一种基于ist的次晶体级pet系统时间修正方法
【技术领域】
[OOW] 本发明属于阳T成像技术领域，具体设及一种基于1ST(Iterative S虹inkage-T虹esholding，迭代收缩阔值）的次晶体级阳T系统时间修正方法。
【背景技术】
[0002] 阳T全称为化sitronemissiontomogra地y，也就是通常所说的正电子发射断层 成像，是一种基于核物理学和分子生物学的医学影像技术，它能够从分子层面上观察细胞 的新陈代谢活动，为早期疾病尤其是肿瘤的检测和预防提供了有效依据。PET本质上是对病 人体内药物的浓度分布进行成像，被注射入病人体内的放射性同位核素标记药物通过血液 进入循环系统，运些物质在人体内各组织器官中将形成一定的浓度分布。由于放射性同位 核素的半衰期较短，且极其不稳定，将很快发生衰变，衰变过程中所释放的正电子与附近的 自由电子发生煙灭反应，产生一对方向几乎相反、能量相等，能量大小为51化ev的伽玛光 子对。运些光子对被阳T系统中的探测器环接收，生成记录有光子能量，探测时间，计数率 和探测器编号的有效数据（Singlemodel或者sinogram)。之后，运些数据被用于生理图像 的重建或生理参数的估计。
[0003] 近几年PET在实际医学领域的应用日趋广泛，但与此同时，临床上对PET成像的 要求也随之变高，越来越多的医学领域需要PET能提供更高的空间分辨率。为了实现更高 的空间分辨率，一种新的PET系统被称为TOFOlme-of-Fli曲t)-PET被广泛的应用在相关 的临床医学领域。T0F-PET的基本原理是通过分别记录光子对被探测到精确时间来提升空 间分辨率。因此，T0F-PET对PET系统的时间分辨率有着很高的要求，但是在实际情况中， PET系统的时间分辨率常会收到探测晶体的延时、探测器部分的延时和后端电路的延时的 影响，所WPET系统的时间分辨率会因此变差。所W，PET系统的时间修正对实现高分辨率 阳T成像是十分必要的。
[0004] 目前，阳T系统时间修正方法大致可分为S类：参考探测器法、特殊散射源法和线 性转化法。第一类主要是用一个快速光电倍增管作为参考探测器，通过记录同一事件在参 考探测器和PET系统探测器所探测到的时间，求两者之间的时间差来估计PET系统的延时 从而对系统进行时间修正的；第二种方法则是使用一个特殊设计的放射性源来获取系统时 间修正序列。在运个特殊设计的放射性源中，每个被探测到的事件在源内的具体位置都是 已知的，由于所有伽马光子的传播速度都是光速，因此我们可W通过计算其飞行时间来获 取理论上无延时的探测时间，运个理论值和实际阳T系统测量值的偏差就是我们所求的系 统的时间修正序列；第S种方法则是将阳T时间修正问题转化为一个线性问题，通过最小 二乘法来求解运一线性方程来获取时间修正序列。 阳〇化]但是W上运=种方法都有着各自的局限性。第一种方法需要一个额外的参考探测 器来获取时间修正序列，而运个额外的探测器会增加整个系统的构建成本，并且为了获取 较为准确的估计值，运种方法往往需要较长的采集时间，运都制约了其的普遍应用。而第二 种方法虽然不虚额外的添加一个参考探测器，但是它却需要特别设计的放射性源来计算时 间修正序列，运使其也不便于广泛的使用。第=种方法虽然对探测器和放射性源没有特殊 的要求，但是由于所采集到信号存在噪声，所W运种方法的准确度不是很好，并且还受到系 统矩阵大小的制约，无法应用于大型的PET系统中。
【发明内容】
[0006] 针对现有技术所存在的上述技术问题，本发明提供了一种基于1ST的次晶体级 PET系统时间修正方法，能够有效提高PET系统的时间分辨率。
[0007] 一种基于1ST的次晶体级阳T系统时间修正方法，包括如下步骤：
[0008] (1)对PET系统中的每个探测器进行次晶体级分割，每个探测器通过分割对应得 到一个由nXn个晶体单元组成的晶体单元阵列，n为大于1小于m的自然数，m为探测器原 晶体阵列的维度；
[0009] (2)利用次晶体级分割后的探测器对注入放射性示踪剂的生物组织进行扫描探 测]，得到多组L0R(lineofresponse,响应线）数据；
[0010] 做对每一组LOR数据进行预处理，W剔除每组LOR数据中时间信息有极大偏差的 Singlemodel数据记录，并确定每组L0R数据的探测时延；
[0011] (4)将PET系统时间修正过程转化为线性方程，通过L1范数对该线性方程进行约 束得到W下目标函数L;进而根据由各组L0R数据探测时延组成的探测时延序列AT，对目 标函数L进行最小化求解得到PET系统的时间修正序列Ttgi;
[0012] L=IlALai-ATl|2+入I|TeJ|i
[0013] 其中：A为系统矩阵，IIII为L2范数，IIIli为LI范数，A为预设的权重系数；
