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具有单一探测器的PETCT系统.pdf

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1、(10)申请公布号 CN 103220978 A (43)申请公布日 2013.07.24 CN 103220978 A *CN103220978A* (21)申请号 201180055216.2 (22)申请日 2011.11.15 61/415,140 2010.11.18 US A61B 6/03(2006.01) G01T 1/164(2006.01) (71)申请人皇家飞利浦电子股份有限公司地址荷兰艾恩德霍芬 (72)发明人 C赫尔曼 (74)专利代理机构永新专利商标代理有限公司 72002 代理人王英刘炳胜 (54) 发明名称具有单一探测器的 PET-CT 系统 (5。

2、7) 摘要具有第一探测器层（24）和第二探测器层（26）的辐射探测器（16）包围检查区域（14）。所述第一层的探测器包括闪烁体（72）和诸如雪崩光电二极管的光探测器（74）。所述第二探测器层（26）的所述探测器包括闪烁体（62）和光探测器（64）。所述第一层的所述闪烁体（72）具有比所述第二层的所述闪烁体（62）小的横断面。一组，例如九个所述第一层闪烁体（72）覆盖每个第二组闪烁体（62）。在 CT 模式下，所述第一层探测器探测透射辐射以生成具有相对高分辨率的 CT 图像，并且所述第二层所述探测器探测 PET 或 SPECT。

3、辐射以生成用于重建为较低分辨率发射图像的核数据。因为所述第一层探测器和第二层探测器是对齐的，所以所述透射图像和所述发射图像固有地是对齐的。 (30)优先权数据 (85)PCT申请进入国家阶段日 2013.05.16 (86)PCT申请的申请数据 PCT/IB2011/055081 2011.11.15 (87)PCT申请的公布数据 WO2012/066469 EN 2012.05.24 (51)Int.Cl. 权利要求书 3 页说明书 5 页附图 5 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请权利要求书3页说明书5页附图5页 (10)申请公布号 CN 。

4、103220978 A CN 103220978 A *CN103220978A* 1/3 页 2 1. 一种辐射探测器系统（16），包括：探测器（72， 74）的第一探测器层（24），所述探测器（72， 74）具有第一横断面尺寸并且将来自透射辐射源的入射辐射转换为透射数据或者将发射辐射转换为功能或发射数据；探测器（62， 64）的至少一个第二探测器层（26），所述探测器（62， 64）具有第二横断面尺寸并且被设置在所述第一层的下方以将发射辐射转换为发射数据。 2. 一种成像系统（10），包括：机架（12），其限定检查区域（14）。

5、；多个根据权利要求 1 所述的探测器系统（16），其被设置于所述检查区域的周围；至少一个透射辐射源（20， 20a， 20b， 20n）；至少一个重建引擎（40， 46），其将所述透射数据重建为解剖学图像并且将所述发射数据重建为功能图像。 3. 根据权利要求 1-2 中任一项所述的系统，其中，所述第二探测器层（26）的每个探测器单元（62， 64）被所述第一探测器层（24）的一组所述探测器（72， 74）覆盖。 4. 根据权利要求 1-3 中任一项所述的系统，其中，所述第二横断面尺寸基本上是所述第一横断面尺寸的整数倍。 5. 根据权利要求。

6、 1-4 中任一项所述的系统，其中，所述第一探测器层（24）包括第一闪烁体（72）的阵列和第一光探测器（74）的阵列；并且所述第二探测器层（26）包括第二闪烁体（62）的阵列和第二光探测器（64）的阵列。 6. 根据权利要求 5 所述的系统，其中，所述第一探测器阵列（74）和所述第二探测器阵列（64）均包括分别与所述第一闪烁体（72）和所述第二闪烁体（62）光学耦合的雪崩光电二极管阵列。 7. 根据权利要求 1-6 中任一项所述的系统，其中，所述透射辐射源是 X 射线源；所述功能或发射数据是 PET 数据；所述第一探测器。

7、层（24）采集 CT 数据并且包括一组 CT 探测器（72， 74），所述 CT 探测器（72， 74）电耦合到一起以作为 PET 探测器来工作并且采集 PET 数据。 8. 根据权利要求 7 所述的系统，其中，所述第一闪烁体（72）具有大小为阻止大部分从 20keV 到 120keV 的辐射的厚度，并且所述第二闪烁体（62）具有大小为阻止大部分约为 511keV 的辐射的厚度。 9. 根据权利要求 1-8 中任一项所述的系统，还包括：一个或多个额外的探测器阵列，其具有与所述第二探测器层的相应探测器（62， 64）对齐的发射辐射探测器（62N，。

8、64N）。 10. 根据权利要求 1-8 中任一项所述的系统，还包括：防散射滤线栅（22），其在碳纳米管（180）的有效聚焦区域的对面，在对象和所述探测器之间围绕所述检查区域（14）旋转。 11. 根据权利要求 2-10 中任一项所述的成像系统（10），其中，所述透射源（20， 20a， 20b， 20n）与防散射滤线栅（22）一起关于所述检查区域（14）旋转以采集所述透射数据。 12. 根据权利要求 2-11 中任一项所述的成像系统（10），其中，所述透射源包括多个分布在所述检查区域（14）周围的固定的分布式 X 射线源（20，。

9、20n）。 13. 根据权利要求 12 所述的成像系统（10），还包括：权利要求书 CN 103220978 A 2 2/3 页 3 防散射滤线栅（22），其在所述固定的分布式 X 射线源（201，， 20n）的有效聚焦区域的对面围绕所述检查区域（140）旋转。 14. 一种方法，包括：在第一探测器层（24）的第一探测器（72， 74）处将来自透射辐射源的入射辐射转换为透射数据，每个第一探测器具有第一横断面尺寸并且具有大小为阻止大部分 20keV 到 120keV 之间的辐射而使绝大部分 511keV 辐射通过的厚度；在第二探测器层（2。

10、6）的第二探测器处将发射辐射转换为发射数据，每个第二探测器具有第二横断面尺寸并且具有大小为阻止大部分 511keV 辐射的厚度，所述第二探测器层被设置于所述第一探测器层的下方。 15. 根据权利要求 14 所述的方法，其中，以列表模式收集所述核数据，并且还包括：重建所述发射数据集以生成功能图像。 16. 根据权利要求 14 和 15 中任一项所述的方法，还包括：从所述第一探测器层采集 CT 数据并且从所述第二探测器层采集 PET 数据。 17. 根据权利要求 14 所述的方法，其中，所述第一探测器层（24）和和所述第二探测器层（26）包围检查区域（14。

