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专利名称：具有单个信号分辨率的辐射成像方法
技术领域：
本发明总体上涉及成像方法和装置，特别地但决不专门涉及医学成像技术(例如 单光子发射计算机断层摄影术(SPECT)、正电子发射断层摄影术(PET)和伽马照相机成像) 中的应用。
背景技术：
分子成像是针对人体生物功能的功能成像的强大并敏感的技术的前沿。特别地， 单光子发射计算机断层摄影术(SPECT)、正电子发射断层摄影术(PET)是用于癌症的检测 和分类(staging)的两种最有效技术。在这些技术中，用辐射发射放射性药物化合物标记的包括例如单糖之类的化合物 的示踪物被注入到病人体内。辐射会引起被检测并记录为示踪物的伽马射线行进通过身体 并在检查所指定的器官中收集。癌症细胞以比正常细胞更高的速率代谢糖，并且放射性药 物以更高的浓度向癌症区域移动。伽马射线检测器被用来检查从病人体内发出的辐射。当所发射的各向同性正电子 减慢速度，与组织中的电子相互作用并被湮没时，产生这种辐射。电子和正电子的湮没产生 以相对方向(即基本上分开180的方向)发射的两个511keV伽马射线。使用相对的检测器来检测符合的(in coincidence)伽马射线光子。当检测并识别到符合的适当能量的两个伽马射线时，使用计算断层摄影术算法来 将这些有效事件中的每个重新集合成图像。为了有效地检测符合事件，然而，相对的511keV 伽马射线必须(1)在窄时间窗口 At内在相对的检测器中被检测到；以及(2)必须具有适 当能量，即511keV士 ΔΕ，其中Δ E通常是10%或者 50keV。如果Δ t和/或Δ E增加，则 检测到更多个假的符合，但是如果因为At或Δ E过分地小而使得计数率太�。�则非常拖延 的测量时间(或示踪物剂量)变得很有必要。在PET机器中使用的伽马检测器具有对入射辐射事件的有限响应时间。因为来自 病人的辐射发射的随机性，所以多于一个的辐射事件可以在检测器的有限响应时间内到达 检测器。这一现象被称为脉冲堆积；当它出现时，不可能精确地确定事件的到达时间也不能 精确地确定辐射事件的能量，因为一个事件因下一事件的到达而被损坏。因此，当出现脉冲 堆积时，不可能有效地将任何事件分成符合事件，并且必须丢弃这些数据。如果计数率因为 脉冲堆积而太低，则非常拖延的测量时间或示踪物剂量也会变得有必要。此外，因为PET机器的检测器单元的设计，脉冲堆积事件可以导致检测器晶体内
5检测位置的错误分配。可以基于PMT的四个阳极的输出使用位置灵敏光电倍增管(PMT)和 “Anger”逻辑来确定辐射/检测器相互作用的具体位置。当出现堆积事件时，晶体阵列内的 辐射事件的权重是不正确的，所以在一个晶体块中出现的相互作用可能被错误地分配给检 测器块中的相邻晶体。

发明内容
因此，根据本发明的第一方面，提供一种成像方法，包括收集来自位于提供有放射性示踪物的对象附近的辐射检测器的检测器输出数据； 以及通过(i)确定所述数据中存在的信号的信号形式(或脉冲响应)，(ii)进行所述 信号的一个或多个参数的参数估计，其中所述一个或多个参数至少包括信号时间位置，以 及(iii)至少根据所述信号形式和所述参数估计确定所述信号中的每个信号的能量，来分 解检测器输出数据中的单个信号；从而降低或增加可接受的对象到检测器的距离，改进空间分辨率，降低示踪物剂 量或浓度，降低对象辐射暴露和/或降低扫描时间。例如，在SPECT中，根据配位体(使用Tc99m的)典型示踪物剂量从400MBq到 1200MBq不等；TI201剂量通常一直到4MCi (即大约150MBq到160MBq)；(诊断的)1-131剂 量处于20MBq到40MBq的量级(即大约IMCi到2MCi)。SPECT和平面成像一般使用相同的 剂量。限制剂量和/或图像时间的是对对象的辐射暴露。因此，通常认为图像质量差。6到 10分钟的平面成像捕获时间是普遍的；SPECT时间(假设病人是舒服的)从10分钟到30 分钟不等。整个身体平面扫描是相似的。用于降低捕获时间(或改进计数总数)的典型方 法是通过在伽马射线检测器(或“照相机”)中使用多个“磁头(head)”，但是市场上仅存在 少数三磁头伽马照相机；大多数是双磁头的且一些是单磁头的。因此，根据本发明，应该从任何特定(典型)测量仪器中可提取更大量的可用数 据，从而在不增加对象辐射暴露或者不需要附加伽马射线检测器的情况下改进分辨率或图 像质量。可替换地，可以在不损失分辨率或图像质量的情况下降低对象辐射暴露。到目前 为止，各项测试表明在一些应用中期望在扫描时间或剂量上获得5%到30%的降低，并且 在许多应用中在扫描时间或剂量上降低15%到30%的范围不是不可实现的。在某些情况 下，应该可以实现扫描时间或剂量降低20%到30%的范围(并且在其他情况下更多)。