專利名稱：正電子放射斷層攝影成像系統(tǒng)、方法以及核醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及正電子放射斷層攝影(PET)成像系統(tǒng)、方法以及核醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
正電子放射斷層攝影(PET =Positron Emission Tomography)成像在醫(yī)用成像領(lǐng)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(guò)注射注入到患者體內(nèi)，但也可以使患者吸入或攝取。當(dāng)給與放射性藥品且經(jīng)過(guò)一段時(shí)間后， 該藥品根據(jù)該藥品的物理性質(zhì)以及生物分子性質(zhì)而集積于人體內(nèi)的特定部位。藥品的實(shí)際的空間分布、蓄積點(diǎn)或蓄積區(qū)域的強(qiáng)度、以及從給予到捕獲乃至最終排出的過(guò)程(process) 的動(dòng)態(tài)都是在臨床上可能具有重要意義的要素。通過(guò)該過(guò)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(zhì)而放射正電子(陽(yáng)電子)在放射出的正電子與電子碰撞時(shí)發(fā)生湮滅事件(annihilation event)，其結(jié)果， 正電子以及電子衰變。大多情況下，根據(jù)湮滅事件，實(shí)質(zhì)上產(chǎn)生兩條180°背離向反方向移動(dòng)的Y射線(51 IkeV) 0通過(guò)檢測(cè)這兩條Y射線，而畫出連結(jié)那些部位的線、即同時(shí)計(jì)數(shù)線(LOR =Line Of Response 響應(yīng)線)，從而可以高概率地找出原湮滅位置。該過(guò)程只是識(shí)別可能產(chǎn)生相互作用的線而已，但如果更多地蓄積這些線，則通過(guò)使用重建斷層的過(guò)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(fā)生兩個(gè)閃爍事件，除了發(fā)生閃爍事件的部位以外，只要還可以利用正確的定時(shí)(數(shù)百微微秒以內(nèi))，則通過(guò)飛行時(shí)間(T0F Time Of Flight)的計(jì)算，就可以附加沿著上述同時(shí)計(jì)數(shù)線的、與湮滅事件發(fā)生的概率高的位置相關(guān)的更多的信息。根據(jù)掃描儀所具有的定時(shí)分辨率的界限，決定沿著該線的位置判定的精度。進(jìn)而，根據(jù)決定原閃爍事件的部位時(shí)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(guò)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(shù)事件，則根據(jù)斷層重建，可以生成與應(yīng)推定的被檢體的圖像相關(guān)的必要信息。通過(guò)相符合的檢測(cè)要素檢測(cè)出的實(shí)質(zhì)上同時(shí)發(fā)生的兩個(gè)事件，形成同時(shí)計(jì)數(shù)線。按照上述事件的幾何學(xué)屬性使該線直方圖(histogram)化，從而可以規(guī)定應(yīng)重建的投影圖、 即正弦圖(sinogram)。事件也可單獨(dú)附加在圖像中。因此，收集數(shù)據(jù)重建圖像的基本要素是作為橫穿系統(tǒng)-被檢體開(kāi)口 (system-patient aperture)的線的L0R。除此之外，也可以取得與事件部位相關(guān)的信息。 第1、進(jìn)行點(diǎn)的重建或配置的系統(tǒng)的能力在有效視野的整個(gè)區(qū)域內(nèi)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(dòng)特征上，典型地使用點(diǎn)擴(kuò)展函數(shù)(PSF :point-spread-function)。為了將其PSF編入重建過(guò)程，正在開(kāi)發(fā)一些工具。第2、在決定沿著LOR的哪個(gè)位置發(fā)生事件的概率較高時(shí)，可以使用飛行時(shí)間、或伴隨一對(duì)檢測(cè)產(chǎn)生的向各檢測(cè)器的Y射線的到達(dá)時(shí)間差。上述檢測(cè)過(guò)程需要對(duì)多數(shù)事件反復(fù)進(jìn)行。為了決定支持成像作業(yè)需要多少計(jì)數(shù) (即事件對(duì))，雖然必須解析各成像事例，但需要蓄積數(shù)億計(jì)數(shù)，是作為全身檢查的“典型長(zhǎng)度IOOcm的FDG (氟脫氧葡萄糖f luoro-deoxyglucose的研究)中的現(xiàn)狀。蓄積這些計(jì)數(shù)所需的時(shí)間由注入量以及掃描儀的靈敏度與掃描儀的計(jì)數(shù)能力決定。PET成像系統(tǒng)為了檢測(cè)從被檢體飛散的Y射線，而使用互相對(duì)置地配置的檢測(cè)器。為了檢測(cè)從各角度飛來(lái)的、射線，典型的是使用配置成環(huán)狀的檢測(cè)器。因此，PET掃描儀為了可以盡可能多地捕獲實(shí)質(zhì)上應(yīng)各向同性的照射，典型的是實(shí)質(zhì)上形成為圓筒形。在使用部分圓環(huán)作為檢測(cè)器來(lái)捕獲漏掉的角度的照射時(shí)也考慮旋轉(zhuǎn)檢測(cè)器的方法。但是，即使實(shí)施這些方法，結(jié)果對(duì)整體掃描儀的靈敏度也是很嚴(yán)格的。在具有一面中所包含的所有 Y射線與檢測(cè)器產(chǎn)生相互作用的機(jī)會(huì)的圓筒中，當(dāng)軸方向尺寸增大時(shí)，呈現(xiàn)對(duì)靈敏度或捕獲照射的能力非常有利的效果。因此，最好的構(gòu)造是能夠檢測(cè)所有Y射線的球體構(gòu)造。當(dāng)然，在對(duì)人體的適用中，球狀構(gòu)造不得不變得極大，因而造價(jià)極其昂貴。因此，在現(xiàn)實(shí)中，檢測(cè)器的軸向長(zhǎng)度可變的圓筒形狀是最新的PET掃描儀的構(gòu)造的基本。一旦知道PET掃描儀的整體形狀，則另一問(wèn)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(zhuǎn)換為光。為了能夠根據(jù)斷層重建的原理重建放射性同位素的時(shí)空分布，需要決定檢測(cè)出的各事件的能量(即產(chǎn)生的光量)、部位以及定時(shí)特征。大多最新的PET掃描儀由數(shù)千個(gè)獨(dú)立晶體構(gòu)成。這些晶體用模塊的形狀來(lái)配置，用于識(shí)別閃爍事件的位置。典型的結(jié)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(jié)晶的長(zhǎng)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(cè)器模塊是掃描儀的主要構(gòu)成部件。PET成像依賴于從高速且高亮度的閃爍晶體產(chǎn)生的Y射線向光的轉(zhuǎn)換?？梢栽跊Q定閃爍器中的相互作用位置且進(jìn)行了獨(dú)立事件的時(shí)間配對(duì)(pairing)后，重現(xiàn)湮滅過(guò)程的部位。進(jìn)行這些行為需要非常高速的部件(檢測(cè)器以及電子儀器)，也需要卓越的信噪比。 