图像重建的方法和装置与流程
本申请涉及医疗技术领域中的图像重建的方法和装置。
背景技术：
临床检查影像技术可以包括多种技术，其中一种技术为：在被检体、例如患者的体内注入某种物质(一般是生物生命代谢中必须的物质，如：葡萄糖、蛋白质等)，并在该物质上标记短寿命的放射性核素(如18f，11c等)，然后让被检体躺在扫描床上，并在探测装置中接受扫描。在扫描过程中，被检体中的放射性核素在衰变过程中可以释放出正电子e+。当正电子e+与被检体内环境中的e-相遇时，可以产生正电子湮灭事件。该正电子湮灭事件可以产生γ光子。探测装置可以接收γ光子，并根据γ光子的接收信息(如接收时间、接收位置等)进行分析。例如，如果探测装置在给定的时间差内接收到两个或以上γ光子，此为探测到符合事件。可以根据符合事件的信息重建出被检体的体内图像。该图像可以反映被检体生命代谢活动的情况，进而达到诊断被检体的目的。
技术实现要素：
本申请实施例提供一种图像重建的方法，应用于包括多个实际晶体的医疗设备，该方法包括：
获得被检体在连续进床扫描模式下的扫描数据；
将实际晶体虚拟对应一个以上虚拟晶体，根据所述扫描数据获得响应线的延迟随机符合数据，所述响应线为获得符合数据的两个虚拟晶体之间的连接线；
根据实际晶体的晶体接收效率对所述延迟随机符合数据进行去噪声处理，得到随机符合数据；
根据所述随机符合数据进行图像重建。
本申请实施例还提供一种图像重建的装置，应用于包括多个实际晶体的医疗设备，该装置包括处理器，通过读取并执行机器可读存储介质上所存储的与图像重建的控制逻辑对应的机器可执行指令，所述处理器被促使：
获得被检体在连续进床扫描模式下的扫描数据；
将实际晶体虚拟对应一个以上虚拟晶体，根据所述扫描数据获得响应线的延迟随机符合数据，所述响应线为获得符合数据的两个虚拟晶体之间的连接线；
根据实际晶体的晶体接收效率对所述延迟随机符合数据进行去噪声处理，得到随机符合数据；
根据所述随机符合数据进行图像重建。
基于上述技术方案，本申请实施例中，可以使用晶体接收效率对延迟随机符合数据进行去噪声处理，继而根据去噪声处理后的随机符合数据进行图像重建，从而使得参与图像重建的数据更加准确，图像重建的质量得到提高。
附图说明
图1是本申请一示例性实施例示出的一种弦采集扫描数据场景示意图；
图2a是本申请一示例性实施例示出的一种即时弦图示意图；
图2b是本申请一示例性实施例示出的一种延迟弦图示意图；
图3是本申请一示例性实施例示出的一种pet连续进床扫描场景示意图；
图4是本申请一示例性实施例示出的一种pet系统的立体示意图；
图5是本申请一示例性实施例示出的一种虚拟pet系统的示意图；
图6是本申请一示例性实施例示出的一种晶体环的示意图；
图7是本申请一示例性实施例示出的一种单光子累加示意图；
图8是本申请一示例性实施例示出的一种扫描过程示意图；
图9是本申请一示例性实施例示出的一种响应线扫描时间示意图；
图10是本申请一示例性实施例示出的一种响应线扫描晶体示意图；
图11是本申请一示例性实施例示出的两个连续晶体块的示意图；
图12是本申请一示例性实施例示出的一种图像重建的方法流程图；
图13是本申请一示例性实施例示出的一种扫描场景示意图；
图14是本申请一示例性实施例示出的一种图像重建装置的硬件结构示意图；
图15是本申请一示例性实施例示出的一种图像重建的控制逻辑的功能模块示意图。
具体实施方式
本申请实施例中提供了一种图像重建的方法。当对被检体进行连续进床扫描时，可以使用该方法进行图像重建。该图像重建的方法可应用于医疗设备上。该医疗设备可以为ct(computedtomography，电子计算机断层扫描)系统、pet(positronemissioncomputedtomography，正电子发射型计算机断层显像)系统、dr(digitalradiography，数字放射显影系统)、mri(magneticresonanceimaging，磁共振成像系统)等。如下以pet系统为例来描述该图像重建方法。可以理解的是，该图像重建方法也可以应用于其它系统。pet系统的扫描模式可以包括分床位扫描模式以及连续进床扫描模式。分床位扫描模式是指：被检体躺在扫描床上，当扫描床运动到某一位置，进行一段时间的扫描，扫描完成后，扫描床运动到下一个位置再进行一段时间的扫描。连续进床扫描模式是指：被检体躺在扫描床上，且扫描床按照一个固定速率运动，从而可进行持续扫描。
在重建图像时，如果在给定的时间差内探测装置探测到多符合事件(即探测装置在给定时间差内探测到两个以上γ光子)，一般会将多符合事件丢弃；如果在给定的时间差内探测装置探测到两符合事件(即探测装置在给定时间差内探测到两个γ光子)，两符合事件对应的数据可以用于重建图像。需要说明的是，本申请中的符合事件指的是两符合事件。
如果探测到的两个γ光子来自于同一正电子湮灭事件，且两个γ光子都未发生角度偏移，可以称为真符合事件(truecoincidenceevent)。如果探测到的两个γ光子来自于同一正电子湮灭事件，且至少有一个γ光子发生了角度偏移，可以称为散射符合事件(scattercoincidenceevent)；如果探测到的两个γ光子来自于不同的正电子湮灭事件，可以称为随机符合事件(randomcoincidenceevent)。根据符合事件得到的数据可以被称为符合数据。
由于探测到的符合事件包括真符合事件、散射符合事件和随机符合事件，而实际用于重建图像的数据可以是真符合事件对应的符合数据，从而需要在符合事件中区分出散射符合事件和随机符合事件，才能够获得真符合事件。需要说明的是，随机符合数据也可作为一个因子用于重建图像。本申请涉及如何获取随机符合数据，一种方法是先通过延迟电路获得延迟随机符合数据，由于延迟随机符合数据噪声高，再对延迟随机符合数据去噪可以得到随机符合数据。
