專利名稱：正電子放射斷層攝影成像系統、方法以及核醫學成像系統的制作方法
技術領域：
本發明涉及正電子放射斷層攝影(PET)成像系統、方法以及核醫學成像系統。
背景技術：
正電子放射斷層攝影(PET =Positron Emission Tomography)成像在醫用成像領域中廣泛利用。在PET成像中，最初給與患者放射性藥品。該放射性藥品大多情況下通過注射注入到患者體內，但也可以使患者吸入或攝取。當給與放射性藥品且經過一段時間后， 該藥品根據該藥品的物理性質以及生物分子性質而集積于人體內的特定部位。藥品的實際的空間分布、蓄積點或蓄積區域的強度、以及從給予到捕獲乃至最終排出的過程(process) 的動態都是在臨床上可能具有重要意義的要素。通過該過程，附著在放射性藥品上的正電子放射體按照所謂半衰期、分支比的同位素的物理性質而放射正電子(陽電子)在放射出的正電子與電子碰撞時發生湮滅事件(annihilation event)，其結果， 正電子以及電子衰變。大多情況下，根據湮滅事件，實質上產生兩條180°背離向反方向移動的Y射線(51 IkeV) 0通過檢測這兩條Y射線，而畫出連結那些部位的線、即同時計數線(LOR =Line Of Response 響應線)，從而可以高概率地找出原湮滅位置。該過程只是識別可能產生相互作用的線而已，但如果更多地蓄積這些線，則通過使用重建斷層的過程，可以推定原分布。閃爍晶體(scintillator)中，由兩條、射線的相互作用而發生兩個閃爍事件，除了發生閃爍事件的部位以外，只要還可以利用正確的定時(數百微微秒以內)，則通過飛行時間(T0F Time Of Flight)的計算，就可以附加沿著上述同時計數線的、與湮滅事件發生的概率高的位置相關的更多的信息。根據掃描儀所具有的定時分辨率的界限，決定沿著該線的位置判定的精度。進而，根據決定原閃爍事件的部位時的界限，決定掃描儀的最終空間分辨率。另一方面，同位素的特定特性(例如正電子的能量)也成為(通過正電子的范圍以及兩條Y 射線的共線性)決定該特定藥品的空間分辨率的因素之一。若集聚多數事件，則根據斷層重建，可以生成與應推定的被檢體的圖像相關的必要信息。通過相符合的檢測要素檢測出的實質上同時發生的兩個事件，形成同時計數線。按照上述事件的幾何學屬性使該線直方圖(histogram)化，從而可以規定應重建的投影圖、 即正弦圖(sinogram)。事件也可單獨附加在圖像中。因此，收集數據重建圖像的基本要素是作為橫穿系統-被檢體開口 (system-patient aperture)的線的L0R。除此之外，也可以取得與事件部位相關的信息。 第1、進行點的重建或配置的系統的能力在有效視野的整個區域內在空間上并不是不變的， 而是中央較好且隨著接近周邊而緩慢惡化，這在采樣或重建中變得明顯。在表示該舉動特征上，典型地使用點擴展函數(PSF :point-spread-function)。為了將其PSF編入重建過程，正在開發一些工具。第2、在決定沿著LOR的哪個位置發生事件的概率較高時，可以使用飛行時間、或伴隨一對檢測產生的向各檢測器的Y射線的到達時間差。上述檢測過程需要對多數事件反復進行。為了決定支持成像作業需要多少計數 (即事件對)，雖然必須解析各成像事例，但需要蓄積數億計數，是作為全身檢查的“典型長度IOOcm的FDG (氟脫氧葡萄糖f luoro-deoxyglucose的研究)中的現狀。蓄積這些計數所需的時間由注入量以及掃描儀的靈敏度與掃描儀的計數能力決定。PET成像系統為了檢測從被檢體飛散的Y射線，而使用互相對置地配置的檢測器。為了檢測從各角度飛來的、射線，典型的是使用配置成環狀的檢測器。因此，PET掃描儀為了可以盡可能多地捕獲實質上應各向同性的照射，典型的是實質上形成為圓筒形。在使用部分圓環作為檢測器來捕獲漏掉的角度的照射時也考慮旋轉檢測器的方法。但是，即使實施這些方法，結果對整體掃描儀的靈敏度也是很嚴格的。在具有一面中所包含的所有 Y射線與檢測器產生相互作用的機會的圓筒中，當軸方向尺寸增大時，呈現對靈敏度或捕獲照射的能力非常有利的效果。因此，最好的構造是能夠檢測所有Y射線的球體構造。當然，在對人體的適用中，球狀構造不得不變得極大，因而造價極其昂貴。因此，在現實中，檢測器的軸向長度可變的圓筒形狀是最新的PET掃描儀的構造的基本。一旦知道PET掃描儀的整體形狀，則另一問題是在γ射線路徑上配置盡可能多的閃爍材料，以便能夠使盡可能多的Y射線停止并轉換為光。為了能夠根據斷層重建的原理重建放射性同位素的時空分布，需要決定檢測出的各事件的能量(即產生的光量)、部位以及定時特征。大多最新的PET掃描儀由數千個獨立晶體構成。這些晶體用模塊的形狀來配置，用于識別閃爍事件的位置。典型的結晶要素的截面大概是4mmX4mm。也可以用比其小或大的尺寸，截面也可以是除正方形以外的截面。結晶的長度或深度決定捕獲Y射線的概率，但典型的是10 30mm的范圍。檢測器模塊是掃描儀的主要構成部件。PET成像依賴于從高速且高亮度的閃爍晶體產生的Y射線向光的轉換?？