CN111050849B - 用于pet检测器余辉管理的方法 - Google Patents

Abstract

在此公开了在存在引起PET检测器余辉的电离放射的情况下用于采集正电子发射(或PET)数据的方法和设备。在一个变型中，该方法包括在治疗环节期间调节PET检测器的重合触发阈值。在一个变型中，该方法包括在治疗环节期间调节在正电子发射数据采集中使用的增益因子(例如，用于对(多个)PET检测器的(多个)输出进行乘积和/或移位的增益因子)。在一些变型中，一种用于在放射治疗环节期间获取正电子发射数据的方法包括：在由直线加速器发射出放射脉冲之后，将PET检测器与控制器的信号处理器之间的通信暂停预定时间段。

Description

用于PET检测器余辉管理的方法

相关申请的交叉引用

本申请要求2017年7月11日提交的美国临时专利申请No.62/531,260的优先权，其全部内容通过引用合并于此。

技术领域

本公开涉及在包括线性加速器(或其它电离放射源)和一个或多个正电子发射(或PET)检测器的放射治疗系统中使用的方法。

背景技术

放射治疗系统通常具有放射源(例如，线性加速器或直线加速器)，该放射源生成用于辐射靶向组织区域(诸如患者肿瘤区域)的治疗放射束。尽管生成的放射束可以被引向靶向区域并且可以由一个或多个钳口和/或准直仪进行束限制，但是放射束的一部分可能从靶向区域偏离和/或散射。该散射的放射可能会干扰放射治疗系统的其它组件的功能。

例如，散射或杂散的放射可能会影响放射治疗系统中各种检测器(诸如X射线和/或PET检测器)精确获取数据的能力。放射治疗系统中的PET检测器可能会受到影响，使得PET检测器对散射或杂散的放射的响应可能与真正的正电子发射事件无法区分。在高水平放射的情况下(例如，诸如在来自直线加速器的放射脉冲期间)，PET检测器可能会“消隐”和/或饱和。这可能使它们无法有意义地检测正电子发射数据。

因此，可能期望开发用于管理由于来自直线加速器的散射放射而导致设备损坏和/或数据损坏的风险的方法和设备。

发明内容

在此公开了用于在存在引起PET检测器余辉的电离放射的情况下获取正电子发射(或PET)数据的方法和设备。在一个变型中，该方法可以包括在治疗环节期间调节PET检测器的重合触发阈值。重合触发阈值可以随着PET检测器余辉度增加而增加。例如，重合触发阈值可以随着一个或多个PET检测器的暗计数率增加和/或超过阈值暗计数率而增加。可替代地或另外地，重合触发阈值可以随着一个或多个PET检测器的偏置电流增加和/或超过阈值偏置电流水平而增加。还可以基于系统的测量温度(例如，在PET检测器处或附近)来调节重合触发阈值，其中，重合触发阈值可以随着系统温度增加而增加。在一些变型中，重合触发阈值可以基于放射源或直线加速器的放射输出来调节。例如，当发射的放射脉冲的数量超过预定阈值时，和/或基于脉冲时间表，和/或基于直线加速器在治疗环节期间所发射的放射的累积量，可以调节重合触发阈值。在一些变型中，如果两个系统组件(例如，直线加速器和准直仪)之间的同步偏移并且定时偏移超过预定阈值，则可以调节重合触发阈值。

在一些变型中，一种用于在放射治疗环节期间获取正电子发射数据的方法可以包括：在直线加速器已经发射了放射脉冲之后，将PET检测器与控制器的信号处理器之间的通信暂停预定时间段。例如，预定时间段可以是约100μs或更长，或约200μs或更长。可替代地或另外地，预定时间段可以至少部分地由直线加速器放射脉冲的宽度或持续时间确定。例如，预定时间段可以比直线加速器脉冲的持续时间长约25倍或约100倍。在预定时间段过去之后，PET检测器与信号处理器之间的通信可以恢复，并且正电子发射数据可以从检测器传输到信号处理器和/或由信号处理器获取以用于控制器的分析和/或存储。

在其它变型中，放射治疗系统可以包括放射源、多个PET检测器(例如，PET检测器阵列)以及可在多个PET检测器上方移动的放射阻挡罩。当放射源发射放射时，放射阻挡罩可以在辐射间隔期间定位于PET检测器上方，而当放射源不发射放射时，可以在检测间隔期间远离PET检测器定位。

放射治疗系统的一个变型可以包括：放射源，其被配置为将一个或多个放射脉冲引向关注的PET-avid区域，其中每个放射脉冲具有预定的脉冲持续时间；多个PET检测器，其被配置为通过检测正电子湮没光子对来检测正电子发射路径，该正电子湮没光子对在重合时间窗口内入射到检测器的一部分上并生成超过重合触发阈值的检测器信号；以及与多个PET检测器通信的控制器，其中，控制器被配置为在治疗环节期间调节重合触发阈值。控制器可以被配置为在阈值数量的放射脉冲已经被引向关注区域之后，调节重合触发阈值。放射脉冲的阈值数量可以是约1000个放射脉冲。重合触发阈值可以是从约两个光子触发到约五个光子触发。重合触发阈值可以是第一重合触发阈值，并且放射脉冲的阈值数量可以是放射脉冲的第一阈值数量，并且控制器可被配置为在第二阈值数量的放射脉冲已经被引向关注区域之后，将第一重合触发阈值调节为第二重合触发阈值。第二重合触发阈值可大于第一重合触发阈值，并且放射脉冲的第二阈值数量大于放射脉冲的第一阈值数量。第二重合触发阈值可以是从约四个光子触发到约六个光子触发，并且放射脉冲的第二阈值数量可以是约2000。第二重合触发阈值可以小于第一重合触发阈值，并且放射脉冲的第二阈值数量可以大于放射脉冲的第一阈值数量。控制器可以被配置为基于距基线大于10％的定时变化来调节重合触发阈值，和/或可以被配置为当多个PET检测器中的一个或多个PET检测器的暗计数率超过阈值暗计数率时，调节重合触发阈值。阈值暗计数率可以例如从约3Mcps到约10Mcps。可选地，控制器可以进一步包括电流检测器，该电流检测器被配置为测量多个PET检测器中的一个或多个PET检测器的偏置电流，并且其中，控制器被配置为在偏置电流超过阈值偏置电流值时调节重合触发阈值。阈值偏置电流值可以是从约0.1mA至约5mA，例如约1mA，约3mA。可替代地或另外地，控制器可以被配置为当从放射源发射的放射量超过阈值放射水平时，调节重合触发阈值。阈值放射水平可以是从约0.1cGy/min至约1cGy/min。控制器可以进一步包括信号处理器和被配置为选择性地将PET检测器输出信号传送到信号处理器的开关。该开关可以被配置为将PET检测器输出信号到信号处理器的通信在每个放射脉冲之后暂停预定时间段，其中，预定时间段与每个放射脉冲的持续时间的比率可以在约25：1到约100：1之间。控制器可以被配置为将PET检测器输出信号到信号处理器的通信暂停每个放射脉冲的持续时间和在每个放射脉冲之后的预定时间段。控制器可以被配置为基于门控信号来暂停PET检测器输出信号到信号处理器的通信。门控信号可使控制器将PET检测器输出信号到信号处理器的通信在每个放射脉冲之后暂停至少100μs。在一些变型中，门控信号可使控制器将PET检测器输出信号到信号处理器的通信在每个放射脉冲之后暂停至少200μs。可替代地或另外地，控制器可以被配置为至少部分地基于放射脉冲的定时时间表来调节重合触发阈值。

在此还公开了一种用于自动调节PET检测器的重合触发阈值的方法。该方法可以包括：测量包括两个或更多个具有重合触发阈值的PET检测器的放射治疗系统的特性；确定所测量的特性是否超过该特性的预定阈值；以及基于对所测量的特性是否超过该特性的阈值的确定来调节重合触发阈值。调节重合触发阈值可以包括：如果所测量的特性超过该特性的预定阈值，则增加重合触发阈值，或者如果所测量的特性处于或低于该特性的预定阈值，则减小重合触发阈值。所测量的特性可以是两个或更多个PET检测器的暗计数率，并且预定阈值可以是暗计数率阈值。所测量的特性可以是两个或更多个PET检测器的偏置电流，并且预定阈值可以是偏置电流阈值。放射治疗系统可以包括温度传感器，并且所测量的特性可以是温度测量值，并且预定阈值可以是温度阈值。可替代地或另外地，放射治疗系统可以包括具有脉冲计数器的放射源，并且所测量的特性可以是从脉冲计数器测量的脉冲计数，并且预定阈值可以是脉冲计数阈值。放射治疗系统可以包括放射源和准直仪，其中放射源和准直仪可以被配置为以预定的定时公差一起操作，并且其中所测量的特性可以是与预定定时公差的偏差量，并且预定阈值可以是定时偏差阈值。

