针对SPECT/CT系统的迭代锥形射束CT重建的截断补偿

技术领域

本申请涉及医学成像领域。其具体应用于计算机断层摄影（CT）成像 的重建方案。然而，其还一般地应用于其他成像模态，例如但不限于，单 光子发射计算机断层摄影（SPECT）和正电子发射断层摄影（PET）。

背景技术

在诊断核成像中，在放射性核素通过患者的血流时，针对对循环系统 进行成像或者针对对积聚所注射放射性药物的特定器官进行成像，而对放 射性进行研究。有利地，所述放射性药物可以被设计为集中于所选组织中， 以提供对那些所选组织的优选成像。

在单光子发射计算机断层摄影（SPECT）中，使用一个或多个通常被 称作伽马相机的辐射探测器，以通过由放射性衰变事件造成的辐射发射， 来探测放射性药物。通常，每个伽马相机包括辐射探测器阵列和设置在所 述辐射探测器阵列前方的准直器。所述准直器限定线形或小角度锥形视线， 使得探测到的辐射包括投影数据。如果在角度视场范围，例如180°或360° 角度范围上移动所述伽马相机，则得到的投影数据可以被重建为患者中的 放射性药物分布的图像。

在正电子发射断层摄影（PET）中，放射性药物的放射性衰变事件产生 正电子。每个正电子与电子相互作用，以产生正电子-电子湮灭事件，其发 射两个反向的伽马射线。使用符合探测电路，围绕成像患者的辐射探测器 的环形阵列探测与所述正电子-电子湮灭相对应的符合反向伽马射线事件。 连接两个符合探测的响应线（LOR）包括正电子-电子湮灭事件的位置。这 种响应线可以被重建，以产生所述放射性药物分布的图像。

在飞行时间PET（TOF-PET）中，所述两个符合γ射线事件的探测时 间之间小的时间差被用于沿所述LOR（响应线）定位所述湮灭事件。

在计算机断层摄影（CT）成像中，辐射源辐照成像受试者；并且设置 在所述成像受试者相对侧的辐射探测器阵列探测所传输的辐射。归因于由 所述成像受试者中的组织对辐射的不同衰减，所探测的辐射可以被重建为 描绘所述成像受试者中的辐射吸收结构的图像。

针对核发射断层摄影和X射线透射型断层摄影的重建算法包括滤波后 向投影（FBP）或卷积后向投影法，以及重建发射和透射投影数据所必须的 相关联的滤波。FBP是采用到达探测器的信号（signal-to-detector）的方案 的分析方法。FBP容易实现、计算快速，并且一般为线性的。然而，FBP 有一些限制，值得一提的的是未提供对源自于探测器的低光子计数的噪声 的建模，这抑制了信噪比（SNR）。降低使用FBP重建的图像噪声的一种方 式是使用更高的辐射剂量，但这是关乎患者安全的问题。

另一类重建技术是使用复杂的迭代算法的迭代重建方法，所述迭代算 法细化并建立图像表示，并且能够提供针对衰减、噪声、散射、探测器效 率、空载时间、解剖模型、患者运动，以及放射性示踪剂动力学，等等的 校正。

然而，迭代重建方法容易有截断误差。原理上，迭代重建方法通过将 对重建图像的模拟采集与所测量的数据进行比较而进行。例如，在CT的情 况中，所述方法计算所重建的衰减图像的线积分，并将它们与所测量的衰 减进行比较。根据模拟数据与测量数据之间的差，以迭代方式细化所述重 建图像，直到所述模拟数据匹配所述测量数据。在未囊括完整成像目标的 截断重建FoV（重建体积）的情况中，所述测量数据可以包含最初位于所 述重建FoV外部的衰减。然而，所述迭代方法，在给定固定的FoV在匹配 模拟的和测量的衰减中，将该衰减放在所述FoV内部。这可能导致强的伪 影，例如拖尾和阴影。截断问题对于成像目标的横截轴（trans-axial）截断 尤其严重。增大重建FoV，以囊括完整的成像目标，去除截断伪像。类似 的论证应用于发射断层摄影的情况，在发射断层摄影中重建示踪剂放射性， 而非衰减。