梢栽跊Q定閃爍器中的相互作用位置且進行了獨立事件的時間配對(pairing)后，重現湮滅過程的部位。進行這些行為需要非常高速的部件(檢測器以及電子儀器)，也需要卓越的信噪比。 如果使用高質量的電子儀器，則信噪比主要由參與檢測過程的固有的泊松統計決定。如果檢測更多的光子就能夠提高信噪比，因此空間分辨率以及定時分辨率進一步提高。檢測過程中的重大的光損即使憑借檢測器的設計以及電子儀器的改進也無法補償。捕集到的光整體的比例(相對于在閃爍器中產生的量)是表示設計效率的適合的指標。想要使光的捕集量最大化的人不論是誰都要在使光傳感器盡可能地接近閃爍晶體的同時避免反射以及其他邊緣效果。如果進行這樣的操作，則所做出的結果不可避免地形成晶體與傳感器之間的距離較短的檢測器的大陣列。如上所述，PET成像系統并不是單純的計數器，除了檢測閃爍事件的存在之外，還需要進行識別其檢測部位。用于能夠識別各相互作用的部位的最直接的設計，在概念上恐怕要使每個閃爍晶體具有獨立的光電傳感器以及數據收集信道。為了限制共用的光電傳感器的物理尺寸、各數據收集信道所需的電力以及這些項目的相關成本，而以削減光電傳感器數量以及電子儀器的信道數量為目的，通常采用一些多路復用。兩個最普通的多路復用方式是光復用(光分配)、或模擬式電子復用(電阻性電荷分配網)。
為了在空間上以及時間上適當地把握所有的事件，而進行了大量的研究。某一系列的追加校正是對成像系統所具有的若干非理想狀態進行補償。例如，靈敏度校正能夠應對各個晶體的微小差異，增益校正能夠補償光電倍增管(PMT=Photomultiplier Tube)的若干固有增益差，復合系統矩陣(complex system matrix)存在可以填補環狀檢測器的晶體配置存在的較小的縫隙的情形。但是，這些非理想狀態對成像系統帶來的影響若與可產生的患者的運動的作用相比，均不太重要?；颊叩倪\動通過指示以及固定帶，在某種程度上可以控制。但是，作為載置被檢體的床板的被檢體床板(patient pallet)的變形是掃描儀的設計中固有的。被檢體床板的機械特性(例如，松懈、變形、彎曲等)只在過于嚴重的情況下會影響圖像質量。例如，這些機械特性可能導致連續累積的各PET掃描之間、或PET/CT成像系統的CT掃描儀進行的掃描與PET掃描儀進行的掃描之間的垂直方向的位置偏移。被檢體床板雖然典型的是實現將變形抑制到最小限度，但在絕大多數成像系統中還是能產生數mm(毫米)的位移。由于該位移而造成掃描儀的圖像質量偏離最佳質量，因此這一情況不能不考慮。因此，針對變形的影響可采取的一種處理方法是在被檢體床板的設計階段補償所有的變形。但是，如果為了將被檢體床板的變形抑制到最小限度而構建具有充分剛性的系統，則被檢體床板的成本上升的同時復雜性也隨之增加。此外，由于可能無法將所需的新機械部件裝入，因此現有的機械未必適合再次配備再次設計的被檢體床板。利用了圖像的測量以及補償是對變形影響的另一處理方法。例如，在CT成像中， 推定被檢體床板的變形量，因此在將所需的校正信息全部提供給成像系統時，可以使用圖像本身。但是，在PET成像系統中，空間分辨率遠遠偏低，充其量為4 5mm。并且，空間分辨率降低為偏離PET掃描儀的中心。在能夠識別被檢體床板的構造處，空間分辨率可成為 IOmm的大小。由從軸偏離所放射出的放射線產生的這種逐漸惡化，起因于例如相互作用的視差以及深度。例如，從PET掃描儀的中心放射出的放射線能夠與晶體的4X4mm表面相互作用。但是，在偏離中心的情況下，相同的放射線能夠“確認”更大的晶體(例如長12mm的晶體的傾斜部分)。該空間分辨率用于按照PET掃描圖像感應式來測量進行成像的PET區域的變形是極其困難的。并且，只要被檢體床板的表面不附著放射線源，PET成像系統就無法識別被檢體床板。在PET/CT成像系統中，理論上能夠在CT成像空間內測量變形，并在PET成像空間內轉用其變形。該PET成像空間典型地為20 100cm。在如上所述的轉用中，需要諸多變量。例如患者的體重以及臺面上患者的體重分布，該體重分布大幅變動的變量。然而，取得從CT掃描場向PET適當地轉用變形值時所需的測量結果，很難與在PET的有效視野(FOV) 內測量變形本身為同程度。圖1為用于說明PET成像系統的被檢體床板的彎曲帶來的影響的例子的圖。圖1 示出了被檢體床板的變形對PET的矢狀圖像帶來的影響的例子。為了進一步明白變形的影響，該圖的彎曲(即被檢體床板的變形)被進行夸張的表示。如圖1所例示的那樣，被檢體床板的變形程度根據應成像的區域而各式各樣。即，PET成像系統使床板(臺面)從床上移動，然后在作為掃描區域的“床1”、“床2”以及“床3”上，進行例如PET的步進掃描(step and shoot scan)。此時，在組合了“床1”、“床2”以及“床3”的PET矢狀(sagittal)圖像的組合圖像中，例如，在“床1”中，由于床板的移動距離長，因此床板以較大的彎曲角下降。并且，例如，在組合圖像中，在“床3”中，由于床板的移動距離短，因此床板以較小的彎曲角而略微下降。即，“床1”、“床2”以及“床3”的PET圖像各自對應的像素與實際的表示被檢體同一部位的像素不同。專利文獻1 美國專利第7697738號說明書