在此还公开了一种用于检测正电子湮没发射路径的方法。该方法可以包括：将一个或多个放射束脉冲引向靶向区域，其中，靶向区域是PET-avid；检测由第一正电子湮没光子对所定义的第一正电子发射路径，该第一正电子湮没光子对在时间窗口内入射到多个PET检测器的一部分上并生成超过第一重合触发阈值的检测器信号；将第一重合触发阈值调节为第二重合触发阈值；以及检测由第二正电子湮没光子对定义的第二正电子发射路径，该第二正电子湮没光子对在时间窗口内入射到多个PET检测器的一部分上并生成超过第二重合触发阈值的检测器信号。在预定数量的放射束脉冲已经被引向靶向区域之后，可以将第一重合触发阈值调节为第二重合触发阈值。调节第一重合触发阈值可以至少部分地基于放射脉冲的定时时间表。第二重合触发阈值可以具有比第一重合触发阈值更大的值，例如，第二重合触发阈值可以是约四个光子触发，并且第一重合触发阈值可以是约两个光子触发。在一些变型中，放射脉冲的预定数量可以是约1000。放射脉冲的预定数量可以是放射脉冲的第一预定数量，并且该方法可以进一步包括：在第二预定数量的放射脉冲已经被引向靶向区域之后，将第二重合触发阈值调节为第三重合触发阈值；以及检测由第三正电子湮没光子对定义的第三正电子发射路径，该第三正电子湮没光子对在时间窗口内入射到多个PET检测器的一部分上并生成超过第三重合触发阈值的检测器信号。第三重合触发阈值可以大于第二重合触发阈值，并且放射脉冲的第二预定数量可以大于放射脉冲的第一预定数量。第三重合触发阈值可以是从约四个光子触发到约六个光子触发，并且放射脉冲的第二预定数量可以是约2000。放射束脉冲可以各自具有脉冲宽度，并且多个PET检测器可以与包括信号处理器的控制器通信，并且该方法可以进一步包括将从PET检测器到信号处理器的数据通信在每个放射脉冲之后暂停预定时间段，其中，预定时间段与脉冲宽度的比率在约25：1到约100：1之间。可选地，暂停数据的通信可以基于门控信号。门控信号可导致从PET检测器到信号处理器的数据通信在放射脉冲之后暂停至少100μs，或者门控信号导致从PET检测器到信号处理器的数据通信在每个放射脉冲之后暂停至少200μs。当多个PET检测器中的一个或多个PET检测器的暗计数率超过阈值暗计数率时，可将第一重合触发阈值调节为第二重合触发阈值。阈值暗计数率可以是从约3Mcps至约10Mcps。当多个PET检测器中的一个或多个PET检测器的偏置电流超过阈值偏置电流值时，可将第一重合触发阈值调节为第二重合触发阈值。例如，阈值偏置电流值可以是从约0.1mA至约5mA，例如约1mA，约3mA。当从放射源发射的放射量超过阈值放射水平时，可以将第一重合触发阈值调节为第二重合触发阈值。例如，阈值放射水平可以是从约0.1cGy/min至约1cGy/min。

在此还公开了一种放射治疗系统，该放射治疗系统包括：放射源，其被配置为在一个或多个辐射间隔期间向关注的PET-avid区域传输一个或多个放射脉冲；多个PET检测器，其被配置为在一个或多个检测间隔期间检测由关注的PET-avid区域发射的一个或多个正电子发射路径；以及放射阻挡过滤器，其能够在多个PET检测器上方移动。放射阻挡过滤器可被配置为在一个或多个辐射间隔期间定位在多个PET检测器上方，并在一个或多个检测间隔期间远离PET检测器定位。

在此公开了一种放射治疗系统，该放射治疗系统包括：放射源，其被配置为将一个或多个放射脉冲引向关注的PET-avid区域；多个PET检测器，其被配置为检测正电子湮没光子；电流检测器，其被配置为测量多个PET检测器的偏置电流；以及控制器，其被配置为接收来自多个PET检测器的光子数据输出，其中，控制器被配置为通过使用具有基于在治疗环节期间所测量的偏置电流的值(例如，基于测量的偏置电流计算出)的增益因子来调节光子数据输出，来检测重合的正电子湮没光子对。控制器可以被配置为当偏置电流超过阈值偏置电流值时调节增益因子，例如，阈值偏置电流值可以是从约0.1mA至约1mA。在一些变型中，增益因子可以是所测量的偏置电流与光子数据输出中的正电子湮没光子的检测的光峰偏移大小之间的比率。调节光子数据输出可以包括将光子数据输出乘以增益因子，或者将光子数据输出线性地偏移增益因子。可替代地或另外地，控制器可以被配置为在阈值数量的放射脉冲已经被引向关注区域之后，调节增益因子，例如，放射脉冲的阈值数量可以是约1000个放射脉冲。在一些变型中，增益因子可以是第一增益因子，并且放射脉冲的阈值数量可以是放射脉冲的第一阈值数量，并且控制器可以被配置为在第二阈值数量的放射脉冲已经被引向关注区域之后将第一增益因子调节为第二增益因子。第二增益因子可以大于第一增益因子，并且放射脉冲的第二阈值数量可以大于放射脉冲的第一阈值数量。可替代地或另外地，控制器可以被配置为基于来自多个PET检测器的光子数据输出来计算湮没光子的光峰位置，并且基于光峰位置距基线水平的偏移来调节增益因子。可替代地或另外地，控制器可以被配置为当多个PET检测器中的一个或多个PET检测器的暗计数率超过阈值暗计数率时，调节增益因子，例如，阈值暗计数率是从约3Mcps至约10Mcps。可替代地或另外地，控制器可以被配置为当从放射源发射的放射量超过阈值放射水平时调节增益因子，例如，阈值放射水平可以是从约0.1cGy/min至约1cGy/min。

在一些变型中，控制器可以进一步包括信号处理器和被配置为选择性地将PET检测器输出信号传送到信号处理器的开关。该开关可以被配置为将PET检测器输出信号到信号处理器的通信在每个放射脉冲之后暂停预定时间段，其中，预定时间段与每个放射脉冲的持续时间的比率可在约25：1到约100：1之间。控制器可以被配置为将PET检测器输出信号到信号处理器的通信暂停每个放射脉冲的持续时间和在每个放射脉冲之后的预定时间段。例如，控制器可以被配置为基于门控信号暂停PET检测器输出信号到信号处理器的通信。在一些变型中，门控信号可使控制器将PET检测器输出信号到信号处理器的通信在每个放射脉冲之后暂停100μs或更长，例如，门控信号可使控制器将PET检测器输出信号到信号处理器的通信在每个放射脉冲之后暂停200μs或更长。可替代地或另外地，控制器可以被配置为至少部分地基于放射脉冲的定时时间表来调节增益因子。