如果使用高質(zhì)量的電子儀器，則信噪比主要由參與檢測(cè)過(guò)程的固有的泊松統(tǒng)計(jì)決定。如果檢測(cè)更多的光子就能夠提高信噪比，因此空間分辨率以及定時(shí)分辨率進(jìn)一步提高。檢測(cè)過(guò)程中的重大的光損即使憑借檢測(cè)器的設(shè)計(jì)以及電子儀器的改進(jìn)也無(wú)法補(bǔ)償。捕集到的光整體的比例(相對(duì)于在閃爍器中產(chǎn)生的量)是表示設(shè)計(jì)效率的適合的指標(biāo)。想要使光的捕集量最大化的人不論是誰(shuí)都要在使光傳感器盡可能地接近閃爍晶體的同時(shí)避免反射以及其他邊緣效果。如果進(jìn)行這樣的操作，則所做出的結(jié)果不可避免地形成晶體與傳感器之間的距離較短的檢測(cè)器的大陣列。如上所述，PET成像系統(tǒng)并不是單純的計(jì)數(shù)器，除了檢測(cè)閃爍事件的存在之外，還需要進(jìn)行識(shí)別其檢測(cè)部位。用于能夠識(shí)別各相互作用的部位的最直接的設(shè)計(jì)，在概念上恐怕要使每個(gè)閃爍晶體具有獨(dú)立的光電傳感器以及數(shù)據(jù)收集信道。為了限制共用的光電傳感器的物理尺寸、各數(shù)據(jù)收集信道所需的電力以及這些項(xiàng)目的相關(guān)成本，而以削減光電傳感器數(shù)量以及電子儀器的信道數(shù)量為目的，通常采用一些多路復(fù)用。兩個(gè)最普通的多路復(fù)用方式是光復(fù)用(光分配)、或模擬式電子復(fù)用(電阻性電荷分配網(wǎng))。
為了在空間上以及時(shí)間上適當(dāng)?shù)匕盐账械氖录?，而進(jìn)行了大量的研究。某一系列的追加校正是對(duì)成像系統(tǒng)所具有的若干非理想狀態(tài)進(jìn)行補(bǔ)償。例如，靈敏度校正能夠應(yīng)對(duì)各個(gè)晶體的微小差異，增益校正能夠補(bǔ)償光電倍增管(PMT=Photomultiplier Tube)的若干固有增益差，復(fù)合系統(tǒng)矩陣(complex system matrix)存在可以填補(bǔ)環(huán)狀檢測(cè)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(tài)對(duì)成像系統(tǒng)帶來(lái)的影響若與可產(chǎn)生的患者的運(yùn)動(dòng)的作用相比，均不太重要?；颊叩倪\(yùn)動(dòng)通過(guò)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(shè)計(jì)中固有的。被檢體床板的機(jī)械特性(例如，松懈、變形、彎曲等)只在過(guò)于嚴(yán)重的情況下會(huì)影響圖像質(zhì)量。例如，這些機(jī)械特性可能導(dǎo)致連續(xù)累積的各PET掃描之間、或PET/CT成像系統(tǒng)的CT掃描儀進(jìn)行的掃描與PET掃描儀進(jìn)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(shí)現(xiàn)將變形抑制到最小限度，但在絕大多數(shù)成像系統(tǒng)中還是能產(chǎn)生數(shù)mm(毫米)的位移。由于該位移而造成掃描儀的圖像質(zhì)量偏離最佳質(zhì)量，因此這一情況不能不考慮。因此，針對(duì)變形的影響可采取的一種處理方法是在被檢體床板的設(shè)計(jì)階段補(bǔ)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(gòu)建具有充分剛性的系統(tǒng)，則被檢體床板的成本上升的同時(shí)復(fù)雜性也隨之增加。此外，由于可能無(wú)法將所需的新機(jī)械部件裝入，因此現(xiàn)有的機(jī)械未必適合再次配備再次設(shè)計(jì)的被檢體床板。利用了圖像的測(cè)量以及補(bǔ)償是對(duì)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(tǒng)時(shí)，可以使用圖像本身。但是，在PET成像系統(tǒng)中，空間分辨率遠(yuǎn)遠(yuǎn)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(shí)別被檢體床板的構(gòu)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(chǎn)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(rèn)”更大的晶體(例如長(zhǎng)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(yīng)式來(lái)測(cè)量進(jìn)行成像的PET區(qū)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(tǒng)就無(wú)法識(shí)別被檢體床板。在PET/CT成像系統(tǒng)中，理論上能夠在CT成像空間內(nèi)測(cè)量變形，并在PET成像空間內(nèi)轉(zhuǎn)用其變形。該P(yáng)ET成像空間典型地為20 100cm。在如上所述的轉(zhuǎn)用中，需要諸多變量。例如患者的體重以及臺(tái)面上患者的體重分布，該體重分布大幅變動(dòng)的變量。然而，取得從CT掃描場(chǎng)向PET適當(dāng)?shù)剞D(zhuǎn)用變形值時(shí)所需的測(cè)量結(jié)果，很難與在PET的有效視野(FOV) 內(nèi)測(cè)量變形本身為同程度。圖1為用于說(shuō)明PET成像系統(tǒng)的被檢體床板的彎曲帶來(lái)的影響的例子的圖。圖1 示出了被檢體床板的變形對(duì)PET的矢狀圖像帶來(lái)的影響的例子。為了進(jìn)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(jìn)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(jù)應(yīng)成像的區(qū)域而各式各樣。即，PET成像系統(tǒng)使床板(臺(tái)面)從床上移動(dòng)，然后在作為掃描區(qū)域的“床1”、“床2”以及“床3”上，進(jìn)行例如PET的步進(jìn)掃描(step and shoot scan)。此時(shí)，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(dòng)距離長(zhǎng)，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(dòng)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(duì)應(yīng)的像素與實(shí)際的表示被檢體同一部位的像素不同。專利文獻(xiàn)1 美國(guó)專利第7697738號(hào)說(shuō)明書