發明內容
本發明所要解決的課題在于提供一種能夠補償床板的變形的正電子放射斷層攝影(PET)成像系統、方法以及核醫學成像系統。本發明涉及的正電子放射斷層攝影(PET)成像系統具備測量子系統、收集子系統、重建子系統。測量子系統檢測載置被檢體的床板亦即被檢體床板的變形，并提供基于該檢測出的變形的變形信息。收集子系統從上述測量子系統接收上述變形信息，從正電子放射斷層攝影(PET)掃描儀接收與多個同時發生事件對應的PET測量數據，并將該接收到的變形信息以及PET測量數據傳遞至重建子系統。重建子系統具有使用上述接收到的變形信息以及PET測量數據重建PET掃描圖像的處理器。根據上述構成的PET成像系統，能夠補償床板的變形。


圖1為用于說明PET成像系統的被檢體床板的彎曲帶來的影響的例子的圖。圖2A為表示本發明涉及的PET成像系統的一個例子的圖。圖2B為表示本發明涉及的PET成像系統的另一例子的圖。圖3A為構成本發明涉及的PET成像系統的主要部分的部件組的框圖。圖;3B為本發明涉及的PET成像系統中包含的子系統的更詳細的示意圖。圖4為本發明涉及的PET成像系統的計算單元的一個例子的框5為表示在本發明中執行的PET成像方法的各步驟的流程圖。圖6A為表示補償被檢體床板的變形的方法的一個例子的流程6B為表示與補償被檢體床板的變形的圖6A的一個例子不同的方法的一個例子的流程圖。圖7A為表示在使具有布拉格干涉衍射光柵的光纖以及雙芯前方時分多路復用 (FTDM)光纖分別彎曲時對輸出光信號帶來的影響的例子的圖(1)。圖7B為表示在使具有布拉格干涉衍射光柵的光纖以及雙芯前方時分多路復用 (FTDM)光纖分別彎曲時對輸出光信號帶來的影響的例子的圖O)。附圖符號說明10…PET成像系統；12…構造體；14…PET掃描儀；16…CT掃描儀； 18…被檢體床板；20…光纖；50…測量子系統；52…收集子系統力4…重建子系統
具體實施例方式以下，參照附圖，詳細說明正電子放射斷層攝影(PET)成像系統的實施方式。(實施方式)本實施方式涉及一種以形成宛如在完全剛直的系統中收集到的那樣的PET圖像為目的，用于補償PET成像系統的被檢體床板的變形的系統以及方法。通過補償被檢體床板的變形的影響，能夠提供一種不依賴患者的體重以及被檢體床板上的體重分布的、高畫質的PET掃描圖像。并且，通過補償變形，能夠容易地使PET掃描圖像與對應的CT圖像對位，以及形成成為絕對基準點而被參照的PET掃描圖像。因此，在以下說明的實施方式中，包含使用能夠按照每位患者來決定被檢體床板的變形的系統以及該變形信息，來補償PET圖像的一系列的重建處理中的變形的方法的各說明。圖2A為表示本發明涉及的PET成像系統的一個例子的圖。圖2A示出了 PET成像系統10的一個實施方式。PET成像系統10具備搭載PET掃描儀14以及CT掃描儀16 (任意選擇)的構造體12。CT掃描儀16可任意選擇，在PET成像系統10的其他實施方式中除外。PET成像系統10還具備被檢體床板18、用于檢測被檢體床板18的變形的光纖20。通過使用光纖20，由此設置長度方向的測量系統并測量床板的變形。在一個實施方式中，將光纖20固定在被檢體床板18的側面。在其他實施方式中，將光纖20安裝在被檢體床板18 的另一表面上，或裝進被檢體床板18中。光纖20只要避免與被檢體表面以及被檢體床板機構(例如滾輪、支撐體等)的干涉，則可以配置在被檢體床板18上或被檢體床板18的內部的哪個位置都可以。并且，在檢測被檢體床板18的變形時，可以使用一條或多條光纖20?；蛘撸梢源婀饫w20或附加于光纖20，使用激光、字符串或帶有條形碼的編碼器的其他傳感器中的一個或它們的組合。但是，使用其他傳感器典型的是需要在與被檢體床板的運動垂直的平面上進行測量。圖2B示出了一個例子。在該圖中，配設在被檢體床板18的下方的激光器22 被附加于光纖20。在該例子中，在PET掃描儀14與CT掃描儀16之間設有激光器22。但是，激光器的位置并不限定于該位置，也可以配置在構造體12的外部。并且，在其他實施方式中，激光器22被配置在被檢體床板18的側部(例如在與圖2B的紙面垂直的方向上)或其上方的其他位置。另外，在圖2A以及圖2B中，示出了通過將被檢體床板18從床裝置送出從而向下方向(參照圖中的方向425)下沉的情況。并且，在圖2A以及圖2B中，用虛線示出了被檢體床板18無變形且水平地移動時的位置。另外，圖2A以及圖2B以水平方向圖示固定于被檢體床板18的側面的光纖20，但實際上，被固定于被檢體床板18的光纖20由于被檢體床板18變形，因而與被檢體床板18同樣彎曲。圖3A是構成本發明涉及的PET成像系統10的主要部分的部件組的框圖。PET成像系統10如圖3A所示，具備測量子系統50、收集子系統52、重建子系統M、被檢體床板18、 PET掃描儀14、CT掃描儀16 (任意選擇)。測量子系統50檢測載置被檢體的床板亦即被檢體床板18的變形，并提供基于該檢測出的變形的變形信息。