附图说明

图1A是放射治疗系统的一个变型的正视图的示意图。

图1B示意性地描绘了可能引起PET检测器余辉的散射X射线以及受余辉影响的PET检测器输出的曲线图。

图2A是用于动态增益调节的方法的一个变型的流程图。

图2B是用于动态PET检测器阈值调节的方法的一个变型的流程图。

图3是用于基于PET检测器噪声水平的动态PET检测器阈值调节的方法的一个变型的流程图。

图4是用于基于组件定时分布的变化的动态PET检测器阈值调节的方法的另一变型的流程图。

图5是用于基于PET检测器暗计数率的动态PET检测器阈值调节的方法的一个变型的流程图。

图6A是用于基于PET检测器偏置电流的动态PET检测器阈值调节的方法的一个变型的流程图。

图6B是用于基于PET检测器偏置电流的动态增益调节的方法的一个变型的流程图。

图7A是用于门控从PET检测器到控制器的正电子发射数据的通信的方法的一个变型的流程图。

图7B是用于门控从PET检测器到控制器的正电子发射数据的通信的逻辑电路的一个变型的示意图。

图7C是用于门控从PET检测器到控制器的正电子发射数据的通信的方法的一个变型的定时图。

图8A是第一配置中的放射过滤器环的一个变型的示意图。

图8B是第二配置中的图8A的放射过滤器环的示意图。

图8C是第一配置中的图8A的放射过滤器环的示意图的侧视图。

图9A是第一配置中的放射过滤器环的另一变型的示意图。

图9B是第二配置中的图9A的放射过滤器环的示意图。

图10A描绘了用于测量PET检测器余辉的实验装置的参数和布置。

图10B是用于测量单晶PET检测器的暗计数率的实验装置的布置的示意图。

图10C提供了直线加速器脉冲之前、期间和之后的PET检测器数据和暗计数的曲线图。

图10D提供了直线加速器脉冲随时间推移之后的PET检测器暗计数率的曲线图。

图10E提供了直线加速器脉冲随时间推移之后的PET检测器暗计数率的曲线图。

图11描绘了用于测量两个重合多晶PET检测器余辉的另一实验装置的参数和布置。

图12是作为直线加速器脉冲之后的时间的函数的渡越时间PET检测器的时间分辨率的曲线图。

图13A描绘了作为直线加速器束导通时间的函数的偏置电流和温度的变化的实验数据曲线图。

图13B描绘了已经通过测量偏置电流和光峰位置而生成的校准曲线图。

图13C描绘了PET检测器的能量分辨率随时间推移的曲线图(每个数据系列间隔表示10分钟的增量，其中直线加速器束在数据系列值1处打开，而在数据系列值7处关闭)，其中通过增益调节校正余辉。

图13D描绘了时间分辨率质心随时间推移的偏移(每个数据系列间隔表示10分钟的增量，其中直线加速器束在数据系列值1处打开，而在数据系列值7处关闭)。

具体实施方式

放射治疗系统的一些变型可以包括治疗放射源(诸如直线加速器)和用于检测来自正电子发射(即PET-avid)组织区域的发射的一个或多个PET检测器(例如，一个或多个PET检测器阵列)。在治疗环节之前，可以给患者注入标记有放射性原子的分子，称为PET放射性示踪剂，并且该示踪剂可以优先积聚在一个或多个肿瘤区域处。患者体内的放射性原子会发生放射性衰变并发射正电子。一旦从原子发射出去，正电子将迅速与附近的电子碰撞，然后两者都将湮没。从湮没点发射两个高能光子(511keV)，并在相反的方向中行进。当两个PET检测器同时检测到两个光子时，已知湮没发生在沿着连接两个PET检测器的线的某处。放射治疗系统可以在治疗环节之前或期间获取正电子发射数据，并且该发射数据可以用于指导这些肿瘤区域的辐射。例如，发射引导的放射治疗系统可以包括多个PET检测器和直线加速器，它们安装在可围绕患者旋转的机架上。在一些变型中，多个PET检测器可以包括两个PET检测器阵列，该两个PET检测器阵列彼此相对地设置在机架上。由检测器实时获取的发射数据可以由系统控制器进行分析，以控制机架的旋转，以将放射从直线加速器引导至PET-avid肿瘤区域。在一些变型中，实时正电子发射数据也可以用于更新治疗计划，以解决可能在治疗计划环节和治疗环节之间发生的任何肿瘤运动。

PET检测器包括耦接至传感器(例如，任何光电检测器、光电倍增管，诸如硅光电倍增管)的闪烁材料(例如，诸如氧化铋锗、硅酸钆或硅酸镥的闪烁晶体)。当高能光子撞击PET检测器时，来自该光子的能量会在闪烁材料中引起闪烁事件，这可能生成由光电检测器设备检测到的一个或多个较低能量(例如可见光)的光子。光电检测器设备可具有基线暗计数率或暗电流，其中输出中的随机波动可能与指示光子存在的波动无法区分。暗计数导致检测器像素通过放电激发。当像素放电时，其从电源汲取电流，并且从电源汲取的电流可以称为偏置电流。偏置电流可能与一段时间内激发的暗计数的平均数量加上其它常数或缓慢变化的项成正比；也就是说，偏置电流可以与暗电流成正比。暗电流可与余辉光电流加上PET光电检测器的热噪声电流成正比。可以使用可以包括在PET检测器阵列中的电流测量设备或模块来测量偏置电流。可替代地或另外地，可以使用与PET检测器光电检测器和电源串联设置的电流表来测量偏置电流。在所选或设定的操作范围(例如，增益和/或灵敏度)下测量到光电检测器的偏置电流和/或偏置电流的变化可以提供暗计数率和/或暗计数率变化的指示(即，偏置电流的变化可指示暗计数率的偏移)。例如，随着暗计数率增加，到PET检测器的光电检测器的偏置电流也可能增加，因为随着更多数量的随机波动导致检测器的像素更频繁地放电，从电源汲取了更多的电流。在正常操作条件下，暗计数率可能相对较低，例如，每秒大约200万个暗计数(cps)。增加的环境温度和/或升高的放射水平可导致光电检测器的暗计数率或暗电流增加。

放射治疗系统可以包括机架上彼此相对放置的至少两个PET检测器阵列。例如，第一阵列上的PET检测器可以在位于相对侧上的第二阵列上具有对应的PET检测器，使得可以检测到来自正电子湮没事件的两个高能光子。在一个变型中，放射治疗系统可以包括两个PET检测器阵列，每个PET检测器阵列包括32个PET检测器模块(总共64个PET检测器模块)。每个PET检测器模块可以包括6×12子阵列的PET检测器，其中每个PET检测器都具有自己的光电检测器。在一些变型中，每个PET检测器模块可以测量并输出6×12阵列中的PET检测器的所有光电检测器的偏置电流，并且可以通过单个增益输入值来设定PET检测器模块中的所有光电检测器的增益。由于正电子发射和湮没事件是随机事件，因此系统的PET检测器可以在很短的时间间隔内检测到多个高能光子，并且控制器使用每个检测到的光子的时间信息(例如检测时间)以及检测这些光子的PET检测器的位置，以确定哪两个光子是正电子湮没光子对的一部分。例如，如果两个高能光子在特定时间间隔(例如，重合时间窗口)内被彼此相对放置的两个PET检测器检测到，则控制器可以将这两个光子一起配对为源自相同的正电子湮没事件，该正电子湮没事件发生在沿连接这两个PET检测器的线的某处。重合时间窗口是在其内可以将检测到的光子视为重合(并进行处理，就好像它们来自同一正电子湮没事件一样)的时间间隔。重合触发阈值可以是在由湮没光子的检测产生的信号与由散射的放射和/或其它噪声源(例如，随机检测器噪声、余辉、热噪声等)产生的信号之间区分的触发阈值。如果相比PET检测器中的另一个PET检测器，湮没事件的位置更靠近该PET检测器中的一个PET检测器，则该对光子中的一个光子将具有比另一个光子具有更短的行进距离(即，一个光子将具有比另一个光子更短的渡越时间)，并且因此将在第二个光子撞击第二PET检测器之前撞击第一PET检测器。控制器可以使用在正电子湮没对中光子的检测之间的时间差来确定在两个PET检测到的事件之间的线上发生湮没事件的位置。具有足够的时间精度以感测正电子湮没光子的渡越时间(TOF)差异的PET检测器可以将TOF数据传输到系统控制器，以计算正电子湮没事件的位置。