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明所要解決的課題在于提供一種能夠補(bǔ)償床板的變形的正電子放射斷層攝影(PET)成像系統(tǒng)、方法以及核醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)。本發(fā)明涉及的正電子放射斷層攝影(PET)成像系統(tǒng)具備測(cè)量子系統(tǒng)、收集子系統(tǒng)、重建子系統(tǒng)。測(cè)量子系統(tǒng)檢測(cè)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(cè)出的變形的變形信息。收集子系統(tǒng)從上述測(cè)量子系統(tǒng)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(gè)同時(shí)發(fā)生事件對(duì)應(yīng)的PET測(cè)量數(shù)據(jù)，并將該接收到的變形信息以及PET測(cè)量數(shù)據(jù)傳遞至重建子系統(tǒng)。重建子系統(tǒng)具有使用上述接收到的變形信息以及PET測(cè)量數(shù)據(jù)重建PET掃描圖像的處理器。根據(jù)上述構(gòu)成的PET成像系統(tǒng)，能夠補(bǔ)償床板的變形。


圖1為用于說(shuō)明PET成像系統(tǒng)的被檢體床板的彎曲帶來(lái)的影響的例子的圖。圖2A為表示本發(fā)明涉及的PET成像系統(tǒng)的一個(gè)例子的圖。圖2B為表示本發(fā)明涉及的PET成像系統(tǒng)的另一例子的圖。圖3A為構(gòu)成本發(fā)明涉及的PET成像系統(tǒng)的主要部分的部件組的框圖。圖;3B為本發(fā)明涉及的PET成像系統(tǒng)中包含的子系統(tǒng)的更詳細(xì)的示意圖。圖4為本發(fā)明涉及的PET成像系統(tǒng)的計(jì)算單元的一個(gè)例子的框5為表示在本發(fā)明中執(zhí)行的PET成像方法的各步驟的流程圖。圖6A為表示補(bǔ)償被檢體床板的變形的方法的一個(gè)例子的流程6B為表示與補(bǔ)償被檢體床板的變形的圖6A的一個(gè)例子不同的方法的一個(gè)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(shí)分多路復(fù)用 (FTDM)光纖分別彎曲時(shí)對(duì)輸出光信號(hào)帶來(lái)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(shí)分多路復(fù)用 (FTDM)光纖分別彎曲時(shí)對(duì)輸出光信號(hào)帶來(lái)的影響的例子的圖O)。附圖符號(hào)說(shuō)明10…PET成像系統(tǒng)；12…構(gòu)造體；14…PET掃描儀；16…CT掃描儀； 18…被檢體床板；20…光纖；50…測(cè)量子系統(tǒng)；52…收集子系統(tǒng)力4…重建子系統(tǒng)
具體實(shí)施例方式以下，參照附圖，詳細(xì)說(shuō)明正電子放射斷層攝影(PET)成像系統(tǒng)的實(shí)施方式。(實(shí)施方式)本實(shí)施方式涉及一種以形成宛如在完全剛直的系統(tǒng)中收集到的那樣的PET圖像為目的，用于補(bǔ)償PET成像系統(tǒng)的被檢體床板的變形的系統(tǒng)以及方法。通過(guò)補(bǔ)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(zhì)的PET掃描圖像。并且，通過(guò)補(bǔ)償變形，能夠容易地使PET掃描圖像與對(duì)應(yīng)的CT圖像對(duì)位，以及形成成為絕對(duì)基準(zhǔn)點(diǎn)而被參照的PET掃描圖像。因此，在以下說(shuō)明的實(shí)施方式中，包含使用能夠按照每位患者來(lái)決定被檢體床板的變形的系統(tǒng)以及該變形信息，來(lái)補(bǔ)償PET圖像的一系列的重建處理中的變形的方法的各說(shuō)明。圖2A為表示本發(fā)明涉及的PET成像系統(tǒng)的一個(gè)例子的圖。圖2A示出了 PET成像系統(tǒng)10的一個(gè)實(shí)施方式。PET成像系統(tǒng)10具備搭載PET掃描儀14以及CT掃描儀16 (任意選擇)的構(gòu)造體12。CT掃描儀16可任意選擇，在PET成像系統(tǒng)10的其他實(shí)施方式中除外。PET成像系統(tǒng)10還具備被檢體床板18、用于檢測(cè)被檢體床板18的變形的光纖20。通過(guò)使用光纖20，由此設(shè)置長(zhǎng)度方向的測(cè)量系統(tǒng)并測(cè)量床板的變形。在一個(gè)實(shí)施方式中，將光纖20固定在被檢體床板18的側(cè)面。在其他實(shí)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(jìn)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(jī)構(gòu)(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(nèi)部的哪個(gè)位置都可以。并且，在檢測(cè)被檢體床板18的變形時(shí)，可以使用一條或多條光纖20?；蛘?，可以代替光纖20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(gè)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(yùn)動(dòng)垂直的平面上進(jìn)行測(cè)量。圖2B示出了一個(gè)例子。在該圖中，配設(shè)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(shè)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(gòu)造體12的外部。并且，在其他實(shí)施方式中，激光器22被配置在被檢體床板18的側(cè)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(guò)將被檢體床板18從床裝置送出從而向下方向(參照?qǐng)D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(wú)變形且水平地移動(dòng)時(shí)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(cè)面的光纖20，但實(shí)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(gòu)成本發(fā)明涉及的PET成像系統(tǒng)10的主要部分的部件組的框圖。PET成像系統(tǒng)10如圖3A所示，具備測(cè)量子系統(tǒng)50、收集子系統(tǒng)52、重建子系統(tǒng)M、被檢體床板18、 PET掃描儀14、CT掃描儀16 (任意選擇)。測(cè)量子系統(tǒng)50檢測(cè)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(cè)出的變形的變形信息。收集子系統(tǒng)52從測(cè)量子系統(tǒng) 50接收變形信息，從PET掃描儀14接收與多個(gè)同時(shí)發(fā)生事件對(duì)應(yīng)的PET測(cè)量數(shù)據(jù)，并將該接收到的變形信息以及PET測(cè)量數(shù)據(jù)傳遞到重建子系統(tǒng)54。重建子系統(tǒng)M具有處理器，該處理器使用接收到的變形信息以及PET測(cè)量數(shù)據(jù)，來(lái)重建PET掃描圖像。圖;3B為本發(fā)明涉及的PET成像系統(tǒng)10中包含的子系統(tǒng)的更詳細(xì)的示意圖。如圖 3B所例示的那樣，收集子系統(tǒng)52從PET掃描儀14、CT掃描儀16 (任意選擇)以及測(cè)量子系統(tǒng)50收集數(shù)據(jù)，并將其數(shù)據(jù)提供給重建子系統(tǒng)M。