收集子系統52從測量子系統 50接收變形信息，從PET掃描儀14接收與多個同時發生事件對應的PET測量數據，并將該接收到的變形信息以及PET測量數據傳遞到重建子系統54。重建子系統M具有處理器，該處理器使用接收到的變形信息以及PET測量數據，來重建PET掃描圖像。圖;3B為本發明涉及的PET成像系統10中包含的子系統的更詳細的示意圖。如圖 3B所例示的那樣，收集子系統52從PET掃描儀14、CT掃描儀16 (任意選擇)以及測量子系統50收集數據，并將其數據提供給重建子系統M。收集子系統52通過1個或多個有線式和/或無線式通信方法，進行數據的收集及提供。測量子系統50正確且實時地檢測被檢體床板18的變形。在本實施方式中，由一條或多條光纖20和至少一個測量單元332來形成測量子系統50，該測量單元332決定上述一條或多條光纖20輸出的光照射的至少一個特性。上述至少一個測量單元332決定與被檢體床板18的變形成比例的上述至少一個特性(例如光照射強度)，并將與上述至少一個特性相關的變形信息提供給收集子系統52所包含的數據收集單元324。比例的方式例如是單純的、線性的、或基于模型的更復雜的方式。變形信息由收集子系統52在(相對于步進型床動作)分散的時間內或(相對于連續型床動作)以一定時間間隔取入。在本實施方式中，當收集子系統52從測量子系統50 接收變形信息時，將接收到的變形信息和與例如床板的公稱高度、床板向成像開口中的延伸、其他生理學信號(例如心電圖)等相關的各環境信息中的一個或它們的組合一起，提供給重建子系統M。或者，上述一個或組合的信息也可以單獨地提供給重建子系統M。重建子系統M利用取入的變形信息，來推定被檢體床板18的變形量的整體或其一部分。圖;3B表示的收集子系統52還具備從PET掃描儀14以及CT掃描儀16分別收集數據的數據收集單元320以及322，但這些數據收集單元無需包含在同一收集子系統內。例如，在其他實施方式中，數據收集單元3M可以是其他子系統的一部分，也可以編入測量子系統50或重建子系統M中。在圖:3B所示的一個例子中，數據收集單元3M從測量子系統 50接收變形信息。并且，在圖:3B所示的一個例子中，數據收集單元320從PET掃描儀14接收與多個同時發生事件(即，因湮滅事件而大致同時發生的閃爍事件)對應的PET測量數據。并且，收集子系統52將接收到的變形信息以及PET測量數據傳遞至重建子系統M。在一個實施方式中，為了適應現有掃描儀的改造，測量床板變形的測量子系統50 只限定于被檢體床板18。實際攝像開口內的附加機構安裝更為復雜，且可能與被檢體18的運動本身或成像(若被配置在FOV內時)發生干涉。此外，在上述中，將測量子系統50提供的變形信息作為與至少一個決定的光照射特性相關的信息來論述，但在其他實施中，是將來自一條或多條光纖20的光照射本身作為變形信息提供給收集子系統52。此時，上述至少一個測量單元332從測量子系統50中被除外。并且在其他實施方式中，如圖3B所例示的那樣，測量子系統50具備上述一條或多條光線20、上述至少一個測量單元332、根據上述至少一個決定的光照射特性來推定被檢體床板18的實際變形的整體或一部分的計算單元330。在一個實施方式中，計算單元330使用變形表334推定實際的變形。在一個實施方式中，該表是在校正過程期間產生。對此，將在后面進行論述。在上述且其他實施方式中，測量子系統50將其推定的變形作為變形信息而提供給收集子系統52。公開的實施方式的測量子系統50還能夠具備上述其他傳感器中的一個或它們的組合?；蛘撸部梢允褂蒙鲜銎渌麄鞲衅髦械囊粋€或它們的組合來置換上述一條或多條光纖20。此外，如前面所提及的那樣，測量子系統50可以通過有線式和/或無線式通信方法來提供變形信息(例如，至少一個決定的光放射的特性)。此外，在其他實施方式中，變形信息不經由收集子系統52而是直接提供到重建子系統M。實現測量子系統50時所能夠使用的一個系統，是利用布拉格干涉原理來檢測被檢體床板18的變形。在一個實施方式中，測量子系統50具備被固定在被檢體床板18的邊上的一條或多條光纖20。上述一條或多條光纖20可以在只產生在CT成像或PET成像中可忽視的程度的效果的狀態下，配置在被檢體床板18本身的上面。在實施方式的一個例子中，當被檢體床板18發生變形時，上述一條或多條光纖20提供具有與變形量成比例的至少一個特性的光照射。上述光照射的上述至少一個特性用于決定被檢體床板18的規定位置的變形量。例如，被檢體床板18的一個位置或多個位置的規定位置的變形量，通過監視被送入到具有至少一個布拉格干涉衍射光柵(Bragg interference grating)的光纖內的光照射、與反射該光照射并通過同一光纖返回來的光照射之間的差來決定。在其他實施方式中，被檢體床板18的規定位置的變形量根據從雙芯(dual core)的FTDM (前方時分多路復用Forward time division multiplexing)光纖的內側和/或外側芯輸出的光照射強度的變化、從內側的芯以及外側的芯輸出的光放射的到達時間差來來決定。