分解单个信号可以包括获得所述检测器输出数据以作为数字时间序列的形式的数字化检测器输出数据； 以及基于数字时间序列形成数学模型，并且作为至少信号形式、信号的时间位置和信 号的幅度的函数；其中确定所述信号中的每个信号的能量包括基于所述数学模型确定所述信号的 幅度，所述幅度指示辐射事件。该方法可以包括根据例如处于符合模式的另一辐射检测器的输出来选通检测器 输出数据。该方法可以包括医学成像方法，例如断层摄影术。在一个这样的实施例中，该方法包括形成PET断层摄影术。使用所述单个信号的分解使每个图像或投影的扫描时间降低25%或更多。在某一 实施例中，使用所述单个信号的分解使每个图像或投影的扫描时间降低35%或更多。在PET中，通常使用F18FDG的5mCi到8mCi，或更多。扫描时间是可变的，并且取 决于检测器、托台几何形状、Z轴的长度和入射剂量。较好的扫描时间(在对象的任何单个 位置处)目前是2到3分钟(或稍稍变少)。典型的PET检测器环Z深度是25cm，其中例 如从一个位置到下一位置重叠5cm。因此，整个身体(头骨的基部到盆骨的底部)扫描通常 包括6或7个位置。整个发射阶段时间从针对较低剂量的旧式BGO 2-D扫描仪的30到40 分钟降到针对较高剂量的新式3-D LSO扫描仪的10分钟。透射阶段是相当的。实际上，设 置并计划扫描要比完成获取花费更长的时间；例如，正在进行的辐射获取仅是胸腔的一次 屏气，以及针对腹部和盆骨的一次辐射获取。因此，利用PET，再次期望本发明将允许从任何特定(典型)测量仪器可提取更大 量的可用数据，从而在不增加对象辐射暴露或者不需要附加伽马射线检测器的情况下改进 分辨率或图像质量，在不损失分辨率或图像质量的情况下降低暴露，或者降低扫描时间或剂量。在其他实施例中，该方法是X射线透射成像方法或CT成像方法。在一个实施例中，(如上所述)使用单个信号的分解使每个投影的扫描时间降低 至少35%，并且在另一实施例中，降低多于35%。因此，该方法努力表征仅可能多的数据，但是将认识到可能不能充分地表征某些 数据(其因此被称为“损坏数据”)，在下文中将对其进行描述。将理解的是术语“信号”在 该上下文中可与“脉冲”相互交换，因为其是指对应于单个检测事件的输出，而不是包括单 个信号的和的整个输出信号。还将认识到可以以各种方式测量或表示信号的时间位置(或 时序)，例如根据信号的最大值的时间(或时间轴上的位置)或信号的前沿。典型地，这被 描述为到达时间(“到达的时间”)或检测时间。还将理解的是，术语“检测器数据”指已经源自检测器的数据，不管随后是由检测 器内部还是检测器外部的相关或其它电子设备进行处理。该方法可包括根据参数估计构造数据的模型，以及基于检测器输出数据和模型之 间的比较来确定参数估计的精确度。可以通过校准过程来确定信号形式(或脉冲响应)，所述校准过程包括测量对一 个或多个单个事件检测的检测器的时域响应，以从该数据得到信号形式或脉冲响应。然后 可以通过将该数据用合适的函数(例如多项式、指数或样条函数)进行内插(或者拟合该 数据)，来获得该信号形式的函数形式。然后可以从该检测器信号形式构造滤波器(例如 逆滤波器)。可以通过以滤波器对来自检测器的输出数据的卷积来进行信号参数的初始估 计。特别感兴趣的信号参数包括信号的数目和每个信号的时间位置(或到达的时间)。然后可以进一步改善感兴趣的特定信号参数。首先，利用峰值检测和阈值的应用 来改善对信号的数目和到达时间的估计。其次，对信号的数目和它们的到达时间加上检测 器脉冲响应(以及由此得到的信号形式)的了解使得有可能求解信号的能量参数。通过比较(根据信号参数和对检测器脉冲响应的了解而构造的)检测器数据流的 模型(实际上，一种估计)与实际检测器输出，可以确定或“验证”参数估计的精确度。如果该验证过程确定一些参数不够精确，则丢弃这些参数。在使用该方法的光谱分析中，认为 足够精确的能量参数可以被表示为直方图。该方法可以包括根据信号形式(即，用于生成信号的检测器的脉冲响应)进行信 号参数的估计。该方法可以包括通过校准过程确定信号形式，所述校准过程包括测量检测 器对一个或多个信号检测的响应，以得到信号形式的基于数据的模型。特别地，该方法可以 包括通过将数据与函数内插获得模型的函数形式，以生成期望的信号形式。函数可以是多 项式、指数或样条函数。该方法可以包括基于由辐射检测器产生的单个信号的预定形式设计滤波器。例 如，滤波器可以是匹配滤波器或逆滤波器形式。在一个实施例中，该方法包括使用检测器输出的卷积与滤波器，以便进行信号参 数的初始估计。该方法可以包括改善信号参数的估计。该方法可以包括用峰值检测过程改 善信号数目的估计。该方法可以包括通过应用峰值检测过程来进行或改善信号时间位置的 估计。该方法可以包括通过由矩阵反演或由迭代技术来求解线性等式系统，改善信号能量 的估计。在本发明的实施例中，该方法包括使用信号参数结合检测器脉冲响应来创建检测 器输出的模型。该方法可以包括，例如，例如通过使用数据和模型之间差的最小平方或一些 其它测量将实际的检测器输出数据与检测器输出的模型进行比较，来执行误差检测。该方法可以包括丢弃被认为是没有被足够精确估计的参数。在一个实施例中，该方法包括以直方图给出所有足够精确的能量参数。数据可以包括不同形式的信号。在这种情况下，该方法可以包括在可能的情况下 确定每个信号的信号形式。在一个实施例中，该方法包括逐渐地从数据减去可接受地符合多个信号形式的连 续信号形式的那些信号，并且拒绝没有可接受地符合任何多个信号形式的那些信号。在一个实施例中，该方法的特征在于，对于50kHz的输入计数率的大于90%的数
