数 据 插 值 对 正 电 子 发 射 断 层 成 像 设 备 的 图 像 重 建 影 响 的 研 究 * 杨 昆 刘 新 新 李 晓 苇 ( 河 北 大 学 物 理 学 院, 保 定 071000 ) ( 2013 年 1 月 30 日 收 到 ; 2013 年 4 月 9 日 收 到 修 改 稿 ) 正 电 子 发 射 断 层 扫 描 (positron emission computed tomography, PET) 是 核 医 学 领 域 最 先 进 的 临 床 检 查 影 像 技 术. PET 技 术 是 目 前 临 床 上 用 于 诊 断 和 指 导 治 疗 肿 瘤 的 最 佳 手 段 之 一. 正 电 子 发 射 断 层 成 像 设 备 探 测 器 采 集 到 的 数 据 需 要 进 行 数 据 处 理, 把 原 始 数 据 转 换 成 正 弦 图 形 式 的 数 据 才 能 用 于 图 像 重 建. 平 行 束 断 层 重 建 和 扇 形 束 图 像 重 建 是 图 像 重 建 的 两 种 方 法, 分 别 对 应 平 行 束 和 扇 形 束 形 式 的 数 据 处 理 方 法. 对 原 始 数 据 的 操 作 不 可 避 免 地 破 坏 了 原 始 数 据 的 完 整 性. 现 今, 正 电 子 发 射 断 层 设 备 在 重 建 过 程 中 普 遍 采 用 平 行 束 重 建 的 方 法. 平 行 束 的 数 据 分 离 会 对 PET 数 据 进 行 插 值 操 作, 扇 形 束 的 数 据 分 离 不 会 对 PET 数 据 进 行 插 值 操 作. 本 文 通 过 对 比 平 行 束 图 像 重 建 和 扇 形 束 图 像 重 建 结 果, 研 究 了 数 据 插 值 对 PET 图 像 重 建 结 果 的 影 响. 关 键 词 : 正 电 子 发 射 计 算 机 断 层 扫 描, 数 据 插 值, 图 像 重 建, 原 始 数 据 PACS: 78.70.Bj, 87.57.uk DOI: 10.7498/aps.62.147802 1 引 言 正 电 子 发 射 计 算 机 断 层 扫 描 (PET) 是 在 分 子 水 平 上 利 用 影 像 技 术 研 究 人 体 心 脑 代 谢 和 受 体 功 能 的 一 种 最 先 进 的 设 备, 已 成 为 肿 瘤 心 脑 疾 病 诊 断 的 一 种 最 有 效 的 方 法. 在 肿 瘤 学 心 血 管 疾 病 学 神 经 系 统 疾 病 学 和 新 医 药 学 开 发 等 研 究 领 域 中 已 经 显 示 出 它 的 卓 越 性 能. PET 是 核 医 学 领 域 中 最 先 进 的 医 疗 诊 断 设 备, 是 目 前 惟 一 可 以 在 活 体 分 子 水 平 上 完 成 生 物 学 显 示 的 影 像 技 术, 被 誉 为 20 世 纪 最 伟 大 的 十 项 发 明 之 一 [1]. 使 用 富 含 质 子 的 放 射 性 核 素 标 记 在 感 兴 趣 的 分 子 上, 可 以 使 用 PET 设 备 测 量 这 种 分 子 在 整 个 身 体 内 的 分 布 代 谢 消 除 与 特 定 目 标 的 相 互 作 用, 等 等. 这 就 是 为 什 么 PET 被 称 为 分 子 成 像 技 术 [2]. 在 我 们 的 研 究 中 期 望 能 够 证 明 PET 数 据 分 离 过 程 中 的 插 值 过 程 对 PET 重 建 图 像 质 量 的 影 响. 滤 波 反 投 影 法 (filter backprojection algorithm, FBP) 是 解 析 重 建 的 主 要 算 法, 它 基 于 解 析 反 求 公 式 的 闭 合 形 式. 扇 形 束 FBP 重 建 算 法 是 由 平 行 束 FBP 算 法 推 导 得 到 的, 图 像 重 建 效 果 与 平 行 束 重 建 效 果 可 以 达 到 相 同 水 平. 由 于 平 行 光 束 成 像 数 学 上 处 理 容 易, 现 今 PET 普 遍 采 用 平 行 束 的 FBP 或 重 建 方 法. 但 是 由 于 PET 探 测 器 结 构 的 特 性, PET 扇 形 束 重 建 过 程 相 比 PET 平 行 束 重 建 减 少 了 数 据 插 值 操 作. 