例如，雖然使用了布拉格干涉的測量子系統50從一條或多條光纖20生成與變形成比例的信號，但認為已知的變形(或，例如使用激光器22在其他系統中測量出的變形) 需要制作布拉格系統與變形之間的對應表(變形表334)的那樣的校正階段。接著，計算單元330在將變形表334保存于測量子系統50并報告給收集子系統52時，使用變形表334 將上述信號轉換為實際的變形(變形信息)。變形表可以自動生成，也可以手動生成，例如可以由廠商預先設定。并且，在收集子系統52報告被檢體床板的高度或長度方向的位置變化的同時，需要以將來自測量子系統50的變形信息添加于收集到的PET測量數據和/或CT 測量數據的形式，預先設計收集子系統52。這樣，測量子系統50根據在被檢體床板18的規定位置中檢測出的至少一個變形量，來推定被檢體床板18的變形。舉一個例子，測量子系統50從包含多個布拉格反射衍射光柵的一條光纖接收反射光，并根據從光纖接收到的反射波的波長，決定被檢體床板18的縱方向(長度方向)的多個位置的變形量?；蛘?，在其他的一個例子中，測量子系統50從各個包含一個布拉格反射衍射光柵的多條光纖接收反射光，并根據從多條光纖接收到的反射波的波長，決定被檢體床板18的縱方向(長度方向)的多個位置的變形量。在此，為了根據波長等反射波的信息來推定實際的變形(變形信息)，測量子系統50從一條或多條光纖接收光，測量從一條或多條光纖分別接收到的光的、與被檢體床板18的不同的變形量相關的至少一個特性。并且，測量子系統50生成表(變形表334)，該表規定從一條或多條光纖分別接收到的光的至少一個特性與被檢體床板18的不同的變形量之間的對應關系。圖2A是圖解如何使用安裝于被檢體床板18的光纖20，根據布拉格干涉原理，在以不遮擋的方式保留被檢體開口整體的狀態下，是否能夠評價被檢體床板18的變形。圖7A 以及圖7B為表示在使具有布拉格干涉衍射光柵的光纖以及雙芯前方時分多路復用(FTMD) 光纖分別彎曲時，對輸出光信號帶來的影響的例子的圖。在圖7A以及圖7B中示出了在光纖彎曲時，對具有三個布拉格干涉衍射光柵的光纖與雙芯FTDM光纖各自的輸出光帶來的影響的實例。例如，在圖7A中，示出了在光纖彎曲時，輸入光的波長的反射強度(實線)與輸出光的波長的反射強度(虛線)之間的關系。在圖7A所示的一個例子中，某彎曲示出了波長 “ λ B”的輸出光相對于輸入光的反射強度的分布從波長“ λ B”的輸入光的反射強度分布沒有發生變化。并且，在圖7A所示的一個例子中，某彎曲示出了波長“λΑ”的輸出光相對于輸入光的反射強度的分布的峰值比波長“ λ Α”的輸入光的反射強度分布的峰值增加了“ Δ λ Α”。 并且，在圖7Α所示的一個例子中，某彎曲示出了波長“λ/的輸出光相對于輸入光的反射強度分布的峰值，比波長“λ/的輸入光的反射強度分布的峰值減少了“ Δ λ/。并且，例如在圖7B中，示出了由光纖彎曲時產生的輸出光的波長轉換的電壓值的時間變化曲線的一個例子。如圖7B的一個例子所示的那樣，在有彎曲時以及在沒有彎曲時，電壓值的時間變化曲線發生變化。圖;3B所例示的那樣，重建子系統M具備電子存儲裝置304、接口 306、顯示器308 以及計算單元302。電子存儲裝置304保存從PET掃描儀14、CT掃描儀16、測量子系統50 取入的數據或計算單元302重建的PET掃描圖像中的一個或它們的組合。對此，以后將進一步考察。并且，在重建子系統M推定被檢體床板18的實際的變形時，變形表334被保存于電子存儲裝置304。接口 306用于進行計算單元302的設定和/或控制，并且/或者對計算單元302再給予其他命令。并且，顯示器308被用戶用來操作PET成像系統10。圖4 為本發明涉及的PET成像系統的計算單元302的一個例子的框圖。計算單元302具備主存儲裝置440、和/或對保存于R0M450的數據及命令進行處理的處理器480。處理器480還可以處理盤410或CD-R0M420中保存的信息。本例的處理器480可以為美國英特爾公司的 Xeon處理器(注冊商標)或美國AMD公司的Opteron處理器(注冊商標)。只要是本領域技術人員都可以注意到處理器480為Pentium (注冊商標)處理器、Core2Duo (注冊商標) 處理器以及類似這些的處理器。因此，與Y射線檢測方法對應的命令能夠保存于盤410、 CD-R0M420、主存儲裝置、或R0M450中的任意一個。計算單元302還可以具備用于進行與互聯網或個人網絡的網絡連接的、美國英特爾公司的htelEthernet (注冊商標)Pro網絡接口卡等網絡接口 475。顯示器控制部430 可以為用于與顯示器385連接的、美國英偉達公司的NVIDIA G-ForceGTX圖形適配器(注冊商標)。計算單元302還可以具備鍵盤四5、指示器觀5、或麥克風、軌跡球、控制桿、觸摸屏以及與類似這些的接口等其他通用接口 306連接的I/O接口 490。盤控制部450將盤410與總線470互相連接。該盤可以為硬盤驅動器或閃存驅動器以及⑶-R0M420或DVD驅動器。該總線可以為ISA、ESIA、VESA、PCI或同樣的總線，將計算單元302的所有部件互相連接。