据吞吐量。在一个实施例中，该方法的特征在于，对于25kHz和250kHz之间的输入计数率的
大于90%的数据吞吐量。在一个实施例中，该方法的特征在于，对于25kHz的输入计数率的大于95%的数
据吞吐量。在一个实施例中，该方法的特征在于，对于25kHz和IOOkHz之间的输入计数率的 大于95%的数据吞吐量。在一个实施例中，该方法的特征在于，对于250kHz的输入计数率的大于80%的数
据吞吐量。在一个实施例中，该方法的特征在于，对于250kHz和2500kHz之间的输入计数率
的大于50%的数据吞吐量。在一个实施例中，该方法包括使用SPECT照相机并且每个投影或图像的扫描时间 不多于15s。在一个实施例中，该方法包括使用SPECT照相机并且每个投影或图像的扫描时间 不多于13s。
根据成像方法可以有利地提供相当的性能。在第二方面中，本发明提供一种成像装置，包括位于提供有放射性示踪物的对象附近的辐射检测器，用于检测由所述示踪物发射 的辐射，并且用于响应于辐射而输出检测器数据；以及处理器，用于以数字化形式接收检测器数据，并且被编程为确定数据中存在的每 个信号的信号形式，进行信号的一个或多个参数的参数估计，并且至少根据信号形式和参 数估计确定每个信号的能量，其中所述一个或多个参数至少包括信号时间位置；从而降低或增加可接受的对象到检测器的距离，改进空间分辨率，降低示踪物剂 量或浓度，降低对象辐射暴露和/或降低扫描时间。所述处理器可以被编程为以数字时间序列的形式获得所述检测器输出数据，并且 基于数字时间序列形成数学模型，并且作为至少信号形式、所述信号的时间位置和所述信 号的幅度的函数，其中确定所述信号的每个信号的能量包括基于所述数学模型确定所述信 号的幅度，所述幅度指示辐射事件。该装置包括多个相当的辐射检测器，其中所述装置可被配置成根据例如处于符合 模式中的任何一个或多个其他检测器的检测器数据来选通任何一个或多个检测器的检测 器数据。该装置可以是医学成像装置，例如断层摄影装置。在一个这样的实施例中，该装置 包括PET装置。在一个实施例中，该装置的特征在于，对于50kHz的输入计数率的大于90%的数
据吞吐量。在一个实施例中，该装置的特征在于，对于25kHz和250kHz之间的输入计数率的 大于90%的数据吞吐量。在一个实施例中，该装置的特征在于，对于25kHz的输入计数率的大于95%的数
据吞吐量。在一个实施例中，该装置的特征在于，对于25kHz和IOOkHz之间的输入计数率的 大于95%的数据吞吐量。在一个实施例中，该装置的特征在于，对于250kHz的输入计数率的大于80%的数
据吞吐量。在一个实施例中，该装置的特征在于，对于250kHz和2500kHz之间的输入计数率
的大于50%的数据吞吐量。根据本发明的第三方面，提供一种成像方法，包括收集来自位于提供有放射性示踪物的对象附近的辐射检测器的检测器输出数据； 以及通过(i)获得或表示检测器输出数据以作为数字序列(例如数字时间序列或数字 化光谱)，( )获得或确定数据中存在的信号的信号形式(或等同地脉冲响应)，(iii)通 过根据数学变换来变换信号形式，形成变换的信号形式，(iv)通过根据数学变换来变换数 字序列，形成变换的序列，所述变换的序列包括变换的信号，(ν)估计至少变换的序列和变 换的信号形式的函数(并且可选地变换信号的至少一个参数的函数)，从而提供函数输出， (vi)根据模型对函数输出进行建模(例如通过将该函数输出建模成多个正弦曲线)，(vii)基于该模型确定该函数输出的至少一个参数，以及(Viii)根据该函数输出的至少一个确 定的参数确定信号的参数，来分解检测器输出数据中的单个信号；从而降低或增加可接受的对象到检测器的距离，改进空间分辨率，降低示踪物剂 量或浓度，降低对象辐射暴露和/或降低扫描时间。信号形式通�？梢员豢醋鞅碚鞅挥糜诨蛘�用于收集数据的辐射(或其他检测输 入端)和检测器之间的相互作用。这可以被确定或者可以根据之前从(例如)数据库获得 的测量、校准等等知道。在一些实施例中，根据数学变换来变换数字序列包括形成数字序列的模型并且根 据数学变换来变换所述数字序列的模型。在某些实施例中，该方法包括确定变换信号的多个参数，例如频率和幅度。在某些特定实施例中，变换是傅立叶变换，例如快速傅立叶变换或离散傅立叶变 换，或小波变换。确实，在某些实施例，可以稍稍不同地将变换分别应用于信号形式和数字 序列。