在一个例子中，可以从扫描数据中获得符合数据。图1是本申请一示例示出的一种弦采集扫描数据场景示意图。如图1所示，如果在一个符合时间窗内，pet系统中的实际晶体a和实际晶体b分别接收到正电子湮灭事件产生的光子γ1和γ2(可以从扫描数据中获知该接收情况)，被称作发生一个符合事件。每次发生符合事件就将符合数据加1。为了获得出实际晶体a和实际晶体b的符合数据，假设视野中心o到实际晶体a和实际晶体b连线的距离r是径向坐标，而过o点与两个实际晶体a和实际晶体b连线的垂线oc与x轴的夹角φ为角度坐标，(r,φ)唯一地表示一对实际晶体对应的位置。弦图是符合数据的一种存储格式，它将符合事件按照符合径向位置(r,φ)编码，存储于矩阵中，矩阵形成的图像就是弦图。将所有位于(r,φ)的所发生的符合事件的次数累计的和作为矩阵中(r,φ)处的值，而矩阵中(r,φ)处的值就是实际晶体a和实际晶体b的符合数据。
在实际应用中，符合数据可以包括即时符合数据和延迟随机符合数据。
针对即时符合数据，基于实际晶体a和实际晶体b的扫描数据(接收到正电子湮灭产生的光子γ1和γ2)，将实际晶体a和实际晶体b接收到光子γ1和γ2的事件按时间顺序分别排列成两列，如图2a所示。图2a是本申请一示例示出的一种即时弦图示意图，上面一列是实际晶体a接收到光子γ1的事件，下面一列是实际晶体b接收到光子γ2的事件。如果实际晶体a接收到光子γ1的事件与实际晶体b接收到光子γ2的事件之间的时间差在一个符合时间窗内，则认为发生一个符合事件，将即时符合数据加1。如图2a所示，可以认为一共发生3个符合事件，因此即时符合数据为3。
针对延迟随机符合数据，可以采用延迟符合窗法获得延迟随机符合数据，例如，基于图2a的场景，在将实际晶体a和实际晶体b接收到光子γ1和γ2的事件按时间顺序分别排列成两列之后，可以将其中任意一列延迟一定时间，如图2b所示，为将实际晶体a接收到光子γ1的事件延迟一定时间后的示意图，而实际晶体b接收到光子γ2的事件的时间保持不变。基于此，如果实际晶体a接收到光子γ1的事件延迟一定时间后与实际晶体b接收到光子γ2的事件之间的时间差在一个符合时间窗内，则认为发生一个符合事件，将延迟随机符合数据加1。如图2b所示，可以认为一共发生2个符合事件，因此延迟随机符合数据为2。
考虑到采用延迟符合窗法获得的延迟随机符合数据的噪声水平较大，需要对延迟随机符合数据进行去噪声处理。而在连续进床扫描模式中，目前并没有有效的对延迟随机符合数据进行去噪声处理的方式。基于此，在本申请实施例中，将提供一种在连续进床扫描模式中对延迟随机符合数据进行去噪声处理的方法，使得参与图像重建的数据更加准确，进而提高图像重建的质量。在本申请实施例中，在对延迟随机符合数据进行去噪声处理后，可以得到去噪声处理后的随机符合数据。
针对本申请实施例中提供的图像重建方法，参见图3所示，图3示例了一个被检体在pet系统中执行连续进床扫描的场景示意图，图3中箭头所示为被检体的进床方向(forwarddirection)(例如，被检体躺在扫描床上，扫描床沿该箭头方向移动)，扫描床可以按照一个固定速率运动。图3所示的pet系统，其实是该pet系统的一个截面，该pet系统可以包括很多探测环(detectorring)，探测环的示例可以参见图4。图4所示是pet系统的立体示意图，其中示例了四个探测环21。实际中探测环的数量会更多，探测环也可以称为晶体块(block)环，每个探测环可由多个晶体块22拼装而成，而每个晶体块22可包括若干晶体23。多个探测环可以构成一个内部空间24，被检体就位于该内部空间24中，在这个内部空间发生的正电子湮灭事件所产生的单光子(即γ光子)，可以被探测环中的晶体23接收到。图3所示的pet系统，可以是按照图4中的虚箭头所示方向的剖面得到。由图4可以看到，可以理解pet系统包括很多晶体环，各晶体环是沿着探测环21周向的一个环状晶体串，其中可以包括很多单个的晶体，比如100个晶体。
本申请实施例中，虚拟了一个pet系统。实际上，通过将实际晶体对应一个以上的虚拟晶体，可形成虚拟的pet系统，而实际晶体与虚拟晶体的对应关系是可以根据实际晶体位置和扫描位置信息确定的。可以参见图5的虚拟的pet系统示意图，该虚拟的pet系统10可包括很多的虚拟晶体，例如，虚拟晶体11的大小可以认为与实际的pet系统的实际晶体一致。为了区分方便，将虚拟的pet系统中的晶体称为虚拟晶体，将实际的pet系统中的晶体称为实际晶体。
进一步的，该虚拟的pet系统10也包括很多探测环，探测环形式上与图4所示的实际的pet系统中的是相同的，图5是该虚拟的pet系统的一个剖面图。虚拟的pet系统与实际的pet系统的区分在于：虚拟的pet系统10比实际的pet系统要大，主要是探测环的数量会增加。比如，实际的pet系统可以包括20个探测环，而虚拟的pet系统可包括40个探测环，此处数量仅是示例。虚拟的pet系统10比实际的pet系统要大的原因是：由图3可以看到，实际的pet系统在进床方向(该方向后续可以称为z轴)上的长度通常比被检体的长度要小，而由图5可以看到，虚拟的pet系统在z轴方向上的长度比被检体的长度要大。这样，通过实际的pet系统进行的连续进床扫描，可被虚拟成被检体在虚拟的pet系统10中固定不动就可以得到全身各个部位的扫描。
图5所示的虚拟的pet系统10中的每一个虚拟晶体都固定对应被检体的一个扫描位置。比如，图5中所示的虚拟晶体11对应被检体的扫描位置13。由于虚拟晶体11的长度可以认为与实际的pet系统的实际晶体一致，所以与一个虚拟晶体对应的扫描位置也可以认为是一个实际晶体的长度。比如，假设扫描位置13的中间位置x是被检体上的一个点位置，(x-δ,x+δ]的范围可以认为是上述扫描位置13，δ为实际晶体大小的一半。扫描位置15可以是与虚拟晶体14对应。可以看到，每一个虚拟晶体与被检体12的一个扫描位置对应。
进一步的，上述的每一个虚拟晶体与一个扫描位置对应。可以这样理解：假设被检体12在虚拟的pet系统10中固定不动的被扫描，则被检体12的上述扫描位置13与虚拟晶体11的位置正对，可以类似于传统的分床扫描中的扫描床固定不动时的实际晶体与扫描位置的一一对应。