收集子系統(tǒng)52通過(guò)1個(gè)或多個(gè)有線式和/或無(wú)線式通信方法，進(jìn)行數(shù)據(jù)的收集及提供。測(cè)量子系統(tǒng)50正確且實(shí)時(shí)地檢測(cè)被檢體床板18的變形。在本實(shí)施方式中，由一條或多條光纖20和至少一個(gè)測(cè)量單元332來(lái)形成測(cè)量子系統(tǒng)50，該測(cè)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(gè)特性。上述至少一個(gè)測(cè)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(gè)特性(例如光照射強(qiáng)度)，并將與上述至少一個(gè)特性相關(guān)的變形信息提供給收集子系統(tǒng)52所包含的數(shù)據(jù)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(fù)雜的方式。變形信息由收集子系統(tǒng)52在(相對(duì)于步進(jìn)型床動(dòng)作)分散的時(shí)間內(nèi)或(相對(duì)于連續(xù)型床動(dòng)作)以一定時(shí)間間隔取入。在本實(shí)施方式中，當(dāng)收集子系統(tǒng)52從測(cè)量子系統(tǒng)50 接收變形信息時(shí)，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(kāi)口中的延伸、其他生理學(xué)信號(hào)(例如心電圖)等相關(guān)的各環(huán)境信息中的一個(gè)或它們的組合一起，提供給重建子系統(tǒng)M?；蛘?，上述一個(gè)或組合的信息也可以單獨(dú)地提供給重建子系統(tǒng)M。重建子系統(tǒng)M利用取入的變形信息，來(lái)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(tǒng)52還具備從PET掃描儀14以及CT掃描儀16分別收集數(shù)據(jù)的數(shù)據(jù)收集單元320以及322，但這些數(shù)據(jù)收集單元無(wú)需包含在同一收集子系統(tǒng)內(nèi)。例如，在其他實(shí)施方式中，數(shù)據(jù)收集單元3M可以是其他子系統(tǒng)的一部分，也可以編入測(cè)量子系統(tǒng)50或重建子系統(tǒng)M中。在圖:3B所示的一個(gè)例子中，數(shù)據(jù)收集單元3M從測(cè)量子系統(tǒng) 50接收變形信息。并且，在圖:3B所示的一個(gè)例子中，數(shù)據(jù)收集單元320從PET掃描儀14接收與多個(gè)同時(shí)發(fā)生事件(即，因湮滅事件而大致同時(shí)發(fā)生的閃爍事件)對(duì)應(yīng)的PET測(cè)量數(shù)據(jù)。并且，收集子系統(tǒng)52將接收到的變形信息以及PET測(cè)量數(shù)據(jù)傳遞至重建子系統(tǒng)M。在一個(gè)實(shí)施方式中，為了適應(yīng)現(xiàn)有掃描儀的改造，測(cè)量床板變形的測(cè)量子系統(tǒng)50 只限定于被檢體床板18。實(shí)際攝像開(kāi)口內(nèi)的附加機(jī)構(gòu)安裝更為復(fù)雜，且可能與被檢體18的運(yùn)動(dòng)本身或成像(若被配置在FOV內(nèi)時(shí))發(fā)生干涉。此外，在上述中，將測(cè)量子系統(tǒng)50提供的變形信息作為與至少一個(gè)決定的光照射特性相關(guān)的信息來(lái)論述，但在其他實(shí)施中，是將來(lái)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(tǒng)52。此時(shí)，上述至少一個(gè)測(cè)量單元332從測(cè)量子系統(tǒng)50中被除外。并且在其他實(shí)施方式中，如圖3B所例示的那樣，測(cè)量子系統(tǒng)50具備上述一條或多條光線20、上述至少一個(gè)測(cè)量單元332、根據(jù)上述至少一個(gè)決定的光照射特性來(lái)推定被檢體床板18的實(shí)際變形的整體或一部分的計(jì)算單元330。在一個(gè)實(shí)施方式中，計(jì)算單元330使用變形表334推定實(shí)際的變形。在一個(gè)實(shí)施方式中，該表是在校正過(guò)程期間產(chǎn)生。對(duì)此，將在后面進(jìn)行論述。在上述且其他實(shí)施方式中，測(cè)量子系統(tǒng)50將其推定的變形作為變形信息而提供給收集子系統(tǒng)52。公開(kāi)的實(shí)施方式的測(cè)量子系統(tǒng)50還能夠具備上述其他傳感器中的一個(gè)或它們的組合?；蛘?，也可以使用上述其他傳感器中的一個(gè)或它們的組合來(lái)置換上述一條或多條光纖20。此外，如前面所提及的那樣，測(cè)量子系統(tǒng)50可以通過(guò)有線式和/或無(wú)線式通信方法來(lái)提供變形信息(例如，至少一個(gè)決定的光放射的特性)。此外，在其他實(shí)施方式中，變形信息不經(jīng)由收集子系統(tǒng)52而是直接提供到重建子系統(tǒng)M。實(shí)現(xiàn)測(cè)量子系統(tǒng)50時(shí)所能夠使用的一個(gè)系統(tǒng)，是利用布拉格干涉原理來(lái)檢測(cè)被檢體床板18的變形。在一個(gè)實(shí)施方式中，測(cè)量子系統(tǒng)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(chǎn)生在CT成像或PET成像中可忽視的程度的效果的狀態(tài)下，配置在被檢體床板18本身的上面。在實(shí)施方式的一個(gè)例子中，當(dāng)被檢體床板18發(fā)生變形時(shí)，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(gè)特性的光照射。上述光照射的上述至少一個(gè)特性用于決定被檢體床板18的規(guī)定位置的變形量。例如，被檢體床板18的一個(gè)位置或多個(gè)位置的規(guī)定位置的變形量，通過(guò)監(jiān)視被送入到具有至少一個(gè)布拉格干涉衍射光柵(Bragg interference grating)的光纖內(nèi)的光照射、與反射該光照射并通過(guò)同一光纖返回來(lái)的光照射之間的差來(lái)決定。在其他實(shí)施方式中，被檢體床板18的規(guī)定位置的變形量根據(jù)從雙芯(dual core)的FTDM (前方時(shí)分多路復(fù)用Forward time division multiplexing)光纖的內(nèi)側(cè)和/或外側(cè)芯輸出的光照射強(qiáng)度的變化、從內(nèi)側(cè)的芯以及外側(cè)的芯輸出的光放射的到達(dá)時(shí)間差來(lái)來(lái)決定。例如，雖然使用了布拉格干涉的測(cè)量子系統(tǒng)50從一條或多條光纖20生成與變形成比例的信號(hào)，但認(rèn)為已知的變形(或，例如使用激光器22在其他系統(tǒng)中測(cè)量出的變形) 需要制作布拉格系統(tǒng)與變形之間的對(duì)應(yīng)表(變形表334)的那樣的校正階段。接著，計(jì)算單元330在將變形表334保存于測(cè)量子系統(tǒng)50并報(bào)告給收集子系統(tǒng)52時(shí)，使用變形表334 將上述信號(hào)轉(zhuǎn)換為實(shí)際的變形(變形信息)。