例如，在一个实施例中，数学变换是傅立叶变换，但是利用离散傅立叶变换来变换信 号形式，并且利用快速傅立叶变换来变换数字序列。在一个实施例中，变换是傅立叶变换，并且函数可以被表示为Y(k) = X(k)/H(k)其中X(k)是经过变换的序列，并且H(k)是经过变换的信号形式。因此，该方面的方法努力确定信号的参数以及因此尽可能多的数据的参数，但是 将会认识到可能不能对某些数据(其因此被称为“损坏数据”)这样做，在下文中将对其进 行描述。将理解的是术语“信号”在该上下文中可与“脉冲”相互交换，因为其是指对应于 单个检测事件的输出，而不是包括单个信号的和的整个输出信号。还将认识到可以以各种 方式测量或表示信号的时间位置(或时序)，例如根据信号的最大值的时间(或时间轴上的 位置)或信号的前沿。典型地，这被描述为到达时间(“到达的时间”)或检测时间。还将理解的是，术语“检测器数据”指已经源自检测器的数据，不管随后是由检测 器内部还是检测器外部的相关或其它电子设备进行处理。可以通过校准过程来确定信号形式(或脉冲响应)，所述校准过程包括测量对一 个或多个单个事件检测的检测器的脉冲响应(例如时域响应或频域响应)，以从该数据得 到信号形式或脉冲响应。然后可以通过将该数据用合适的函数(例如多项式、指数或样条 函数)进行内插(或者拟合该数据)，来获得该信号形式的函数形式。然后可以从该检测器 信号形式构造滤波器(例如逆滤波器)。可以通过以滤波器对来自检测器的输出数据的卷 积来进行信号参数的初始估计。特别感兴趣的信号参数包括信号的数目、每个信号的时间 位置(或到达的时间)和信号的能量。然后可以进一步改善所感兴趣的特定信号参数。通过比较(根据信号参数和对检测器脉冲响应的了解而构造的)检测器数据流的 模型与实际检测器输出，可以确定或“验证”参数估计的精确度。如果该验证过程确定一些 参数不够精确，则丢弃这些参数。在使用该方法的光谱分析中，认为足够精确的能量参数可 以被表示为直方图。检测器输出信号可以包括不同形式的信号。在这种情况下，该方法可以包括在可 能的情况下确定每个信号的信号形式。
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在一个实施例中，该方法包括逐渐地从数据减去可接受地符合多个信号形式的连 续信号形式的那些信号，并且拒绝没有可接受地符合任何多个信号形式的那些信号。在第四方面中，本发明提供一种成像装置，包括位于提供有放射性示踪物的对象附近的辐射检测器，用于检测由所述示踪物发射 的辐射，并且用于响应于辐射而输出检测器数据；以及处理器，用于接收作为数字序列的数据，并且被编程为(i)获得或确定数据中存 在的信号的信号形式(或等同地脉冲响应)，(ii)通过根据数学变换来变换信号形式，形成 变换的信号形式，(iii)通过根据数学变换来变换数字序列，形成变换的序列，所述变换的 序列包括变换的信号，(iv)估计至少变换的序列和变换的信号形式的函数，(并且可选地 变换信号的至少一个参数的函数)，从而提供函数输出，(ν)根据模型对函数输出进行建模 (例如通过将该函数输出建模成多个正弦曲线)，(Vi)基于该模型确定该函数输出的至少 一个参数，以及(Vii)根据该函数输出的至少一个确定的参数确定信号的参数；从而降低或增加可接受的对象到检测器的距离，改进空间分辨率，降低示踪物剂 量或浓度，降低对象辐射暴露和/或降低扫描时间。该装置可以包括适于接收数据、将该数据转换成数字化形式以及将数字化形式的 数据转发到处理器的模拟到数字转换器。这将在检测器输出模拟数据的情况下特别有用。该处理器可以包括现场可编程门阵列(或其阵列)。可替换地，该处理器可以包括 数字信号处理器(或其阵列)。在另一种可替换方式中，该处理器包括现场可编程门阵列 (或其阵列)和数字信号处理器(或其阵列)。在又一个实施例中，该处理器包括ASIC(专 用集成电路)。该装置可以包括模拟前端，其包括模拟到数字转换器。该装置可以包括与处理器进行数据通信的电子计算设备，用于控制该处理器并且 用于显示该处理器的输出。根据本发明的另一方面，提供一种成像方法，包括收集来自位于提供有放射性示踪物的对象附近的辐射检测器的检测器输出数据； 以及通过(i)获得或表示检测器输出数据以作为数字序列，(ii)获得或确定数据中存 在的信号的信号形式(或等同地脉冲响应)，(iii)通过根据数学变换来变换信号形式，形 成变换的信号形式，(iv)通过根据数学变换来变换数字序列，形成变换的序列，所述变换的 序列包括变换的信号，(ν)估计至少变换的序列和变换的信号形式的函数，(并且可选地变 换信号的至少一个参数的函数)，从而提供函数输出，(Vi)根据模型对函数输出进行建模 (例如通过将该函数输出建模成多个正弦曲线)，(Vii)基于该模型确定该函数输出的至少 一个参数，以及(Viii)根据该函数输出的至少一个确定的参数确定信号的参数，来分解检 测器输出数据中的单个信号；从而降低或增加可接受的对象到检测器的距离，改进空间分辨率，降低示踪物剂 量或浓度，降低对象辐射暴露和/或降低扫描时间。应该注意到，在适合并且被本发明的任何其它方面所期望的情况下，可以采用本 发明的每个方面的各种可选特征。