有关SPECT和PET成像技术两者的一个问题在于，由放射性核素与探 测器之间的患者的解剖结构的光子吸收和散射扭曲了得到的图像。一种技 术使用X射线CT扫描数据来生成衰减图。由于X射线和伽马射线两者均 被硬组织（例如，骨或甚至是合成植入物）更强地衰减（与软组织相比）， 所述CT数据可以被用于估计针对由放射性药物发射的伽马射线的衰减图。 如果所重建的衰减图遭遇截断误差的问题，所述误差将被带到经校正的 SPECT/PET投影数据中，造成不准确的重建放射性值。

本申请提供新的改进的系统和方法，其克服了上文提到的问题以及其 他问题。

发明内容

根据一个方面，提出了一种用于诊断成像的方法。所述方法包括使用 第一成像模态采集处于检查区域中的受试者的投影数据；定义视场（FoV）， 所述视场具有横截轴方向的体素网格；确定所述受试者的最大横截轴跨度； 通过将所述FoV的所述体素网格扩展到所述FoV外部的至少一个扩展区 域，生成扩展FoV，所述扩展区域至少囊括所确定的最大横截轴跨度和所 述横截轴方向中的衰减；以及将所采集的投影数据迭代地重建为所述扩展 FoV的图像表示。

根据另一方面，提出了一种成像扫描器。所述成像扫描器包括第一成 像扫描器，所述第一成像扫描器使用第一成像模态采集处于检查区域中的 受试者的投影数据。至少一个处理器被编程为执行以下步骤：定义视场 （FoV），所述视场具有在横截轴方向中的体素网格；确定所述受试者的最 大横截轴跨度；通过将所述FoV的所述体素网格扩展到所述FoV外部的至 少一个扩展区域，生成扩展FoV，所述扩展区域至少囊括所确定的最大横 截轴跨度和所述横截轴方向中的衰减；以及将所采集的投影数据迭代地重 建为所述扩展FoV的图像表示。

根据另一方面，提出了一种多模态成像系统。所述系统包括CT扫描器 和核成像扫描器，所述CT扫描器采集检查区域中受试者的CT投影数据， 所述核成像扫描器采集所述检查区域中的受试者的核投影数据。至少一个 CT重建处理器被编程为执行以下步骤：在所述CT投影数据中定义视场 （FoV），所述视场具有在横截轴方向中的体素网格；确定所述受试者的最 大横截轴跨度；通过将所述FoV的所述体素网格扩展到所述FoV外部的至 少一个扩展区域，生成扩展FoV，所述扩展区域至少囊括所确定的最大横 截轴跨度和所述横截轴方向中的衰减；将所述CT投影数据迭代地重建为所 述扩展FoV的衰减图；以及基于所述迭代地重建的衰减图校正所述和核投 影数据。