此外，如前面提到的，图5只是示意了虚拟的pet系统的一个剖面，其实该虚拟的pet系统也是一个环形的探测装置，类似于图4所示的立体系统。当被检体放置于虚拟的pet系统的内部空间时，对应某一个扫描位置的虚拟晶体的数量很多，其实是一个晶体环。可以参见图6的示例，以扫描位置13为例，虚拟晶体11、虚拟晶体41、虚拟晶体42等一个探测环上的很多虚拟晶体，都是与该扫描位置对应的虚拟晶体。也就是说，与某个扫描位置对应的虚拟晶体是一个探测环上的多个虚拟晶体，这些虚拟晶体只是相对于扫描位置的角度不同。可以想象，当被检体躺在扫描床上，位于图4所示的内部空间24中时，其实就是位于一个环状探测装置的内部，被检体的任一个扫描位置都对应着一个探测环上的虚拟晶体。
经过上述描述可以看到，被检体在实际pet系统中以连续进床方式扫描时，扫描床是不断运动的，但是，可通过假想存在一个扫描床不动的pet系统，相当于将被检体放置在图5的虚拟的pet系统10中进行固定不动的扫描，虚拟的pet系统10中的各个虚拟晶体固定对应被检体的一个扫描位置。
本申请实施例中，如果要利用图5所示的虚拟的pet系统10，对响应线上的延迟随机符合数据进行去噪声处理，则可能执行如下过程：获得该响应线上的虚拟晶体的单光子计数率；获得该虚拟晶体在响应线上对应的各个实际晶体的晶体接收效率；根据该晶体接收效率对延迟随机符合数据进行去噪声处理。
如下提供一种获得虚拟晶体的单光子计数率的例子，在具体实施方式中并不局限于下面列举的获得方式。为了获得虚拟晶体的单光子计数率，首先获得虚拟晶体的单光子计数。然后，根据得到的虚拟晶体的单光子计数以及虚拟晶体对应的扫描位置的扫描时间，获得虚拟晶体的单光子计数率。比如，通过虚拟晶体的单光子计数除以该扫描时间，可得到虚拟晶体的单光子计数率。
在一个例子中，可以统计虚拟的pet系统中的每一个虚拟晶体在被检体的扫描过程中所获取到的单光子计数，而且该单光子计数就是在整个扫描过程中，该虚拟晶体接收到的单光子(即正电子湮灭事件中产生的γ光子)的数量，该虚拟晶体接收到的单光子的数量就是虚拟晶体的单光子计数。
每一个虚拟晶体的单光子计数都是实际的pet系统中的多个实际晶体的单光子计数的累加，具体是将哪些实际晶体接收到的哪部分单光子计数，统计到与这些实际晶体对应的某个虚拟晶体，可以结合图5和图7来说明。
如图5所示，仍以被检体12中的一个扫描位置为例，比如，以扫描位置13为例，该扫描位置13对应的是虚拟晶体11。在连续进床扫描模式中，被检体将随着扫描床一起移动，而被检体上的扫描位置13也将随之一起移动，图7中示出了扫描位置13被扫描过程的两个端点13-1、13-2，从起点13-1的位置开始接受扫描，并沿着箭头51的方向(扫描床的进床方向)随被检体一起运动，直至运动到终点13-2的位置停止接受扫描(比如，可以是扫描位置13移出了虚拟pet系统10)。此外，图7中还示出了这两个端点位置13-1、13-2所对应的晶体环，其中的虚线52表示这两个晶体环之间还有很多晶体环。可以想象，这是一个立体的实际的pet系统，只是在图7中仅示出了该pet系统两个端侧的两个晶体环。
请继续参见图7所示，实际晶体53、实际晶体54、实际晶体55直至实际晶体58(在图7中仅示例了一部分实际晶体，实际数量可能更多)，组成了一个“晶体串”，该晶体串的方向与箭头51所示的行进方向平行。在扫描位置13从起点13-1的位置到终点13-2的位置这个过程的扫描中，上述晶体串中的每一个实际晶体都会有一个与扫描位置13“对应”的时间。比如，扫描位置13位于图7所示的最左端的晶体环中时，则实际晶体53处于与扫描位置13“对应”的位置，当扫描位置13位于图7所示的最右端的晶体环中时，则实际晶体58处于与扫描位置13“对应”的位置，而且，在实际晶体53和实际晶体58中间的各个晶体，比如实际晶体54、实际晶体55等，都会有一个与扫描位置13“对应”的位置。
图8示例了某个实际晶体与扫描位置13对应的运动过程示意图，结合图8所示，以实际的pet系统中的一个实际晶体55为例，图8示意了连续进床扫描过程中的五个时刻，分别为t1、t2、t3、t4和t5，从时刻t1至时刻t5的顺序，被检体12可以沿着箭头所示的进床方向在移动，可以是按照一定速率匀速进床。其中，实际晶体55的位置固定，随着被检体12沿进床方向的移动，实际晶体55的中心线s所对应的被检体12上的扫描位置也在不断移动。在t3时刻，扫描位置13的左侧“x-δ”(x是扫描位置13的中心线，δ是实际晶体长度的一半)到达实际晶体55的中心线s。在t4时刻，扫描位置13的右侧“x+δ”到达实际晶体55的中心线s，在t3至t4的时间段内，可以认为扫描位置13与实际晶体55对应。
按照上述的原理，被检体12在连续进床的过程中，对于图7中所示的从实际晶体53至实际晶体58的这个晶体串来说，每个实际晶体都会有一个类似图8所示的对应扫描位置13的时间段，在该时间段内该实际晶体接收到的单光子计数，即属于扫描位置13对应的虚拟晶体11接收的单光子计数的一部分。可以将从实际晶体53至实际晶体58的这个晶体串中的每个实际晶体在对应扫描位置13时接收到的单光子计数累加，得到图6中所示的对应扫描位置13的虚拟晶体11的单光子计数。其中，虚拟晶体11与上述的晶体串的关系，由图6和图7可以看到，如果假设扫描位置13处于探测环的环心，那么，虚拟晶体11与上述晶体串中的每个实际晶体在这个探测环中的位置是相同的。实际晶体53-58与所述虚拟晶体11在对应所述扫描位置13时，与扫描位置13的相对位置关系相同，例如，如果以探测环360度来看，则实际晶体53-58和虚拟晶体11在探测环上的角度位置相同。
同理，在图7中，另一个晶体串包括实际晶体60、实际晶体61、实际晶体62直至实际晶体64，将这些实际晶体在对应扫描位置13时接收到的单光子计数，可以均累加到图6所示的虚拟晶体42中。其它虚拟晶体的单光子计数的获得不再详述，原理与上述相同，都是由与该虚拟晶体位于相同角度位置的一个晶体串中的各个实际晶体的单光子计数的累加。如果将一个实际晶体在对应某个扫描位置时接收到的单光子计数称为一个单光子计数分量，那么实际的pet系统的一个晶体串的多个实际晶体，将获取到对应该扫描位置的多个单光子计数分量，将这些单光子计数分量叠加，即得到对应该扫描位置的虚拟晶体的单光子计数。
通过上述方法，可以对虚拟的pet系统中的每个虚拟晶体，得到该虚拟晶体在扫描过程中的单光子计数。对于某个虚拟晶体，先确定该虚拟晶体对应的被检体的扫描位置，再确定该虚拟晶体所对应的实际pet系统中的某个晶体串，将该扫描位置在整个扫描过程中与上述晶体串中的各个实际晶体对应时的单光子计数累加，可以得到该虚拟晶体的单光子计数。