變形表可以自動(dòng)生成，也可以手動(dòng)生成，例如可以由廠商預(yù)先設(shè)定。并且，在收集子系統(tǒng)52報(bào)告被檢體床板的高度或長(zhǎng)度方向的位置變化的同時(shí)，需要以將來(lái)自測(cè)量子系統(tǒng)50的變形信息添加于收集到的PET測(cè)量數(shù)據(jù)和/或CT 測(cè)量數(shù)據(jù)的形式，預(yù)先設(shè)計(jì)收集子系統(tǒng)52。這樣，測(cè)量子系統(tǒng)50根據(jù)在被檢體床板18的規(guī)定位置中檢測(cè)出的至少一個(gè)變形量，來(lái)推定被檢體床板18的變形。舉一個(gè)例子，測(cè)量子系統(tǒng)50從包含多個(gè)布拉格反射衍射光柵的一條光纖接收反射光，并根據(jù)從光纖接收到的反射波的波長(zhǎng)，決定被檢體床板18的縱方向(長(zhǎng)度方向)的多個(gè)位置的變形量。或者，在其他的一個(gè)例子中，測(cè)量子系統(tǒng)50從各個(gè)包含一個(gè)布拉格反射衍射光柵的多條光纖接收反射光，并根據(jù)從多條光纖接收到的反射波的波長(zhǎng)，決定被檢體床板18的縱方向(長(zhǎng)度方向)的多個(gè)位置的變形量。在此，為了根據(jù)波長(zhǎng)等反射波的信息來(lái)推定實(shí)際的變形(變形信息)，測(cè)量子系統(tǒng)50從一條或多條光纖接收光，測(cè)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(guān)的至少一個(gè)特性。并且，測(cè)量子系統(tǒng)50生成表(變形表334)，該表規(guī)定從一條或多條光纖分別接收到的光的至少一個(gè)特性與被檢體床板18的不同的變形量之間的對(duì)應(yīng)關(guān)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(jù)布拉格干涉原理，在以不遮擋的方式保留被檢體開(kāi)口整體的狀態(tài)下，是否能夠評(píng)價(jià)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(shí)分多路復(fù)用(FTMD) 光纖分別彎曲時(shí)，對(duì)輸出光信號(hào)帶來(lái)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(shí)，對(duì)具有三個(gè)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(lái)的影響的實(shí)例。例如，在圖7A中，示出了在光纖彎曲時(shí)，輸入光的波長(zhǎng)的反射強(qiáng)度(實(shí)線)與輸出光的波長(zhǎng)的反射強(qiáng)度(虛線)之間的關(guān)系。在圖7A所示的一個(gè)例子中，某彎曲示出了波長(zhǎng) “ λ B”的輸出光相對(duì)于輸入光的反射強(qiáng)度的分布從波長(zhǎng)“ λ B”的輸入光的反射強(qiáng)度分布沒(méi)有發(fā)生變化。并且，在圖7A所示的一個(gè)例子中，某彎曲示出了波長(zhǎng)“λΑ”的輸出光相對(duì)于輸入光的反射強(qiáng)度的分布的峰值比波長(zhǎng)“ λ Α”的輸入光的反射強(qiáng)度分布的峰值增加了“ Δ λ Α”。 并且，在圖7Α所示的一個(gè)例子中，某彎曲示出了波長(zhǎng)“λ/的輸出光相對(duì)于輸入光的反射強(qiáng)度分布的峰值，比波長(zhǎng)“λ/的輸入光的反射強(qiáng)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(shí)產(chǎn)生的輸出光的波長(zhǎng)轉(zhuǎn)換的電壓值的時(shí)間變化曲線的一個(gè)例子。如圖7B的一個(gè)例子所示的那樣，在有彎曲時(shí)以及在沒(méi)有彎曲時(shí)，電壓值的時(shí)間變化曲線發(fā)生變化。圖;3B所例示的那樣，重建子系統(tǒng)M具備電子存儲(chǔ)裝置304、接口 306、顯示器308 以及計(jì)算單元302。電子存儲(chǔ)裝置304保存從PET掃描儀14、CT掃描儀16、測(cè)量子系統(tǒng)50 取入的數(shù)據(jù)或計(jì)算單元302重建的PET掃描圖像中的一個(gè)或它們的組合。對(duì)此，以后將進(jìn)一步考察。并且，在重建子系統(tǒng)M推定被檢體床板18的實(shí)際的變形時(shí)，變形表334被保存于電子存儲(chǔ)裝置304。接口 306用于進(jìn)行計(jì)算單元302的設(shè)定和/或控制，并且/或者對(duì)計(jì)算單元302再給予其他命令。并且，顯示器308被用戶用來(lái)操作PET成像系統(tǒng)10。圖4 為本發(fā)明涉及的PET成像系統(tǒng)的計(jì)算單元302的一個(gè)例子的框圖。計(jì)算單元302具備主存儲(chǔ)裝置440、和/或?qū)Ρ４嬗赗0M450的數(shù)據(jù)及命令進(jìn)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(guó)英特爾公司的 Xeon處理器(注冊(cè)商標(biāo))或美國(guó)AMD公司的Opteron處理器(注冊(cè)商標(biāo))。只要是本領(lǐng)域技術(shù)人員都可以注意到處理器480為Pentium (注冊(cè)商標(biāo))處理器、Core2Duo (注冊(cè)商標(biāo)) 處理器以及類似這些的處理器。因此，與Y射線檢測(cè)方法對(duì)應(yīng)的命令能夠保存于盤410、 CD-R0M420、主存儲(chǔ)裝置、或R0M450中的任意一個(gè)。計(jì)算單元302還可以具備用于進(jìn)行與互聯(lián)網(wǎng)或個(gè)人網(wǎng)絡(luò)的網(wǎng)絡(luò)連接的、美國(guó)英特爾公司的htelEthernet (注冊(cè)商標(biāo))Pro網(wǎng)絡(luò)接口卡等網(wǎng)絡(luò)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(guó)英偉達(dá)公司的NVIDIA G-ForceGTX圖形適配器(注冊(cè)商標(biāo))。計(jì)算單元302還可以具備鍵盤四5、指示器觀5、或麥克風(fēng)、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(qū)動(dòng)器或閃存驅(qū)動(dòng)器以及⑶-R0M420或DVD驅(qū)動(dòng)器。該總線可以為ISA、ESIA、VESA、PCI或同樣的總線，將計(jì)算單元302的所有部件互相連接。計(jì)算單元302的部件組由于其特征已被公知，因此出于簡(jiǎn)潔的目的而省略對(duì)它們的所有特征以及功能的說(shuō)明。當(dāng)然，本發(fā)明也可以使用美國(guó)飛思卡爾公司的FreescaleC0ldFire、I.MX、ARM處理器(注冊(cè)商標(biāo))的在該技術(shù)領(lǐng)域周知的其他處理器以及硬件銷售商及型號(hào)。本例的計(jì)算單元302還可獨(dú)立安裝在FPGA、ASIC、微型控制器、PLD、或光盤等其他計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)上。