我 们 根 据 实 验 室 现 有 的 一 台 小 动 物 PET 原 型 机 的 性 能 参 数 仿 真 了 一 台 PET 设 备, 并 在 这 个 虚 拟 的 仿 真 设 备 上 对 不 同 大 小 及 不 同 形 状 的 物 体 进 行 数 据 采 集 和 图 像 重 建. 在 PET 前 期 数 据 处 理 阶 段, 需 要 分 别 把 采 集 得 到 原 始 数 据 处 理 成 平 行 束 的 正 弦 图 和 扇 形 束 的 正 弦 图 数 据. 然 后, 分 别 使 用 平 行 束 滤 波 反 投 影 (parallel beam-fbp) 算 法 和 扇 形 束 滤 波 反 投 影 (fan beam-fbp) 算 法 对 正 弦 图 数 据 进 行 FBP 重 建. 通 过 对 比 两 种 方 法 得 到 的 重 建 图 像 效 果, 证 明 了 数 据 插 值 对 重 建 图 像 的 质 量 的 负 面 影 响, 采 用 扇 形 束 重 建 PET 设 备 重 建 图 像 相 对 于 平 行 束 重 建 PET 设 * 国 家 重 点 基 础 研 究 发 展 计 划 ( 批 准 号 : 2011CB707500) 和 国 家 重 大 科 学 仪 器 设 备 开 发 专 项 ( 批 准 号 : 2011YQ030114) 资 助 的 课 题. 通 讯 作 者. E-mail: lxxzbtn86@163.com c 2013 中 国 物 理 学 会 Chinese Physical Society http://wulixb.iphy.ac.cn 147802-1
物理学报 Acta Phys. Sin. Vol. 62, No. 14 (2013) 147802 叠 [4]. PET 设备最重要的部件就是探测器环, 探测 备重建图像具有减少数据插值的优势. 器环的性能直接影响 PET 的成像能力. 探头与探头 之间得到的符合直线叫做投影线. 所有的投影线在 2 PET 的基本工作原理 一起组成一个投影线网络覆盖整个探测视野, 如图 根据正电子湮灭生产生两个能量为 511 kev 的 2 所示 [5]. γ 光子并在一条直线上朝相反的方向射出的原理, PET 采集数据的方式是采用符合探测原理, 如图 1 所示 [3]. 图 1 正电子发射断层成像的物理原理 [3] 正电子在人体内湮灭的同时产生互为 180 的 511 kev 的 γ 光子, 这两个 γ 光子同时击中探测环 上对称位置上的两个探测器, 每个探测器接收到 γ 图2 光子后产生一个定时脉冲, 这些定时脉冲分别输入 符合线路进行甄别. 符合线路设置了一个时间窗, 同时落入时间窗的定时脉冲被认为是同一个正电 子湮灭事件中产生的 γ 光子对, 从而被符合电路记 录, 这就是符合甄别的过程, 时间窗可以排除很多 散射光子的进入, 从而提高灵敏度和信噪比. 正负 电子产生湮灭辐射生成的两个 γ 光子, 只有在两个 探头所形成的主体角内才能被探测, 这种利用湮灭 辐射和两个相对探头来确定闪烁点位置的方法称 电子准直. 电子准直是 PET 的一大特点, 它排除了 绝大部分随机符合事件和散射符合事件, PET 利用 电子准直极大地提高了探测灵敏度. PET 总体结构包括: 探测器 (晶体 硅半导体 探头 电源) 准直器 电子学线路 数据处理计 算机 扫描机架等. PET 探测器外面有一层封闭层, (a) PET 投影线示意图 [5] ; (b) 投影线网络示意图 PET 的投影线需要进行编码, 给每条投影线惟 一的编号. 这样, PET 系统探测到的每个符合事件 输出的数据都是一个编码, 每个编码表示在这条投 影线上发生了一次正电子湮灭事件. 从 PET 设备采 集到的原始数据是由不同投影线的编码组成的二 进制文件. 这样的原始数据不能直接重建成图像, 需要根据每条投影线的角度和位置处理成为可以 直接用于图像重建的正弦图形式的数据. 这一步两 个选择: 第一, 进行平行束数据分离, 然后进行平行 束重建; 第二, 进行扇形束数据分离, 然后进行扇形 束重建. 3 PET 数据分离过程中的插值 3.1 PET 数据分离过程中的需要插值的原 避免了外部辐射对探测器的影响. 多层探测器环的 因 PET 设备既可以进行 2D 采集, 也可以进行 3D 采 集. 所有市售的 PET 设备都能够获得 3D 图像, 无 如果一台 PET 系统的横断面由 N 个探测晶体 论是对整体直接成像或者是对毗邻断层成像的堆 组成, 就会有 N 个不同角度的投影线集合. 对原始 147802-2