在一个例子中，为了实现上述的将实际晶体得到的单光子计数的累加，可以按照如下方式处理。实际晶体在接收到γ光子以后，可以将该γ光子的接收信息传输至后端的数据处理系统。该接收信息中可以包括γ光子的接收时间。数据处理系统可以根据被检体的进床运动信息以及该接收时间，确定所述的γ光子对应的被检体的扫描位置，并将该光子的计数累加到对应上述扫描位置的虚拟晶体的单光子计数中。例如，被检体的进床运动信息可以包括被检体的初始位置信息和被检体的连续进床速度。比如，在扫描开始时，被检体的某个扫描位置对应的是实际晶体c1，被检体的连续进床速度是每秒钟移动距离s1，那么根据γ光子的接收时间以及上述连续进床速度，就可以知道在所述接收时间，实际晶体c1对应的被检体的扫描位置。
经过上述的描述获知，可以构造出一个虚拟的pet系统10。可以将连续进床扫描模式下的扫描过程虚拟为被检体在该虚拟的pet系统10中固定扫描一段时间的扫描过程。而且还可以通过上述的方法，获得该扫描过程中，虚拟的pet系统10中的各个虚拟晶体所获得的单光子计数。
如下提供一种获得实际晶体的晶体接收效率的例子，在具体实施方式中并不局限于下面列举的获得方式。其中，当在单位时间内有n个单光子发射到实际晶体上时，如果被识别到m个单光子，则实际晶体的晶体接收效率η＝m/n。
在一个例子中，pet系统中的每个实际晶体的晶体接收效率可以使用一个近似值。在pet系统中心放置一个圆柱型水模，该圆柱型水模中的药物活度保证pet系统内的剂量和扫描被检体时接近，在扫描床不动的情况下扫描圆柱型水模，获得所有实际晶体的单光子计数率，并使用如下公式获得实际晶体的晶体接收效率：
其中，i表示实际晶体的晶体号，si表示实际晶体i上的单光子计数率，
基于上述分析可以看出，在同一剂量下，可以获得实际晶体的单光子计数率与所有实际晶体的单光子计数率的均值之间的比值，并将所述比值作为所述实际晶体的晶体接收效率。
但实际上，在不同的药物活度下，实际晶体的晶体接收效率不同。为了更准确的获得实际晶体的晶体接收效率，在另一个例子中，可以分别获得不同剂量(不同剂量对应不同的药物活度)下的每个实际晶体的晶体接收效率。根据不同剂量下的数据，可建立一个较为准确的实际晶体上的单光子计数率与晶体接收效率的函数关系。在得到实际晶体的单光子计数率后，可以根据函数关系获得对应的晶体接收效率。基于上述分析可以看出，可以根据实际晶体的单光子计数率以及单光子计数率与晶体接收效率之间的函数关系，得到所述实际晶体的晶体接收效率，所述函数关系是根据不同剂量下测试获得的单光子计数率和晶体接收效率得到的。
例如，为了获得pet系统中的每个实际晶体在某一药物活度下的晶体接收效率，可以在pet系统中心放置轴向长度超过pet系统的轴长的一个圆柱型水模。该圆柱型水模中的药物剂量为d0。在扫描床不动的情况下扫描该圆柱型水模，获得所有实际晶体的单光子计数率。使用如下公式获得实际晶体在剂量d0下的晶体接收效率：
其中，i表示实际晶体的晶体号，si(0)表示实际晶体i上的单光子计数率，
此外，为了获得pet系统中的每个实际晶体在不同剂量下的晶体接收效率，如上所述，在pet系统中心放置轴向长度超过pet系统的轴长的一个圆柱型水模，该圆柱型水模的药物剂量为dt，在扫描床不动的情况下扫描该圆柱型水模，获得所有实际晶体的单光子计数率。使用如下公式获得实际晶体在剂量dt下的晶体接收效率：
通过对不同的dt做如上测试，获得ηi(t)。
基于此，可以根据不同剂量下的测试结果建立函数关系ηi(t)。该函数关系可用于表示实际晶体上的单光子计数率s(t)与实际晶体的晶体接收效率ηi(t)之间的关系，使得只要知道实际晶体上的单光子计数率s(t)，即可以获得晶体接收效率。
可以按照上述的方法，获得实际的pet系统中的一个实际晶体的晶体接收效率。当获得出一个实际晶体的晶体接收效率之后，可以很方便快捷的获取pet系统中的其它实际晶体的晶体接收效率。
具体的，在临床活度范围内，不同活度下的每个实际晶体的单光子计数率不同。随着活度增大，所有实际晶体的单光子计数率都是增大的。在一个固定剂量dt下，不同实际晶体之间的单光子计数率si(t)之间的比例关系是固定的。因此，只要知道一个实际晶体上的单光子计数率，就可以基于所述固定的比例关系获得所有实际晶体上的单光子计数率，而且知道几个实际晶体上的单光子计数率的均值，也可以基于所述固定的比例关系获得所有实际晶体上的单光子计数率。即只要知道一个或者几个实际晶体上的单光子计数率的均值，就可以基于所述固定的比例关系获得所有实际晶体上的单光子计数率，再根据上述的单光子计数率与晶体接收效率之间的函数关系，就可以得到对应的实际晶体的晶体接收效率。
例如，实际晶体1与实际晶体2的单光子计数率之间的比例关系是1:2，实际晶体2与实际晶体3的单光子计数率之间的比例关系是1:2，实际晶体3与实际晶体4的单光子计数率之间的比例关系是1:2。基于此，假设知道实际晶体2上的单光子计数率为a，则可以获得实际晶体1上的单光子计数率为a/2，获得实际晶体3上的单光子计数率为a*2，获得实际晶体4上的单光子计数率为a*4。假设上述4个实际晶体上的单光子计数率的均值为b，则4个实际晶体上的单光子计数率的总和是4b，因此，可以获得实际晶体1上的单光子计数率为4b/15，获得实际晶体2上的单光子计数率为8b/15，获得实际晶体3上的单光子计数率为16b/15，获得实际晶体4上的单光子计数率为32b/15。
为了实现上述根据实际晶体上的单光子计数率获得晶体接收效率的过程，首先要获得实际晶体上的单光子计数率。在一个例子中，对于每个实际晶体，可以统计出该实际晶体接收到的单光子计数，并根据单光子计数以及单光子计数的接收时间，获得所述实际晶体的单光子计数率。如通过实际晶体接收到的单光子计数除以该接收时间，得到所述实际晶体的单光子计数率。
在另一个例子中，可以获得对应一个扫描位置的多个单光子计数分量，根据多个单光子计数分量，得到与所述扫描位置对应的虚拟晶体的单光子计数率，根据所述虚拟晶体的单光子计数率获得所述虚拟晶体对应的实际晶体的单光子计数率。