此外，本例的計(jì)算單元302是PC等計(jì)算裝置的硬件平臺(tái)，處理器480 可以為例如htelPentium(注冊(cè)商標(biāo))Processor或該技術(shù)領(lǐng)域周知的其他任意的處理器。 保存于主存儲(chǔ)裝置440、R0M450、盤410、或⑶-R0M420中的任一個(gè)的計(jì)算機(jī)可讀命令可以作為與處理器480及MicrosoftVISTA (注冊(cè)商標(biāo))、UNIX (注冊(cè)商標(biāo))、Solaris (注冊(cè)商標(biāo))、 LINUX(注冊(cè)商標(biāo))、AppleMAC-0S(注冊(cè)商標(biāo))以及本領(lǐng)域技術(shù)人員周知的其他系統(tǒng)的操作系統(tǒng)一起執(zhí)行的實(shí)用程序、后臺(tái)程序或操作系統(tǒng)的構(gòu)成要素或其組合來(lái)提供。主存儲(chǔ)裝置440和/或R0M450支持注冊(cè)功能以及類似這些的計(jì)算單元302的功能。因此，R0M450雖然是PROM等只讀存儲(chǔ)器，但主存儲(chǔ)裝置440可以為隨機(jī)存取存儲(chǔ)器 (RAM)、FLASH存儲(chǔ)器、EEPROM存儲(chǔ)器或類似這些的存儲(chǔ)裝置。由于主存儲(chǔ)裝置440以及 R0M450已眾所周知，因此出于簡(jiǎn)潔的目的，不進(jìn)行過(guò)多的說(shuō)明。作為計(jì)算單元302的例示的實(shí)施方式進(jìn)行了圖4的說(shuō)明，但圖4的部件組也能夠用于實(shí)現(xiàn)對(duì)被檢體床板18的變形進(jìn)行推定的測(cè)量子系統(tǒng)50的計(jì)算單元330。圖5為表示在本實(shí)施方式中執(zhí)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(bǔ)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(cè)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(cè)量子系統(tǒng)50進(jìn)行檢測(cè)。在步驟520中，由測(cè)量子系統(tǒng)50，根據(jù)檢測(cè)出的變形而生成變形信息 (例如上述光照射、上述至少一個(gè)決定的照射特性、或上述推定變形)，并向收集子系統(tǒng)52 提供變形信息。在一個(gè)實(shí)施方式中，其變形信息與被檢體床板18的規(guī)定位置的至少一個(gè)變形量對(duì)應(yīng)。在步驟530以及步驟540中，收集子系統(tǒng)52接收變形信息以及來(lái)自PET掃描儀 14的PET測(cè)量數(shù)據(jù)。在一個(gè)實(shí)施方式中，收集子系統(tǒng)52將變形信息與向重建子系統(tǒng)M的數(shù)據(jù)流中與例如床(床板)的公稱高度、床板向成像開(kāi)口中的延伸、其他生理學(xué)信號(hào)(例如心電圖)等相關(guān)的環(huán)境信息一起提供。其數(shù)據(jù)流還包括PET測(cè)量數(shù)據(jù)。由于包括環(huán)境信息， 因此重建子系統(tǒng)M能夠使用表現(xiàn)收集PET測(cè)量數(shù)據(jù)的環(huán)境的正確且“當(dāng)時(shí)”的參數(shù)集來(lái)重建PET掃描圖像?；蛘撸部梢杂蓽y(cè)量子系統(tǒng)50將變形信息直接傳遞至重建子系統(tǒng)M。此外，在步驟550中，重建子系統(tǒng)M重建基于接收到的變形信息以及PET測(cè)量數(shù)據(jù)的PET掃描圖像。以下，說(shuō)明用于補(bǔ)償被檢體床板18的變形的方法的實(shí)施方式。由提供被檢體床板控制部監(jiān)視而通知的被檢體床板18的水平方向的運(yùn)動(dòng)、以及被檢體床板18中的與應(yīng)成像的被檢體的區(qū)域?qū)?yīng)的部分的實(shí)際變形量的測(cè)量子系統(tǒng)50，來(lái)決定圖2所示的PET成像系統(tǒng)10的完整的幾何學(xué)形狀。在決定了該關(guān)系后，由重建子系統(tǒng)M的計(jì)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(duì)重建圖像適用直線移動(dòng)以及旋轉(zhuǎn)移動(dòng)的校正要素。或者，在第2方法中，如圖6B所例示的那樣，( 進(jìn)行圖像空間的轉(zhuǎn)換。這兩種方法在技術(shù)上是等價(jià)的，但對(duì)于統(tǒng)計(jì)上的較小的不一致和/或算法上的優(yōu)點(diǎn)，將它們作為單獨(dú)的部分。具體而言，在第1方法中，在有變形的狀態(tài)下重建PET掃描圖像，并對(duì)其重建圖像適用一定的轉(zhuǎn)換。圖6A為表示補(bǔ)償被檢體床板18的變形的方法的一個(gè)例子的流程圖。如圖6A的步驟610例示的那樣，計(jì)算單元302的處理器480按照檢測(cè)出的被檢體床板18的變形生成轉(zhuǎn)換矩陣“T”。其次，在步驟620中，處理器480對(duì)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(zhuǎn)換矩陣，生成校正完的重建PET掃描圖像。是表示與補(bǔ)償被檢體床板18的變形的圖6A的一個(gè)例子不同的方法的一個(gè)例子的流程圖。另一方面，如果使用第2方法時(shí)，則在圖6B的步驟650中，處理器480按照檢測(cè)出的被檢體床板18的變形而生成轉(zhuǎn)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(zhuǎn)換矩陣“T”的轉(zhuǎn)置適用于重建PET掃描圖像時(shí)所使用的重建空間 (或掃描場(chǎng))并生成校正完的重建空間。因此，重建數(shù)據(jù)已進(jìn)入“正確”空間。在步驟670 中，處理器480根據(jù)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(zhuǎn)換中使用的轉(zhuǎn)換矩陣典型的是在三個(gè)軸上都包含直線移動(dòng)以及旋轉(zhuǎn)移動(dòng)?；蛘?，理解為可忽視的位移量或旋轉(zhuǎn)量被設(shè)定為零。以下，使用算式，對(duì)上述方法進(jìn)行詳細(xì)說(shuō)明。PET測(cè)量數(shù)據(jù)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(gè)檢測(cè)器格(bin)的列向量亦即測(cè)量數(shù)據(jù)，“f”是具有N個(gè)體素的同列向量的放射圖像(emission image) 0 “H”是“MXN”的要素的系統(tǒng)矩陣， 是一定放射體素放射出的正電子被特定的檢測(cè)器檢測(cè)出的概率。系統(tǒng)矩陣“H”是表示檢測(cè)概率的矩陣，該檢測(cè)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(cè)出的概率，在PET成像系統(tǒng)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(gè)格的列向量，起因于隨機(jī)的散射光子，考慮從隨機(jī)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(biāo)是使用上述模型找出與測(cè)量數(shù)據(jù)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(duì)應(yīng)。