为了可以更清楚地确定本发明，现在将参照附图仅通过示例的方式描述优选实施 例，附图中图1是根据本发明实施例的PET装置的示意图；图2a是图1的装置的检测器�？榈氖疽馔迹煌�2b是图2a的检测器�？榈募觳馄鞯ピ�的示意图；图2c是图2b的检测器单元的部分分解示意图；图2d是图2b的检测器单元的更详细的示意；图3a、图3b和图3c是图示脉冲堆积的曲线图；图4是图示由在图1的装置中体现的信号处理方法使用的辐射检测的数学建模的图；图5是详述由在图1的装置中体现的信号处理方法使用的辐射检测的数学模型的 图；图6是图1的数据捕获�？榈墓δ茉�件的示意图；图7a、图7b和图7c是分别在1000 μ S、100 μ s禾Π 10 μ s的时间范围上从图2的检
测器的输出直接收集的未处理的数字化数据的图示；图8是由用于根据本发明的实施例来分析光谱数据的图1的装置使用的用于脉冲 堆积恢复的信号处理方法的示意性表示；图9是由用于根据本发明的实施例来分析光谱数据的图1的装置使用的用于脉冲 堆积恢复的信号处理方法的示意性流程图；图10a、图IOb和图IOc是处于图9的信号处理方法的不同阶段的结果的图示；图11是用图9的方法处理的处于各种输入计数率的137Cs源的伽马射线光谱的 图示；图12是使用由数字核脉冲发生器产生的模拟数据组准备的、图9的信号处理方法 的计算机模拟的结果的图示；图13是对于在一个计数率范围上伽马射线源的图12的模拟的性能的图示；图14a、图14b、图14c和图14d描绘将图9的信号处理方法应用于76mmX 76mm的 NaI (Tl)伽马射线检测器的输出的结果；图15a、图15b、图15c和图15d描绘将图9的信号处理方法应用于采用HPGe检测 器收集的数据的结果；图16a、图16b、图16c和图16d描绘将图9的信号处理方法应用于氙气比例检测 器的输出的结果；图17是用于SPECT的背景技术的伽马射线照相机的示意性横截面图；图18是图17的伽马射线照相机的示意性正面图；图19a和19b是假定5μ s死时间的作为针对图17的伽马射线照相机而计算的输 入计数率的函数的百分比吞吐量的图示，以及所计算的本发明实施例的用于脉冲堆积恢复 的信号处理方法的性能的图示；图20是假定5μ s死时间的作为针对图17的伽马射线照相机而计算的输入计数 率的函数的吞吐量计数率的图示，以及所计算的本发明实施例的用于脉冲堆积恢复的信号 处理方法的性能的图示；
图21是根据本发明的实施例的计算机断层摄影术(CT)X射线机器的示意性横截 面图；图22a是在图21的CT X射线机器中使用的检测器的示意图；图22b是图22a的检测器的检测器元件的示意图，其描绘9、16和25个像素的阵 列大�。煌�23是由在图21的CT X射线机器中使用的检测器产生的电信号模型的图示；图24是从CT X射线机器的检测器中的单个检测器像素而计算的根据本发明的实 施例的用于脉冲堆积恢复的信号处理方法的输出计数率性能的图示；以及图25是在一个输入计数率范围上计算的根据本发明的实施例的用于脉冲堆积恢 复的信号处理方法的能量分辨率性能的图示。
具体实施例方式图1是根据本发明的实施例的PET装置10的示意图，示出有要被成像的对象12。 该装置10包括检测器环14，其包括多个检测器�？�16 (包括示例性检测器�？�18a、 18b)；用于接收检测器�？�16的输出的数据电缆(包括对应于该检测器�？�18a、18b的示 例性数据电缆20a、20b)。该装置10还包括被配置成从该数据电缆接收数据并且执行下述 数据分析的数据捕获和分析�？�22。应该认识到，该数据捕获和分析�？�22可以包括被配置成如下述那样收集数据 并分析该数据的计算设备或者多个部件(例如用于执行这些功能的数据收集设备和不同 数据分析设备)。在后者的情况下，每个这样的数据收集和数据分析设备可以包括计算设 备。在这两种情况下，数据捕获和分析�？�22包括显示器。在本实施例中，数据捕获和分 析�？�22包括带有显示器24的计算机。数据捕获和分析�？�22包括信号处理单元，其包括两个部分(1)模拟到数字转 换器，其产生对应于检测器单元的模拟输出的数字输出，以及(2)处理单元，其实施根据本 发明的数字信号处理(DSP)例程。图2a是检测器�？�16的示意图，其中在该图中辐射感应面指向下。检测器�？� 16包括八个检测器单元26的组群，在图2b中示意性地示出其示例。检测器单元26包括耦 合到光电倍增管(PMT)组件32的晶体块30 ；PMT组件32具有四个阳极34，可以在所述阳 极34处收集输出信号。图2c是检测器单元26的部分分解示意图，在其中示出晶体块30和PMT 32。