在正电子发射断层摄影（pet）能量直方图中的直方图平滑的制作方法
【技术领域】
[0001]本申请总体上涉及核成像。本申请尤其与正电子发射断层摄影(PET)能量直方图的显示联合应用，并且将具体参考该应用进行描述。然而，应当理解，本申请也应用于其他使用场景，例如，单光子发射计算机断层摄影(SPECT)或计算机断层摄影(CT)，并且不必限于前述应用。
【背景技术】
[0002]PET成像系统通过对在感兴趣区域(ROI)内的正电子-电子煙灭事件上发生的伽马光子进行探测和定位来生成ROI的图像。在这样的系统中，图像强度基于伽马光子计数，所述伽马光子计数与在ROI内注入的放射性药物或放射性核素的浓度直接相关。使用优先结合到肿瘤细胞的放射性药物，PET成像系统能够有利地用于识别肿瘤。
[0003]典型的PET光子探测系统包括在光电倍增管(PMT)与闪烁晶体之间的一对多的耦合。闪烁晶体将由煙灭光子承载的能量转换成光，并且PMT将该光转换成电信号，所述电信号允许通过Anger逻辑对该事件进行定位。最近，诸如硅光电倍增管(SiPM)的固态探测器已经开始替换在PET光子探测系统内的PMT。采用固态探测器的PET光子探测系统通常包括在固态探测器的传感器与闪烁晶体之间的一对一耦合。闪烁晶体将由煙灭事件伽马光子承载的能量转换成光，并且传感器对在晶体内的每伽马光子探测到的可见光低能量光子(LEP)进行计数。
[0004]为了确保恰当的成像，PET扫描器要求校准过程以将所有晶体能量质心仔细地对准到相同的目标值(例如，511千电子伏特(keV))。闪烁晶体的能量到光的输出效率能够变化，使得一些晶体响应于相同的伽马光子比其他晶体产生更多的光。另外，光传感器的探测效率能够变化。校准过程通常包括使传感器遭受体模，所述体模利用已知能量的伽马光子来辐照每个传感器。在统计上有意义数量的闪烁事件(例如，I千万)之后，输出能量的晶体特异性直方图采取在已知能量处高斯中心的形式。针对每个晶体，在对应直方图的中心处的能量水平被缩放(即，增益调节)到公共目标值(例如，1024个计数，其表示体模的伽马光子的已知能量)。
[0005]利用基于光电倍增管(PMT)的PET扫描器，对每晶体直方图的质心的调节的量平滑地变化，这是因为针对每个晶体的校正基于晶体相对于对应PMT的空间中心的位置而变化。与之不同的是，利用具有与闪烁体一对一耦合的传感器的固态探测器，用于与目标值对准的调节的量在晶体之间是相当一致的。换句话说，针对个体晶体所需的调节的量不会变化很多。
[0006]由于在缩放固态探测器的数字计数时的这种一致性，复合能量直方图(例如，描述总体PET成像系统)引起整数Moirg样式(S卩，穗形(spikey)能量直方图)。亦即，当晶体的质心在校准期间被按比例增加时，存在相等计数的分箱并且然后存在没有计数的一些分箱。相反地，当晶体的质心被按比例减小时，存在相等计数的分箱并且然后存在具有两倍计数的一些分箱。这具有创建整数Moir6样式的效果。由于晶体的对准的量在晶体之间是相当一致的，因此在晶体之间的整数Moirg样式也是相当一致的，从而引起还呈现整数Moirg样式的复合能量直方图。与采用PMT的PET系统不同的是，当创建复合能量直方图时，不存在对个体整数Moirg样式的平滑或者存在对个体整数Moirg样式的最小平滑。
[0007]图1图示了向固态探测器的PET光子探测系统提供的能量直方图(S卩，最右侧曲线)和探测到的能量直方图(即，最左侧曲线)。所提供的能量直方图图示了在以大约1024个光学光子计数为中心的I千万个事件上的计数(即，能量)分布。探测到的能量直方图图示了在以大约870个光学光子计数为中心的I千万个探测到的事件上的计数分布。在探测到的能量直方图上使用数字校正/靶向方法来校正能量到光输出效率和探测效率产生在图2中图示的精细分箱空间中的第一阶穗形直方图。在对经校正的能量直方图的八对一的重新分箱之后，如在图3中所图示的，该整数Moirg样式被压缩成穗形直方图。
【发明内容】