11、），并且还包括：在所述透射辐射到透射数据的所述转换期间，旋转围绕所述检查区域旋转的防散射滤线栅（22）。 18. 根据权利要求 17 所述的方法，还包括：协同所述防散射滤线栅（22）的旋转，围绕所述检查区域（14）旋转所述透射辐射源（20， 20a， 20b）。 19. 根据权利要求 17 所述的方法，其中，所述透射辐射源包括多个固定地安装在所述检查区域（14）周围的分布式辐射源（201， 20n），并且还包括：协同所述防散射滤线栅（22）的所述旋转，顺序地激活所述分布式辐射源。 20. 一种混合式透射和发射辐射成像系统（10），。

12、包括：机架，其限定检查区域（14）；至少一个透射辐射源（20），其被设置于邻近所述检查区域以辐照所述检查区域的至少部分；多个探测器，其被设置于所述检查区域周围，每个探测器包括：闪烁体（60）的第一阵列，其被设置为接收来自所述检查区域中对象的所述发射辐射和来自所述至少一个透射辐射源的所述透射辐射；所述闪烁体的第一阵列中的闪烁体具有大小为阻止所述透射辐射并且使至少一些所述发射辐射通过的厚度，并且具有第一横断面，光学探测器（63）的第一阵列，所述光学探测器的至少一个与所述第一闪烁体阵列中的每个闪烁体光学耦合，从而以与所述第一横断面的尺寸相对。

13、应的第一分辨率生成透射数据和发射数据；闪烁体（60）的第二阵列被设置于所述闪烁体的第一阵列的下方，以至少接收通过所述闪烁体的第一阵列的发射辐射，所述第二阵列的所述闪烁体具有大于所述第一横断面的第二横断面；光学探测器（64）的第二阵列，所述光学探测器的第二阵列的至少一个光学探测器与所述第二闪烁体阵列的每个闪烁体光学耦合，从而以与所述第二横断面尺寸相对应的第二分辨率生成发射数据；以及重建处理器（30），其将来自所述第一探测器阵列和第二探测器阵权利要求书 CN 103220978 A 3 3/3 页 4 列的所述发射数据转换为具有所述第二分辨率的。

14、发射图像表示，并且将来自所述第一探测器阵列的所述透射数据转换为所述第二分辨率的透射图像。权利要求书 CN 103220978 A 4 1/5 页 5 具有单一探测器的 PET-CT 系统技术领域 0001 以下涉及医疗领域、医疗成像领域、医疗诊断领域、正电子发射断层摄影（PET）成像领域、计算机断层摄影（CT）领域和相关领域。背景技术 0002 正电子发射断层摄影（PET）、单光子发射计算机断层摄影（SPECT）和其他成像模态在肿瘤诊断、评估和治疗规划中的使用正不断增加。PET 和 SPECT 必须给对象（例如，人类或动物对象）施予放射。

15、药剂，并且通过所述放射药剂探测从所述对象发射的辐射。可以定制所述放射药剂以优选地在血流或其他感兴趣解剖区域中进行收集，从而为那些区域提供图像对比。对于肿瘤学， PET 和 SPECT 被认为是对透射计算机断层摄影（CT）或磁共振（MR）的补充，因为 PET 和 SPECT 偏向于提供与代谢活动相关的功能信息，而 CT 和 MR 主要提供结构信息。 0003 通常，肿瘤专家使用 CT 图像来勾画癌性肿瘤和附近的 “紧要组织” ，例如附近的辐射敏感器官。基于所勾画的特征生成调强放疗（IMRT）规划，并使用直线加速器（ “linac” ）或其他放射治疗系统来实施。

16、。通常使用 PET 或 SPECT 图像作为补充数据，以提供诸如标准摄取值（SUV）的功能信息、评估任何可见的坏死或转移，等等。针对诸如检测早期恶性肿瘤或病变或者检测癌扩散的存在和速度的检测任务， PET 和 SPECT 有时可能优于 CT，因为 PET 的功能敏感性可以令早期肿瘤或病变呈现为反映高的局部代谢的亮斑。 0004 然后将患者移动到 PET/CT 或 SPECT/CT 扫描器以生成功能数据。需格外小心地将对象定位于 CT 和 PET 或 SPECT 扫描器两者中的同一位置。甚至 1mm 或更小的错位都可能导致显著的配准误差。 0005 给患者注射放射药剂，并且。

17、重建一个或多个功能图像。PET 图像通常具有比 CT 图像更低的分辨率，例如，每个体素可能大约为 4mm3。在 PET 重建期间，使用 CT 图像作为衰减图来修正 PET 或用于衰减。 0006 在诸如肿瘤学的各种应用中，将所述功能性图像和 PET 图像组合或融合。因为所述功能图像基本不携带结构信息或解剖信息，并且所述 CT 图像基本不提供功能信息，因而在解剖图像和功能图像之间基本不存在可用于配准两者的共性。而是，精确的配准通常依赖于在两个扫描器中精确的患者定位。因此，在患者定位上甚至少量的错位都可导致在组合或融合图像中显著的配准误差。发明内容 0007 以下提供。

18、了一种新的和改进的装置和方法，其解决了上述问题和其他问题。 0008 根据一个方面，提供一种辐射探测器，其至少具有第一层探测器并且至少具有第二层探测器。第一层的探测器具有第一横断面尺寸并且将来自透射辐射源的入射辐射转换为透射数据。第二探测器层的探测器具有与第一横断面尺寸不同的第二横断面尺寸，并且被设置于第一探测器层的下方以将发射辐射转换为核数据，例如功能或发射数据。说明书 CN 103220978 A 5 2/5 页 6 0009 根据另一方面，提供一种在第一探测器层的第一探测器中将透射辐射转换为透射数据的方法。每个第一探测器都具有第一横断面尺寸。在第二探测器层的第。

19、二探测器将发射辐射转换为核数据。每个第二探测器都具有比第一探测器横断面尺寸更大的横断面尺寸。将第二探测器层设置于第一探测器层下方。 0010 一个优势在于对于 PET 和 CT 成像两者都更有效的扫描系统。 0011 另一优势在于改进的和简化的配准，因为无需在卧榻上移动患者。 0012 另一优势在于提供了对于混合 PET-CT 系统降低的花费，因为 CT 的探测器部分将在 PET 中重复使用。 0013 在阅读和理解以下详细说明后，更多的优点对于本领域普通技术人员而言将是显而易见的。附图说明 0014 图1以图解地示出了具有单一辐射探测器和旋转X射线源和散射滤线栅的混合成像系。