一个优点在于视场截断误差得以减小。

另一优点在于可以更准确地针对衰减和散射效应校正发射断层摄影数 据。

本领域普通技术人员在阅读和理解以下详细描述时将认识到本发明更 进一步的优点。

附图说明

本发明可以采取各种部件和部件的布置，以及各种步骤和步骤的安排 的形式。附图仅出于图示优选的实施例的目的，并且不应被解释为限制本 发明。

图1是组合SPECT/CT单机架系统的图解视图；

图2A是在未在横截轴方向中囊括受试者的视场中的迭代重建的图像 表示，其造成强的伪影；

图2B是迭代重建的图像表示，对其以扩展视场进行所述重建以减小截 断误差；

图2C是用户选择的视场和扩展视场的图像表示；

图3是用于针对迭代重建方法的截断补偿的方法的流程图；

图4A至图4D是用于确定扩展视场的可选方法的流程图；以及

图5是用于扩展视场的体素网格为扩展视场的方法的流程图。

具体实施方式

参考图1，诊断成像系统10同时地和/或独立地执行计算机断层摄影 （CT）和核成像，例如PET或SPECT。所述成像系统10包括限定患者接 收膛14的固定壳体12。由所述壳体12支撑的可旋转机架16被布置为绕所 述膛旋转，以限定共用检查区域18。纵向和/或垂直地调节支撑要被成像和 /或检查的患者或受试者22的患者支撑体20，以实现对所述患者在所述检 查区域中的期望定位。

为了提供CT成像能力，安装在所述可旋转机架16上的X射线组件24 包括诸如X射线管的X射线源26，以及过滤器、准直器，和/或快门组件 28。所述准直器将来自所述X射线源26的辐射准直为锥形射束或楔形射束， 一个或多个基本上平行的扇形射束，等等。所述快门门控所述射束打开或 关闭。X射线探测器30，例如固态平板探测器，安装在所述可旋转机架16 上与所述X射线组件24相对。在图示的实施例中，所述探测器面板相对于 辐射的投影中心偏移，或者在横截轴平面中从辐射的中心横向平移。偏移 探测器的几何位置是合乎期望的，因为它们允许增大的FoV，或者允许较 小的探测器尺寸。较大的探测器倾向与更为复杂、造价昂贵，可能限制总 体系统设计，并且可能限制探测器定位或患者接触等等。也预期跨越完整 视场的具有宽的、非偏移探测器的X射线系统。

随着所述机架旋转，所述X射线组件24和所述X射线探测器30一起 绕所述检查区域18旋转，以跨完整360°回转、多重回转，或较小的弧度， 采集CT投影数据。每个CT投影指示沿所述X射线组件24与所述X射线 探测器30的探测元件之间的线性路径的X射线衰减。所采集的CT投影数 据被存储在CT数据缓存32中，并且由CT重建处理器34处理为CT图像 表示，并然后被存储在CT图像存储器单元36中。所述X射线源、所述准 直器/快门组件、所述探测器，以及所述重建处理器一起，定义了用于生成 解剖学、CT、X射线或第一图像的系统或装置。

为了提供功能性核成像能力，将一个或多个核探测头40a、40b，例如 单光子发射断层摄影（SPECT）探测器，以能够移动的方式安装到所述旋 转机架16。在同一机架上安装所述X射线组件24和所述核探测头40a、40b 允许所述检查区域18通过两种模态被成像，而无需移动所述患者22。在一 个实施例中，所述探测头由安装到所述旋转机架16的机器人组件（未示出） 以能够移动的方式支撑。所述机器人组件使得能够关于所述患者22以可选 的偏移量，例如90°偏移、180°彼此相对等等，定位所述探测头。每个SPECT 探测头均包括准直器，使得已知每个所探测的辐射事件已沿可识别的线性 或小角度锥形视线发生，以使所采集的辐射包括投影数据。所采集的SPECT 投影数据被存储在数据缓存42中，并被SPECT重建处理器44处理成SPECT 图像表示，并且被存储在SPECT图像存储器单元46中。所述SPECT探测 头和所述SPECT重建处理器一起，定义了用于生成核、功能或第二图像的 系统装置。

在另一实施例中，所述功能成像系统或装置包括正电子发射断层摄影 （PET）探测器。PET探测器的一个或多个环关于所述患者接收膛14布置， 以接收来自其的伽马辐射。探测到的符合辐射事件的对定义了LOR，所述 LOR以列表模式存储在数据缓存中，并被PET重建处理器处理为PET图像 表示，并且存储在PET图像存储器单元中。所述（一个或多个）PET探测 器环和所述PET重建处理器一起，定义了用于生成所述功能图像的系统或 装置。