数 据 根 据 角 度 进 行 平 行 束 分 离 可 以 得 到 N 个 角 度 投 影. 由 于 采 集 得 到 的 数 据 是 投 影 线 编 码, 需 要 数 据 处 理 变 成 投 影 的 正 弦 图 数 据, 才 可 进 行 重 建 处 理. 平 行 束 的 数 据 分 离 就 是 把 所 有 的 投 影 线 放 在 一 起 进 行 分 组, 把 互 相 平 行 的 投 影 线 分 在 一 组, 这 样 就 把 投 影 线 转 变 为 平 行 光 束 的 投 影 数 据. 因 为 组 成 探 测 器 环 的 晶 体 尺 寸 相 同, 投 影 线 越 靠 近 探 测 视 野 的 边 缘, 晶 体 的 倾 斜 角 度 就 越 大. 这 样 导 致 的 后 果 是 紧 邻 投 影 线 之 间 的 距 离 随 着 投 影 线 离 视 野 中 心 的 距 离 变 大 而 变 小. 相 同 角 度 的 投 影 线 是 一 组 不 等 间 距 的 投 影 线 组 成 的, 如 图 3. 为 了 适 用 于 反 投 影 图 像 重 建, 这 样 一 组 投 影 线 需 要 进 行 插 值 变 成 一 组 等 间 距 的 投 影 线. 但 是 对 PET 原 始 数 据 进 行 这 样 的 插 值 操 作 会 极 大 影 响 重 建 图 像 精 度, 降 低 PET 设 备 的 空 间 分 辨 率. 图 呈 现 异 常 状 态, 如 图 5. 图 5 是 一 个 边 长 是 10 mm 的 正 变 形 的 PET 平 行 束 的 正 弦 图, 位 于 视 野 中 心 的 正 方 形 在 正 弦 图 中 显 示 为 不 连 续 的 带 状 投 影. 通 过 对 PET 设 备 结 构 的 分 析, 这 种 不 连 续 的 正 弦 图 是 由 投 影 线 分 布 造 成 的. 图 4 PET 数 据 插 值 算 法 示 意 图 图 3 PET 中 心 投 影 线 间 距 大 于 边 缘 投 影 线 间 距 示 意 图 图 5 边 长 10 mm 正 方 形 PET 平 行 束 正 弦 图 由 于 PET 的 数 据 插 值 一 般 只 取 决 于 插 值 点 两 侧 的 两 条 投 影 线 的 计 数 值, 所 以 现 今 基 本 上 所 有 的 PET 设 备 都 采 用 权 重 插 值 法. 如 图 4 所 示, x 点 是 一 条 投 影 线, x 0 是 投 影 线 左 侧 的 插 值 点, x 1 是 投 影 线 右 侧 的 插 值 点, 纵 坐 标 表 示 它 们 的 计 数. 对 插 值 点 x 1 和 x 0 的 插 值, 是 利 用 公 式 y 0 = y 0 + x x 0 x 1 x 0 y, y 1 = y 1 + x 1 x x 1 x 0 y, (1a) (1b) 把 投 影 线 x 的 计 数 按 照 投 影 线 x 到 最 近 的 插 值 点 的 距 离 和 最 近 两 个 插 值 点 之 间 的 距 离 的 百 分 比 相 加 到 最 近 的 两 个 插 值 点 上. 这 种 插 值 算 法 的 缺 点 是 位 于 模 型 边 缘 的 投 影 线 会 由 一 条 拓 展 为 两 条, 这 样 就 会 使 边 缘 信 息 的 变 得 模 糊. 通 过 实 际 应 用 中 对 模 拟 数 据 使 用 加 权 插 值 结 果 的 分 析, 微 小 点 源 通 过 投 影 和 数 据 分 离 后 的 正 弦 图 6 平 行 束 的 数 据 分 离 示 意 图 如 果 第 一 个 角 度 投 影 ( 红 色 投 影 线 ) 可 以 探 测 到 位 于 中 心 的 点 源, 第 二 个 角 度 投 影 ( 绿 色 的 投 影 线 ) 就 不 能 探 测 到 中 心 的 点 源, 如 图 6 所 示. 在 仿 真 的 PET 设 备 中, 有 N/2 个 角 度 的 投 影 是 探 测 不 147802-3