20、统。 0015 图 2 图示了根据本发明的一方面的探测器阵列的示范性分割。 0016 图 3 是一个 PET 探测器和九个 CT 探测器的探测组件的扩展视图。 0017 图 4 与图 3 类似，但是将 PET 探测器配置为三层级的作用深度信息。 0018 图5图示了具有多个分布式X射线源和旋转防散射滤线栅的可选实施例的横断面视图。 0019 图 6 图示了将 X 射线源设置于检查区域两端的另一实施例；并且 0020 图 7 图解地示出了针对图 2 中图示的具有单一探测器成像系统的合适的方法。具体实施方式 0021 参考图 1，混合成像系统 10 包括单一机架 12，所述单一机架。

21、12 在其中限定了检查区域14。在所述检查区域周围设置一圈辐射探测器，所述一圈辐射探测器在患者支架18延伸到检查区域时，探测由患者支架 18 上的患者或其他对象发出的辐射或者穿过患者支架 18 上的患者或其他对象的辐射。在图 1 的实施例中，设置诸如 X 射线管的透射辐射源 20 和防散射滤线栅（也称为散射拒绝准直器） 22以围绕检查区域14旋转。在一个实施例中，所述防散射滤线栅在 PET、 SPECT 或其他核扫描期间可从检查区域移动以获取功能或发射数据（如，核数据）。所述防散射滤线栅是一组叶片，所述叶片中的每个与X射线源的焦点对齐，使得探测器阵列接收从辐。

22、射源直接穿过防散射滤线栅的辐射，而阻挡来自其他方向的辐射。 0022 透射辐射源 20 通常生成能量为 20-140keV 的 X 射线；然而，在 PET 成像中探测到的伽马射线具有511keV的能量，而在SPECT成像中探测到的伽马射线能量是141keV。探测器阵列 16 具有第一层探测器 24 和至少一个第二探测器层 26，所述第一层探测器 24 的厚度基本上捕获全部 CT 辐射事件，所述第二探测器层 26 的厚度基本上捕获全部 PET 辐射事件。机架 12 与一个或多个处理器 30 连接，所述处理器 30 继而与一个或多个存储器 32 连接。采集控制器 34 。

23、访问存储器 32 中合适的 CT 采集协议 36。所述采集控制器 34 控制机架和 X 射线源以生成 CT 数据，所述 CT 数据存储在 CT 数据缓存器 38 中并由 CT 重建引擎或算法 40 重建为存储在存储器中的 CT 图像表示 42。说明书 CN 103220978 A 6 3/5 页 7 0023 采集控制器访问采集协议36以取回用于控制机架生成列表模式数据集44的合适的 PET 成像协议，所述列表模式数据集 44 由 PET 重建引擎 46 重建为 PET 图像 48。术语 “列表模式” 旨在包含任意用于存储包括能量、时间和位置信息的 PET 数据事件的形式。。

24、在列表模式中，所有辐射事件均保存在列表中。在 PET 数据重建期间，将来自 CT 图像 42 的数据作为衰减图以在列表模式 PET 数据上执行衰减校正。 0024 图像处理器 50 将 CT 和 PET 图像组合以生成存储在存储器 32 中的组合图像 52。预期本领域已知的各种类型的组合图像或融合图像。视频或其他显示控制器 54 令显示器 56 显示组合的 PET、 CT、或其他图像以及它们的组合。操作者使用键盘或其他输入设备 58 在各种图像选项中进行选择以及控制采集控制器 34 在各种成像协议中进行选择。一个或多个成像设施存储器 32 可以包括一个或多个磁存储介质、一个或多。

25、个光存储介质、一个或多个静电存储介质等等。一些例示性的范例包括：硬盘或其他内部存储设备或一个或多个计算机 24 的设备；外接硬盘驱动器；独立磁盘冗余阵列（RAID）系统；远程网络存储设施；等等。所述一个或多个成像设备存储器 32 也可以包括或者可以访问由拥有医学成像设施或与医学成像设施相关联的医院或其他组织维护的图像归档和通信系统（PACS）。 0025 在一个实施例中，每个单一辐射探测器 60 包括闪烁体和生成用于处理的数字信号的硅光电倍增管（SiPM）阵列。SiPM 是像素化传感器，其包括在盖革模式下工作的高度分离的单一雪崩光电二极管单元阵列。。

26、数字 SiPM 为 PET-CT 混合系统支持飞行时间（time-of-flight）并且允许通过在高采样频率下采样光信号进行辐射探测。这在申请 WO2009/115956（发表于 2009 年 9 月 24 日）中进一步描述，在此通过引用将其全文并入，并且描述了数字 SiPM，针对转换到光电子的光子的入射速率，其允许高达 100MHZ 的采样速率。当与例如 LYSO、 GOS、 LSO 等的快速闪烁体相组合时，甚至可以实现具有能量分辨的单光子探测，这提供了重要额外诊断信息。 0026 参考图 2 与图 3，探测器阵列 16 包括多个探测器单元 60，在图示的实施例中，。

27、每个所述探测器单元 60 包括一个 PET 探测器和九个 CT 探测器。在图示的实施例中，第二探测器层 24 包括 PET 探测器阵列，所述 PET 探测器均包括闪烁体 62，所述闪烁体 62 在图示的实施例中约为 4mm x4mm 以生成分辨率为 4mm3的 PET 图像。也预期诸如在 2.8x2.8mm3到 8x8mm3范围内的其他尺寸。闪烁体具有基本上阻止所有伽马射线并且将其转换为光的足够的厚度，例如，对于 511keV 辐射大约为 2.8mm 到 8mm。PET 闪烁体六个面中的五个面涂有光透射阻挡、反射层。第六面，在图示的实施例中的底面，光学耦合到光探测。

28、器 64。在图示的实施例中，光探测器 64 包括一个或多个硅光电倍增管（SiPM）阵列 65。来自 SiPM 的输出由集中器 Ak 集合，并且被传递到处理层 66，所述处理层 66 将 PET 数据传递到评估模块。光探测器以一对一的方式与相应的闪烁体元件关联，虽然这不是必须的。如仅针对一个光探测器所示，每个光探测器包含多个 “单元” 。每个光探测器的所有探测器单元的探测信号与集中器网络Ak通信，在所述集中器网络Ak中，湮没事件期间或光电子生成期间探测到的粒子的总数量被确定为数字值。 0027 第一层 24 包括 CT 探测器阵列，所述 CT 探测器的阵列由相对应。