計算單元302的部件組由于其特征已被公知，因此出于簡潔的目的而省略對它們的所有特征以及功能的說明。當然，本發明也可以使用美國飛思卡爾公司的FreescaleC0ldFire、I.MX、ARM處理器(注冊商標)的在該技術領域周知的其他處理器以及硬件銷售商及型號。本例的計算單元302還可獨立安裝在FPGA、ASIC、微型控制器、PLD、或光盤等其他計算機可讀介質上。此外，本例的計算單元302是PC等計算裝置的硬件平臺，處理器480 可以為例如htelPentium(注冊商標)Processor或該技術領域周知的其他任意的處理器。 保存于主存儲裝置440、R0M450、盤410、或⑶-R0M420中的任一個的計算機可讀命令可以作為與處理器480及MicrosoftVISTA (注冊商標)、UNIX (注冊商標)、Solaris (注冊商標)、 LINUX(注冊商標)、AppleMAC-0S(注冊商標)以及本領域技術人員周知的其他系統的操作系統一起執行的實用程序、后臺程序或操作系統的構成要素或其組合來提供。主存儲裝置440和/或R0M450支持注冊功能以及類似這些的計算單元302的功能。因此，R0M450雖然是PROM等只讀存儲器，但主存儲裝置440可以為隨機存取存儲器 (RAM)、FLASH存儲器、EEPROM存儲器或類似這些的存儲裝置。由于主存儲裝置440以及 R0M450已眾所周知，因此出于簡潔的目的，不進行過多的說明。作為計算單元302的例示的實施方式進行了圖4的說明，但圖4的部件組也能夠用于實現對被檢體床板18的變形進行推定的測量子系統50的計算單元330。圖5為表示在本實施方式中執行的PET成像方法的各步驟的流程圖。具體而言， 圖5為表示用于一邊補償被檢體床板18的變形一邊重建PET掃描圖像的各步驟的流程圖。 在步驟510中，檢測被檢體床板18的變形。被檢體床板18的變形如上所述能夠使用測量子系統50進行檢測。在步驟520中，由測量子系統50，根據檢測出的變形而生成變形信息 (例如上述光照射、上述至少一個決定的照射特性、或上述推定變形)，并向收集子系統52 提供變形信息。在一個實施方式中，其變形信息與被檢體床板18的規定位置的至少一個變形量對應。在步驟530以及步驟540中，收集子系統52接收變形信息以及來自PET掃描儀 14的PET測量數據。在一個實施方式中，收集子系統52將變形信息與向重建子系統M的數據流中與例如床(床板)的公稱高度、床板向成像開口中的延伸、其他生理學信號(例如心電圖)等相關的環境信息一起提供。其數據流還包括PET測量數據。由于包括環境信息， 因此重建子系統M能夠使用表現收集PET測量數據的環境的正確且“當時”的參數集來重建PET掃描圖像。或者，也可以由測量子系統50將變形信息直接傳遞至重建子系統M。此外，在步驟550中，重建子系統M重建基于接收到的變形信息以及PET測量數據的PET掃描圖像。以下，說明用于補償被檢體床板18的變形的方法的實施方式。由提供被檢體床板控制部監視而通知的被檢體床板18的水平方向的運動、以及被檢體床板18中的與應成像的被檢體的區域對應的部分的實際變形量的測量子系統50，來決定圖2所示的PET成像系統10的完整的幾何學形狀。在決定了該關系后，由重建子系統M的計算單元302，使用以下兩種方法中的一種，校正被檢體床板18的所有變形。即，在第1方法中，如圖6A所例示的那樣，(1)對重建圖像適用直線移動以及旋轉移動的校正要素?；蛘?，在第2方法中，如圖6B所例示的那樣，( 進行圖像空間的轉換。這兩種方法在技術上是等價的，但對于統計上的較小的不一致和/或算法上的優點，將它們作為單獨的部分。具體而言，在第1方法中，在有變形的狀態下重建PET掃描圖像，并對其重建圖像適用一定的轉換。圖6A為表示補償被檢體床板18的變形的方法的一個例子的流程圖。如圖6A的步驟610例示的那樣，計算單元302的處理器480按照檢測出的被檢體床板18的變形生成轉換矩陣“T”。其次，在步驟620中，處理器480對不校正被檢體床板18的變形而重建的、即伴隨變形而重建的假定的重建PET掃描圖像適用其轉換矩陣，生成校正完的重建PET掃描圖像。是表示與補償被檢體床板18的變形的圖6A的一個例子不同的方法的一個例子的流程圖。另一方面，如果使用第2方法時，則在圖6B的步驟650中，處理器480按照檢測出的被檢體床板18的變形而生成轉換矩陣“T”。接著，在步驟S660中，處理器480 將在第1方法中使用的轉換矩陣“T”的轉置適用于重建PET掃描圖像時所使用的重建空間 (或掃描場)并生成校正完的重建空間。因此，重建數據已進入“正確”空間。在步驟670 中，處理器480根據校正完的重建空間，生成校正完的重建的PET掃描圖像。在上述轉換中使用的轉換矩陣典型的是在三個軸上都包含直線移動以及旋轉移動?；蛘撸斫鉃榭珊鲆暤奈灰屏炕蛐D量被設定為零。以下，使用算式，對上述方法進行詳細說明。PET測量數據的形成通常如以下算式 (1)那樣模型化。g = Hf+b ... (1)