其中，根据虚拟晶体的单光子计数率获得实际晶体的单光子计数率的过程，在上面的内容中已经指出，将从实际晶体53至实际晶体58的这个晶体串中的每个实际晶体在对应扫描位置13时接收到的光子数累加，得到虚拟晶体11的单光子计数，因此一个虚拟晶体的单光子计数是多个实际晶体的单光子计数的和，且一个虚拟晶体的单光子计数率是多个实际晶体的单光子计数率的和。假设虚拟晶体的单光子计数率为c，则说明从实际晶体53至实际晶体58这多个实际晶体上的单光子计数率的总和是c，基于从实际晶体53至实际晶体58这多个实际晶体的单光子计数率之间的比例关系，就可获得实际晶体的单光子计数率。
由于延迟随机符合数据的噪声水平较大，因此需要对延迟随机符合数据进行去噪声处理，以获得随机符合数据。在介绍对延迟随机符合数据进行去噪声处理之前，首先介绍随机符合数据，这一随机符合数据就是本申请中需要得到的随机符合数据，可以通过对延迟随机符合数据进行去噪声处理后得到。
其中，该去噪声处理后的随机符合数据是响应线上的随机符合数据。响应线指的是获得符合数据的两个虚拟晶体之间的连接线。在一个例子中，
响应线上的随机符合数据＝响应线的随机符合计数率*扫描时间。
假设某条响应线对应虚拟pet系统中的虚拟晶体i和虚拟晶体j，在上述公式中，响应线的随机符合计数率即该虚拟晶体i和虚拟晶体j单位时间内得到的随机符合事件计数，而扫描时间是这条响应线在实际的pet系统中的扫描时间，可以称为响应线的扫描时间。例如，可以结合图9来说明上述“响应线的扫描时间”。在图9中，虚拟的pet系统中与被检体上的某个扫描位置x对应的响应线y，在实际的pet系统中由开始扫描到结束扫描的时间段，即由时间ts至时间te的时间段，为响应线y对应的扫描时间。如下提供一种获得响应线的随机符合计数率的例子，在具体方式中并不局限于下面列举的获得方式。
在一个例子中，对于虚拟晶体i和虚拟晶体j对应的响应线上的随机符合计数率可以按照如下方式获得。对于每个虚拟晶体，根据虚拟晶体的单光子计数率，以及所述虚拟晶体在响应线上对应的各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述响应线的随机符合计数率。
如下的公式(1)，即为虚拟晶体i和虚拟晶体j对应的响应线的随机符合计数率的获得公式，下面将说明对于该公式的推导过程以及该公式的含义，以对上面提到的响应线上的随机符合计数率的获得方法进行说明。
其中，响应线在图9所示的实际的pet系统中扫描时，如图10所示，所经过的实际晶体的对数是m对。图10中示例了响应线的扫描过程，实线的响应线表示该响应线的起始扫描点，两条虚线的响应线表示在扫描过程中的该响应线的两个位置，整个扫描过程经过了m对实际晶体对。比如，按照响应线的方向，实际晶体81和实际晶体82是一个晶体对，实际晶体83和实际晶体84是一个晶体对，共有m对实际晶体对。并且上述响应线的扫描过程中经过的实际晶体对中的实际晶体，可称为虚拟晶体在响应线上对应的各个实际晶体，比如虚拟晶体i在响应线上对应的各个实际晶体包括实际晶体81、实际晶体83等。
在公式(1)中，i和j是响应线上的两个虚拟晶体的编号，x1、x2、…xm是虚拟晶体i在该响应线上对应的各个实际晶体，y1、y2、…ym是虚拟晶体j在该响应线上对应的各个实际晶体，ηix1、ηix2、ηixm是实际晶体x1、x2、…xm对应的晶体接收效率，ηjy1、ηjy2、ηjym是实际晶体y1、y2、…ym对应的晶体接收效率，
在上面的过程中已经介绍，每个虚拟晶体可以对应多个实际晶体，如虚拟晶体1对应实际晶体1、实际晶体2和实际晶体3，虚拟晶体6对应实际晶体7、实际晶体8和实际晶体9。基于此，假设在第一个扫描位置，虚拟晶体1对应实际晶体1，虚拟晶体6对应实际晶体7；在第二个扫描位置，虚拟晶体1对应实际晶体2，虚拟晶体6对应实际晶体8；在第三个扫描位置，虚拟晶体1对应实际晶体3，虚拟晶体6对应实际晶体9。针对公式(1)，当i为1，j为6时，则实际晶体对的数量m为3，x1可为实际晶体1、x2为实际晶体2、x3为实际晶体3、y1为实际晶体7、y2为实际晶体8、y3为实际晶体9。
在公式(1)中，可以令：
其中，αij是虚拟晶体i和虚拟晶体j的晶体对接收效率。
基于此，公式(1)可以简化为：
在得到响应线的随机符合计数率rij之后，由于响应线上的随机符合数据为随机符合计数率*扫描时间，因此响应线上的随机符合数据可为：
其中，t为响应线对应的扫描时间，rij为该响应线的随机符合数据。
基于上述分析，随机符合数据
由于被检体发射到虚拟晶体i和虚拟晶体j上的单光子计数率的统计是比较困难的，因此由
在一个例子中，延迟随机符合数据
为了确定出虚拟晶体的集合a和虚拟晶体的集合b，在一个例子中，可以给出集合a内的虚拟晶体的数量，并给出集合b内的虚拟晶体的数量。通常情况下，集合a内的虚拟晶体的数量与集合b内的虚拟晶体的数量相同，假设数量为h个，如图11所示，该数量h为10个。而且，集合a内的虚拟晶体是连续的，集合b内的虚拟晶体也是连续的。在此基础上，只要集合a内包含虚拟晶体i，集合b内包含虚拟晶体j即可。因此，集合a内包含虚拟晶体i在内的连续的h个虚拟晶体，集合b内包含虚拟晶体j在内的连续的h个虚拟晶体。
在一个例子中，虚拟晶体i可以位于连续的h个虚拟晶体的中间，例如，如果h/2为整数，则虚拟晶体i是集合a中的第h/2个虚拟晶体，如果h/2为小数，则虚拟晶体i是集合a中的对h/2向上取整个虚拟晶体。同理，虚拟晶体j是集合b中的第h/2个虚拟晶体，或者对h/2向上取整个虚拟晶体。
当然，虚拟晶体i和虚拟晶体j也可以是其它位置的虚拟晶体，如虚拟晶体i是集合a中的第一个虚拟晶体，或者最后一个虚拟晶体等，虚拟晶体j是集合b中的第一个虚拟晶体，或者最后一个虚拟晶体等，本申请实施例中对于虚拟晶体i和虚拟晶体j的位置不再说明，只要得到集合a和集合b即可。