29、的 PET 探测器的闪烁体62的辐射接收面支撑。在图示的实施例中，每个PET探测器被九个CT探测器覆盖。为简化构造， PET 探测器具有基本上是 CT 探测器横断面尺寸整数倍的横断面，但这不是必须的。如图 3 中图示，每个 CT 探测器包括闪烁体 72，所述闪烁体 72 六个面中的五个面覆盖不说明书 CN 103220978 A 7 4/5 页 8 透光、反射层（未示出）。对应的光探测器74在与每个闪烁体光学耦合。同样，在图示的实施例中，所述光探测器 74 包括一个或多个 SiPM 阵列。每个 CT 探测器闪烁体 72 具有可以阻止至少大部分CT辐射的。

30、厚度，例如，约1-4mm。在图示的实施例中，闪烁体约为1.4x1.4mm2，以生成体素为 1.4mm3的 CT 图像。也预期其他尺寸。如图 2 中图示，每个光探测器 74 与连线层 76 连接，所述连线层 76 可包括评估模块或与评估模块电连接。在图示的实施例中，每个光探测器包括与集中器 Ak 连接的 SiPM 阵列。 0028 尽管光探测器 64、 74 被图示为与每个闪烁体的底面光学耦合，但是可以预期将光探测器连接到其他表面，例如一个或多个侧面。 0029 因为 PET 辐射具有较高能量（约 511keV）而 CT 辐射具有较低能量（约 20-140keV）。

31、，因而在 CT 闪烁体中优选地阻止 CT 辐射而 PET 辐射以少量相互作用穿过 CT 闪烁体。可以忽略在 CT 成像期间来自 PET 闪烁体中任何闪烁数据。CT 闪烁体中任何 PET 伽马射线反应可以在 PET 成像期间使用以导出作用深度信息。 0030 为确定作用深度信息，在 PET 成像期间可以将（图示的实施例中）每个九个 CT 探测器的阵列的输出耦合到一起，并且如单一 PET 探测器对待。接着得知发生在 CT 闪烁体 72 的第一层的来自 PET 伽马射线的闪烁发生的作用深度在 0 到 CT 闪烁体的厚度之间。接着得知在 PET 闪烁体 62 中探测到的闪烁的作用深。

32、度在与 CT 闪烁体厚度（加上由光探测器阵列 74 增加的当量深度）相等的深度到与 PET 探测器闪烁体的厚度加上 CT 闪烁体的厚度相等的深度之间。例如， CT 闪烁体可以为 4mm 厚并且 PET 扫描器为 4mm 厚，以给 PET 辐射提供作用深度信息。 0031 如图 4 所示， PET 探测器可被分成 N 个 PET 探测器而不是单一 PET 探测器，其中 N 是复数整数。通过为 CT 闪烁体和 PET 闪烁体选择合适的厚度，可以为每个 N+1 深度范围生成作用深度数据。也就是说，将覆盖第一 PET 探测器的闪烁体 621的 CT 探测器组分为一组以定义第一深度。

33、范围。闪烁体 621定义第二深度范围。N 个另外的 PET 探测器的 N 个另外的闪烁体 64N与第一个 PET 闪烁体 641对齐来定义第三到第 N 深度范围。 0032 在图 5 中图示的一个实施例中， X 射线源包括围绕在检查区域周围的包围患者的 n 个分布式 X 射线源 201， 20n（其中 n 为复数整数）。例如，通过顺序激活 X 射线源，有效区域围绕检查区域移动而 X 射线源保持固定。所述 X 射线源可以包括，例如，碳纳米管（CNT）。在该范例中，在每个源被激活以将 X 射线聚焦到探测器阵列时， ASG22 旋转到每个源的对面。 0033 CT 成像使用来自。

34、不同观察角度的投影图像。传统的系统使用移动的 X 射线源以获取个体投影。使用带有与投影数目相同的数量的源的固定分布式 X 射线源可无须通过机械运动而实现。其优点在于，可能更快的图像采集速度、更高的时空分辨率和更简单的系统设计。旋转以生成 X 射线的碳纳米管（CNT）具有向有效聚焦区域发射电子的场发射阴极。 CNT 发射器的特征在于高电流密度的稳定发射、冷发射、对发射的电子极佳的空间控制和良好的可配置性。防散射滤线栅 22 旋转以保持与 CNT 的有效聚焦区域径向相对，从而减少探测器 20 上的辐射散射并产生更锐利的图像。当撞击探测器的辐射来自有限的小角度时，散射减。

35、少。 0034 在图 6 中图示的另一实施例中，在检查区域 14 的相对端安装 X 射线源 20a、 20b。无论旋转的还是分布式的，每个 X 射线源具有与其一起旋转的关联的 ASG22a、 22b。通过以说明书 CN 103220978 A 8 5/5 页 9 大于X射线源的最大扇形角度的角度来在角度上补偿X射线源和ASG，可减少或消除ASG之间的机械干扰。在一个实施例中， ASG22a、 22b具有止动位置，在所述止动位置中可将ASG电子地、机械地、手动地或者以其他方式移动到检查区域之外。此外，注射可以可选地在扫描前发生。 0035 在图 7 中图示了用于在混。

36、合 PET/CT 扫描系统中探测辐射的方法 100 的一个实施例。虽然将方法 100 在下面图示和描述为一系列动作或事件，但是应该理解，这些动作或事件的图示顺序不应被解读为限制性的意义。例如，一些动作可以以不同于本文中图示和 / 或描述的不同的顺序发生，和/或与本文图示和/或描述之外的其他动作或事件同时发生。此外，实现本文的描述中的一个或多个方面或实施例并不需要所有的图示动作。再者，在本文中描述的一个或多个动作可在一个或多个独立的动作和 / 或阶段执行。 0036 在 102，采集控制器 34 从第一探测器层 22 采集 CT 数据。所述采集控制器 34 获得存储在。