到 中 心 点 源 的, 在 正 弦 图 上 中 心 点 源 就 变 成 了 一 条 N/2 个 点 组 成 的 不 连 续 直 线. 但 是 在 实 际 情 况 中, 一 条 投 影 线 代 表 两 个 进 行 电 子 符 合 晶 体 之 间 的 一 块 长 方 形 区 域. 实 际 应 用 中 图 6 中 的 绿 色 投 影 线 不 是 都 探 测 不 到 中 心 点 源, 有 可 能 都 能 够 探 测 到 中 心 点 源. 在 绿 色 投 影 线 的 角 度, 放 射 源 的 投 影 扩 展 为 实 际 尺 寸 的 两 倍, 在 图 像 重 建 的 过 程 中 会 明 显 增 大 点 源 在 重 建 后 图 像 中 的 面 积. 上 述 的 两 种 情 况 都 会 降 低 PET 图 像 重 建 的 准 确 性. 平 行 束 重 建 对 原 始 数 据 的 处 理 会 影 响 超 高 分 辨 率 的 PET 空 间 分 辨 率 性 能. 由 图 6 得 知, 晶 体 尺 寸 越 大, 数 据 插 值 的 影 响 就 越 大, PET 平 行 束 重 建 损 失 的 原 始 数 据 就 越 多. 换 这 个 探 测 器, 模 拟 X-CT 围 绕 中 心 旋 转 采 集 投 影 数 据, 这 样 就 可 以 把 PET 设 备 理 解 成 为 一 个 扇 形 束 CT 设 备. PET 扇 形 束 重 建 相 比 于 传 统 的 平 行 束 重 建 的 优 势 是 在 数 据 分 离 的 操 作 仅 需 要 对 原 始 投 影 数 据 进 行 分 组 操 作, 不 会 改 写 任 何 原 始 数 据. 减 少 对 原 始 数 据 的 操 作 可 以 最 大 限 度 保 留 投 影 的 细 节 数 据, 极 大 提 高 图 像 重 建 后 的 准 确 度. 图 9 中 的 PET 扇 形 束 正 弦 图 比 图 4 中 平 行 束 正 弦 图 平 滑 清 晰, 没 有 数 据 不 完 整 的 现 象. 3.2 不 需 要 数 据 插 值 的 扇 形 束 重 建 在 X 光 CT 领 域 里 平 行 束 重 建 远 不 如 扇 形 束 重 建 常 见, X 光 的 光 源 就 是 扇 形 束 的 焦 点, 在 图 7 中 把 扇 形 束 的 几 何 结 构 与 平 行 光 束 的 几 何 结 构 做 了 一 下 比 较 [6]. 图 8 PET 扇 形 束 示 意 图 图 9 边 长 10 mm 正 方 形 PET 平 行 束 正 弦 图 3.3 仿 真 的 PET 系 统 图 7 平 行 光 束 与 扇 形 束 成 像 的 几 何 结 构 比 较 [6] PET 系 统 是 由 闪 烁 晶 体 和 光 电 倍 增 管 组 成 的 探 测 器 圆 环, 投 影 线 是 探 测 器 环 上 不 同 晶 体 之 间 的 连 线. 我 们 可 以 把 PET 系 统 想 象 成 一 个 扇 形 束 CT 系 统, PET 的 探 测 器 中 心 是 CT 的 旋 转 中 心, 如 图 8. 一 个 探 测 器 是 X 射 线 源, 这 个 探 测 器 对 面 的 探 测 器 是 CT 的 弧 形 探 测 器. 一 个 探 测 器 对 应 一 组, 顺 序 更 现 在 最 好 的 仿 真 方 法 是 蒙 特 卡 罗 方 法, 也 称 为 随 机 模 拟 方 法 或 随 机 抽 样 技 术 方 法, 包 含 了 采 样 理 论 和 数 值 分 析 的 思 想 [7]. 由 于 本 文 研 究 重 点 在 于 数 据 插 值 对 图 像 重 建 的 影 响, 使 用 不 受 噪 声 影 响 的 PET 断 层 数 据, 所 以 没 有 采 用 蒙 特 卡 罗 方 法 仿 真, 而 是 通 过 独 立 编 写 matlab 程 序 对 现 有 小 动 物 PET 原 型 机 进 行 模 拟 仿 真. 这 样 仿 真 PET 可 以 消 除 散 射 符 合 随 机 符 合 和 探 测 器 性 能 对 图 像 重 建 结 果 的 影 响. 仿 真 一 台 PET 设 备, 首 先 需 要 确 定 PET 的 具 体 硬 件 参 数, 然 后 模 拟 PET 对 射 线 源 模 型 的 2D 采 集 过 程, 得 到 原 始 数 据. 由 于 小 动 物 PET 比 人 体 PET 需 要 更 高 的 空 间 分 辨 率, 扇 形 束 重 建 的 优 势 在 147802-4