需要说明的是，上述延迟符合窗法获得的是实际晶体对应的延迟随机符合数据，因此，需要根据实际晶体对应的延迟随机符合数据获得虚拟晶体对应的延迟随机符合数据。在一个例子中，可以获知每个虚拟晶体对应的所有实际晶体，并根据这些实际晶体对应的延迟随机符合数据，获得在一条响应线上的两个虚拟晶体对应的延迟随机符合数据。例如，虚拟晶体1对应实际晶体1、实际晶体2和实际晶体3，虚拟晶体2对应实际晶体4、实际晶体5和实际晶体6，则在一条响应线上的虚拟晶体1和虚拟晶体2对应的延迟随机符合数据可以为：实际晶体1与实际晶体4对应的延迟随机符合数据，加上实际晶体2与实际晶体5对应的延迟随机符合数据，加上实际晶体3与实际晶体6对应的延迟随机符合数据。
例如，当i为11，j为16时，虚拟晶体的集合b可以是虚拟晶体15、虚拟晶体16、虚拟晶体17组成，虚拟晶体的集合a可以是虚拟晶体10、虚拟晶体11、虚拟晶体12组成。基于此，k的取值可以为10、11、12，l的取值可以为15、16、17。当k的取值为12，l的取值为17时，则
在一个例子中，随机符合数据ril可以通过如下公式获得：
随机符合数据rjk可以通过如下公式获得：
随机符合数据rlk可以通过如下公式获得：
进一步的，由于l∈b，k∈a，因此，rib可以通过如下公式获得：
同理，rja可以通过如下公式获得：
基于此，
通过整理公式(2)，得出：
由于rij为
进一步的，通过整理公式(4)，就可以得出：
之后，将上述rib和rja代入公式(5)中，可以得出：
rij就是去噪声处理后的随机符合数据。需要说明的是，将随机符合数据ril，rjk，rlk用延迟随机符合数据
在上述公式中，αil是虚拟晶体i和虚拟晶体l的晶体对接收效率，αjk是虚拟晶体j和虚拟晶体k的晶体对接收效率，αlk是虚拟晶体l和虚拟晶体k的晶体对接收效率。例如，当i为11，j为16，k的取值为12，l的取值为17时，则αil是虚拟晶体11和虚拟晶体17的晶体对接收效率，αjk是虚拟晶体16和虚拟晶体12的晶体对接收效率，αlk是虚拟晶体17和虚拟晶体12的晶体对接收效率。
其中，αil的获得公式与上述αij的获得公式类似，只是将αij中的j替换成l，如：
αjk的获得公式与上述αij的获得公式类似，只是将αij中的j替换成k，将αij中的i替换成j；αlk的获得公式与上述αij的获得公式类似，只是将αij中的j替换成k，将αij中的i替换成l，在此不再赘述。
由上述描述，本申请实施例的图像重建的方法，应用于包括多个实际晶体的医疗设备，并可以包括图12中所示的步骤1201-1204。
在步骤1201中，获得被检体在连续进床扫描模式下的扫描数据。
其中，在连续进床扫描模式下的扫描过程中，被检体中的放射性核素在衰变过程中可以释放出正电子e+。当正电子e+与被检体内环境中的e-相遇时，可以产生正电子湮灭事件，该正电子湮灭事件可以产生γ光子，实际晶体可以接收该γ光子，而这些γ光子的接收信息(如接收时间、接收位置等)就是扫描数据。当然，扫描数据还可以包括其它信息，所有在连续进床扫描模式下的扫描过程中得到的数据均可以认为是扫描数据，在此不再详加赘述。
在步骤1202中，将实际晶体虚拟对应一个以上虚拟晶体，根据扫描数据获得响应线的延迟随机符合数据。
其中，在上面的过程中已经介绍到，可以通过将实际晶体虚拟对应一个以上的虚拟晶体，继而形成虚拟pet的系统，而实际晶体与虚拟晶体的对应关系是根据实际晶体位置和扫描位置信息确定的，在此不再重复赘述。
其中，在上面的过程中已经介绍到，基于扫描数据，可以采用延迟符合窗法获得实际晶体对应的延迟随机符合数据。此外，针对两个虚拟晶体来说，可以根据这两个虚拟晶体对应的所有实际晶体的延迟随机符合数据，获得这两个虚拟晶体对应的延迟随机符合数据，在此不再重复赘述。
在步骤1203中，根据实际晶体的晶体接收效率对延迟随机符合数据进行去噪声处理，得到随机符合数据。
在一个例子中，在步骤1203之前，还可以获得实际晶体的单光子计数率，并根据实际晶体的单光子计数率得到该实际晶体的晶体接收效率。
在一个例子中，所述获得实际晶体的单光子计数率的过程，可以包括如下方式：
方式一：统计所述实际晶体接收到的单光子计数，并根据所述单光子计数以及所述单光子计数的接收时间，得到所述实际晶体的单光子计数率。
方式二：获得对应所述被检体一个扫描位置的多个单光子计数分量；根据所述多个单光子计数分量，得到与所述扫描位置对应的虚拟晶体的单光子计数；根据与所述扫描位置对应的虚拟晶体的单光子计数以及所述的扫描位置的扫描时间，得到所述虚拟晶体的单光子计数率；根据所述虚拟晶体的单光子计数率，得到所述虚拟晶体对应的实际晶体的单光子计数率。
其中，由于虚拟晶体固定对应被检体的某个扫描位置，可以向该虚拟晶体中累加各个实际晶体的单光子计数。一个单光子计数分量是所述扫描位置运动到对应的一个实际晶体时，所述实际晶体接收到的单光子计数，并且在对应所述扫描位置时，所述实际晶体和所述虚拟晶体与扫描位置的相对位置关系相同。
在根据所述多个单光子计数分量，得到与所述扫描位置对应的虚拟晶体的单光子计数率的过程中，可以根据被检体的进床运动信息以及接收到的单光子的接收时间确定所述单光子对应的被检体的扫描位置；并将所述多个单光子计数分量累加到与所述扫描位置对应的虚拟晶体中，可以得到所述虚拟晶体的单光子计数；根据所述虚拟晶体的单光子计数以及所述虚拟晶体对应的扫描位置在扫描过程中的扫描时间，可以得到所述虚拟晶体的单光子计数率。
在一个例子中，根据实际晶体的单光子计数率得到实际晶体的晶体接收效率的过程，可以包括：在不同剂量下，根据实际晶体的单光子计数率，以及单光子计数率与晶体接收效率之间的函数关系，得到所述实际晶体的晶体接收效率，所述函数关系是根据不同剂量下获得的晶体接收效率得到的；或者，在同一剂量下，获得实际晶体的单光子计数率与所有实际晶体的单光子计数率的均值之间的比值，并将所述比值作为所述晶体接收效率。
在一个例子中，根据实际晶体的晶体接收效率对延迟随机符合数据进行去噪声处理，得到随机符合数据，可以包括：确定响应线上的两个虚拟晶体、以及所述两个虚拟晶体在响应线上对应的各个实际晶体，并获取各个实际晶体的晶体接收效率；根据所述各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述两个虚拟晶体的晶体对接收效率，并根据所述晶体对接收效率对所述延迟随机符合数据进行去噪声处理，得到随机符合数据。