37、CT 数据缓存器 38 中的采集参数 36。在 104， CT 重建引擎 40 重建 CT 图像。在 106，从检查区域 14 移除防散射滤线栅。在 108，给患者注射在 PET 扫描期间将要被成像的放射药剂。 0037 在 110，采集控制器 34 获取 PET 采集参数并且采集 PET 数据并将所述 PET 数据存储为列表模式。PET 数据的采集可以在重建 CT 数据时开始。在并行模式中，同时采集 PET 和 CT 数据；由于 PET 光子和 CT 光子之间的高的能量差，针对（低能量） CT 光子优化的 ASG 可能不会明显影响 511keV 的 PET 光子。在并行模。

38、式中，消除防散射滤线栅使其不干扰 PET 数据的采集可能是有利的。可选地，可以适当地调整 PET 数据以补偿防散射滤线栅。 0038 在 112， PET 重建引擎 46 将 PET 数据重建为 PET 图像。在 PET 重建中可将 CT 图像用作衰减图。 0039 在 114，将 PET 图像和 CT 图像组合。因为使用同一探测器阵列取得 PET 图像和 CT 图像，因而PET图像和CT图像固有地对齐并且可能无需复杂的配准算法。在116，将组合的图像和 / 或 PET 图像和 CT 图像在显示器 56 上显示或作为部分患者记录存储在临时存储器或医院档案中。在 118，将组。

39、合的图像或其他图像用作后续处理和功能的输入。例如，可在以放射治疗规划程序中使用组合的图像。 0040 本申请已描述了一个或多个优选实施例。在阅读和理解上述详细说明的基础上，其他人员可进行修改和变型。本发明旨在被解读为包括所有这样修改和变型，只要他们在所附权利要求书及其等同的范围之内。说明书 CN 103220978 A 9 1/5 页 10 图 1 说明书附图 CN 103220978 A 10 2/5 页 11 图 2 说明书附图 CN 103220978 A 11 3/5 页 12 图 3 图 4 说明书附图 CN 103220978 A 12 4/5 页 13 图 5 图 6 说明书附图 CN 103220978 A 13 5/5 页 14 图 7 说明书附图 CN 103220978 A 14 。

摘要
申请专利号：	CN201180055216.2	申请日：	20111115
公开号：	CN103220978A	公开日：	20130724
当前法律状态：		有效性：	有效
法律详情：
IPC分类号：	A61B6/03,G01T1/164	主分类号：	A61B6/03,G01T1/164
申请人：	皇家飞利浦电子股份有限公司
发明人：	C·赫尔曼
地址：	荷兰艾恩德霍芬
优先权：	61/415,140
专利代理机构：	永新专利商标代理有限公司	代理人：	王英;刘炳胜
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内容摘要

具有第一探测器层（24）和第二探测器层（26）的辐射探测器（16）包围检查区域（14）。所述第一层的探测器包括闪烁体（72）和诸如雪崩光电二极管的光探测器（74）。所述第二探测器层（26）的所述探测器包括闪烁体（62）和光探测器（64）。所述第一层的所述闪烁体（72）具有比所述第二层的所述闪烁体（62）小的横断面。一组，例如九个所述第一层闪烁体（72）覆盖每个第二组闪烁体（62）。在CT模式下，所述第一层探测器探测透射辐射以生成具有相对高分辨率的CT图像，并且所述第二层所述探测器探测PET或SPECT辐射以生成用于重建为较低分辨率发射图像的核数据。因为所述第一层探测器和第二层探测器是对齐的，所以所述透射图像和所述发射图像固有地是对齐的。

权利要求书

1.一种辐射探测器系统（16），包括：探测器（72，74）的第一探测器层（24），所述探测器（72，74）具有第一横断面尺寸并且将来自透射辐射源的入射辐射转换为透射数据或者将发射辐射转换为功能或发射数据；探测器（62，64）的至少一个第二探测器层（26），所述探测器（62，64）具有第二横断面尺寸并且被设置在所述第一层的下方以将发射辐射转换为发射数据。 2.一种成像系统（10），包括：机架（12），其限定检查区域（14）；多个根据权利要求1所述的探测器系统（16），其被设置于所述检查区域的周围；至少一个透射辐射源（20，20a，20b，20n）；至少一个重建引擎（40，46），其将所述透射数据重建为解剖学图像并且将所述发射数据重建为功能图像。 3.根据权利要求1-2中任一项所述的系统，其中，所述第二探测器层（26）的每个探测器单元（62，64）被所述第一探测器层（24）的一组所述探测器（72，74）覆盖。 4.根据权利要求1-3中任一项所述的系统，其中，所述第二横断面尺寸基本上是所述第一横断面尺寸的整数倍。 5.根据权利要求1-4中任一项所述的系统，其中，所述第一探测器层（24）包括第一闪烁体（72）的阵列和第一光探测器（74）的阵列；并且所述第二探测器层（26）包括第二闪烁体（62）的阵列和第二光探测器（64）的阵列。 6.根据权利要求5所述的系统，其中，所述第一探测器阵列（74）和所述第二探测器阵列（64）均包括分别与所述第一闪烁体（72）和所述第二闪烁体（62）光学耦合的雪崩光电二极管阵列。 7.根据权利要求1-6中任一项所述的系统，其中，所述透射辐射源是X射线源；所述功能或发射数据是PET数据；所述第一探测器层（24）采集CT数据并且包括一组CT探测器（72，74），所述CT探测器（72，74）电耦合到一起以作为PET探测器来工作并且采集PET数据。 8.根据权利要求7所述的系统，其中，所述第一闪烁体（72）具有大小为阻止大部分从20keV到120keV的辐射的厚度，并且所述第二闪烁体（62）具有大小为阻止大部分约为511keV的辐射的厚度。 9.根据权利要求1-8中任一项所述的系统，还包括：一个或多个额外的探测器阵列，其具有与所述第二探测器层的相应探测器（62，64）对齐的发射辐射探测器（62，64）。 10.根据权利要求1-8中任一项所述的系统，还包括：防散射滤线栅（22），其在碳纳米管（180）的有效聚焦区域的对面，在对象和所述探测器之间围绕所述检查区域（14）旋转。 11.根据权利要求2-10中任一项所述的成像系统（10），其中，所述透射源（20，20a，20b，20n）与防散射滤线栅（22）一起关于所述检查区域（14）旋转以采集所述透射数据。 12.根据权利要求2-11中任一项所述的成像系统（10），其中，所述透射源包括多个分布在所述检查区域（14）周围的固定的分布式X射线源（20，…，20n）。 13.根据权利要求12所述的成像系统（10），还包括：防散射滤线栅（22），其在所述固定的分布式X射线源（20，…，20）的有效聚焦区域的对面围绕所述检查区域（140）旋转。 14.一种方法，包括：在第一探测器层（24）的第一探测器（72，74）处将来自透射辐射源的入射辐射转换为透射数据，每个第一探测器具有第一横断面尺寸并且具有大小为阻止大部分20keV到120keV之间的辐射而使绝大部分511keV辐射通过的厚度；在第二探测器层（26）的第二探测器处将发射辐射转换为发射数据，每个第二探测器具有第二横断面尺寸并且具有大小为阻止大部分511keV辐射的厚度，所述第二探测器层被设置于所述第一探测器层的下方。 15.根据权利要求14所述的方法，其中，以列表模式收集所述核数据，并且还包括：重建所述发射数据集以生成功能图像。 16.根据权利要求14和15中任一项所述的方法，还包括：从所述第一探测器层采集CT数据并且从所述第二探测器层采集PET数据。 17.根据权利要求14所述的方法，其中，所述第一探测器层（24）和和所述第二探测器层（26）包围检查区域（14），并且还包括：在所述透射辐射到透射数据的所述转换期间，旋转围绕所述检查区域旋转的防散射滤线栅（22）。 18.根据权利要求17所述的方法，还包括：协同所述防散射滤线栅（22）的旋转，围绕所述检查区域（14）旋转所述透射辐射源（20，20a，20b）。 19.根据权利要求17所述的方法，其中，所述透射辐射源包括多个固定地安装在所述检查区域（14）周围的分布式辐射源（20，…，20），并且还包括：协同所述防散射滤线栅（22）的所述旋转，顺序地激活所述分布式辐射源。 20.一种混合式透射和发射辐射成像系统（10），包括：机架，其限定检查区域（14）；至少一个透射辐射源（20），其被设置于邻近所述检查区域以辐照所述检查区域的至少部分；多个探测器，其被设置于所述检查区域周围，每个探测器包括：闪烁体（60）的第一阵列，其被设置为接收来自所述检查区域中对象的所述发射辐射和来自所述至少一个透射辐射源的所述透射辐射；所述闪烁体的第一阵列中的闪烁体具有大小为阻止所述透射辐射并且使至少一些所述发射辐射通过的厚度，并且具有第一横断面，光学探测器（63）的第一阵列，所述光学探测器的至少一个与所述第一闪烁体阵列中的每个闪烁体光学耦合，从而以与所述第一横断面的尺寸相对应的第一分辨率生成透射数据和发射数据；闪烁体（60）的第二阵列被设置于所述闪烁体的第一阵列的下方，以至少接收通过所述闪烁体的第一阵列的发射辐射，所述第二阵列的所述闪烁体具有大于所述第一横断面的第二横断面；光学探测器（64）的第二阵列，所述光学探测器的第二阵列的至少一个光学探测器与所述第二闪烁体阵列的每个闪烁体光学耦合，从而以与所述第二横断面尺寸相对应的第二分辨率生成发射数据；以及重建处理器（30），其将来自所述第一探测器阵列和第二探测器阵列的所述发射数据转换为具有所述第二分辨率的发射图像表示，并且将来自所述第一探测器阵列的所述透射数据转换为所述第二分辨率的透射图像。