通常采用滤波卷积后向投影（FBP）来重建发射和透射投影数据。FBP 是采用到达探测器的信号方案的分析方法，即，其假设来自X射线管上的 焦斑的点源辐射作为单一细线通过体素的中心，去往每个探测器元的中心。 FBP容易实现并且计算快速。然而，FBP具有一些限制，值得一提的是， 没有提供对来源于低光子计数的噪声的建模，这抑制了信噪比（SNR）。为 了克服使用FBP重建的图像噪声，可以使用较高的辐射剂量，但这是关乎 患者安全的问题。

可选的技术是迭代重建方法，其使用复杂的迭代算法，例如最概然期 望最大化法（MLEM）或者有序子集期望最大化（OSEM），其细化并建立 图像表示，并且能够提供针对衰减、噪声、散射、探测器效率、空载时间、 解剖模型、患者运动，以及放射性示踪剂动力学，等等的校正。在迭代算 法中，做出对FoV中的放射性或衰减的初始估计。换言之，例如，从FBP 或假设均匀的信号分布，生成初始图像表示。计算投影数据，或从所述初 始图像前向投影所述投影数据，并将所述投影数据与相应的采集投影数据 进行比较。将所计算的投影数据与实际投影数据之间的差后向投影到所述 初始图像表示上，以更新所述图像表示。迭代所述算法，直到所述差最小 化，或者最佳方案可用。

尽管迭代重建方法具有吸引人的性质，例如在解决噪声数据时它们能 够生成具有与FBP相比较低噪声的重建，但它们易于产生截断误差。

由用户或临床医师选择具有选定的体素网格的FoV，并且确定包括所 述FoV外部的扩展区域的扩展FoV（扩展FoV）。为了补偿截断误差，所述 CT重建处理器34在重建期间自动地扩展所述视场（FoV），使得其在所述 横截轴方向中包括完整的受试者，以计入所述CT投影数据中存在的所有衰 减，或者所述PET/SPECT投影数据中存在的所有放射性。

在一个用于确定所述扩展FoV的实施例中，将所述FoV前向投影在所 采集的X射线投影数据上，以定义所述FoV“覆盖区(footprint)”。所述横 截轴方向中所述FoV覆盖区外部实质的衰减或放射性的量的存在指示截 断。然后选择所述扩展FoV足够大，使得其囊括所述横截轴方向中所有投 影中存在的所有衰减或放射性。如果所述受试者在所述横截轴方向延伸超 过所述探测器，则该方法可能不适用，即所述受试者延伸超过所述扫描器 FoV，在该情况下，可以使用以下方法中的一种用于确定所述扩展FoV。

在另一实施例中，从所述受试者的体重和身高结合关于典型患者体型 的统计数据，估计所述受试者的横截轴跨度。测量所述受试者的身高和体 重，并然后将它们与患者汇集或数据库进行比较，所述患者汇集或数据库 根据关于身高和体重的统计数据，把最大横截轴跨度编入索引。然后确定 所述扩展FoV，以囊括该估计的患者尺寸。类似地，可以从患者汇集估计 典型的最大横截轴跨度。然后将该最大跨度用于确定所述扩展FoV。

在用于确定所述扩展FoV的跨度的另一实施例中，可以从其他可用图 像数据估计所述受试者的跨度，例如从之前采集的CT、MRI、SPECT、PET 或类似的图像表示。类似地，可以从同时或相继采集的被成像的患者区域 没有移出所述检查区域18的投影数据或重建的图像数据，估计所述受试者 的跨度。例如，在用所述成像系统10进行SPECT/CT或PET/CT采集时， 所述SPECT/PET数据或从其重建的图像表示可以被用于估计所述受试者的 轮廓，并且由此估计所述受试者的跨度。或者，可以采集额外的CT投影数 据，用于确定所述受试者的跨度。