物理学报 Acta Phys. Sin. Vol. 62, No. 14 (2013) 147802 小动物 PET 上可以更好地体现. 我们仿真一台小动 的装有 F-18 FDG 水溶液的容器, F-18 在容器内均 物 PET 规格的一个探测器环, 如图 10 所示. 具体 匀分布. 按照专用于小动物 PET 设备性能测试的 硬件参数参考北京大学的四模态小动物分子成像 美国电气制造商协会 (NEMA)NU4-2008 标准, PET 设备的 PET 原型机得出. 采用 2 mm 的闪烁晶体与 的空间分辨率是测量微小放射源的的峰的半高宽 光电倍增管 (PMT) 耦合组成单个探测器, 一共 162 (FWHM)[8]. 本文模拟了 1, 3 和 5 mm 大小的点源模 个闪烁晶体组成直径为 114 mm 的探测器环. 在这 型, 测量它们的 FWHM 可以验证数据插值对 PET 台 PET 设备上, 探测器环周长 358.1416 mm, 一个 分辨率的影响. 本文还模拟了正方形模型和三角 闪烁晶体和闪烁晶体之间的间隔一共 2.21 mm. 一 形模型用来研究数据插值对角型模型图像重建的 个晶体与它对面的 60 个晶体进行正电子湮灭事件 影响. 的符合编码. 一个扇形束投影由 60 个等角度差为 1.1111 的投影线组成, 一共 162 个角度差为 2.22 4.1 点源模型 的投影, 探测视野直径 60 mm, 空间分辨率 2 mm. 实验中, 我们模拟对不同直径的圆形 环形和正方 图 11 为半径 1 mm 点源平行束重建和扇形束 形虚拟模型进行 PET 数据采集, 得到具体的原始数 重建的效果对比图. 在平行束重建图中点源显示为 据 [8]. 一个近似于方形的轮廓, 这就是位于中心点源会丢 失一半左右数据造成的. 通过半径 1, 3 和 5 mm 的 中心点源重建效果对比, 插值造成平行束重建图像 边界模糊 轮廓不清晰并且都带有光晕状伪影. 没 有经过插值的扇形束重建图像清晰 轮廓清晰并 且对伪影的抑制效果更好 (图 12, 13). 在图 14 和图 15 分别是 3 mm 平行束重建图像 和扇形束重建图像的剖面图, 在这两幅图中集中画 出了 256 个剖面图. 由于模型是位于中心的放射核 素均匀分布圆形模型, 所以图像中间的隆起是由模 型形成的. 图像中除了隆起外的灰度值较低的地方 都是由重建图像的噪声形成的. 对比平行束重建图 像剖面图和扇形重建图像剖面图, 可以很明显地发 现扇形束重建图像的像素值峰是平的, 很准确地重 图 10 PET 探测器环示意图 [9] 建了模型的物理特性. 同时, 扇形束重建图像在噪 声抑制方面明显好于平行束. 测量两幅图像的 128 4 实验结果 个剖面图, 扇形束图像的峰半高宽是 26 个像素, 平 本文中模拟实验所使用的虚拟模型都是模拟 图 11 行束图像的峰半高宽是 34 个像素. 半径为 1 mm 的点源 PET 平行束重建和扇形束重建 147802-5
物理学报 Acta Phys. Sin. Vol. 62, No. 14 (2013) 147802 图 12 半径为 3 mm 的点源 PET 平行束重建和扇形束重建 图 13 半径为 7 mm 的点源 PET 平行束重建和扇形束重建 图 14 半径为 3 mm 的点源 PET 平行束重建图像剖面图 图 15 半径为 3 mm 的点源 PET 扇形束重建图像剖面图 147802-6
物理学报 Acta Phys. Sin. 4.2 环形模型和方形模型 Vol. 62, No. 14 (2013) 147802 5 结 论 如图 16 18 所示, 正方形 环形和三角形比 随着断层重建技术和计算机技术的迅速发展, 不同大小的圆形形状更复杂, 有更多角度等细节需 断层重建的平行束和扇形束重建技术都已经发展 要重建. 通过图 16 和图 18 的重建图像效果的对比, 得非常成熟. 本文采用的 FBP 算法属于解析算法, 扇形束重建图像角度信息和边缘信息都要明显好 是非常成熟的核医学图像重建方法, 所需要的计算 于平行束重建. 实验对比表明, 没有经过插值的扇 量及存储空间都很小, 重建速度快, 易于用硬件实 形束重建比经过插值过程的平行束都能更好地重 现. 需要说明的是, 由于 CT 分辨率高, 在 CT 中扇 现模型轮廓 细节信息和抑制重建带来的伪影. 形束重建在重建效果方面和平行束重建没有区别. 图 16 正方形平行束重建和扇形束重建 图 17 环形的平行束重建和扇形束重建 图 18 三角形的平行束重建和扇形束重建 147802-7