晶体 块30具有38X38_的正面36，以及30_的深度；晶体块30包括6X6网格的单个BGO晶 体38。图2d是检测器单元26的更详细的分解图，包括晶体块30和PMT组件32。PMT组 件32包括两个PMT 40。晶体块30的正面36和侧面覆盖有光密封带42，并且正面36另外 被薄塑料密封保护板44遮蔽。如上文所解释的那样，PET装置10被操作为符合检测器。参照图1，当伽马射线 46a被例如检测器�？�18a检测到时，如果同时(在某一预先限定的At内)另一伽马射 线46b被在要成像的对象部分对面的另一检测器�？�(在该示例中是检测器�？�18b)检 测到，则装置10仅将检测作为一件感兴趣的事件而记录。此外，两个伽马射线必须由电子/正电子湮没事件产生，以使得每个都具有511keV士 ΔΕ的能量，其中ΔΕ通常为10%或者 50keV。如果At和Δ E 二者都被最小化，则分辨率被优化并且背景被最小化，但是这样做 会降低计数率。因此，从检测器�？�16的输出端提取同样多的可用数据很重要，并且由此 最小化脉冲堆积。下面描述装置10的数据捕获和分析�？�22为了降低脉冲堆积的影响而 使用的技术。然而，预计可以实现显著降低因脉冲堆积而产生的损坏数据，以使得可以在不 显著损失分辨率或增加背景的情况下降低和ΔΕ中的任一个或这二者(在前面的情况 下本发明提供了改进的时间标记)。此外，预计降低因脉冲堆积而产生的损坏时间可以允 许降低扫描时间或降低放射性示踪物剂量，因为可以从较少输入数据中提取相同的可用数 据。此外，本发明期望允许检测器环14在直径上更小(因为装置10可以在不显著损 失可用数据的情况下适应较高的计数率)或者在直径上更大(因为装置10拒绝因脉冲堆 积而引起的较少事件，所以仍收集足够的事件甚至利用更大的源到检测器的距离)。在本发明技术的不符合应用(例如SPECT)中也期望相当大的益处。当在检测器环14内发射伽马射线并且该伽马射线被入射到一个检测器�？�16上 时，它进入检测器单元26并且其能量从伽马射线转移给晶体38内的电子。一发射紫外光 子，电子就会损失其能量，从而使晶体内的电子升级到激发态。一发射紫外光子，电子就衰 变到较低的能态。前面提到的紫外光子穿过光学窗到ΡΜΤ40的光电阴极，在那里它们被转 换成光电子并且随后在到达PMT 40的阳极34之前被电子倍增器倍增。机载预放大器可以 提供其他倍增级。以这种方式，在检测器�？�16的检测器输出终端处给出其幅度与入射伽 马射线的能量成正比的电信号。还应该认识到，检测器可以另外包括位于PMT组件32的侧 面附近并且向PMT组件32的前面延伸足够远以包围一部分BGO晶体38的镍铁高导磁合金 磁屏蔽。这种闪烁检测器具有高效率，也就是说表现出检测到入射伽马射线的概率高。然 而，它们还表现相对较长的检测器响应时间。该检测器响应时间是通过检测器检测入射伽 马射线并且返回到可以精确检测下一入射伽马射线的状态所需的时间。因此具有长检测器 响应时间的辐射检测器易于脉冲堆积。也就是说，作为代替，理论上由完全离散的脉冲(每 个对应于单个伽马射线的入射)组成的输出表现其中单个脉冲可以重叠的波形，使得它们 难以表征。图3a、3b和3c图示脉冲堆积的效果，并且示出被描绘为能量E与时间t ( 二者都 以任意的单位)的关系曲线的说明性信号或脉冲。图3a图示所谓的“尾端堆积”，其中根据 所使用的脉冲调节类型，一个脉冲51的尾部50可以在所示示例中为后续脉冲52的幅度提 供显著的正偏置或负偏置。尽管当与绝大多数脉冲的总时间间隔相比时，两个脉冲之间的 时间位移Δ t相对较大，但是信号包络或结果得到的波形54在第二脉冲52到达时显著在 零之上。在两个脉冲之间缺少真正的零信号状态损坏脉冲特征，因为第二脉冲的幅度被第 一脉冲的尾部错误地扩大。图3b图示脉冲堆积的另一形式，“峰值堆积”。此时两个脉冲56 和58在时间上间隔紧密地到达，即与绝大多数脉冲的整个时间间隔相比这两个脉冲之间 的时间位移At小。结果得到的输出波形60出现差不多单个脉冲，其某一部分的幅度比任 一个分量脉冲都大。在伽马射线通过检测器的通量达到极端的情况下，在检测器的响应时间内到达的多个事件导致多个堆积事件很普遍。在图3c中图示出这种情况。多个信号或 脉冲(例如在62处示出的那些)以随机时间间隔At达到并且求和以产生结果得到的波 形64，从其中难以提取出分量信号的参数。根据该实施例解决脉冲堆积的方法的一个部分是估计信号或脉冲的某些参数；这 些参数是在检测器数据流中的所有伽马射线的数目、到达时间和能量。根据该实施例，通过 从数学上为数据流中的信号建模来估计这些参数。在该实施例中使用的模型包括如下文所 讨论的关于数据和装置的某些假设。图4是图示辐射检测过程的建模的图。辐射g(t)70入射到由测量过程m(t)表示 的检测器72上，从而从检测器y (t) 74产生输出数据。添加样本过程76产生数字检测器数 据或“时间序列” x[n]78。有可能将关于辐射检测的物理处理的一些知识添加到上述模型。图5图示在图4 中示出的检测过程的更详细的数学模型。检测器的输入g(t)由等式1表征，其中假设输入 g(t)是未知数目(N)个随机幅度(α)和到达时间(τ)的德耳塔函数状的脉冲。在80处 示出这种输入的说明性示例。g(t) = Y^alSit-Ti) /=1,2,3,...,/V.(1)