[0008]本申请提供了新的、改进的系统和方法，其克服了这些问题和其他问题。
[0009]根据一个方面，提供了一种核医学成像系统。所述系统包括:多个探测器，其探测辐射事件，所述辐射事件被定位到所述探测器的多个像素。所述系统还包括:一个或多个采集模块，其估计探测到的辐射事件的能量水平；以及一个或多个第一阶段能量校正模块，其利用缩放参数来缩放所估计的能量水平，所述缩放参数将所述多个像素的能量质心缩放到目标值，所述目标值的差异在于在公共目标值附近的偏移，所述目标值随着所述多个像素的空间位置而不同。更进一步地，所述系统包括:第二阶段能量校正模块，其从经缩放的能量水平中去除目标值偏移；以及能量直方图模块，其使用来自所述第二阶段能量校正模块的能量水平将探测到的辐射事件组合成能量直方图。
[0010]根据另一方面，提供了一种核医学成像方法。由多个探测器探测辐射事件，所述辐射事件被定位到所述探测器的多个像素。估计探测到的辐射事件的能量水平。利用缩放参数来缩放所估计的能量水平，所述缩放参数将所述多个像素的能量质心缩放到目标值，所述目标值的不同在于在公共目标值附近的偏移，所述目标值随着所述多个像素的空间位置而不同。从经缩放的能量水平中去除目标值偏移。使用被去除所述目标值偏移的能量水平将探测到的辐射事件组合成能量直方图。
[0011]根据另一方面，提供了一种核医学成像系统。所述系统包括:多个探测器，其探测辐射事件，所述辐射事件被定位到所述探测器的多个像素。所述系统还包括:至少一个处理器，其被配置为估计探测到的辐射事件的能量水平，并且利用缩放参数来缩放所估计的能量水平，所述缩放参数将所述多个像素的能量质心缩放到目标值，所述目标值的不同在于在公共目标值附近的偏移，所述目标值随着所述多个像素的空间位置而不同。所述至少一个处理器还被配置为从经缩放的能量水平去除目标值偏移，并且还被配置为使用被去除所述目标值偏移的能量水平将探测到的辐射事件组合成能量直方图。
[0012]—个优点在于用于采用具有在光传感器与闪烁体之间的一对一耦合的固态探测器的核成像系统的平滑的能量直方图。
[0013]另一优点在于与现有数据处理管道的简化的整合。
[0014]另一优点在于与现有数据处理管道进行整合无需处理惩罚。
[0015]本领域普通技术人员在阅读和理解以下的详细说明的基础上将认识到本发明的另外的优点。
【附图说明】
[0016]本发明可以采取各种部件和部件的布置，以及各个步骤和步骤的安排的形式。附图仅是出于图示优选实施例的目的，并且不应被解释为对本发明的限制。
[0017]图1图示了向固态探测器的PET光子探测系统提供的能量直方图(S卩，最右侧曲线)和针对晶体的探测到的能量直方图(即，最左侧曲线)。
[0018]图2图示了在针对能量到光输出效率和探测效率(S卩，最右侧曲线)进行校正之后的探测到的能量直方图。
[0019]图3图示了在八对一重新分箱之后的图1的经校正的能量直方图。
[°02°]图4图示了在应用抖动(dithering)之后以及在八对一重新分箱之后的图2的经校正的能量直方图。
[0021]图5图示了使用对目标值的空间抖动的核成像系统。
[0022]图6图示了图5的核成像系统的探测器的部件。
[0023]图7图示了在应用空间抖动之后的个体像素的能量直方图。
[0024]图8图示了根据应用空间抖动之后的16个个体像素的能量直方图生成的复合能量直方图。
[0025]图9图示了用于使用空间抖动来进行能量直方图平滑的方法。
【具体实施方式】
[0026]当期望包括良好外观的(S卩，平滑的)能量直方图的质量控制报告时，呈现整数Moirg样式的穗形能量直方图可能是有问题的。因此，需要一种对能量直方图进行平滑的方法。这样的方法包括距离加权的分箱以及抖动的形式，其中，在能量校正之前或者之后添加抖动。例如，图4图示了在应用抖动之后以及在八对一重新分箱之后的图2的经校正的能量直方图。正如能够看到的，由整数Moirg样式引起的尖峰并不像没有抖动时那样极端。然而，这些先前提到的方法要求在数据处理管