本发明实施例中，根据所述各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述两个虚拟晶体的晶体对接收效率，可以包括：针对所述响应线上的虚拟晶体i和虚拟晶体j，根据所述虚拟晶体i在所述响应线上对应的m个实际晶体的晶体接收效率、所述虚拟晶体j在所述响应线上对应的m个实际晶体的晶体接收效率，得到所述虚拟晶体i和所述虚拟晶体j的晶体对接收效率。
在一个例子中，可以根据如下公式获得所述两个虚拟晶体的晶体对接收效率：
在一个例子中，根据所述晶体对接收效率对所述延迟随机符合数据进行去噪声处理，得到随机符合数据，可以包括：根据包含虚拟晶体i的一组虚拟晶体的集合a、包含虚拟晶体j的一组虚拟晶体的集合b、虚拟晶体i和虚拟晶体l的晶体对接收效率、虚拟晶体j和虚拟晶体k的晶体对接收效率、虚拟晶体l和虚拟晶体k的晶体对接收效率，对虚拟晶体i和虚拟晶体l对应的延迟随机符合数据、虚拟晶体j和虚拟晶体k对应的延迟随机符合数据、虚拟晶体l和虚拟晶体k对应的延迟随机符合数据，进行去噪声处理，得到虚拟晶体i和虚拟晶体j所在响应线的随机符合数据，其中，i,j,k和l为非负整数，虚拟晶体l属于集合b，虚拟晶体k属于集合a。
在一个例子中，可以根据如下公式对所述延迟随机符合数据进行去噪声处理：
在步骤1204中，根据所述随机符合数据进行图像重建。
其中，可以根据所述随机符合数据对所述扫描数据进行处理，并利用处理后的所述扫描数据进行图像重建。例如，在图像重建过程中，可以采用剔除随机符合数据的方式进行图像重建，也可以将随机符合数据作为一个因子参与图像重建。对于每条响应线都使用该响应线上的去噪声处理后的随机符合数据，从而使得用于图像重建的数据更加准确。
基于上述技术方案，本申请实施例中，可以根据实际晶体的晶体接收效率对延迟随机符合数据进行去噪声处理以得到随机符合数据。根据随机符合数据对所述扫描数据进行处理，并利用处理后的所述扫描数据进行图像重建，以提高图像重建的质量。
图13示例了一个对被检体进行扫描的应用场景，例如，可以是通过连续进床扫描模式对被检体进行扫描。工作人员1301可以通过控制台1302操作探测装置(该装置包括多个实际晶体)1303，以对扫描床1304上的被检体1305进行连续进床扫描。在扫描过程中，探测装置1303中的各个实际晶体可以将接收到的单光子计数传送到后端的处理装置1306，该处理装置1306可以是用于对探测装置接收到的数据进行处理并进行图像重建的装置。该处理装置1306就可以执行上面方法实施例中描述的图像重建的方法。其中，控制台1302、探测装置1303和处理装置1306可以是医疗设备内部的几个功能模块。
本申请还提供了一种图像重建的装置，该装置可以应用于包括多个实际晶体的医疗设备，图14是根据一示例性实施例示出的一种图像重建装置的硬件结构示意图。参照图14，该图像重建装置可包括处理器1401以及机器可读存储介质1402。其中，处理器1401和机器可读存储介质1402通常借由内部总线1403相互连接。在其他可能的实现方式中，所述装置还可能包括外部接口1404，以能够与其他设备或者部件进行通信。
在不同的例子中，所述机器可读存储介质1402可以是rom(read-onlymemory，只读存储器)、易失存储器、非易失性存储器、闪存、存储驱动器(如硬盘驱动器)、固态硬盘、任何类型的存储盘(如光盘、dvd等)，或者类似的存储介质，或者它们的组合。
进一步地，机器可读存储介质1402上存储有图像重建的控制逻辑。如图15所示，从功能上划分，所述图像重建的控制逻辑可包括：获得模块1501、处理模块1502和重建模块1503。
获得模块1501可用于获得被检体在连续进床扫描模式下的扫描数据；将实际晶体虚拟对应一个以上虚拟晶体，根据所述扫描数据获得响应线的延迟随机符合数据。
处理模块1502可用于根据实际晶体的晶体接收效率对所述延迟随机符合数据进行去噪声处理，得到随机符合数据；
重建模块1503可用于根据所述随机符合数据进行图像重建。
在一个例子中，所述获得模块1501还可以用于获得实际晶体的单光子计数率，根据所述实际晶体的单光子计数率得到所述实际晶体的晶体接收效率。
在一个例子中，在用于在获得实际晶体的单光子计数率时，所述获得模块1501可用于统计所述实际晶体接收到的单光子计数，并根据所述单光子计数以及所述单光子计数的接收时间，得到所述实际晶体的单光子计数率。
在另一个例子中，在用于在获得实际晶体的单光子计数率时，所述获得模块1501可用于获得对应一个扫描位置的多个单光子计数分量，根据所述多个单光子计数分量，得到与所述扫描位置对应的虚拟晶体的单光子计数；根据所述虚拟晶体的单光子计数以及所述扫描位置的扫描时间，得到所述虚拟晶体的单光子计数率；根据所述虚拟晶体的单光子计数率，得到所述虚拟晶体对应的实际晶体的单光子计数率；
其中，一个单光子计数分量是所述扫描位置运动到对应的一个实际晶体时，所述实际晶体接收到的单光子计数，且所述实际晶体与所述虚拟晶体在对应所述扫描位置时与所述扫描位置的相对位置关系相同。
在一个例子中，当根据所述实际晶体的单光子计数率得到所述实际晶体的晶体接收效率，所述获得模块1501可用于在不同剂量下，根据所述实际晶体的单光子计数率，以及单光子计数率与晶体接收效率之间的函数关系，得到所述实际晶体的晶体接收效率，所述函数关系是根据不同剂量下计算的晶体接收效率得到；或者，所述获得模块1501可用于在同一剂量下，获得所述实际晶体的单光子计数率与所有实际晶体的单光子计数率的均值之间的比值，并将所述比值作为所述晶体接收效率。
在一个例子中，当根据实际晶体的晶体接收效率对所述延迟随机符合数据进行去噪声处理，得到随机符合数据时，所述处理模块1502可用于确定响应线上的两个虚拟晶体、以及所述两个虚拟晶体在所述响应线上对应的各个实际晶体，并获取所述各个实际晶体的晶体接收效率；根据所述各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述两个虚拟晶体的晶体对接收效率；根据所述晶体对接收效率对所述延迟随机符合数据进行去噪声处理，得到随机符合数据。