在用于确定所述扩展FoV的另一实施例中，在非常大的FoV进行第一 重建（可能是以低的分辨率），已知所述非常大的FoV囊括完整的受试者。 例如，所述FoV可以被选为至少如所述扫描器膛那样大。然后可以在该第 一重建中探测真实患者轮廓，并且可以相应地选择针对所扩展的重建的所 述扩展FoV。

一旦所述扩展FoV得以确定，则根据所述重建的使用目的和计算硬件 限制，以多种方式扩展所述FoV以囊括所述扩展FoV。在一个实施例中， 所述FoV的所述体素网格被扩展到所述FoV外部的至少一个扩展区域，直 到所述扩展FoV的尺寸。换言之，增加所述FoV的所述体素网格中体素的 数目，同时每个体素的尺寸保持不变。在另一实施例中，如果由于处理存 储器或处理时间上的限制而使得无法达到所述FoV体素网格的扩展，则增 加所述FoV的每个体素的尺寸或维度，同时所述网格中体素的数目保持恒 定，由此扩大所述体素网格的空间跨度。

在确定了所述扩展FoV的所述体素网格的位置之后，基于所述扩展 FoV，例如使用迭代重建方法，至少生成所述FoV的图像表示，并将所述 图像表示存储到CT图像存储器36中，用于在图形用户界面50上显示。所 述图形用户界面50还包括用户输入设备，临床医师或用户通过用户输入设 备与扫描控制器52交互，以选择扫描序列和协议，等等。

在一个实施例中，所述扩展FoV被显示有所述用户选择的FoV标签。 额外地，标签可以指示完全采样的FoV以及可能的欠采样区域。或者，在 所述FoV的所述体素网格被扩展的实施例中，可以剪切重建的图像表示， 以仅显示用户定义的FoV。在所述FoV的所述体素网格被扩大或扩展并扩 大的实施例中，或者所述体素的一些或全部的尺寸被放大的实施例中，重 建的图像表示被再次采样，回到所述用户选择的FoV的体素尺寸。

在另一实施例中，重建的扩展FoV被用于生成衰减图，用于校正用所 述核成像扫描器采集的投影数据，例如SPECT或PET发射数据。对于精确 的衰减校正，重要的是所述衰减图表示整个目标，以抵消采集期间的所有 衰减。尽管对于用户定义的FoV的不是这种情况，通过使用所描述的方法 以及从所述扩展FoV重建生成衰减图，可以确保完全覆盖。例如，所述 SPECT重建处理器44接收所述扩展FoV的重建的图像表示，并且从其生 成衰减图。所述衰减图被用于校正由所述受试者的解剖结构对光子的吸收 和散射。

尽管针对在计算机断层摄影图像重建中的使用描述了利用扩展FoV以 补偿截断误差的迭代重建方法，但是所述方法还可应用于其他成像模态中， 也可以针对所述其他成像模态执行迭代重建方法。例如，所述扩展FoV迭 代重建方法可以被应用于单层CT、PET、SPECT，等等。至于所述成像系 统10，所述SPECT重建处理器44可以通过利用单层CT结合迭代重建算 法，补偿所采集的SPECT发射数据中的截断误差，以生成SPECT图像表 示。

参考图3，提供一种用于迭代重建方法中的截断补偿的方法。从所述检 查区域18采集所述受试者的投影数据S100。使用图形用户界面52，临床 医师定义或选择视场S102。确定受试者的最大横截轴跨度S104，然后将其 用于确定扩展的视场S106，所述扩展视场至少囊括所确定的最大横截轴跨 度以及横截轴方向中的所有衰减或放射性。使用所采集的投影数据迭代地 重建所述扩展的视场S108。

可以以多种方式显示所重建的图像表示S110。

在CT投影数据为CT透射数据的实施例中，可以将重建的所述扩展 FoV的CT图像表示用于生成衰减图S110，所述衰减图被用于校正核投影 数据（例如SPECT/PET数据）S112，然后将所述核投影数据，例如迭代地， 重建为衰减校正的核图像表示S114。