在算式⑴中，“g”是具有M個檢測器格(bin)的列向量亦即測量數據，“f”是具有N個體素的同列向量的放射圖像(emission image) 0 “H”是“MXN”的要素的系統矩陣， 是一定放射體素放射出的正電子被特定的檢測器檢測出的概率。系統矩陣“H”是表示檢測概率的矩陣，該檢測概率表示從集積在“某L0R”上的“某位置”的藥品放射出的γ射線在 “某投影方向”被檢測出的概率，在PET成像系統10中是在物理上專門特定的要素。“b”是背景的起伏，是具有M個格的列向量，起因于隨機的散射光子，考慮從隨機散布推定法中得知在0SEM(0rdered Subset MLEM)法等用于重建PET圖像的逐步近似法中，目標是使用上述模型找出與測量數據最匹配的推定值“f”。另外，上述重建圖像“f”與“未校正” 的被檢體床板變形空間對應。PET圖像重建通常對在一個位置靜止的床位置進行一次，因此 “f”與步進型床動作中的一個床位置或屬于連續型床運動的特定接口中的任一個對應。一種方法(第1方法)是在“校正完”的被檢體床板變形空間內，為了取得放射圖像“f "”，而通過以下算式( 將未校正的重建圖像進行轉換。fcorr = Tf - (2)算式中，“Τ”是NXN的轉換矩陣，具備從測量子系統50 (例如光纖測量子系統) 得到的仿射轉換、和位于體素柵格之間的轉換坐標的再采樣的雙方。在該方法中，轉換與單純且剛性的直線移動以及旋轉移動的矩陣對應。補償被檢體床板的變形的另一方法(第2方法)是如以下的算式C3)所示，在PET 測量數據形成過程中將變形模型化。g = HT_1fcorr+b ... (3)算式中，“T-1”是NXN的轉換矩陣，將無變形的圖像空間轉換為有變形的圖像空間(校正完的重建空間)。在此，如以下算式⑷以及算式(5)所示，可以將“Γ1”與系統矩陣“H”組合，形成校正完系統矩陣"Hetm”。Hcorr = ΗΓ1 ··· (4)g = Hcorr fcorr+b ... (5)S卩，在第2方法中，使用利用算式⑷求得的校正完系統矩陣“ffm”，通過基于算式(5)的逐步近似法重建PET圖像。因此，重建圖像成為存在于無變形的圖像空間之間。該方法對連續型床動作特別有用。其中，在存在圖像幀的步進型收集法的情況下，使用哪種方法，實質上都是等價的。但是，在連續型床運動中，必須在圖像重建前對到來的PET測量數據進行校正。因為實際的變形不斷變化，因此需要在重建空間內繼續進行調整。圖像重建后進行校正則對連續型床運動無法適用。因為在多個時間點上，重建圖像應包含不同量的變形。綜上所述，計算單元302的處理器480根據檢測出的變形而生成轉換矩陣。并且， 在進行第1方法時，處理器480生成對有變形而重建的假定的PET掃描圖像適用轉換矩陣而生成重建的PET掃描圖像?；蛘?，在進行第2方法時，處理器480對用于重建PET掃描圖像的重建空間適用轉換矩陣的轉置而生成校正完的重建空間，并根據校正完的重建空間重建PET掃描圖像。另外，在上述實施方式中說明的方法不僅可以適用于PET成像系統，還可以適用于發生床板變形，如PET圖像那樣，在重建圖像上不映現床板的其他成像系統。具體
13而言，在上述實施方式中說明的方法也可以適用于單光子發射CT(SPECT =Single Photon Emission computed Tomography)成像系統。即，在上述實施方式中說明的方法可以適用于核醫學成像系統。此時，測量子系統檢測被檢體床板的變形，并提供基于該檢測出的變形的變形信息。并且，收集子系統從測量子系統接收變形信息，從掃描儀接收多個放射線測量數據，并將該接收到的變形信息以及放射線測量數據傳遞至重建子系統。重建子系統具有利用接收到的變形信息以及放射線測量數據，重建核醫學圖像的處理器。如上所述，根據本發明能夠補償床板的變形。針對本發明的幾種實施方式進行了說明，但這些實施方式是作為例子而示出的， 并不意圖限定發明的范圍。這些實施方式能夠通過其他各種方式來實施，在不脫離發明的要旨的范圍內，能夠進行各種省略、置換、變更。這些實施方式或其變形與包含在發明范圍或要旨中的一樣，也包含在與權利要求書所記載的發明均等的范圍內。
權利要求
1.一種正電子放射斷層攝影成像系統，其特征在于，包括測量子系統，其檢測載置被檢體的床板亦即被檢體床板的變形，并提供基于該檢測出的變形的變形信息；收集子系統，其從上述測量子系統接收上述變形信息，從正電子放射斷層攝影掃描儀接收與多個同時發生事件對應的正電子放射斷層攝影測量數據，并將該接收到的變形信息以及正電子放射斷層攝影測量數據傳遞至重建子系統，上述重建子系統具有處理器，該處理器利用上述接收到的變形信息以及正電子放射斷層攝影測量數據，來重建正電子放射斷層攝影掃描圖像。
2.根據權利要求1所述的正電子放射斷層攝影成像系統，其特征在于上述測量子系統基于在上述被檢體床板的規定位置檢測出的至少一個變形量，來推定上述被檢體床板的上述變形。
3.根據權利要求2所述的正電子放射斷層攝影成像系統，其特征在于上述測量子系統從包含多個布拉格反射衍射光柵的一條光纖接收反射光，并基于從上述光纖接收到的上述反射波的波長，決定上述被檢體床板的縱方向的多個位置的變形量。