说明书

技术领域

以下涉及医疗领域、医疗成像领域、医疗诊断领域、正电子发射断层摄影（PET）成像领域、计算机断层摄影（CT）领域和相关领域。

背景技术

正电子发射断层摄影（PET）、单光子发射计算机断层摄影（SPECT）和其他成像模态在肿瘤诊断、评估和治疗规划中的使用正不断增加。PET 和SPECT必须给对象（例如，人类或动物对象）施予放射药剂，并且通过所述放射药剂探测从所述对象发射的辐射。可以定制所述放射药剂以优选地在血流或其他感兴趣解剖区域中进行收集，从而为那些区域提供图像对比。对于肿瘤学，PET和SPECT被认为是对透射计算机断层摄影（CT）或磁共振（MR）的补充，因为PET和SPECT偏向于提供与代谢活动相关的功能信息，而CT和MR主要提供结构信息。

通常，肿瘤专家使用CT图像来勾画癌性肿瘤和附近的“紧要组织”，例如附近的辐射敏感器官。基于所勾画的特征生成调强放疗（IMRT）规划，并使用直线加速器（“linac”）或其他放射治疗系统来实施。通常使用PET 或SPECT图像作为补充数据，以提供诸如标准摄取值（SUV）的功能信息、评估任何可见的坏死或转移，等等。针对诸如检测早期恶性肿瘤或病变或者检测癌扩散的存在和速度的检测任务，PET和SPECT有时可能优于CT，因为PET的功能敏感性可以令早期肿瘤或病变呈现为反映高的局部代谢的亮斑。

然后将患者移动到PET/CT或SPECT/CT扫描器以生成功能数据。需格外小心地将对象定位于CT和PET或SPECT扫描器两者中的同一位置。甚至1mm或更小的错位都可能导致显著的配准误差。

给患者注射放射药剂，并且重建一个或多个功能图像。PET图像通常具有比CT图像更低的分辨率，例如，每个体素可能大约为4mm3。在PET 重建期间，使用CT图像作为衰减图来修正PET或用于衰减。

在诸如肿瘤学的各种应用中，将所述功能性图像和PET图像组合或融合。因为所述功能图像基本不携带结构信息或解剖信息，并且所述CT图像基本不提供功能信息，因而在解剖图像和功能图像之间基本不存在可用于配准两者的共性。而是，精确的配准通常依赖于在两个扫描器中精确的患者定位。因此，在患者定位上甚至少量的错位都可导致在组合或融合图像中显著的配准误差。

发明内容

以下提供了一种新的和改进的装置和方法，其解决了上述问题和其他问题。

根据一个方面，提供一种辐射探测器，其至少具有第一层探测器并且至少具有第二层探测器。第一层的探测器具有第一横断面尺寸并且将来自透射辐射源的入射辐射转换为透射数据。第二探测器层的探测器具有与第一横断面尺寸不同的第二横断面尺寸，并且被设置于第一探测器层的下方以将发射辐射转换为核数据，例如功能或发射数据。

根据另一方面，提供一种在第一探测器层的第一探测器中将透射辐射转换为透射数据的方法。每个第一探测器都具有第一横断面尺寸。在第二探测器层的第二探测器将发射辐射转换为核数据。每个第二探测器都具有比第一探测器横断面尺寸更大的横断面尺寸。将第二探测器层设置于第一探测器层下方。

