经由能量校准的散射拒绝方法
【技术领域】
[0001] 本申请大体涉及核成像。其具体结合正电子发射断层摄影(PET)中的能量校准而 应用，并且将具体参考其进行描述。然而，应当理解，其也适用于诸如单光子发射计算机断 层摄影(SPECT)的其他使用场景并且不必限于前述应用。
【背景技术】
[0002] 在诸如癌症处置分期（肿瘤学）的三维（3D)PET成像的许多临床应用中，对患者的 标准化摄取值(SUV)的准确的定量测量是关键的。3D PET扫描器产生高灵敏度，但是必须通 过重建来执行针对衰减、散射和随机的校正以产生准确的SUV测量结果。在典型的肿瘤学研 究数据率处，散射事件是总事件的大约30%。不是识别如归因于散射的特定数据，而是在重 建过程期间采用对数据集的统计学校正。由于固有地具有"噪声"的数据的统计学性质，对 散射的移除不是完美的并且是SUV不准确性的来源之一。在不具有散射拒绝（scatter r e j e c t i ο η)的显著改进的情况下，定量分析准确度受到损害。
[0003] 在历史上，PET系统已经使用固定的低水平鉴别算子(LLD)能量阈值(例如439千电 子伏(keV))来使处理渠道中的散射事件最小化。尽管该方法是简单的，但是其具有在提高 能量分辨率时接受一些散射事件的缺点，这是因为LLD是固定的并且未被优化和/或收紧以 对康普顿散射事件进行鉴别。参考图1，提供了针对已知PET系统的散射分数对能量分辨率 的图形。如能够看出的，具有经改进的（即较低的）能量分辨率(E-res)值的系统一般导致增 加的散射分数，这是因为固定的LLD允许较多的散射经过。
[0004] 拒绝较多散射事件的一种方式是针对能量谱优化能量窗的LLD。图2示出了能量 谱。能量峰值的质心是511keV(即在PET湮灭事件中创建的伽马射线的已知能量）。还示出了 LLD和能量窗的高水平鉴别算子(ULD)，其典型地移除来自其他源的杂散辐射。当前PET系统 采用针对整个系统中的所有像素的一个能量窗。该一体适用的窗不可避免地允许针对具有 较窄的能量谱的像素的较多散射事件，如图2所示，其中，ULD向右边太远。另外，该一体适用 的窗不可避免地拒绝针对具有较宽能量谱的像素的真实事件。
[0005] 由于晶体和传感器的变化，PET系统的像素的能量谱典型地是变化的。因此，PET系 统的像素的能量分辨率变化。能量分辨率的变化在整个系统上能够高达40%或更大。本申 请提供了对散射拒绝的传统方法（即使用固定的能量窗）的改进，这对于边缘像素是特别有 利的，其中，能量分辨率是系统性地更高的。
【发明内容】
[0006] 根据一个方面，提供了一种医学核成像系统。所述系统包括多个像素，所述多个像 素探测辐射事件并响应于探测到的辐射事件而生成能量谱，并且估计探测到的辐射事件的 能量。所述系统还包括存储多个能量窗的存储器，所述能量窗与所述像素相对应。甚至，所 述系统包括事件验证模块，所述事件验证模块利用与探测像素相对应的所述能量窗来对所 述辐射事件进行窗处理。而且，所述系统包括重建处理器，所述重建处理器将经窗处理的辐 射事件重建为图像表示。
[0007] 根据另一方面，一种医学核成像方法包括:通过多个像素来探测辐射事件、估计探 测到的辐射事件的能量并且接收多个能量窗。所述像素与所述能量窗相对应。所述方法还 包括利用与探测像素相对应的所述能量窗来对所述辐射事件进行窗处理，并且将经窗处理 的辐射事件重建为图像表示。
[0008] 根据另一方面，提供了一种用于校准核成像系统的医学系统。所述医学系统包括 至少一个处理器，所述至少一个处理器被编程为接收针对所述成像系统的伽马射线探测器 的多个能量谱。所述能量谱与所述探测器的不同像素相对应。所述至少一个处理器还被编 程为将所述能量谱与高斯曲线拟合、将趋势线拟合到所述能量谱的所述高斯曲线的两侧并 且根据所拟合的趋势线来确定低水平鉴别算子(LLD)和高水平鉴别算子(ULD)。所述LLD和 所述ULD限定针对所述像素的个体能量窗。
[0009] 一个优势在于正电子发射断层摄影(PET)成像中的经改进的散射拒绝。
[0010] 另一优势存在于PET成像中的经改进的图像质量。
[0011] 本领域技术人员在阅读和理解了以下详细说明之后，将意识到本发明的进一步的 优势。
【附图说明】
[0012] 本发明可以采取各种部件和各部件的布置以及各种步骤和各步骤的安排的形式。 附图仅出于图示优选的实施例的目的并且不得被解释为对本发明的限制。
[0013] 图1图示了针对正电子发射断层摄影(PET)系统的散射分数对能量分辨率的图形。 [0014]图2图示了像素的能量谱和能量窗。
[0015] 图3图示了使用针对每个像素的散射拒绝的能量窗的PET成像系统。
[0016] 图4图示了 PET探测器的闪烁元件中的散射事件。
[0017]图5图示了具有铈掺杂正硅酸镥钇(LYS0)闪烁体的硅光电倍增器(SiPM)的典型能 量谱、针对能量谱的经修改的高斯拟合以及拟合到经修改的高斯拟合的趋势线。
[0018] 图6图示了对针对两个不同的能量谱的能量窗的确定和得到的能量窗。
[0019] 图7图示了使用个体化能量窗的PET成像系统的能量谱和已知的PET成像系统的能 量谱两者。
[0020] 图8图示了用于使用针对散射拒绝的个体化能量窗来生成感兴趣区域(R0I)的图 像表示的方法。
[0021] 图9图示了用于确定针对散射拒绝的个体化能量窗的方法。
【具体实施方式】
[0022]在三维(3D)正电子发射断层摄影(PET)成像中，噪声的大部分来自散射事件。在图 像重建之前适当地拒绝这些散射事件能够改进PET图像质量。本申请描述了测量PET系统的 个体像素的系统能量响应并接着在能量校准期间确定针对每个像素的最优能量窗的方法。 当对患者进行成像时，这些最优能量窗被用于选择真实事件。这增加了信噪比并且提高了 图像对比度。
[0023]参考图3,诸如图示的3D PET成像系统的核成像系统10包括核扫描器12,具体为 PET扫描器，其生成原始成像数据。扫描器12包括典型地由闪烁体晶体和硅光电倍增器 (SiPM)形成的、被布置在扫描器12的膛周围的探测器14。所述膛限定用于接收感兴趣区域 (ROI)(例如待成像的对象的大脑、躯干等）的检查区域16。探测器14典型地被以一个或多个 静止环来布置，其延伸检查区域16的长度。然而，还预期可旋转的头。电机和驱动等提供对 象支撑体18在检查区域16中的纵向移动和竖直调节。
[0024]探测器14探测来自检查区域16的伽马光子。参考图4,在图示的实施例中，探测器 14中的每个包括被以网格22布置的一个或多个闪烁体20。另外，探测器14中的每个包括一 个或多个光传感器24，每个光传感器光学親合到对应的闪烁体并被以与闪烁体20的网格22 类似大小的网格26布置。在闪烁体20与传感器24之间通常存在一一对应(如图示的），但是 还预期其他对应。闪烁体20接收来自检查区域16的伽马光子。当伽马光子将能量沉积在闪 烁体20中时，闪烁体闪烁并且向传感