在治疗环节期间，直线加速器可生成朝靶向区域发射的高通量X射线脉冲。束限制设备，诸如一个或多个钳口和/或准直仪(例如，多叶准直仪)，可以帮助限制X射线的散布并将X射线引导到靶向组织区域。这些X射线可以与患者相互作用，其中一部分X射线辐射患者的靶向区域(例如，肿瘤区域)，并且一部分X射线可以被患者散射。散射的X射线可以与放射治疗系统的组件(诸如X射线检测器(例如，MV或kV检测器)和/或PET检测器)相互作用。该效应在图1A中示意性地示出，其中患者120的身体可以散射来自直线加速器130和靶132的X射线。来自直线加速器和靶的X射线可以由束限制设备(诸如多叶准直仪134)成形以形成治疗束122。散射的X射线或放射124可入射到PET检测器126上，触发与正电子发射引起的闪烁事件不可区分的闪烁事件(例如，较低能量的光子)，该闪烁事件然后由PET检测器的光电检测器感测。其它放射治疗系统，诸如质子治疗系统，也可生成散射的X射线或中子。来自质子源的散射放射也可引起闪烁晶体的激发。由散射放射(和/或其它放射源)引起的PET检测器126的余辉可随时间推移累积，并导致检测器饱和或“消隐”一段时间，使其无法在该消隐间隔期间检测到正电子发射事件数据。图1B描绘了来自PET检测器100的输出轨迹110的示例，其中在t_pulse处施加了直线加速器脉冲101。直线加速器脉冲可具有从约1μs至约10μs的脉冲宽度(例如，从约3μs至约5μs，约3μs，约5μs，约8μs等)，具有从约2ms至约20ms(例如，从约4ms至约10ms，从约5ms至约15ms，约4ms，约10ms等)的脉冲间间隔P_interval和/或从约100Hz至约250Hz的脉冲频率。来自直线加速器脉冲的散射X射线/放射102可辐射PET检测器100，从而在闪烁材料103中生成余辉光子104，该余辉光子104然后由光电检测器105检测到。如在输出轨迹110中所看到的，余辉光子在紧接其后到约50μs或更长(例如100μs)的时间段内引起大量的短期伪影，在此期间，PET检测器对正电子发射事件的响应能力降低或劣化(例如，PET检测器饱和或消隐可以是光电检测器饱和和/或闪烁器达到其最大光子输出和/或来自直线加速器的电和/或磁干扰等的结果)。该时间段可以被称为消隐间隔112，并且是检测器余辉的短期影响。消隐间隔112可以从脉冲的开始持续到约50μs(或更长)，这取决于例如直线加速器脉冲的持续时间和能量。在初始消隐间隔112之后，PET检测器的闪烁材料可以继续闪烁，使得继续生成余辉光子，但是可能处于比消隐间隔112期间更低的速率。这些余辉光子可以通过例如PET检测器的闪烁材料的持续激发和/或增加的能级来生成。这些余辉光子在光电检测器105上的连续入射可导致在施加直线加速器脉冲之后比施加脉冲之前在输出轨迹110中产生更大水平的噪声114。噪声114的该增加水平可能需要大约1-5小时才能衰减到直线加速器前的脉冲水平，并且可能是余辉的长期影响。在存在高水平散射放射的情况下，余辉光子可能会使光电检测器(例如，硅光电倍增管)饱和。由于在治疗环节期间(例如，每个脉冲之间约2ms至约10ms)发射多于一个的直线加速器脉冲，因此较晚脉冲的余辉噪声可能会累加到先前脉冲的余辉噪声中，这可能导致PET检测器的输出轨迹110上越来越嘈杂的噪声。在一个或多个治疗环节的整个持续时间中，这可能破坏PET检测器获取准确和精确的正电子发射数据的能力。特别地，由于短期或长期余辉效应，可能损害PET检测器以足够的精度进行渡越时间分析来检测重合的正电子湮没光子对的能力。

余辉效应可能破坏PET检测器在一个或多个治疗环节的整个持续时间中获取准确和精确的正电子发射数据的能力的另一种方式是来自光电检测器能量分辨率的劣化。如上所述，光电检测器可因余辉光子而饱和。诸如硅光电倍增管的光电检测器可以包括数百至数千个分立的盖革雪崩光电二极管(可以称为微像素)。与单个盖革雪崩光电二极管或微像素相互作用的光学光子可能会导致微像素放电。放电后，微像素需要一些有限的时间量来恢复。该有限的时间量可以是从约10ns至约100ns。如果存在显著的余辉(例如，如根据超过阈值的升高的偏置电流确定的)，则可用于检测正电子发射数据的分立微像素的总数可能减少，因为它们是从余辉光子激发的，并且无法检测由正电子湮没光子产生的闪烁信号。随着光电检测器因余辉而饱和，其有效增益或累积增益降低。也就是说，与在正常(即，非余辉)条件下从光电检测器输出的信号相比，减少了针对特定闪烁事件而受到余辉影响的从光电检测器输出的信号。如果光电检测器的增益降低，则测量入射光子的总能量(例如，闪烁事件)的定量准确度可能劣化，这可能会阻碍拒绝散射光子的能力。尽管余辉效应可能不劣化PET检测器的灵敏度，但余辉效应可能降低能量的定量准确度和每个闪烁事件的定时分辨率。

余辉还可以使光电检测器以较低的能级检测或记录正电子湮没光子(即511keV光子)；也就是说，代替511keV光子的光峰位于能谱上的511keV能级，而是使511keV光子的光峰位于比511keV更低的能级。由于符合检测控制器或处理器被配置为基于511keV光子检测正电子湮没事件(例如，将检测窗口设定为以511keV能级为中心)，因此将511keV光子的光峰移动到较低的能级(例如检测窗口的外侧)可能会导致PET检测系统控制器或处理器错过对正电子湮没事件的检测。

方法

用于在存在散射放射的情况下从PET检测器获取正电子发射数据的一种方法可以包括，随着检测器余辉增加，调节PET检测器光电检测器(例如光电倍增器)的增益，如图2A的流程图中所示。如此处所示，方法220可以包括针对放射治疗系统的PET检测器的光电检测器设定222初始增益值。该步骤可以在系统的组装和/或制造期间进行，或者可以仅在放射治疗环节开始之前进行。在已经设定了增益值之后，该方法可以包括进行224放射治疗，该放射治疗可以包括：向患者注入PET示踪剂；以及激活直线加速器，以将放射脉冲生成并激发到一个或多个靶向区域。在放射治疗环节期间，系统控制器可以监视直线加速器和/或PET检测器和/或任何其它检测器或传感器(例如电流或电压传感器、温度传感器、放射传感器等)中的一个或多个参数和/或特性。控制器可以确定226那些特性中的一个或多个特性是否满足用于调节PET检测器的光电检测器的增益值的标准。如果已经满足用于调节增益值的一个或多个标准，则控制器可以例如通过调节光电检测器的偏置电压和/或通过调节由控制器的处理器在数据采集或分析中使用的增益因子(例如，调节采集或分析软件增益因子)来调节228PET检测器的增益值。例如，超过预定阈值的一个或多个系统参数可以指示PET检测器余辉已经增加到一定水平，并且增加光电检测器的增益值和/或数据采集增益因子可以帮助减少对重合的高能光子的错误检测。在增加水平的余辉处，闪烁材料可生成更多的光子。这些余辉光子可导致PET检测器光电检测器以较低的能级记录对511keV光子的检测。也就是说，来自PET检测器的输出可以指示当实际上检测到511keV的光子时，检测到比511keV更低的能级的光子，但是由于余辉，PET检测器光电检测器的输出的大小/能量降低。增加PET检测器的光电检测器的增益值(例如，通过增加光电检测器的偏置电压)可能有助于增加PET检测器光电检测器的输出，使得其准确反映511keV光子的检测，这可能有助于提高真正的重合高能光子的检测率。可替代地或另外地，系统处理器可以在补偿减少的PET检测器输出的数据采集中使用增益因子。例如，系统处理器可以将PET检测器的输出乘以和/或偏移增益因子，该增益因子的值取决于余辉水平。在一些变型中，图2A中描绘的方法以及图3-7中描绘的方法可以以机器可读指令集来实现，该机器可读指令集可以被存储在与PET检测器通信的控制器的存储器中。来自放射治疗系统(诸如来自各种传感器、PET检测器、直线加速器等)的数据可以被传输到控制器，该控制器可以基于那些测量来执行计算(例如，分析)和/或可以将那些计算和/或系统数据的结果存储在一个或多个控制器存储器中。由控制器生成的命令信号可以被传输到放射治疗系统的组件(例如，PET检测器和/或直线加速器)以控制那些组件的操作(例如，调节PET检测器的光电检测器的增益值)。