在一个例子中，当根据所述各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述两个虚拟晶体的晶体对接收效率时，所述处理模块1502可用于针对所述响应线上的虚拟晶体i和虚拟晶体j，根据所述虚拟晶体i在所述响应线上对应的m个实际晶体的晶体接收效率、所述虚拟晶体j在所述响应线上对应的m个实际晶体的晶体接收效率，得到所述虚拟晶体i和所述虚拟晶体j的晶体对接收效率。
在一个例子中，当根据所述晶体对接收效率对所述延迟随机符合数据进行去噪声处理，得到随机符合数据时，所述处理模块1502可用于根据包含虚拟晶体i的一组虚拟晶体的集合a、包含虚拟晶体j的一组虚拟晶体的集合b、虚拟晶体i和虚拟晶体l的晶体对接收效率、虚拟晶体j和虚拟晶体k的晶体对接收效率、虚拟晶体l和虚拟晶体k的晶体对接收效率，对虚拟晶体i和虚拟晶体l对应的延迟随机符合数据、虚拟晶体j和虚拟晶体k对应的延迟随机符合数据、虚拟晶体l和虚拟晶体k对应的延迟随机符合数据，进行去噪声处理，得到虚拟晶体i和虚拟晶体j的随机符合数据，其中，i,j,k和l为非负整数，虚拟晶体l属于集合b，虚拟晶体k属于集合a。
下面以软件实现为例，进一步描述该图像重建装置如何执行该图像重建的控制逻辑。在该例子中，本申请图像重建的控制逻辑应理解为存储在机器可读存储介质1402中的计算机指令。当本申请图像重建装置上的处理器1401执行该控制逻辑时，该处理器1401通过调用机器可读存储介质1402上保存的控制逻辑对应的指令执行如下操作：
获得被检体在连续进床扫描模式下的扫描数据；
将实际晶体虚拟对应一个以上虚拟晶体，根据所述扫描数据获得响应线的延迟随机符合数据，所述响应线为是获得符合数据的两个虚拟晶体之间的连接线；
根据实际晶体的晶体接收效率对所述延迟随机符合数据进行去噪声处理，得到随机符合数据；
根据所述随机符合数据进行图像重建。
在一示例中，所述机器可执行指令还可促使所述处理器1401：获得实际晶体的单光子计数率；根据所述实际晶体的单光子计数率得到所述实际晶体的晶体接收效率。
在一示例中，为获得实际晶体的单光子计数率，所述机器可执行指令促使所述处理器：统计所述实际晶体接收到的单光子计数；根据所述单光子计数以及所述单光子计数的接收时间，得到所述实际晶体的单光子计数率。
在另一示例中，为获得实际晶体的单光子计数率，所述机器可执行指令促使所述处理器：获得对应所述被检体一个扫描位置的多个单光子计数分量；根据所述多个单光子计数分量，得到与所述扫描位置对应的虚拟晶体的单光子计数；根据所述虚拟晶体的单光子计数以及所述扫描位置的扫描时间，得到所述虚拟晶体的单光子计数率；根据所述虚拟晶体的单光子计数率，得到所述虚拟晶体对应的实际晶体的单光子计数率。其中，一个单光子计数分量是所述扫描位置运动到对应的一个实际晶体时，所述实际晶体接收到的单光子计数，且所述实际晶体与所述虚拟晶体在对应所述扫描位置时与所述扫描位置的相对位置关系相同。
在一示例中，当根据所述实际晶体的单光子计数率得到所述实际晶体的晶体接收效率时，所述机器可执行指令促使所述处理器：在不同剂量下，根据所述实际晶体的单光子计数率以及单光子计数率与晶体接收效率之间的函数关系，得到所述实际晶体的晶体接收效率，所述函数关系是根据不同剂量下计算的晶体接收效率得到。
在另一示例中，当根据所述实际晶体的单光子计数率得到所述实际晶体的晶体接收效率时，所述机器可执行指令促使所述处理器：在同一剂量下，获得所述实际晶体的单光子计数率与所有实际晶体的单光子计数率的均值之间的比值，并将所述比值作为所述晶体接收效率。
在一示例中，当根据实际晶体的晶体接收效率对所述延迟随机符合数据进行去噪声处理，得到随机符合数据时，所述机器可执行指令促使所述处理器：确定响应线上的两个虚拟晶体、以及所述两个虚拟晶体在所述响应线上对应的各个实际晶体，并获取所述各个实际晶体的晶体接收效率；根据所述各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述两个虚拟晶体的晶体对接收效率；根据所述晶体对接收效率对所述延迟随机符合数据进行去噪声处理，得到的随机符合数据。
在一示例中，根据所述各个实际晶体的晶体接收效率，得到所述两个虚拟晶体的晶体对接收效率，所述机器可执行指令促使所述处理器：针对所述响应线上的虚拟晶体i和虚拟晶体j，根据所述虚拟晶体i在所述响应线上对应的m个实际晶体的晶体接收效率、所述虚拟晶体j在所述响应线上对应的m个实际晶体的晶体接收效率，得到所述虚拟晶体i和所述虚拟晶体j的晶体对接收效率，其中，i、j和m为非负整数。
在一示例中，当根据所述晶体对接收效率对所述延迟随机符合数据进行去噪声处理，得到随机符合数据时，所述机器可执行指令促使所述处理器：根据包含虚拟晶体i的一组虚拟晶体的集合a、包含虚拟晶体j的一组虚拟晶体的集合b、虚拟晶体i和虚拟晶体l的晶体对接收效率、虚拟晶体j和虚拟晶体k的晶体对接收效率、虚拟晶体l和虚拟晶体k的晶体对接收效率，对虚拟晶体i和虚拟晶体l对应的延迟随机符合数据、虚拟晶体j和虚拟晶体k对应的延迟随机符合数据、虚拟晶体l和虚拟晶体k对应的延迟随机符合数据，进行去噪声处理，得到虚拟晶体i和虚拟晶体j的随机符合数据，其中，i,j,k和l为非负整数，虚拟晶体l属于集合b，虚拟晶体k属于集合a。
对于装置示例而言，由于其基本对应于方法实施例，所以相关之处参见方法示例的部分说明即可。以上所描述的装置示例仅仅是示意性的，其中所述作为分离部件说明的单元可以是或者也可以不是物理上分开的，作为单元显示的部件可以是或者也可以不是物理单元，即可以位于一个地方，或者也可以分布到多个网络单元上。可以根据实际的需要选择其中的部分或者全部模块来实现本申请方案的目的。本领域普通技术人员在不付出创造性劳动的情况下，即可以理解并实施。
以上所述仅为本申请的较佳实施例而已，并不用以限制本申请，凡在本申请的精神和原则之内，所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本申请保护的范围之内。
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