本申请涉及诊断成像领域。其特别适用于结合带有衰减补偿的单光子 发射断层摄影(SPECT)系统使用，并将通过特别参考该系统对其进行描 述。应该认识到本发明还适用于其他成像系统，诸如正电子发射断层摄影 系统(PET)、计算机断层摄影系统(CT)等。

核医学成像利用放射性源对病人进行成像以获得功能级或分子水平的 诊断信息。典型地，将一种或多种放射性药物注射到病人体内。放射性药 物化合物包含以可预料的速率和特征能量进行γ射线衰变的放射性同位素。 将一个或多个辐射探测器放置在病人附近以监测和记录发射的辐射。有时， 使探测器围绕病人旋转或对探测器进行编址以从多个方向监测所发射的辐 射。基于诸如探测位置和能量的信息，确定体内的放射性药物分布并重建 该分布的图像以研究循环系统、所选器官或组织中摄取的放射性药物等。

在门控心脏成像中，每个心动周期中的特征点触发数据收集。这使得 能够通过心脏相位对所采集的数据进行分类。例如，在触发时间之后，将 到下一个触发时间前的间隔划分成几个相等的段，例如每个心动周期有16 个段。在多个预选心动周期上，针对多个心脏相位中的每个采集完整数据 集。基于一种已知算法对来自多个周期中的每个中的同一心脏相位的数据 进行组合以获得足够的统计量。

通常，在临床研究中，由于存在衰减效应，对象体内的辐射不能以相 等的概率到达探测器，该衰减效应取决于病人解剖结构中变化的吸收特征。 因此，利用由透射辐射源生成的或CT图像的衰减图(透射图)来提供附加 衰减信息以校正发射数据。然而，当前，门控发射研究通常不具有衰减校 正，这影响到准确的诊断。

一种解决方案是为心动周期的所有相位提供共同的衰减图，例如，在 SPECT序列中可以收集与发射具有不同能量的透射辐射。可以将在心动周 期的所有相位上收集的透射数据重建成衰减图，该衰减图具有与SPECT图 像可比的分辨率。然而，针对单一源透射方法，透射数据在统计学上不足 以被门控并重建成针对每个心脏相位具有足够分辨率的衰减图。由于心脏 中和心脏周围的密度大的组织在心动周期期间运动，由在整个心动周期上 收集到的数据生成的衰减图是模糊不清的，并可能导致来自独立心脏相位 的SPECT数据不准确。例如，当前SPECT/CT系统中的大约20-30％的心 脏研究受到这一问题的困扰。

本申请提供新的改进的方法和设备，其克服了上述问题及其他问题。

根据一个方面，公开一种成像系统。生理参数监测器监测周期性生理 参数并生成周期性参数相位指示信号。辐射系统设置在检查区域附近以生 成透射辐射数据和发射辐射数据。第一和第二分类设备将相应的透射和发 射辐射数据分类成与多个周期性参数相位中的每个相对应的透射辐射数据 集和发射辐射数据集。数据处理器针对多个周期性参数相位中的每个，根 据透射数据重建衰减图。图像处理器通过同一周期性参数相位的衰减图校 正每个周期性参数相位的发射辐射数据，并且针对每个周期性参数相位， 将衰减校正的发射数据集重建为图像表示。

根据另一方面，公开一种成像方法。监测周期性生理参数。生成周期 性参数相位指示信号。将辐射系统设置在检查区域附近，以生成透射辐射 数据和发射辐射数据。将相应的透射和发射辐射数据分类成与多个周期性 参数相位中的每个相对应的透射辐射数据集和发射辐射数据集。针对多个 周期性参数相位中的每个，根据透射数据重建衰减图。通过同一周期性参 数相位的衰减图校正每个周期性参数相位的发射辐射数据。针对每个周期 性参数相位，将衰减校正的发射数据集重建为图像表示。

根据另一方面，公开一种诊断成像系统。CT扫描器包括围绕检查区域 旋转的旋转扫描架、用x射线照射检查区域的x射线源以及探测横贯了检 查区域的x射线的辐射探测器。核扫描器探测来自检查区域中的对象的区 域的发射辐射。心脏监测器监测所述对象的心动周期。至少一个分类设备 将来自CT扫描器的x射线辐射数据分类成在多个心动周期上收集的针对多 个预选心脏相位中的每个的透射数据集，并且将发射辐射数据分类成在多 个心动周期上收集的针对多个预选心脏相位中的每个的发射数据集。至少 一个数据处理器针对多个预选心脏相位中的每个，将透射数据集重建为衰 减图，通过与预选心脏相位中的同一个相对应的衰减图校正来自针对多个 预选心脏相位中的每个的发射数据集的发射数据，并且针对预选心脏相位 中的每个，根据衰减校正的发射数据重建图像表示。