用于在存在散射放射的情况下从PET检测器获取正电子发射数据的一种方法可以包括：随着检测器的余辉增加，调节PET检测器的重合触发阈值，如图2B的流程图中所示。如此处所示，方法200可以包括针对放射治疗系统的PET检测器设定202初始重合触发阈值。该步骤可以在系统的组装和/或制造期间进行，或者可以仅在放射治疗环节开始之前进行。在已经设定了重合触发阈值之后，该方法可以包括进行204放射治疗，该放射治疗可以包括向患者注入PET示踪剂，并且激活直线加速器以将放射脉冲生成并激发到一个或多个靶向区域。在放射治疗环节期间，系统控制器可以监视直线加速器和/或PET检测器和/或任何其它检测器或传感器(例如电流或电压传感器、温度传感器、放射传感器等)的一个或多个参数和/或特性。控制器可以确定206那些特性中的一个或多个特性是否满足用于调节PET检测器的重合触发阈值的标准。如果已经满足用于调节重合触发阈值的一个或多个标准，则控制器可以调节208PET检测器的重合触发阈值。例如，超过预定阈值的一个或多个系统参数可以指示PET检测器余辉已经增加到一定水平，并且增加重合触发阈值可以帮助减少重合高能光子的错误检测。也就是说，在增加水平的余辉处，闪烁材料可生成更多的光子。这些余辉光子可劣化或降低PET检测器检测重合高能光子的能力。增加PET检测器的重合触发阈值可帮助忽略余辉光子，并帮助提高对真正重合高能光子的检测率。在一些变型中，图2B中描绘的方法以及图3-7中描绘的方法可以以机器可读指令集来实现，该机器可读指令集可以被存储在与PET检测器通信的控制器的存储器中。来自放射治疗系统(诸如来自各种传感器、PET检测器、直线加速器等)的数据可以被传输到控制器，该控制器可以基于那些测量值执行计算和/或可以将那些计算的结果和/或系统数据存储在一个或多个控制器存储器中。由控制器生成的命令信号可以被传输到放射治疗系统的组件(例如，PET检测器和/或直线加速器)，以控制那些组件的操作(例如，调节PET检测器的重合触发阈值)。

用于PET检测器光电检测器增益调节(例如，调节PET检测器光电检测器的增益值和/或正电子发射数据采集中使用的增益因子)和/或重合阈值调节的标准可以在整个PET检测器阵列和/或PET检测器模块(即，具有PET检测器的子阵列)和/或单个PET检测器上进行测量。例如，在具有两个PET检测器阵列的放射治疗系统中，每个PET检测器阵列包括多个PET检测器模块(例如32个PET检测器模块)，每个PET检测器模块包括PET检测器的子阵列(例如PET检测器的6×12子阵列)，并且每个PET检测器都具有自己的光电检测器，可以在整个PET检测器阵列上，和/或在各个PET检测器模块上，和/或在各个PET检测器上，对标准(和/或温度、偏置电流、噪声水平、重合定时分布、光峰、暗计数率等)进行测量。类似地，可以针对整个PET检测器阵列和/或各个PET检测器模块和/或各个PET检测器来调节增益和/或重合触发阈值。例如，PET检测器模块中的所有PET检测器可以具有相同的光电检测器增益值(即，将施加到模块的偏置电压施加到所有PET检测器光电检测器)，并且偏置电流测量可以是模块中所有PET检测器的累积偏置电流。每个PET检测器模块的偏置电流、偏置电压和/或增益因子可以彼此不同。也就是说，可以将不同水平的余辉校正应用于不同的PET检测器模块。例如，在具有两个每个具有32个PET检测器模块的PET检测器阵列的放射治疗系统中，可以通过测量64个PET检测器模块的64个偏置电流(和/或温度、噪声水平、重合定时分布、光峰、暗计数率等)并且然后分别将余辉校正应用于64个PET检测器模块(例如，应用64个可能不同的增益和/或重合阈值调节)来校正64个PET检测器模块中的每个PET检测器模块的余辉效应。可替代地或另外地，可以针对各个PET检测器光电检测器和/或在具有多个PET检测器模块的整个PET检测器阵列上测量偏置电流(和/或温度、噪声水平、重合定时分布、光峰、暗计数率等)。尽管以下描述和变型可以涉及针对单个PET检测器和/或光电检测器(或针对多个PET检测器和/或光电检测器)测量偏置电流(和/或温度、噪声水平、重合定时分布、光峰、暗计数率等)并调节针对单个PET检测器和/或光电检测器(或分别是多个PET检测器和/或光电检测器)的增益和/或增益因子和/或重合阈值，但是应当理解，该描述也适用于测量针对多个PET检测器和/或光电检测器(或针对各个PET检测器和/或光电检测器)的多个偏置电流(和/或温度、噪声水平、重合定时分布、光峰、暗计数率等)，并调节针对该多个PET检测器和/或光电检测器(或分别针对各个PET检测器和/或光电检测器)的增益和/或增益因子和/或重合阈值。

在图3中描绘了用于在存在散射或杂散放射的情况下获取正电子发射数据的方法的一个变型。方法300可以包括在检测器噪声水平和PET检测器的重合触发阈值之间生成302校准表。生成校准表的一种方法可以包括：创建在PET检测器上引起不同程度或水平的噪声的环境；提供以已知速率发射正电子的正电子发射源(例如，发射正电子的种子)；以及在每个噪声水平处调节PET检测器的重合触发阈值，直到PET检测器的输出对应于预定的时间分辨率质量或度量。时间分辨率质量或度量可以在放射治疗系统的制造和/或校准期间确定。可以使用校准源来测量时间分辨率质量，并且可以分析重合检测到的光子的时间谱。例如，正电子发射点源可具有遵循高斯分布的时间谱，在该高斯分布中平均值与PET检测器之间点源的空间偏移有关，而方差与时间分辨能力的质量有关。用于量化时间分辨率质量的一种方法可以包括计算该时间谱的半峰全宽(FWHM)。方法300还可包括在治疗环节期间测量304PET检测器的噪声水平，并将所测量的噪声水平与校准表中的噪声水平进行比较306，以识别与所测量的噪声水平相对应的重合触发阈值。可以基于所测量的噪声水平的变化来调节308重合触发阈值。例如，重合触发阈值可以随着PET检测器上的噪声水平增加而增加。可替代地或另外地，方法300可以用于调节PET检测器光电检测器的增益值和/或在正电子发射数据采集中使用的增益因子(例如，用于乘以和/或偏移(多个)PET检测器的(多个)输出的增益因子)。例如，方法300的变型可以包括：在检测器噪声水平与增益值和/或增益因子之间生成校准表，在治疗环节期间测量PET检测器的噪声水平，以及将所测量的噪声水平与校准表中的噪声水平进行比较，以识别与测量的噪声水平相对应的增益值和/或增益因子。可以基于所测量的噪声水平的变化来调节增益值和/或增益因子。

散射的X射线可能会干扰PET检测器精确测量高能光子到达时间的能力。在没有散射的X射线的情况下，PET检测器的定时精度可以通过具有一定范围的定时误差的重合定时分布来表征。如上所述，可以例如通过使用点校准源来测量重合定时分布。可以分析与成千上万个重合事件的时间差，并且可以对重合定时分布进行合并和/或直方图化以生成定时分布。定时分布的半峰全宽(FWHM)可用于表征PET检测器或整个PET系统的定时分辨率。随着散射放射的水平增加，重合定时分布可改变，使得定时误差范围增加。例如，在没有X射线干扰的情况下，PET检测器可以具有重合定时分布，使得定时误差范围为300ps FWHM，但是在存在散射的X射线的情况下，重合定时分布可改变，使得定时误差范围为550ps FWHM。在图4中描绘了一种基于重合定时分布在存在散射放射的情况下获取正电子发射数据的方法。方法400可以包括：在线性加速器被激活之前(例如，在治疗环节之前，和/或在制造和/或校准环节期间)测量402PET检测器的重合定时分布，在已经激活直线加速器时的时间段期间(例如，在治疗环节期间)测量404PET检测器的重合定时分布，以及比较406在步骤404中测量的重合定时分布与在步骤402中测量的重合定时分布。如果定时分布与先前测量的定时分布相比变化超过约10％，则可以调节408PET检测器的重合触发阈值。改变重合触发阈值的一种方法是通过向读取电路(例如，ASIC)发送命令以增加定时比较器的电压。在另一种方法中，重合触发阈值可以是在光电检测器上计数的预定数量的光学光子。在该方法中，可以通过改变(例如，增加或减少)需要检测以发信号通知重合事件的光子数量来调节重合触发阈值。可替代地或另外地，方法400可以用于调节PET检测器光电检测器的增益值和/或在正电子发射数据采集中使用的增益因子(例如，用于乘以和/或偏移(多个)PET检测器的(多个)输出的增益因子)。例如，方法400的变型可以包括在激活直线加速器之前(例如，在治疗环节之前，和/或在制造和/或校准环节期间)测量PET检测器的重合定时分布，在已经激活直线加速器时的时间段期间(例如，在治疗环节期间)测量PET检测器的重合定时分布，以及将治疗期间测量的重合定时分布与治疗前测量的重合定时分布进行比较。如果定时分布与先前测量的定时分布相比变化超过约10％，则可以基于定时分布的变化来调节增益值和/或增益因子。

