检测器的格雷码地址。然后，中间值自身如公知的那样借助一个事先校准的位置曲线通过dx＝e/E用于这两个检测器之间的像素位置的内插。
现在根据图3和4说明一个在这样的分析时的示例过程。为简单起见，图4示出仅在一维中的4个检测器的格雷码加权矩阵。在那里表示的设置中例如测量一个具有下述尖峰电压的信号脉冲：
1       0        线
+0.2    +0.16    脉冲高度/伏特
线1表示通过-1加权的能量(-0.2V)，线0在过渡区。这两个相邻的地址亦即是“--”(x＝2)和“-+”(x＝3)。所述内插提供e/E＝+0.16/-0.2＝-0.8，亦即从2到3的路径的10％，或者x＝2.5-0.8/2＝2.1。
现在把该例扩展到图3的二维设置，其中4×4检测器的信号交错接在4条输出线上。在此情况下例如测量到具有下述尖峰电压的信号脉冲：
3       2        1       0        线
-0.2    +0.08    +0.2    +0.16    脉冲高度/伏特
线0和1给出x位置。根据参照图4说明的分析，有效像素的x坐标为x＝2.1。
线3和2给出y位置。它们表示在“++”(y＝0)和“+-”(y＝1)之间的过渡区域，并用e/E＝-0.4产生y＝0.5+0.4/2＝0.7。也就是说，未校准的像素位置在块中位于x＝2.1、y＝0.7的右上。在该块内部的实际像素位置然后通过将小数(gebrochen)的部分分配到在事先校准的位置轮廓中下一像素来确定。
通过相邻的检测器的地址对像素位置的识别和在其间的内插原理上，既可以细分也可以不细分块中的区域而起作用：
-在块状设置的情况下不是所有相邻的地址对都出现，即，一个有效的像素或者在检测器0和1或者在2和3之间存在，但是不在1和2之间存在。
-在面板检测器设置的情况下没有这一限制。此外，远离的检测器还可获得小的光成分，这导致在-E和+E之间过渡的模糊。尽管如此，通过采用具有最小脉冲高度值的线作为过渡并把其余线的符号解释为地址位，总可以找到下一相邻的地址。通过对多条线上的脉冲高度的详细分析，还可以对内插的精度有所改善。
一个检测器区域的N条输入线在M条输出线上汇集需要N×M个相加节点，即，对于一个具有4+4输出线的大二维16×16区域例如有2048个节点。为实现造价低廉的、紧凑的和噪声小的加权矩阵，可以使用电容耦合元件，如图5所示。从放大器4来的输入线12在那里通过电容器17与一个输出线对14a、14b的两条线之一耦合，更确切说，在正加权时与线14a、在负加权时与线14b耦合。在一个线对14a、14b上施加的电压通过输出差分放大器18彼此相减而形成输出14。
电容性耦合元件17具有高通特性，这对于脉冲向上陡起是值得追求的。然而，该频率响应还可选地通过后继的积分、例如通过一个集成的“电荷灵敏的”放大器20的中间电路得到平衡。
还可以提供其它的电容性耦合元件来代替电容器17，如图6和7所示。由于脉冲的短的上升时间(几个ns)，小的电容量(例如1pF)即已足够，例如作为耦合电容可以在一个印刷电路板26的两个位置之间构造。
图6表示一个相应的印刷电路板26的透视图，它可以构成一个信号处理装置的主要部件。在印刷电路板26的一侧上例如有256条(仅示出了其中的两条)输入线作为导线轨22延伸。在印刷电路板26的另一侧在第二位置上相应存在8个不同的输出线对14a、14b。为简单起见仅示出一个输出线对24a、24b。在这些位置之间存在一个通体的屏蔽面30，其在彼此应该耦合的交叉点上通过孔28中断。
导线轨22、24的另一种替代的耦合可能性示于图7。那里不提供屏蔽面，而仅提供在彼此垂直延伸的输入和输出导线轨22、24之间的绝缘。为对输出线对24a、24b的两条线实现不同的耦合，至少使一条输入和输出导线轨22、24在交叉点处变宽或者变窄。例如在与线24a的交叉点32处存在用于正加权的变宽，在与线24b的交叉点34处存在用于负加权的变窄。

Claims (15)

1.一种用于处理核医学成像中的检测器信号的方法，其特征在于，把N个检测器(4)的信号传输到大约或刚好M＝1d(N)条输出线(14)上，其中每个检测器(4)的信号(12)在每条输出线(14)上相加，并在相加前根据为检测器(4)和输出线(14)的每个组合预先规定的二进制代码以+1或-1加权。
2.根据权利要求1的方法，其特征在于，所述二进制代码是格雷码，其中，两个相邻的二进制数以不大于1位不同。
3.根据权利要求1或2的方法，其特征在于，两个空间相邻的检测器(4)分别分配给两个相邻的二进制数。
4.根据上述权利要求之一的方法，其特征在于，该方法用于定位由检测器(4)测量的事件，其中，通常同时只处理一个事件。
5.根据权利要求2到4之一的方法，其在Nx×Ny个检测器(4)的二维矩阵(13)中如此应用，给每个检测器(4)根据其x坐标分配一个格雷码，并根据其y坐标分配一个格雷码，并且检测器的信号用一个与两个格雷码相应的加权(8)在数目为1d(Ny)+1d(Nx)条的输出线(4)上相加，在该方法中信号的处理按照行(y)和列(x)分开进行。
6.根据上述权利要求之一的方法，其特征在于，所述检测器是光电检测器，并且一个或者多个检测器(4)分别分配给通过光导体连接的闪烁晶体(2)的一个块。
7.根据上述权利要求之一的方法，其特征在于，从输出线(14)的信号高度计算在检测器装置内辐射量子的出现位置，特别是闪烁晶体的块内辐射量子的出现位置。
8.根据上述权利要求之一的方法，其特征在于，检测器(4)的信号在在输出线(14)上加权相加之前被利用一个非线性特性曲线(10)放大或者抑制。
9.根据上述权利要求之一的方法，用于处理在MR磁铁内设置的PET照相机的光电检测器的信号。
10.一种用于处理核医学成像中的检测器信号的装置，其特征在于，该装置具有N条引导N个检测器(4)的信号的输入线(12，22)，以及大约或者刚好M＝1d(N)条输出线(14，24)，其中，每个输入线与每个输出线这样耦合，使得N个检测器(4)的信号利用根据一个二进制码、特别是格雷码确定的+1或者-1的加权在M条输出线上相加。
11.根据权利要求9或10的装置，其特征在于，每个输出线(14)包含一个输出线对(14a，14b)，其中，在一条线(14a)上传输用+1加权的信号，而在另一条线(14b)上传输用-1加权的信号，在此，两条线(14a，14b)与一个减法器或者差分放大器(18)的两个输入连接。
12.根据权利要求9到11之一的装置，其特征在于，输入线(12，22)与输出线(14，24)电容性耦合。
13.根据权利要求12的装置，其特征在于，输入线(22)引向印刷电路板(26)的一个第一位置，而输出线(24)引向印刷电路板(26)的一个通过一个屏蔽面(30)分开的第二位置，其中，该屏蔽面在彼此耦合的交叉点(28)上被分别打孔。
14.根据权利要求12的装置，其特征在于，输入线(22)作为导线轨引向印刷电路板(26)的一个第一位置，而输出线(24)作为导线轨引向印刷电路板(26)的一个第二位置，其中导线轨在交叉点(32，34)各自变宽或者变窄，以便实现加权的耦合。
15.一种包括根据权利要求10到14之一的装置的SPECT照相机或者PET照相机。
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