可以以多种方式确定所述受试者的横截轴跨度。在图4A中所图示的实 施例中，所述扩展FoV的位置、所述FoV被前向投影在所采集的X射线投 影数据上，以定义所述FoV“覆盖区”S200。所述横截轴方向中所述FoV 覆盖区外部实质衰减的量的存在指示截断。所述扩展FoV然后被选择为足 够大S202，以使其囊括所述横截轴方向中所有投影中存在的所有衰减。如 果所述受试者在所述横截轴方向扩展超过所述探测器，即，所述受试者扩 展超过所述扫描器FoV，则该方法可能不适用，在这种情况下，可以使用 以下方法中的一种用于确定所述扩展FoV。

参考图4B，在另一实施例中，从所述受试者的体重和身高，结合有关 典型患者体型的统计数据，估计他/她的横截轴跨度S304。测量所述受试者 的身高和体重S300，并且将其交叉引用到患者汇集或数据库，并且根据有 关身高和体重的统计数据估计所述最大横截轴跨度302。然后确定所述扩展 FoV304，以囊括该估计的患者尺寸。类似地，可以从患者汇集估计典型的 最大横截轴跨度。然后将该最大跨度用于确定所述扩展FoV。

参考图4C，在另一实施例中，从其他可获得的图像数据，例如从之前 采集的CT、SPECT、PET、等等图像表示，估计所述受试者的跨度。通过 所述重建处理器34、44获得之前的采集S400，以及生成所述受试者的轮廓 S402。然后从所述受试者轮廓确定所述最大跨度S404。类似地，可以从同 时或相继采集的投影数据，估计所述受试者的跨度，在所述投影数据中， 被成像的患者区域保留在所述检查区域18内。

参考图4D，使用低分辨率和/或诸如FBP的快速算法，在所选的非常 大的FoV S500中执行第一重建S502，已知所述FoV S500囊括完整的受试 者。例如，所述FoV被选为至少如所述扫描器膛那样大。在该第一重建中 确定真实的患者轮廓S504，并且根据所确定的轮廓的最大横截轴跨度，选 择针对所扩展的重建的所述扩展FoV。

参考图5，根据所述重建的使用目的和计算硬件限制，可以以多种方式 将所述FoV扩展以囊括所述扩展FoV。一在个实施例中，所述FoV的体素 网格被扩展到所述FoV外部的至少一个扩展区域，直到扩展FoV的尺寸。 换言之，增加所述FoV的体素网格中体素的数目，而每个体素的尺寸保持 相同。在另一实施例中，如果所述FoV体素网格的扩展可能由于处理存储 器或处理时间而不可达到，则增加所述FoV的每个体素的尺寸或维度，而 网格中体素的数目保持恒定，由此扩大所述体素网格的空间跨度。

可以以各种方式实现本文中公开的各种计算和控制部件，例如通过计 算机或其他设备，包括被编程的数字处理器，或者包括执行所公开的处理 的固件，或者通过被配置为执行所公开的处理或其部分的混合或模拟电路， 等等。在一些实施例中，所述计算部件可以通过具有适当固件或编程的计 算机来实现。本文中所公开的技术可以通过处理器或其他硬件得以实现， 和/或可以被实现为存储指令的存储介质，所述指令在被这种处理器或其他 硬件运行时，执行所公开的方法。这样的存储介质可以通过一种或多种类 型的存储介质来实现，例如以下的一种或多种：磁盘、光盘、闪存或其他 静电存储器；随机存取存储器（RAM）；只读存储器（ROM）；DVD；等等。

己参考优选的实施例描述了本发明。他人在阅读和理解前面的详细描 述时可以想到多种修改和变型。本发明旨在被解释为包含所有这样的修改 和变型，只要它们落入权利要求书或其等价方案的范围之内。