一个优点在于针对每个独立心脏相位确定衰减图，以得到更好的准确 度。

在阅读和理解下述详细说明的基础上，本领域普通技术人员将认识到 本发明的更多优点。

本发明可以由各种组件和组件布置，以及各种步骤和步骤布置而变得 明显。附图仅用于图示说明优选实施方式的目的，而不应被解释为对本发 明进行限制。

图1是成像系统的图解说明；以及

图2是旋转扫描架的图解说明，其中在每个心脏相位处采集透射辐射 数据。

参考图1，成像系统8包括诸如SPECT或PET扫描器的核成像系统10 和CT扫描器12。更具体地，由可旋转扫描架16承载一个或多个核探测头 14以探测从感兴趣区域或检查区域18发出的辐射事件。每个探测头14包 括例如闪烁体的探测器元件的二维阵列和例如光电倍增管、光电二极管等 的光敏元件的阵列。例如CZT元件的直接γ射线-电转换器也是可预期的。 作为替代，特别是在PET扫描器中，典型地由环形固定探测头围绕检查区 域。每个头14包括用于将每个辐射响应转换成指示其在探测器面上的位置 (x，y)、其能量(z)、头的角位置以及探测时间的数字信号的电路。在具 有标称为x和y坐标的二维(2D)Cartesian坐标系中解析和/或确定探测器 上的事件的位置。然而，其他坐标系也是可预期的。在SPECT扫描器中， 准直仪控制方向和角度扩展，由此探测器的每个元件都能够接收辐射，即 探测器只能接收沿已知射线的辐射。因此，探测器上的已确定的位置(在 此处探测辐射)以及头14的角位置限定标称的射线，每个辐射事件沿着该 射线发生。

由于发射数据通常包含由病人的解剖结构的变化的吸收特征导致的不 准确度(即衰减效应)，在一种实施方式中，CT扫描器12被用于提供附加 的衰减信息以校正发射数据。CT扫描器12包括不旋转的扫描架20。诸如 x射线管的一个或多个辐射源22安装在可旋转扫描架24上。孔26限定CT 扫描器12的检查区域28。诸如L形、弧形和其他形状的无孔系统也是可预 期的。辐射探测器阵列或辐射探测器30设置在可旋转扫描架上以在x射线 横贯检查区域28之后接收来自x射线管22的辐射。作为替代，使用γ辐 射源来提供透射辐射源。在一种实施方式中，辐射探测器30包括平板探测 器。

轨道32平行于对象支架或床34的纵轴延伸，由此使得SPECT扫描器 10和CT扫描器12能够形成封闭系统。提供诸如马达和驱动器的移动装置 36来移动SPECT扫描器10进出该封闭系统。诸如马达和驱动器的床移动 装置38提供床34在检查区域18、28中的纵向运动和垂直调节。可预期的 是，CT和SPECT扫描器的相对位置(前或后)取决于特定设计或应用的 需求。

在一种实施方式中，核成像系统10和CT扫描器利用共同的扫描架。 在这种系统中，同时或交叉地执行探测。

继续参考图1，随着CT扫描器12的可旋转扫描架24以恒定速度旋转， 将位于床或对象支撑台34上的对象或病人移入检查区域28内，在此处获 取CT图像。在一种实施方式中，扫描架运动控制器40将可旋转CT扫描 架的旋转速度w设定为低，例如从大约0.5RPM至大约6RPM。驱动器38 推进和/或缩回对象支架34以实现该对象在检查区域28内的期望定位。将 由探测器30收集的x射线发射数据存储在第一或CT数据存储器42中。

周期监测器44监测病人的预先指定的生物学周期。在一种实施方式中， 周期监测器44监测病人的心脏。更具体地，通过附连到病人的引线，ECG 监测器采集来自病人的ECG数据。作为替代，可以通过例如回波心脏监测 器、超声心脏监测器、心音监测器、脉搏血氧计等的另一种设备监测心脏。 在另一实施方式中，周期监测器44监测病人的呼吸周期。更具体地，呼吸 感测带与平衡桥型压力换能器相连接，该压力换能器产生电信号，该电信 号的幅值随着呼吸周期而变化。通常，心动周期的长度从大约半秒钟至大 约一秒钟，而呼吸周期的长度从大约五秒钟至大约十秒钟。

继续参考图1并进一步参考图2，随着周期监测器44探测由临床医师 或用户根据心脏的运动特征、自R-波及所采集的诊断信息起的时间等在每 个R-R间隔中选择的相位点，在每个表示的相位点处开启x射线源22，并 且在每个相位461、462，…，46n期间收集一组或多组CT数据。作为替代， 可以连续收集CT数据，其中标记每个数据集以指示对其进行收集的心脏相 位。