4.根據權利要求2所述的正電子放射斷層攝影成像系統，其特征在于上述測量子系統從分別包含一個布拉格反射衍射光柵的多條光纖接收反射光，并基于從上述多條光纖接收到的上述反射波的波長，決定上述被檢體床板的縱方向的多個位置的變形量。
5.根據權利要求2所述的正電子放射斷層攝影成像系統，其特征在于上述測量子系統從一條光纖或多條光纖接收光，并測量分別從上述一條光纖或多條光纖接收到的光的與上述被檢體床板的不同的變形量相關的至少一個特性，生成規定分別從上述一條光纖或多條光纖接收到的上述光的至少一個特性與上述被檢體床板的上述不同的變形量之間的對應關系的表。
6.根據權利要求1所述的正電子放射斷層攝影成像系統，其特征在于上述處理器根據上述檢測出的變形生成轉換矩陣。
7.根據權利要求6所述的正電子放射斷層攝影成像系統，其特征在于上述處理器對具有上述變形而重建的假定的正電子放射斷層攝影掃描圖像適用上述轉換矩陣而生成上述重建的上述正電子放射斷層攝影掃描圖像。
8.根據權利要求6所述的正電子放射斷層攝影成像系統，其特征在于上述處理器對用于重建上述正電子放射斷層攝影掃描圖像的重建空間適用上述轉換矩陣的轉置而生成校正完的重建空間，并基于上述校正完的重建空間來重建上述正電子放射斷層攝影掃描圖像。
9.一種正電子放射斷層攝影成像方法，是正電子放射斷層攝影成像系統進行的用于重建正電子放射斷層攝影掃描圖像的方法，其特征在于，包括以下步驟檢測步驟，測量子系統檢測載置被檢體的床板亦即被檢體床板的變形；提供步驟，上述測量子系統基于由上述檢測步驟檢測出的變形來提供變形信息；接收步驟，收集子系統從上述測量子系統接收上述變形信息，從正電子放射斷層攝影掃描儀接收與多個同時發生事件對應的正電子放射斷層攝影測量數據；重建步驟，重建子系統具有的處理器利用由上述接收步驟接收到的變形信息以及正電子放射斷層攝影測量數據，來重建正電子放射斷層攝影掃描圖像。
10.根據權利要求9所述的正電子放射斷層攝影成像方法，其特征在于上述檢測步驟基于在上述被檢體床板的規定位置檢測出的至少一個變形量，來推定上述被檢體床板的上述變形。
11.根據權利要求10所述的正電子放射斷層攝影成像方法，其特征在于 上述檢測步驟從包含1個或多個布拉格反射衍射光柵的光纖接收反射光，基于從上述光纖接收到的上述反射波的波長，決定上述被檢體床板的縱方向的多個位置的變形量。
12.根據權利要求10所述的正電子放射斷層攝影成像方法，其特征在于 上述檢測步驟分別從包含1個布拉格反射衍射光柵的多條光纖接收反射光， 基于從上述多條光纖接收到的上述反射波的波長，決定上述被檢體床板的縱方向的多個位置的變形量。
13.根據權利要求10所述的正電子放射斷層攝影成像方法，其特征在于，還包括 上述測量子系統從一條光纖或多條光纖接收光，測量分別從上述一條光纖或多條光纖接收到的光的與上述被檢體床板的不同的變形量相關的至少一個特性，生成規定分別從上述一條光纖或多條光纖接收到的上述光的至少一個特性與上述被檢體床板的上述不同的變形量之間的對應關系的表。
14.根據權利要求9所述的正電子放射斷層攝影成像方法，其特征在于 上述重建步驟根據上述檢測出的變形生成轉換矩陣。
15.根據權利要求14所述的正電子放射斷層攝影成像方法，其特征在于上述重建步驟對具有上述變形而重建的假定的正電子放射斷層攝影掃描圖像適用上述轉換矩陣而生成上述重建的上述正電子放射斷層攝影掃描圖像。
16.根據權利要求14所述的正電子放射斷層攝影成像方法，其特征在于上述重建步驟對用于重建上述正電子放射斷層攝影掃描圖像的重建空間適用上述轉換矩陣的轉置而生成校正完的重建空間，并基于上述校正完的重建空間來重建上述正電子放射斷層攝影掃描圖像。
17.—種核醫學成像系統，其特征在于，包括測量子系統，其檢測載置被檢體的床板亦即被檢體床板的變形，并提供基于該檢測出的變形的變形信息；收集子系統，其從上述測量子系統接收上述變形信息，從掃描儀接收多個放射線測量數據，并將該接收到的變形信息以及放射線測量數據傳遞至重建子系統，上述重建子系統具有處理器，該處理器利用上述接收到的變形信息以及放射線測量數據，來重建核醫學圖像。
全文摘要
本發明涉及正電子放射斷層攝影成像系統、方法以及核醫學成像系統。實施方式的PET成像系統(10)具備測量子系統(50)、收集子系統(52)、重建子系統(54)。測量子系統(50)檢測載置被檢體的床板亦即被檢體床板(18)的變形，提供基于該檢測出的變形的變形信息。收集子系統(52)從測量子系統(50)接收變形信息，從PET掃描儀(14)接收與多個同時發生事件對應的PET測量數據，并將該接收到的變形信息以及PET測量數據傳遞至重建子系統(54)。重建子系統(54)具有處理器，該處理器使用接收到的變形信息以及PET測量數據，重建PET掃描圖像。
文檔編號A61B6/03GK102551777SQ20111032412
公開日2012年7月11日 申請日期2011年10月17日 優先權日2010年10月19日
發明者丹尼爾·加格農, 王文莉 申請人:東芝醫療系統株式會社, 株式會社東芝