/ =1假设辐射检测器具有在82处示出的对输入辐射的特定响应，被称为检测器脉冲 响应d(t)(或等效地，数据中信号的信号形式)。检测器脉冲响应(即信号形式)的数字化 版本被表示为d[η]。在86处示出来自检测器的输出，并且由等式2表征，其中检测器输出y(t)是具有 未知能量(α)和未知到达时间(τ)的预定信号形式d(t)的未知数目个信号的和。也考 虑了随机噪声ω (t)84的源。数字检测器数据x[n]88由模拟到数字转换器76产生。y(t) = fjaid(t-Tl) + a(t) / = 1,2,3,...,/V.(2)
i=1因此，由下式给出在88处示出的模拟到数字转换器76的输出端处的数字化信号 X[η](其由数据的时间序列组成)
Nχ[η] = ^ [η -Ai]+ ω[η\(3 )
/=1其中d[n]是信号形式d(t)的离散时间形式，Δ i是对第i个信号的样本的延迟， 并且ω [η]是噪声的离散时间形式。还可以将数字化信号Χ[η]写成矩阵形式χ = Aa +ω ,(4)其中A是MxN矩阵，其元素(entry)由下式给出
ψ-Δ,]Δ, < <min(M,A,+r-l)
Mn, ι) = iτ π , (5 )
、乂 1 0否则.而且，T是样本中d[n]的长度，M是数字化信号χ [η]中样本的总数，α是N个信 号能量的矢量，并且ω是长度M的噪声矢量。矩阵A还可以被描绘为下式
1权利要求
一种成像方法，包括收集来自位于提供有放射性示踪物的对象附近的辐射检测器的检测器输出数据；以及通过(i)确定所述数据中存在的信号的信号形式，(ii)进行所述信号的一个或多个参数的参数估计，其中所述一个或多个参数至少包括信号时间位置，以及(iii)至少根据所述信号形式和所述参数估计确定所述信号中的每个信号的能量，来分解检测器输出数据中的单个信号；从而降低或增加可接受的对象到检测器的距离，改进空间分辨率，降低示踪物剂量或浓度，降低对象辐射暴露和/或降低扫描时间。
2.如权利要求1所述的方法，其中所述单个信号的分解包括获得所述检测器输出数据以作为数字时间序列的形式的数字化检测器输出数据；以及 基于数字时间序列形成数学模型，并且作为至少信号形式、信号的时间位置和信号的 幅度的函数；其中确定所述信号中的每个信号的能量包括基于所述数学模型确定所述信号的幅度， 所述幅度指示辐射事件。
3.如权利要求1所述的方法，包括使扫描时间或示踪物剂量降低5%到30%。
4.如权利要求1所述的方法，包括根据另一辐射检测器的输出来选通检测器输出数据。
5.如权利要求1所述的方法，包括根据处于符合模式的另一辐射检测器的输出来选通 检测器输出数据。
6.如权利要求1所述的方法，包括医学成像方法。
7.如权利要求1所述的方法，包括断层摄影术。
8.如权利要求1所述的方法，包括PET断层摄影术。
9.如权利要求1所述的方法，其中使用所述单个信号的分解使每个图像或投影的扫描 时间降低25%或更多。
10.如权利要求1所述的方法，其中使用所述单个信号的分解使每个图像或投影的扫 描时间降低35%或更多。
11.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述辐射检测器上IOOkHz或更大的感兴趣 的伽马射线的入射通量。
12.如权利要求1所述的方法，其特征在于，对于50kHz的输入计数率的大于90%的数 据吞吐量。
13.如权利要求1所述的方法，其特征在于，对于25kHz和250kHz之间的输入计数率的 大于90%的数据吞吐量。
14.如权利要求1所述的方法，其特征在于，对于25kHz的输入计数率的大于95%的数据吞吐量。
15.如权利要求1所述的方法，其特征在于，对于25kHz和IOOkHz之间的输入计数率的 大于95%的数据吞吐量。
16.如权利要求1所述的方法，其特征在于，对于250kHz的输入计数率的大于80%的数据吞吐量。
17.如权利要求1所述的方法，其特征在于，对于250kHz和2500kHz之间的输入计数率2的大于50%的数据吞吐量。
18.如权利要求1所述的方法，包括使用SPECT照相机和不多于15s的每个投影或图像 的扫描时间。
19.如权利要求1所述的方法，包括使用SPECT照相机和不多于13s的每个投影或图像 的扫描时间。