一个优势在于对于PET和CT成像两者都更有效的扫描系统。

另一优势在于改进的和简化的配准，因为无需在卧榻上移动患者。

另一优势在于提供了对于混合PET-CT系统降低的花费，因为CT的探测器部分将在PET中重复使用。

在阅读和理解以下详细说明后，更多的优点对于本领域普通技术人员而言将是显而易见的。

附图说明

图1以图解地示出了具有单一辐射探测器和旋转X射线源和散射滤线栅的混合成像系统。

图2图示了根据本发明的一方面的探测器阵列的示范性分割。

图3是一个PET探测器和九个CT探测器的探测组件的扩展视图。

图4与图3类似，但是将PET探测器配置为三层级的作用深度信息。

图5图示了具有多个分布式X射线源和旋转防散射滤线栅的可选实施例的横断面视图。

图6图示了将X射线源设置于检查区域两端的另一实施例；并且

图7图解地示出了针对图2中图示的具有单一探测器成像系统的合适的方法。

具体实施方式

参考图1，混合成像系统10包括单一机架12，所述单一机架12在其中限定了检查区域14。在所述检查区域周围设置一圈辐射探测器，所述一圈辐射探测器在患者支架18延伸到检查区域时，探测由患者支架18上的患者或其他对象发出的辐射或者穿过患者支架18上的患者或其他对象的辐射。在图1的实施例中，设置诸如X射线管的透射辐射源20和防散射滤线栅（也称为散射拒绝准直器）22以围绕检查区域14旋转。在一个实施例中，所述防散射滤线栅在PET、SPECT或其他核扫描期间可从检查区域移动以获取功能或发射数据（如，核数据）。所述防散射滤线栅是一组叶片，所述叶片中的每个与X射线源的焦点对齐，使得探测器阵列接收从辐射源直接穿过防散射滤线栅的辐射，而阻挡来自其他方向的辐射。

透射辐射源20通常生成能量为20-140keV的X射线；然而，在PET 成像中探测到的伽马射线具有511keV的能量，而在SPECT成像中探测到的伽马射线能量是141keV。探测器阵列16具有第一层探测器24和至少一个第二探测器层26，所述第一层探测器24的厚度基本上捕获全部CT辐射事件，所述第二探测器层26的厚度基本上捕获全部PET辐射事件。机架 12与一个或多个处理器30连接，所述处理器30继而与一个或多个存储器 32连接。采集控制器34访问存储器32中合适的CT采集协议36。所述采集控制器34控制机架和X射线源以生成CT数据，所述CT数据存储在CT 数据缓存器38中并由CT重建引擎或算法40重建为存储在存储器中的CT 图像表示42。

采集控制器访问采集协议36以取回用于控制机架生成列表模式数据集 44的合适的PET成像协议，所述列表模式数据集44由PET重建引擎46 重建为PET图像48。术语“列表模式”旨在包含任意用于存储包括能量、时间和位置信息的PET数据事件的形式。在列表模式中，所有辐射事件均保存在列表中。在PET数据重建期间，将来自CT图像42的数据作为衰减图以在列表模式PET数据上执行衰减校正。

图像处理器50将CT和PET图像组合以生成存储在存储器32中的组合图像52。预期本领域已知的各种类型的组合图像或融合图像。视频或其他显示控制器54令显示器56显示组合的PET、CT、或其他图像以及它们的组合。操作者使用键盘或其他输入设备58在各种图像选项中进行选择以及控制采集控制器34在各种成像协议中进行选择。一个或多个成像设施存储器32可以包括一个或多个磁存储介质、一个或多个光存储介质、一个或多个静电存储介质等等。一些例示性的范例包括：硬盘或其他内部存储设备或一个或多个计算机24的设备；外接硬盘驱动器；独立磁盘冗余阵列（RAID）系统；远程网络存储设施；等等。所述一个或多个成像设备存储器32也可以包括或者可以访问由拥有医学成像设施或与医学成像设施相关联的医院或其他组织维护的图像归档和通信系统（PACS）。

在一个实施例中，每个单一辐射探测器60包括闪烁体和生成用于处理的数字信号的硅光电倍增管（SiPM）阵列。SiPM是像素化传感器，其包括在盖革模式下工作的高度分离的单一雪崩光电二极管单元阵列。数字 SiPM为PET-CT混合系统支持飞行时间（time-of-flight）并且允许通过在高采样频率下采样光信号进行辐射探测。这在申请WO2009/115956（发表于 2009年9月24日）中进一步描述，在此通过引用将其全文并入，并且描述了数字SiPM，针对转换到光电子的光子的入射速率，其允许高达100MHZ 的采样速率。当与例如LYSO、GOS、LSO等的快速闪烁体相组合时，甚至可以实现具有能量分辨的单光子探测，这提供了重要额外诊断信息。

参考图2与图3，探测器阵列16包括多个探测器单元60，在图示的实施例中，每个所述探测器单元60包括一个PET探测器和九个CT探测器。在图示的实施例中，第二探测器层24包括PET探测器阵列，所述PET探测器均包括闪烁体62，所述闪烁体62在图示的实施例中约为4mm x4mm 以生成分辨率为4mm3的PET图像。也预期诸如在2.8x2.8mm3到8x8 mm3范围内的其他尺寸。闪烁体具有基本上阻止所有伽马射线并且将其转换为光的足够的厚度，例如，对于511keV辐射大约为2.8mm到8mm。 PET闪烁体六个面中的五个面涂有光透射阻挡、反射层。第六面，在图示的实施例中的底面，光学耦合到光探测器64。在图示的实施例中，光探测器64包括一个或多个硅光电倍增管（SiPM）阵列65。来自SiPM的输出由集中器Ak集合，并且被传递到处理层66，所述处理层66将PET数据传递到评估模块。光探测器以一对一的方式与相应的闪烁体元件关联，虽然这不是必须的。如仅针对一个光探测器所示，每个光探测器包含多个“单元”。每个光探测器的所有探测器单元的探测信号与集中器网络Ak通信，在所述集中器网络Ak中，湮没事件期间或光电子生成期间探测到的粒子的总数量被确定为数字值。