PET检测器的余辉可导致光电检测器的暗计数率增加，这可能干扰对正电子发射事件的精确检测。在图5中描绘了在存在散射放射的情况下获取正电子发射数据的方法的另一个变型。在该方法中，可以基于PET光电检测器的暗计数率的变化来调节重合触发阈值。方法500可以包括在激活直线加速器之前(例如，在治疗环节之前，和/或在制造和/或校准环节期间)测量502PET检测器的暗计数率，在已经激活直线加速器时的时间段期间(例如，在治疗环节期间)测量504PET检测器的暗计数率，并且将步骤504中测量的暗计数率与502中测量的暗计数率进行比较506。在一些变型中，可以通过测量光电检测器的偏置电流来测量暗计数率，并且步骤506中的比较可以在基于偏置电流的计算的暗计数率和/或偏置电流测量本身之间。可替代地或另外地，可以通过对低光子触发进行计数来测量暗计数率(即，测量低能光子触发的数量)。暗计数率可以在整个PET检测器阵列或模块/子阵列上被测量，和/或可以在每光电检测器的基础上被测量。如果在步骤504和506中测量的暗计数率偏离大于约2Mcps至约10Mcps(例如，约3Mcps)，则可以调节508(多个)PET检测器的重合触发阈值。例如，如果暗计数率增加或超过阈值(例如，超过约2Mcps，超过约3Mcps和/或超过约10Mcps)，则可以增加PET检测器的重合触发阈值。可以在整个治疗环节中和/或在使用直线加速器时重复步骤504-508。可替代地或另外地，方法500可以用于调节PET检测器光电检测器的增益值和/或在正电子发射数据采集中使用的增益因子(例如，用于乘以和/或偏移(多个)PET检测器的(多个)输出的增益因子)。例如，方法500的变型可以包括在激活直线加速器之前(例如，在治疗环节之前，和/或在制造和/或校准环节期间)测量PET检测器的暗计数率，在已经激活直线加速器时的时间段期间(例如在治疗环节期间)测量PET检测器的暗计数率，并且将治疗期间测量的暗计数率与治疗前测量的暗计数率进行比较。如果治疗期间测量的暗计数率与治疗前测量的暗计数率偏离超过约2Mcps至约10Mcps(例如，约3Mcps)，则可基于定时分布的变化来调节增益值和/或增益因子。

PET检测器余辉的影响也可以在光电检测器的偏置电流中被测量。偏置电流的变化可指示PET检测器获取正电子发射数据的能力下降，并且调节重合触发阈值(例如，随着余辉效应增加而增加重合触发阈值)可有助于提高发射数据采集的精度。在图6A中示出了在存在散射放射的情况下用于获取正电子发射数据的方法的一个变型。在该方法中，可以基于光电检测器的偏置电流的变化来调节重合触发阈值。可以通过监视光电检测器的电压源(诸如高压电源)来测量偏置电流。方法600可以包括在直线加速器激活之前(例如，在治疗环节之前，和/或在制造和/或校准环节期间)测量602光电检测器的偏置电流，在已经激活直线加速器的时间段期间(例如，在治疗环节期间)测量604光电检测器的偏置电流，并且比较606在步骤604中测量的偏置电流与在602中测量的偏置电流。如果在步骤604和606中测量的偏置电流偏离超过约0.1mA至约5mA，则可以调节608PET检测器的重合触发阈值。可替代地或另外地，偏置电流可以在整个PET检测器阵列或模块/子阵列上被测量，和/或可以在每光电检测器的基础上被测量。可以在整个治疗环节中和/或在使用直线加速器时重复步骤604-608。

可替代地或另外地，可以基于直线加速器(或任何治疗放射源)和/或PET检测器阵列处、或直线加速器和/或PET检测器阵列周围的区域的温度和/或放射测量，来调节PET检测器的重合触发阈值和/或PET检测器光电检测器的增益值和/或正电子发射数据采集中使用的增益因子。例如，放射治疗系统可以包括一个或多个温度传感器，该温度传感器可以位于PET检测器阵列处或附近和/或直线加速器处或附近。来自这些传感器的温度数据可以被传输到控制器，并且如果直线加速器和/或PET检测器阵列处的温度超过一个或多个阈值，则可以调节PET检测器的重合触发阈值。类似地，一个或多个剂量计(例如，MOSFET剂量计、热发光剂量计等)可以位于PET检测器阵列处或附近和/或直线加速器处或附近。来自这些剂量计的放射数据可以被传输到控制器，并且如果直线加速器和/或PET检测器处的放射水平超过一个或多个阈值，则可以调节PET检测器的重合触发阈值。一些方法还可以基于直线加速器的放射输出，来调节重合触发阈值和/或PET检测器光电检测器的增益值和/或正电子发射数据采集中使用的增益因子(例如，用于乘以和/或偏移(多个)PET检测器的(多个)输出的增益因子)。例如，放射治疗系统可以包括设置在直线加速器的束路径中的剂量室或电离室。电离室可以将直线加速器发射的放射量发送到控制器，该控制器可以基于直线加速器的放射输出来调节PET检测器的重合触发阈值和/或PET检测器光电检测器的增益值和/或正电子发射数据采集中使用的增益因子。例如，将各种放射输出阈值映射到各种重合触发阈值和/或PET检测器光电检测器的增益值和/或正电子发射数据采集中使用的增益因子的表可以存储在控制器存储器中，并且控制器可以将实时电离室测量值与表中的阈值进行比较，以确定是否要调节重合触发阈值和/或PET检测器光电探测器的增益值和/或正电子发射数据采集中使用的增益因子。阈值可以基于从直线加速器发射的第一脉冲开始直到当前时间点的累积放射输出，和/或可以基于预定时间间隔内的放射输出(例如，治疗环节期间的脉冲速率)。例如，大于0.1Gy/min的直线加速器向人体躯干的放射输出水平可生成足够水平的散射辐射，这可导致PET检测器中的余辉。

在一些变型中，将直线加速器脉冲计数映射到各种重合触发阈值和/或PET检测器光电检测器的增益值和/或正电子发射数据采集中使用的增益因子(例如，用于乘以和/或偏移(多个)PET检测器的(多个)输出的增益因子)的表可以存储在控制器存储器中。直线加速器发射的放射脉冲的数量可以被控制器用来调节PET检测器的重合触发阈值。例如，在直线加速器已经发射了第一数量的脉冲(例如10000个脉冲)之后，控制器可以调节PET检测器的重合触发阈值。当直线加速器已经发射了附加数量的脉冲(例如，另外的10000个脉冲，使累积脉冲计数达到20000)时，控制器可以再次调节重合触发阈值和/或PET检测器光电检测器的增益值和/或正电子发射数据采集中使用的增益因子。在调节重合触发阈值和/或PET检测器光电检测器的增益值和/或正电子发射数据采集中使用的增益因子之前，取决于特定治疗系统中存在的散射或杂散放射的水平，直线加速器发射的脉冲数量(即放射脉冲的阈值数量)可能为约1000、约2000、约4000、约7500或约12000个脉冲等。也就是说，对于升高水平的散射或背景放射的系统，在调节重合触发阈值和/或PET检测器光电检测器的增益值和/或正电子发射数据采集中使用的增益因子之前，直线加速器脉冲的数量对于较低水平的散射或背景放射的系统可较低。在一些变型中，该表可以将直线加速器脉冲速率或脉冲时间表(即，在特定时间间隔内的脉冲数量和/或脉冲的定时时间表)映射到PET检测器重合触发阈值和/或PET检测器光电检测器的增益值和/或正电子发射数据采集中使用的增益因子。这些参数中的一个或多个参数可以单独使用和/或与在此所述的一种或多种方法结合使用，以确定何时调节PET检测器重合触发阈值和/或PET检测器光电检测器的增益值和/或正电子发射数据采集中使用的增益因子，和/或要调节重合触发阈值多少(例如，增加或减少特定值等)。作为示例，在治疗环节开始时用于PET检测器的初始重合触发阈值可以是约2个光子触发。光子触发可以是表示检测到的光子的电压、电荷或计数。例如，2个光子触发意味着PET检测器的定时鉴别器在检测到两个或更多个光子到达时激发。在已经发射10000个放射脉冲之后，可以将重合触发阈值增加到约5个光子触发。在已经发射10000个放射脉冲(也就是说累积20000个放射脉冲)之后，可以将重合触发阈值增加到约6个光子触发。如期望的那样，在改变重合触发阈值之前的放射脉冲的阈值数量以及重合触发阈值改变增量可以从该示例变化。