PET圖像重建通常對(duì)在一個(gè)位置靜止的床位置進(jìn)行一次，因此 “f”與步進(jìn)型床動(dòng)作中的一個(gè)床位置或?qū)儆谶B續(xù)型床運(yùn)動(dòng)的特定接口中的任一個(gè)對(duì)應(yīng)。一種方法(第1方法)是在“校正完”的被檢體床板變形空間內(nèi)，為了取得放射圖像“f "”，而通過(guò)以下算式( 將未校正的重建圖像進(jìn)行轉(zhuǎn)換。fcorr = Tf - (2)算式中，“Τ”是NXN的轉(zhuǎn)換矩陣，具備從測(cè)量子系統(tǒng)50 (例如光纖測(cè)量子系統(tǒng)) 得到的仿射轉(zhuǎn)換、和位于體素柵格之間的轉(zhuǎn)換坐標(biāo)的再采樣的雙方。在該方法中，轉(zhuǎn)換與單純且剛性的直線移動(dòng)以及旋轉(zhuǎn)移動(dòng)的矩陣對(duì)應(yīng)。補(bǔ)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(cè)量數(shù)據(jù)形成過(guò)程中將變形模型化。g = HT_1fcorr+b ... (3)算式中，“T-1”是NXN的轉(zhuǎn)換矩陣，將無(wú)變形的圖像空間轉(zhuǎn)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(tǒng)矩陣“H”組合，形成校正完系統(tǒng)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(tǒng)矩陣“ffm”，通過(guò)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(wú)變形的圖像空間之間。該方法對(duì)連續(xù)型床動(dòng)作特別有用。其中，在存在圖像幀的步進(jìn)型收集法的情況下，使用哪種方法，實(shí)質(zhì)上都是等價(jià)的。但是，在連續(xù)型床運(yùn)動(dòng)中，必須在圖像重建前對(duì)到來(lái)的PET測(cè)量數(shù)據(jù)進(jìn)行校正。因?yàn)閷?shí)際的變形不斷變化，因此需要在重建空間內(nèi)繼續(xù)進(jìn)行調(diào)整。圖像重建后進(jìn)行校正則對(duì)連續(xù)型床運(yùn)動(dòng)無(wú)法適用。因?yàn)樵诙鄠€(gè)時(shí)間點(diǎn)上，重建圖像應(yīng)包含不同量的變形。綜上所述，計(jì)算單元302的處理器480根據(jù)檢測(cè)出的變形而生成轉(zhuǎn)換矩陣。并且， 在進(jìn)行第1方法時(shí)，處理器480生成對(duì)有變形而重建的假定的PET掃描圖像適用轉(zhuǎn)換矩陣而生成重建的PET掃描圖像?；蛘撸谶M(jìn)行第2方法時(shí)，處理器480對(duì)用于重建PET掃描圖像的重建空間適用轉(zhuǎn)換矩陣的轉(zhuǎn)置而生成校正完的重建空間，并根據(jù)校正完的重建空間重建PET掃描圖像。另外，在上述實(shí)施方式中說(shuō)明的方法不僅可以適用于PET成像系統(tǒng)，還可以適用于發(fā)生床板變形，如PET圖像那樣，在重建圖像上不映現(xiàn)床板的其他成像系統(tǒng)。具體
13而言，在上述實(shí)施方式中說(shuō)明的方法也可以適用于單光子發(fā)射CT(SPECT =Single Photon Emission computed Tomography)成像系統(tǒng)。即，在上述實(shí)施方式中說(shuō)明的方法可以適用于核醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)。此時(shí)，測(cè)量子系統(tǒng)檢測(cè)被檢體床板的變形，并提供基于該檢測(cè)出的變形的變形信息。并且，收集子系統(tǒng)從測(cè)量子系統(tǒng)接收變形信息，從掃描儀接收多個(gè)放射線測(cè)量數(shù)據(jù)，并將該接收到的變形信息以及放射線測(cè)量數(shù)據(jù)傳遞至重建子系統(tǒng)。重建子系統(tǒng)具有利用接收到的變形信息以及放射線測(cè)量數(shù)據(jù)，重建核醫(yī)學(xué)圖像的處理器。如上所述，根據(jù)本發(fā)明能夠補(bǔ)償床板的變形。針對(duì)本發(fā)明的幾種實(shí)施方式進(jìn)行了說(shuō)明，但這些實(shí)施方式是作為例子而示出的， 并不意圖限定發(fā)明的范圍。這些實(shí)施方式能夠通過(guò)其他各種方式來(lái)實(shí)施，在不脫離發(fā)明的要旨的范圍內(nèi)，能夠進(jìn)行各種省略、置換、變更。這些實(shí)施方式或其變形與包含在發(fā)明范圍或要旨中的一樣，也包含在與權(quán)利要求書所記載的發(fā)明均等的范圍內(nèi)。
權(quán)利要求
1.一種正電子放射斷層攝影成像系統(tǒng)，其特征在于，包括測(cè)量子系統(tǒng)，其檢測(cè)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(cè)出的變形的變形信息；收集子系統(tǒng)，其從上述測(cè)量子系統(tǒng)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(gè)同時(shí)發(fā)生事件對(duì)應(yīng)的正電子放射斷層攝影測(cè)量數(shù)據(jù)，并將該接收到的變形信息以及正電子放射斷層攝影測(cè)量數(shù)據(jù)傳遞至重建子系統(tǒng)，上述重建子系統(tǒng)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(cè)量數(shù)據(jù)，來(lái)重建正電子放射斷層攝影掃描圖像。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的正電子放射斷層攝影成像系統(tǒng)，其特征在于上述測(cè)量子系統(tǒng)基于在上述被檢體床板的規(guī)定位置檢測(cè)出的至少一個(gè)變形量，來(lái)推定上述被檢體床板的上述變形。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的正電子放射斷層攝影成像系統(tǒng)，其特征在于上述測(cè)量子系統(tǒng)從包含多個(gè)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(zhǎng)，決定上述被檢體床板的縱方向的多個(gè)位置的變形量。
4.根據(jù)權(quán)利要求2所述的正電子放射斷層攝影成像系統(tǒng)，其特征在于上述測(cè)量子系統(tǒng)從分別包含一個(gè)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(zhǎng)，決定上述被檢體床板的縱方向的多個(gè)位置的變形量。