本 文 仿 真 了 PET 设 备 完 整 的 运 作 流 程, 用 来 得 到 PET 设 备 采 集 到 的 原 始 数 据. 利 用 这 台 虚 拟 设 备 对 不 同 形 状 虚 拟 模 型 进 行 探 测, 然 后 使 用 相 同 的 巴 特 沃 斯 滤 波 器 使 用 扇 形 束 和 平 行 束 的 两 种 方 法 研 究 了 数 据 插 值 对 PET 重 建 的 影 响. 目 前 由 于 平 行 束 重 建 的 简 单 易 行, PET 图 像 重 建 普 遍 使 用 平 行 束 重 建 方 法. 本 文 在 PET 设 备 中 采 用 不 适 用 插 值 的 扇 形 束 编 码 和 扇 形 束 重 建 来 代 替 传 统 的 PET 平 行 束 重 建, 期 望 可 以 证 明 PET 数 据 插 值 会 降 低 图 像 重 建 效 果. 通 过 对 比 不 同 大 小 圆 形 正 方 形 和 环 形 的 重 建 效 果, 可 以 很 明 显 地 看 出 PET 平 行 束 重 建 虽 然 也 可 以 很 好 地 重 建 图 像, 但 是 重 建 物 体 的 边 缘 和 直 角 等 细 节 信 息 模 糊. 与 之 相 比, PET 扇 形 束 重 建 物 体 边 缘 和 直 角 清 晰, 几 乎 看 不 到 伪 影, 重 建 图 像 得 到 明 显 改 善, 整 体 图 像 质 量 明 显 优 于 后 者. PET 扇 形 束 重 建 不 对 原 始 数 据 进 行 插 值 操 作, 完 整 地 保 留 了 原 始 数 据. 通 过 在 仿 真 PET 设 备 上 的 实 验 对 比, 不 同 形 状 的 模 型, PET 扇 形 束 重 建 效 果 都 明 显 优 于 平 行 束 重 建. 综 上 所 述, PET 重 建 过 程 中 的 插 值 会 造 成 重 建 图 像 质 量 退 化 明 显, 慎 重 选 择 插 值 方 式 对 于 PET 的 重 建 效 果 非 常 重 要. [1] Liu L, Wang Y F 2006 Stereology and Image Analysis Ningbo, October 1, 2006 p147 (in Chinese) [ 刘 力, 王 燕 芳 2006 中 国 体 视 学 与 图 像 分 析 宁 波, 2006 年 10 月 1 日, p147] [2] Tolmachev V, Stone-Elander S 2010 Biochim. Biophys. Acta 1800 487 [3] Reddy S, Robinson M K 2010 Semin. Nucl. Med. 40 182 [4] Ollinger J M, Fessle J A 1997 IEEE Signal Process. Mag. 14 43 [5] Verel I, Visser G W, van Dongen G A 2005 J. Nucl. Med. 46 (Suppl. 1) 164S [6] Zeng G S 2009 Introduction to Getting Started with Medical Image Reconstruction (Beijing: Higher Education Press) p53 (in Chinese) [ 曾 更 生 2009 医 学 图 像 重 建 入 门 ( 北 京 : 高 等 教 育 出 版 社 ) 第 53 页 ] [7] Gao F, RyokoY, Mitsuo W, Liu H F 2009 Acta Phys. Sin. 58 3584 (in Chinese) [ 高 飞, 山 田 亮 子, 渡 边 光 男, 刘 华 锋 2009 物 理 学 报 58 3584] [8] Goertzen A L, Bao Q, Bergeron M, Blankemeyer E, Blinder S, Cañadas M, Chatziioannou A F, Dinelle K, Elhami E, Jans H S, Lage E, Lecomte R, Sossi V, Surti S, Tai Y C, Vaquero J J, Vicente E, Williams D A, Laforest R 2012 J. Nucl. Med. 53 1300 [9] Cherry S R, Gambhir S S 2001 ILAR Journal 42 219 147802-8