图6B描绘了一种方法的一个变型，其中可以基于光电检测器的偏置电流的变化来调节PET检测器光电检测器的增益值，这可以补偿由于余辉导致的光电检测器(例如，硅光电倍增管)的饱和。可以通过监视光电检测器的电压源(诸如高压电源)来测量偏置电流。方法620可以包括：在直线加速器的激活之前(例如，在治疗环节之前，和/或在制造和/或校准环节期间)测量622光电检测器的偏置电流，在已激活直线加速器时的时间段期间(例如，在治疗环节期间)测量624光电检测器的偏置电流，并将步骤624中测量的偏置电流与622中测量的偏置电流进行比较626。如果步骤624和626中测量的偏置电流偏离大于约0.1mA至约5mA，则可以调节628PET检测器光电检测器的增益值和/或正电子发射数据采集中使用的增益因子。偏置电流可以在整个PET检测器阵列或模块/子阵列上被测量，和/或可以在每光电检测器的基础上被测量。可以在整个治疗环节中和/或在使用直线加速器时重复步骤624-628。在一些变型中，可以通过调节光电检测器的偏置电压和/或由控制器的处理器在正电子发射数据采集中使用的增益因子(例如，调节采集或分析软件增益因子)来调节(多个)光电检测器的增益值。例如，系统处理器可以在数据采集中使用增益因子，以帮助补偿由于余辉效应而导致的减少的PET检测器输出。例如，系统处理器可以将PET检测器的输出乘以和/或偏移增益因子，该增益因子的值取决于余辉水平(例如，由所测量的偏置电流指示)。可以通过例如在不同的余辉水平下测量与511keV光子对应(与测量的偏置电流的不同值对应)的PET检测器输出值，并取得在测量的PET检测器输出值和与511keV光子的检测对应的标称输出值(即在没有余辉的情况下)之间的差，并计算该差与标称输出值之比，来计算增益因子。可替代地或另外地，可以通过在不同的余辉水平(与所测量的偏置电流的不同值对应)下测量511keV光子的光峰偏移，并取得在(多个)偏移光峰与511keV下的标称光峰(即在没有余辉的情况下)之间的差，并计算该差与偏移光峰中的每一个偏移光峰的比率，来计算增益因子。可以生成校准表或曲线图，该校准表或曲线图将测量的偏置电流映射到增益因子值。改变在正电子发射数据采集中使用的增益值和/或增益因子可以调节由PET检测器记录的正电子湮没事件的能量和时间戳，以校正由余辉引起的检测器饱和。在一些变型中，用于调节增益值和/或增益因子的方法可以包括：在偏置电流值和增益值(和/或增益因子)之间生成校准表，在治疗环节期间测量PET检测器光电检测器的偏置电流，将测量的偏置电流与校准表中的偏置电流值进行比较以识别与测量的偏置电流相对应的增益值和/或增益因子，并且然后根据校准表调节增益值和/或增益因子。

图13A描绘了在保持偏置电压恒定时作为直线加速器束随时间推移的函数的偏置电流和温度的变化的实验数据曲线图。如在那里所描绘的，可以看到，在时间点0打开束之后，偏置电流在约一小时内从约0.2mA的低水平增加到约4.2mA。当在时间点69(即打开束之后69分钟)关闭束时，偏置电流会在约100分钟内向下漂移回到其基线值。当PET检测器加热时，温度也会向上漂移，因为它必须耗散光电检测器中的更多功率。PET检测器中积聚的热量可以是偏置电流乘以偏置电压。在该实验中，检测器中生成的热量在大约一个时间点0(0.2mA*55V)处约为11mW开始，但在大约峰值的时间点69(4.2mA*55V)处显著增加到约231mW。温度的变化还影响光电检测器的增益值，如在此所述，可以通过调节在正电子发射数据采集中使用的增益因子来校正或补偿该增益值。

可以通过使用PET检测器测量校准正电子发射点源(例如Na-22)的正电子发射数据，并跟踪(即量化)该测量如何在不同的余辉水平下变化来生成校准表。图13B描绘了已经通过在具有PET检测器的6×12子阵列的PET检测器模块上测量偏置电流和光峰位置而生成的校准曲线图(可以作为校准表呈现)。光峰是如由PET检测器光电检测器检测到的沿能谱的光电检测器的511keV峰值的位置。由正电子湮没事件发射的光子具有相同的能量，并且因此，每个有效事件都具有相同的能量值。“光峰”可以是所有检测到的事件的能谱直方图上的511keV峰。如在图13B中可以看出，随着PET检测器的光电检测器经受更大的余辉，偏置电流增加并且检测到511keV光子的光峰，就像检测到较低能量的光子一样(例如，从511keV(标称)线性向下漂移到400keV)。511keV光峰的这种向下偏移可降低光电检测器的性能，并阻碍其识别或报告由正电子湮没事件导致的511keV光子的能力。图13C描绘了PET检测器的能量分辨率随时间推移的曲线图(每个数据系列间隔表示10分钟的增量，其中直线加速器束在数据系列值1处打开，而在数据系列值7处关闭)，其中已经调节了PET检测器光电检测器的增益以补偿511keV光峰的向下偏移。如在那里所描绘的，通过增益调节或校正，能量分辨率随时间推移保持稳定。如前所述，可以通过调节检测器的偏置电压来调节或改变光电检测器的增益。可替代地或另外地，可以调节可以由系统处理器在数据采集中使用的增益因子，使得系统处理器将PET检测器的输出乘以和/或偏移该增益因子。在一个变型中，每个偏置电流值的增益因子可以是在光峰位置中该偏置电流值处的曲线或线对偏置电流曲线图的斜率。在图13B的示例中，增益因子可以是线的斜率(拟合到曲线图中的数据点)，并且增益因子可以与PET检测器模块输出相乘以识别正电子湮没事件。可以基于图13B的曲线图来生成校准表，该校准表将测量的偏置电流水平映射到能谱上的光峰位置。图13C示出了在不同余辉情况下应用增益校正的结果。如此处所示，在不同的余辉条件/水平下调节增益因子有助于保持测量入射光子能量的能量分辨率或质量相对恒定。监视光峰在能谱上的位置(例如，在治疗环节期间)可以提供有关增益是否已适当调节以补偿或校正余辉影响(例如，增益不太高或太低)的指示。例如，作为将偏置电流水平映射到增益值(例如，偏置电压水平、软件增益因子)的校准表的替代或补充，可以生成校准表，该校准表将光峰位置(例如，511keV光峰位置)映射到增益值(和/或在正电子发射数据采集中使用的增益因子)，使得在治疗期间可以根据光峰位置调节增益值和/或增益因子。

可用于确定光电检测器增益调节是否适当地校正余辉效应的另一度量是光电检测器的时间分辨率。光电检测器的时间分辨率可能会由于余辉效应而发生偏移，该时间分辨率表示两个光子检测事件之间可以被光电检测器区分为两个单独事件的最小时间间隔。图13D描绘了随着PET检测器光电检测器受到引起余辉的散射直线加速器X射线，时间分辨率质心随时间推移的偏移(每个数据系列间隔表示10分钟的增量，其中直线加速器束在数据系列值1处打开，在数据系列值7处关闭，并且恢复周期来自数据系列值8-16)。在一些变型中，定时质心的偏移值可以用于预测或估计余辉水平。用于调节光电检测器的增益以校正余辉效应的一些方法可以包括计算校准表，该校准表将定时质心偏移的偏移映射为偏置电流的函数。可替代地或另外地，可以生成校准表，该校准表将定时质心偏移映射到增益值(例如，偏置电压水平、软件增益因子)。在治疗环节期间，可以测量/监视定时分辨率(例如，定时质心)，并且可以提供有关增益是否已适当调节以补偿或校正余辉影响(例如，增益不太高或太低)的指示。在一些变型中，可以调节PET检测器光电检测器的增益以校正任何定时质心漂移。

如先前所述，在存在散射放射的情况下，用于从PET检测器获取正电子发射数据的任何方法可包括测量和监视直线加速器和/或PET检测器和/或任何其它检测器或传感器(例如电流或电压传感器、温度传感器、放射传感器等)中的一个或多个参数和/或特性，并基于这些一个或多个参数确定余辉水平或严重性。也就是说，诸如温度、偏置电流、放射发射水平和/或脉冲计数等的参数可以充当量化余辉水平或效应的替代。基于这些测量，治疗系统可以通过应用偏置电压的变化和/或对控制器的处理器在数据采集或分析中使用的增益值的校正或变化(例如，调节采集或分析软件增益因子)来改变PET检测器光电检测器的增益。