第一层24包括CT探测器阵列，所述CT探测器的阵列由相对应的PET 探测器的闪烁体62的辐射接收面支撑。在图示的实施例中，每个PET探测器被九个CT探测器覆盖。为简化构造，PET探测器具有基本上是CT探测器横断面尺寸整数倍的横断面，但这不是必须的。如图3中图示，每个CT 探测器包括闪烁体72，所述闪烁体72六个面中的五个面覆盖不透光、反射层（未示出）。对应的光探测器74在与每个闪烁体光学耦合。同样，在图示的实施例中，所述光探测器74包括一个或多个SiPM阵列。每个CT探测器闪烁体72具有可以阻止至少大部分CT辐射的厚度，例如，约1-4mm。在图示的实施例中，闪烁体约为1.4x1.4mm2，以生成体素为1.4mm3的CT 图像。也预期其他尺寸。如图2中图示，每个光探测器74与连线层76连接，所述连线层76可包括评估模块或与评估模块电连接。在图示的实施例中，每个光探测器包括与集中器Ak连接的SiPM阵列。

尽管光探测器64、74被图示为与每个闪烁体的底面光学耦合，但是可以预期将光探测器连接到其他表面，例如一个或多个侧面。

因为PET辐射具有较高能量（约511keV）而CT辐射具有较低能量（约 20-140keV），因而在CT闪烁体中优选地阻止CT辐射而PET辐射以少量相互作用穿过CT闪烁体。可以忽略在CT成像期间来自PET闪烁体中任何闪烁数据。CT闪烁体中任何PET伽马射线反应可以在PET成像期间使用以导出作用深度信息。

为确定作用深度信息，在PET成像期间可以将（图示的实施例中）每个九个CT探测器的阵列的输出耦合到一起，并且如单一PET探测器对待。接着得知发生在CT闪烁体72的第一层的来自PET伽马射线的闪烁发生的作用深度在0到CT闪烁体的厚度之间。接着得知在PET闪烁体62中探测到的闪烁的作用深度在与CT闪烁体厚度（加上由光探测器阵列74增加的当量深度）相等的深度到与PET探测器闪烁体的厚度加上CT闪烁体的厚度相等的深度之间。例如，CT闪烁体可以为4mm厚并且PET扫描器为4mm 厚，以给PET辐射提供作用深度信息。

如图4所示，PET探测器可被分成N个PET探测器而不是单一PET探测器，其中N是复数整数。通过为CT闪烁体和PET闪烁体选择合适的厚度，可以为每个N+1深度范围生成作用深度数据。也就是说，将覆盖第一 PET探测器的闪烁体621的CT探测器组分为一组以定义第一深度范围。闪烁体621定义第二深度范围。N个另外的PET探测器的N个另外的闪烁体 64N与第一个PET闪烁体641对齐来定义第三到第N深度范围。

在图5中图示的一个实施例中，X射线源包括围绕在检查区域周围的包围患者的n个分布式X射线源201，…，20n（其中n为复数整数）。例如，通过顺序激活X射线源，有效区域围绕检查区域移动而X射线源保持固定。所述X射线源可以包括，例如，碳纳米管（CNT）。在该范例中，在每个源被激活以将X射线聚焦到探测器阵列时，ASG22旋转到每个源的对面。

CT成像使用来自不同观察角度的投影图像。传统的系统使用移动的X 射线源以获取个体投影。使用带有与投影数目相同的数量的源的固定分布式X射线源可无须通过机械运动而实现。其优点在于，可能更快的图像采集速度、更高的时空分辨率和更简单的系统设计。旋转以生成X射线的碳纳米管（CNT）具有向有效聚焦区域发射电子的场发射阴极。CNT发射器的特征在于高电流密度的稳定发射、冷发射、对发射的电子极佳的空间控制和良好的可配置性。防散射滤线栅22旋转以保持与CNT的有效聚焦区域径向相对，从而减少探测器20上的辐射散射并产生更锐利的图像。当撞击探测器的辐射来自有限的小角度时，散射减少。

在图6中图示的另一实施例中，在检查区域14的相对端安装X射线源 20a、20b。无论旋转的还是分布式的，每个X射线源具有与其一起旋转的关联的ASG22a、22b。通过以大于X射线源的最大扇形角度的角度来在角度上补偿X射线源和ASG，可减少或消除ASG之间的机械干扰。在一个实施例中，ASG22a、22b具有止动位置，在所述止动位置中可将ASG电子地、机械地、手动地或者以其他方式移动到检查区域之外。此外，注射可以可选地在扫描前发生。

在图7中图示了用于在混合PET/CT扫描系统中探测辐射的方法100 的一个实施例。虽然将方法100在下面图示和描述为一系列动作或事件，但是应该理解，这些动作或事件的图示顺序不应被解读为限制性的意义。例如，一些动作可以以不同于本文中图示和/或描述的不同的顺序发生，和/ 或与本文图示和/或描述之外的其他动作或事件同时发生。此外，实现本文的描述中的一个或多个方面或实施例并不需要所有的图示动作。再者，在本文中描述的一个或多个动作可在一个或多个独立的动作和/或阶段执行。

在102，采集控制器34从第一探测器层22采集CT数据。所述采集控制器34获得存储在CT数据缓存器38中的采集参数36。在104，CT重建引擎40重建CT图像。在106，从检查区域14移除防散射滤线栅。在108，给患者注射在PET扫描期间将要被成像的放射药剂。

在110，采集控制器34获取PET采集参数并且采集PET数据并将所述 PET数据存储为列表模式。PET数据的采集可以在重建CT数据时开始。在并行模式中，同时采集PET和CT数据；由于PET光子和CT光子之间的高的能量差，针对（低能量）CT光子优化的ASG可能不会明显影响511keV 的PET光子。在并行模式中，消除防散射滤线栅使其不干扰PET数据的采集可能是有利的。可选地，可以适当地调整PET数据以补偿防散射滤线栅。

在112，PET重建引擎46将PET数据重建为PET图像。在PET重建中可将CT图像用作衰减图。

在114，将PET图像和CT图像组合。因为使用同一探测器阵列取得 PET图像和CT图像，因而PET图像和CT图像固有地对齐并且可能无需复杂的配准算法。在116，将组合的图像和/或PET图像和CT图像在显示器 56上显示或作为部分患者记录存储在临时存储器或医院档案中。在118，将组合的图像或其他图像用作后续处理和功能的输入。例如，可在以放射治疗规划程序中使用组合的图像。

本申请已描述了一个或多个优选实施例。在阅读和理解上述详细说明的基础上，其他人员可进行修改和变型。本发明旨在被解读为包括所有这样修改和变型，只要他们在所附权利要求书及其等同的范围之内。