Influence of data interpolation on positron emission tomography image tomography reconstruction Yang Kun Liu Xin-Xin Li Xiao-Wei ( School of Physics, Hebei University, Baoding 071000, China ) ( Received 30 January 2013; revised manuscript received 9 April 2013 ) Abstract Positron emission tomography (PET) is the most state-of-the-art clinical examination method in the field of nuclear medicine imaging technology. The PET is one of the best tools for tumor diagnosis and guidance in the clinical treatment. The source data that are obtained by PET, need to be processed into a sinogram form data which can be used for image reconstruction. Parallel beam tomographic reconstruction and fan-beam tomographic reconstruction are two methods of imagetomographic reconstruction, respectively, corresponding to parallel beam data processing and fan beam data processing. The processing of the original data is inevitable to destruct the integrity of original data. Nowadays, the PET is a commonly used method of parallel beam image reconstruction. Parallel beam data processing will change original data by data interpolation operation, and the fan beam data processing avoids data interpolation operation. In this paper, we study the influence of data interpolation on PET image reconstruction by comparing the results obtained by the parallel-beam image reconstruction with those obtained by fan-beam image reconstruction. Keywords: positron emission tomography, interpolation, image reconstruction, original data PACS: 78.70.Bj, 87.57.uk DOI: 10.7498/aps.62.147802 * Project supported by the National Basic Research Program of China (Grant No. 2011CB707500) and the National Key Scientific Instrument and Equipment Development Projects, China (Grant No. 2011YQ030114). Corresponding author. E-mail: lxxzbtn86@163.com 147802-9