20.一种成像装置，包括位于提供有放射性示踪物的对象附近的辐射检测器，用于检测由所述示踪物发射的辐 射，并且用于响应于辐射而输出检测器数据；以及处理器，用于以数字化形式接收检测器数据，并且被编程为确定数据中存在的信号中 的每个信号的信号形式，进行信号的一个或多个参数的参数估计，并且至少根据信号形式 和参数估计确定信号中每个信号的能量，其中所述一个或多个参数至少包括信号时间位 置；从而降低或增加可接受的对象到检测器的距离，改进空间分辨率，降低示踪物剂量或 浓度，降低对象辐射暴露和/或降低扫描时间。
21.如权利要求20所述的装置，其中所述处理器被编程为以数字时间序列的形式获得 所述检测器输出数据，并且基于数字时间序列形成数学模型，并且作为至少信号形式、所述 信号的时间位置和所述信号的幅度的函数；其中确定所述信号中的每个信号的能量包括基于所述数学模型确定所述信号的幅度， 所述幅度指示辐射事件。
22.如权利要求20所述的装置，包括多个相当的辐射检测器，其中所述装置被配置成 根据任何一个或多个其他检测器的检测器数据来选通任何一个或多个检测器的检测器数 据。
23.如权利要求20所述的装置，包括多个相当的辐射检测器，其中所述装置被配置成 根据处于符合模式的任何一个或多个其他检测器的检测器数据来选通任何一个或多个检 测器的检测器数据。
24.如权利要求20所述的装置，包括医学成像装置。
25.如权利要求20所述的装置，包括断层摄影装置。
26.如权利要求20所述的装置，包括PET装置。
27.如权利要求20所述的装置，其中使用所述处理器使每个图像或投影的扫描时间降 低25%或更多。
28.如权利要求20所述的装置，其中使用所述处理器使每个图像或投影的扫描时间降 低35%或更多。
29.一种成像方法，包括收集来自位于提供有放射性示踪物的对象附近的辐射检测器的检测器输出数据；以及通过(i)获得或表示检测器输出数据以作为数字序列，( )获得或确定数据中存在的 信号的信号形式，(iii)通过根据数学变换来变换信号形式，形成变换的信号形式，(iv)通 过根据数学变换来变换数字序列，形成变换的序列，所述变换的序列包括变换的信号，(ν) 估计至少变换的序列和变换的信号形式的函数，从而提供函数输出，(vi)根据模型对函数 输出进行建模，(vii)基于该模型确定该函数输出的至少一个参数，以及(viii)根据该函数输出的所述至少一个确定的参数确定信号的参数，来分解检测器输出数据中的单个信 号；从而降低或增加可接受的对象到检测器的距离，改进空间分辨率，降低示踪物剂量或 浓度，降低对象辐射暴露和/或降低扫描时间。
30.一种成像装置，包括位于提供有放射性示踪物的对象附近的辐射检测器，用于检测由所述示踪物发射的辐 射，并且用于响应于辐射而输出检测器数据；以及处理器，用于接收作为数字序列的数据，并且被编程为(i)获得或确定数据中存在的 信号的信号形式，(ii)通过根据数学变换来变换信号形式，形成变换的信号形式，(iii)通 过根据数学变换来变换数字序列，形成变换的序列，所述变换的序列包括变换的信号，(iv) 估计至少变换的序列和变换的信号形式的函数，从而提供函数输出，(ν)根据模型对函数输 出进行建模，(vi)基于该模型确定该函数输出的至少一个参数，以及(vii)根据该函数输 出的所述至少一个确定的参数来确定信号的参数；从而降低或增加可接受的对象到检测器的距离，改进空间分辨率，降低示踪物剂量或 浓度，降低对象辐射暴露和/或降低扫描时间。
31.一种成像方法，包括收集来自位于提供有放射性示踪物的对象附近的辐射检测器的检测器输出数据；以及通过(i)获得或表示检测器输出数据以作为数字序列，( )获得或确定数据中存在的 信号的信号形式，(iii)通过根据数学变换来变换信号形式，形成变换的信号形式，(iv)通 过根据数学变换来变换数字序列，形成变换的序列，所述变换的序列包括变换的信号，(ν) 估计至少变换的序列和变换的信号形式的函数，从而提供函数输出，(vi)根据模型对函数 输出进行建模，(vii)基于该模型确定该函数输出的至少一个参数，以及(viii)根据该函 数输出的所述至少一个确定的参数确定信号的参数，来分解检测器输出数据中的单个信 号；从而降低或增加可接受的对象到检测器的距离，改进空间分辨率，降低示踪物剂量或 浓度，降低对象辐射暴露和/或降低扫描时间。
全文摘要
一种成像方法和装置，该方法包括收集来自位于提供有放射性示踪物的对象附近的辐射检测器的检测器输出数据；以及通过(i)确定所述数据中存在的信号的信号形式，(ii)进行所述信号的一个或多个参数的参数估计，其中所述一个或多个参数至少包括信号时间位置，以及(iii)至少根据所述信号形式和所述参数估计确定所述信号中的每个信号的能量，来分解检测器输出数据中的单个信号。降低或增加可接受的对象到检测器的距离，改进空间分辨率，降低示踪物剂量或浓度，降低对象辐射暴露和/或降低扫描时间。
文档编号G01T1/20GK101983331SQ200980111981
公开日2011年3月2日 申请日期2009年3月31日 优先权日2008年3月31日
发明者C·C·麦克莱恩, P·A·B·斯考拉尔, R·J·伊文斯 申请人:南方创新国际股份有限公司