[0014] 妨最后根据所述的时间修正序列T。。拥预处理后的各组LOR数据Singlemodel 数据记录中晶体单元的探测时间进行修正。
[0015] 进一步地，所述的步骤（1)中根据计算机内存空间、系统中探测器的数量及探测 器所含的晶体数对探测器进行次晶体级分割，n为除去1和mW外m的任一约数。
[0016] 进一步地，所述的步骤似中的每组L0R数据对应一对探测到同一偶合事件且分 属于不同探测器内的晶体单元Ja和JB，每组L0R数据包含多条Singlemodel数据记录，其 中每条Singlemodel数据记录对应一个探测时间差即晶体单元Ja和Je对于同一偶合事件 的探测时间之差，每条Singlemodel数据记录包含晶体单元Ja和Je的编号、对应探测时间 差精度范围内晶体单元Ja和Je对于同一偶合事件的探测计数W及对应每次探测计数晶体 单元Ja和Je对于同一偶合事件各自的探测时间。
[0017] 进一步地，所述的步骤（3)中对每组L0R数据进行预处理的具体方法为：对于任 一组L0R数据，将该组L0R数据中所有Singlemodel数据记录按探测计数做成直方图，并 计算所有Singlemodel数据记录探测计数的均值，进而剔除探测计数小于均值的Single model数据记录。
[001引进一步地，所述的步骤（3)中确定每组L0R数据探测时延的具体方法为：对于预处 理后的任一组L0R数据，将其中所有Singlemodel数据记录对应探测时间差的最大值作为 该组L0R数据的探测时延。
[0019] 进一步地，所述的步骤（4)中线性方程的表达式为A? AT。
[0020] 进一步地，所述的步骤（4)中采用迭代收缩阔值算法对目标函数L进行最小化求 解，具体算式如下：
[0021]
[0022] 其中：域和马f分别为第k次迭代和第k+1次迭代的时间修正序列，S；^t〇为收缩 函数，y为收敛步长，T表示转置，k为迭代次数。
[0023] 所述收缩函数的具体操作为：对于收缩函数括号内向量的任一元素 X，通过W下公式对元素X进行收缩运算：
[0024]
[00巧]其中：为元素X经收缩运算后的结果，a为预设的收缩阔值。
[0026]所述收敛步长y的表达式为y=P/MaTaM，P为预设的收敛系数且为0到1 之间的常数。
[0027] 所述系统矩阵A的维度为MXN，M= (N-1)N/2，N为阳T系统内所有探测器晶体单 元的总个数，系统矩阵A的具体表达如下：
[0028]
[0029] 其中：Ai~An巧为系统矩阵A的子矩阵，对于任一子矩阵Ai，其维度为（N-UXN， i为自然数且1《i《N-1 ;所述的子矩阵Ai中第i列向量的所有元素均为1，前i-1列向 量的所有元素均为0,后N-i列向量所组成的方阵为主对角线元素均为-1的对角矩阵。
[0030] 本发明PET系统时间修正方法通过利用L1范数约束与次晶体级分割方法，有效地 提升了传统线性转换法对噪声的处理能力，并解决了原有方法不能应用于大型PET系统的 问题，成功将阳T系统时间修正提升到了次晶体级别，提高了阳T系统时间修正序列估计值 的准确率，使PET系统能获得更加优秀的时间分辨率，从而能更好的利用T0F信息来获得更 好的空间分辨率，使PET系统能为临床诊断和药物研发提出更加精准有用的信息。
【附图说明】
[0031] 图1为本发明PET系统时间修正方法的步骤流程示意图。
[0032] 图2为本发明探测器次晶体级分割的示意图。
[0033] 图3为数据采集和验证的流程示意图。
[0034] 图4 (a)为本发明方法与传统最小二乘法在探测器单元（普通系统，单环）下的时 间修正效果对比结果示意图。
[0035] 图4(b)为本发明方法与传统最小二乘法在次晶体级（普通系统，单环）下的时间 修正效果对比结果示意图。
[0036] 图4(c)为本发明方法与传统最小二乘法在完整PET系统下的时间修正效果对比 结果不意图。
【具体实施方式】
[0037] 为了更为具体地描述本发明，下面结合附图及【具体实施方式】对本发明PET系统时 间修正方法进行详细说明。
[00測如图1所示，本发明基于迭代收缩阔值法的次晶体级PET时间修正方法，包括如下 步骤：
[0039] (1)利用探测器对注入放射性示踪剂（18F-抑G)的圆柱形体模（切1inder 地antom)进行扫描探测，记录探测器探测到的每一件偶合事件的探测时间和相应探测器编 号，生成含有时间，探测器对和计数率信息的Singlemodel数据。 W40] 似根据计算机内存空间和具体的探测器数及每个探测器模块所含的晶体数，对 每个探测器进行次晶体级分割；其中，对于每一个探测器模块，根据与其禪合的晶体阵列的 晶体数量对其进行次晶体级分割，例如：当晶体阵列为32X32时，可选取的分割数e为32 的约数即2, 4, 8, 16,其中对于晶体阵列的