5.根據(jù)權(quán)利要求2所述的正電子放射斷層攝影成像系統(tǒng)，其特征在于上述測(cè)量子系統(tǒng)從一條光纖或多條光纖接收光，并測(cè)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(guān)的至少一個(gè)特性，生成規(guī)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(gè)特性與上述被檢體床板的上述不同的變形量之間的對(duì)應(yīng)關(guān)系的表。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的正電子放射斷層攝影成像系統(tǒng)，其特征在于上述處理器根據(jù)上述檢測(cè)出的變形生成轉(zhuǎn)換矩陣。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的正電子放射斷層攝影成像系統(tǒng)，其特征在于上述處理器對(duì)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(zhuǎn)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(jù)權(quán)利要求6所述的正電子放射斷層攝影成像系統(tǒng)，其特征在于上述處理器對(duì)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(zhuǎn)換矩陣的轉(zhuǎn)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(lái)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(tǒng)進(jìn)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(cè)步驟，測(cè)量子系統(tǒng)檢測(cè)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(cè)量子系統(tǒng)基于由上述檢測(cè)步驟檢測(cè)出的變形來(lái)提供變形信息；接收步驟，收集子系統(tǒng)從上述測(cè)量子系統(tǒng)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(gè)同時(shí)發(fā)生事件對(duì)應(yīng)的正電子放射斷層攝影測(cè)量數(shù)據(jù)；重建步驟，重建子系統(tǒng)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(cè)量數(shù)據(jù)，來(lái)重建正電子放射斷層攝影掃描圖像。
10.根據(jù)權(quán)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(cè)步驟基于在上述被檢體床板的規(guī)定位置檢測(cè)出的至少一個(gè)變形量，來(lái)推定上述被檢體床板的上述變形。
11.根據(jù)權(quán)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(cè)步驟從包含1個(gè)或多個(gè)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(zhǎng)，決定上述被檢體床板的縱方向的多個(gè)位置的變形量。
12.根據(jù)權(quán)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(cè)步驟分別從包含1個(gè)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(zhǎng)，決定上述被檢體床板的縱方向的多個(gè)位置的變形量。
13.根據(jù)權(quán)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(cè)量子系統(tǒng)從一條光纖或多條光纖接收光，測(cè)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(guān)的至少一個(gè)特性，生成規(guī)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(gè)特性與上述被檢體床板的上述不同的變形量之間的對(duì)應(yīng)關(guān)系的表。
14.根據(jù)權(quán)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(jù)上述檢測(cè)出的變形生成轉(zhuǎn)換矩陣。
15.根據(jù)權(quán)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(duì)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(zhuǎn)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(jù)權(quán)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(duì)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(zhuǎn)換矩陣的轉(zhuǎn)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(lái)重建上述正電子放射斷層攝影掃描圖像。
17.—種核醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)，其特征在于，包括測(cè)量子系統(tǒng)，其檢測(cè)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(cè)出的變形的變形信息；收集子系統(tǒng)，其從上述測(cè)量子系統(tǒng)接收上述變形信息，從掃描儀接收多個(gè)放射線測(cè)量數(shù)據(jù)，并將該接收到的變形信息以及放射線測(cè)量數(shù)據(jù)傳遞至重建子系統(tǒng)，上述重建子系統(tǒng)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(cè)量數(shù)據(jù)，來(lái)重建核醫(yī)學(xué)圖像。
全文摘要
本發(fā)明涉及正電子放射斷層攝影成像系統(tǒng)、方法以及核醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)。實(shí)施方式的PET成像系統(tǒng)(10)具備測(cè)量子系統(tǒng)(50)、收集子系統(tǒng)(52)、重建子系統(tǒng)(54)。測(cè)量子系統(tǒng)(50)檢測(cè)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(cè)出的變形的變形信息。收集子系統(tǒng)(52)從測(cè)量子系統(tǒng)(50)接收變形信息，從PET掃描儀(14)接收與多個(gè)同時(shí)發(fā)生事件對(duì)應(yīng)的PET測(cè)量數(shù)據(jù)，并將該接收到的變形信息以及PET測(cè)量數(shù)據(jù)傳遞至重建子系統(tǒng)(54)。重建子系統(tǒng)(54)具有處理器，該處理器使用接收到的變形信息以及PET測(cè)量數(shù)據(jù)，重建PET掃描圖像。
文檔編號(hào)A61B6/03GK102551777SQ20111032412
公開(kāi)日2012年7月11日 申請(qǐng)日期2011年10月17日 優(yōu)先權(quán)日2010年10月19日
發(fā)明者丹尼爾·加格農(nóng), 王文莉 申請(qǐng)人:東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會(huì)社, 株式會(huì)社東芝