第一或CT分类设备、处理器、机构或其他装置48将衰减数据分类成 在所选择的心脏相位中的每个期间收集的数据集，即存储在第一相位存储 器50中的心脏相位特异性数据集。在一种实施方式中，重组(re-binning) 处理器52将从锥束到平行束几何形状的心脏相位特异性数据重组为平行视 图集。特别是对于由短时间窗口限定的心脏相位，针对一个心脏相位的数 据对应于在一个或多个旋转和心动周期中的短弧形段上收集的数据。因为 可旋转扫描架24被设定为低速运动，在弧形段中的每个中收集的数据足以 重建图像。例如，如果将可旋转扫描架24的速度设定为0.5RPM，对于具 有75次/分钟的常规心跳的病人，在整个360°的回转之后，针对每个心脏 相位生成150组CT数据。

由于重组处理器52重组所收集的数据，重组处理器52监测针对不健 康跳动的数据。如果探测到不健康的心跳，则丢弃在该不健康跳动期间收 集的任何数据。如果探测到过多数量的不健康跳动，可以适当扩大旋转数 量以重新扫描带有不健康跳动中的大多数的段或180°相对段。作为替代， 只要探测到不健康跳动，扫描架运动控制器40就可以重新跟踪局部旋转(将 探测器移回到探测到不健康跳动的点处)，以消除投影数据中的大采样间 隙。

数据处理器60针对每个独立心脏相位重建3D透射辐射图像或衰减图 62。对每个相位的CT数据进行稀疏采样，并且典型地，由于非均匀的心跳 而对其进行非均匀采样。数据处理器60利用例如对不均匀的数据采样模式 进行建模的重建技术来重建CT数据。作为另一示例，可以利用插值技术和 归一化技术。作为又一示例，可以使用来自相似心动周期的数据。根据每 个衰减图62，确定针对每个相位的衰减因子阵列并将其存储在相位衰减图 存储器64中。存储在衰减图存储器64中的每个体素值指示相应体积中的 组织(例如心动周期的相应相位)造成的辐射衰减。SPECT图像典型地具 有比CT图像更低的分辨率。以与SPECT分辨率可比的分辨率重建衰减图 有助于补偿数据的稀疏性。

继续参考图1，将带有对象的对象支撑台34移入SPECT检查区域18 以定位该对象以便获取SPECT图像。典型地，在检查之前，对要成像的对 象注射一种或多种放射性药物或放射性同位素。这种同位素的几个示例是 Tc-99m、Ga-67和In-111。对象体内存在的放射性药物产生来自对象的发 射辐射。针对SPECT图像的数据收集典型地在5-40分钟的量级上。在数据 收集期间，典型地围绕检查区域18步进地或连续地旋转SPECT探测头14 以在多重投影方向收集投影发射数据。在一种实施方式中，在360°除以头 的数量的弧形上旋转这些头。将投影发射数据，例如围绕检查区域18的每 个探测头14的位置(x，y)、能量(z)和角位置(θ)(例如从角位置解析 器70获得)存储在第二或发射数据存储器72中。周期监测器44监测病人 的心动周期并典型地相对于每个周期的R-波，即在每个R-R间隔内，探测 相位点。在每个选择的心脏相位761、762，…，76n期间收集发射辐射数据。 第二或发射数据分类设备、处理器、机构或其他装置64将发射辐射数据分 类成在所选择的心脏相位中的每个期间收集的数据集，即存储在相应的第 二相位存储器78中的心脏相位特异性数据集。

在一种实施方式中，发射数据门和透射数据门中的一个或多个彼此不 同，即可以进行分组。

图像处理器、算法、机构或其他装置80迭代地重建图像存储器82中 的3D图像表示。对于每条射线(沿该射线接收发射数据)，图像处理器80 通过存储在相位衰减图存储器64中的相应衰减图阵列来计算相应的射线。 根据衰减因子加权或校正每个独立心脏相位的发射数据的每条射线。

视频处理器84从图像存储器检索切片、投影、3D绘制和其他信息， 并针对一个或多个监测器86上的显示适当地格式化图像表示。可以使用任 何现有技术的显示软件。当然，也可以使用打印机或其他输出设备来以方 便的格式呈现数据。

在一种实施方式中，用户通过例如图形用户界面来选择相位，该图形 用户界面与监测器86或任何其他适当的个人计算机、PDA等集成在一起。

在一种实施方式中，由成像系统在不同时间和在沿扫描器轴线的不同 位置处组织图像。例如，与成像对象的呼吸相耦合的呼吸标记随着呼吸而 移动。布置该标记以使其与在不同时间和在沿扫描轴线的不同位置处采集 的图像相交叉，且该标记可探测为图像中的标记特征，从而可以确定图像 中的标识标记的位置。以这种方式，可以将呼吸监测数据直接嵌入在成像 数据中，从而避免了存储分离的监测和成像数据集并使其在时间上同步的 需要。这种同步是自动实现的。

已经通过参考优选实施方式描述了本发明。在阅读和理解前述详细描 述的基础上，其他人员可以进行修改和变化。意欲将本发明解读为包括所 有这些修改和变化，只要它们落入所附权利要求书及其等价物的范围内。