可替代地或另外地，一些方法可以包括在直线加速器放射脉冲期间以及放射脉冲之后的指定时间间隔内，由控制器延迟PET数据的采集。在直线加速器脉冲期间以及在脉冲之后的指定时间间隔内延迟或暂停PET数据采集和/或传输可有助于减少或消除具有余辉噪声和/或放射脉冲伪影的正电子发射数据的存储和处理。直线加速器脉冲和/或余辉效应产生的放射伪影量可在脉冲期间以及紧接着脉冲之后的时间间隔内最大，并且处理具有升高水平的噪声或伪影的正电子发射数据可导致错误或不精确的重合检测。在一些变型中，来自直线加速器的放射脉冲的宽度可以为约5μs或更小，并且以约100Hz至约300Hz的频率脉冲化。在该配置中，实际放射束导通时间的占空比是从约0.05％至约0.15％(即，放射束关闭时间是从约99.85％至约99.95％)。PET检测器和/或控制器可以在直线加速器脉冲期间和/或对PET敏感性很少或几乎没有影响的直线加速器脉冲之后的时间段内延迟和/或门控PET数据的采集(例如，在5μs直线加速器束脉冲期间延迟和/或门控正电子发射数据的采集)。对于渡越时间PET系统，从渡越时间计算中减少或消除相对较高噪声的正电子发射数据可有助于便于更精确的位置计算，和/或可有助于减少误差范围。

延迟时间间隔的持续时间可以至少部分地基于PET检测器余辉的量来确定，该余辉量可以基于PET检测器噪声水平、检测器定时分布、暗计数率、偏置电流、温度、环境放射水平等(包括前面描述的任何参数)中的一个或多个来定性和/或定量地确定。例如，延迟时间间隔可以是从约85μs至约500μs，例如，至少约100μs，至少约200μs等。在一些变型中，由控制器延迟对正电子发射数据的采集可以包括：由控制器门控对正电子发射数据的接收，使得如果在直线加速器脉冲之后的指定时间间隔期间由PET检测器检测到该数据，则控制器不会存储正电子发射数据。可替代地或另外地，可以延迟正电子发射数据从PET检测器到控制器的传输，使得在线性加速器脉冲之后的指定时间间隔期间，由PET检测器检测到的PET数据不被传输。例如，在线性加速器脉冲之后的指定时间间隔期间，可以暂停从PET检测器到控制器的数据传输，并且可以在经过指定的时间间隔之后恢复数据传输。在一些变型中，由控制器延迟对正电子发射数据的采集可以包括在直线加速器脉冲之后的指定时间间隔之后读出由控制器存储的正电子发射数据。例如，即使在直线加速器脉冲之后的指定时间间隔期间，也可以获取正电子发射数据并将其存储在控制器存储器中，然而，直到经过指定时间间隔之后，控制器才会从存储器中读取正电子发射数据，并且存储在控制器存储器中的正电子发射数据反映了在指定时间间隔之后获取的数据。

图7A描绘了用于门控正电子发射数据的方法的一个变型的流程图。如图所示，方法700可以包括测量702余辉对PET检测器的影响。余辉的量可以基于在此所述的一种或多种度量进行定性和/或定量确定，包括但不限于PET检测器噪声水平、检测器定时分布、暗计数率、偏置电流、温度、环境放射水平等。方法700可以包括基于余辉的量设定704门触发阈值。门触发阈值是时间间隔，在该时间间隔期间，不从PET检测器传输正电子发射数据和/或控制器未存储正电子发射数据。例如，如果指示余辉水平的任何参数超过预定阈值(例如，噪声水平、定时、暗计数率、偏置电流水平、温度水平、放射水平)，则可以增加栅极触发阈值以使得PET检测器和控制器之间的正电子发射数据的通信暂停较长的时间段。门触发阈值可以保持在增加的水平，直到余辉返回到PET检测器余辉前水平(或在余辉前水平的5％左右内)。方法700可以进一步包括：在直线加速器脉冲期间和/或之后，基于门触发阈值门控706正电子发射数据。方法700可以在治疗环节期间由控制器连续执行，和/或可以以规定的时间间隔执行。在一些变型中，方法700可以进一步包括：如果测量的余辉效应超过所选阈值，和/或如果来自先前测量的余辉变化超过所选阈值，则从初始水平改变或更新门触发阈值。例如，如果在治疗环节期间检测器余辉的量保持相对恒定，则可以不更新门触发阈值。然而，如果检测器余辉的量有实质性的变化(例如，检测器余辉的增加或减少)，则可以更新门触发阈值。门控可以从约500μs增加高至约10ms。可替代地，门触发阈值可以保持恒定。

图7B描绘了用于对PET检测器与控制器的处理器之间的PET数据通信进行门控的逻辑电路709的一个变型的示意图。一个或多个PET检测器710(在一个或多个PET检测器阵列中)可以将数据711输出到比较器712。比较器712将正电子发射数据711的定时特性与来自控制器的处理器716的重合触发阈值720进行比较。如上所述，重合触发阈值720可以在系统启动时确定(例如，可以启动为预设的默认值)和/或可以在系统用于治疗时进行更新。如果正电子发射数据在重合触发阈值内，则将正电子发射数据输出到门714。门714可以是例如“与”逻辑门。仅当从处理器到门714的门控信号718激活的(例如，“高”)时，才可以将正电子发射数据传输到处理器716。门控信号718的定时可以使得在直线加速器脉冲期间和/或在脉冲之后的时间间隔(例如，延迟时间)期间它是不激活的(例如，“低”)，并且在直线加速器脉冲之后的时间间隔过去之后和/或直线加速器脉冲之前是激活的(例如，“高”)。图7C示出了定时图730的一个示例，该定时图730描绘了直线加速器脉冲732之间的信号定时、门控信号的反相(可以被视为“重置”信号)以及直线加速器、PET检测器和处理器之间共享的公共时钟信号736。在该示例中，直线加速器脉冲732可以具有约5μs的脉冲宽度。在定时图730中所示的变型中，在直线加速器脉冲733的开始(即上升沿)之前约10μs的建立时间段t_setup期间、直线加速器脉冲733期间以及直线加速器脉冲733结束(即下降沿)之后的时间间隔(例如，延迟时间)内，门控信号734的反相为“高”。直线加速器脉冲733可以是从约2μs至约15μs，占空比小于约0.001。门控信号的反相为“高”的总持续时间t_gate可以是从约100μs至约3ms。当门控信号的反相为“高”时，正电子发射数据传输/采集被暂停。当门控信号的反相为“低”时，可以恢复正电子发射数据的传输/采集。门控信号脉冲之间时间的持续时间(即，脉冲间周期t_interpulse)可以低至约1ms，但是在一些变型中，直线加速器脉冲之间的脉冲间周期可以在约3ms至约10ms之间。如上所述，可以基于PET检测器余辉的程度来调节直线加速器脉冲733结束之后的时间间隔。

可替代地或另外地，系统可以使正电子发射数据采集与放射治疗输送(例如，直线加速器激活)交错。在该方法中，PET检测器首先获取正电子发射数据。在一些变型中，来自PET检测器的正电子发射数据可以用于生成图像。在已经获取并存储了正电子发射数据之后(例如，将其存储到控制器存储器中)，和/或在已经使用正电子发射数据生成了PET图像之后，可以停用或禁用PET检测器。放射源(例如，直线加速器或质子源)可以在PET检测器已经被停用之后被激活，并且可以向靶(例如，肿瘤区域)发射放射脉冲。在该交错模式下，正电子发射数据采集和放射治疗束发射在时间上不会显著重叠。在一些变型中，PET检测器和放射源的激活可以处于50/50占空比。尽管这可能允许更长的正电子发射数据采集周期，但它可能延长治疗环节的总长度。

PET系统可以在余辉水平超过预定阈值时互锁或停止正电子发射数据采集。在一个变型中，可以测量PET检测器光电检测器的偏置电流，并且如果偏置电流超过预定的偏置电流互锁阈值，则(多个)PET检测器可以互锁并停止数据采集。系统控制器可以继续以规则的间隔查询偏置电流，可选地生成给临床医生或技术人员的通知，该通知指示偏置电流水平和/或余辉水平。当偏置电流值低于互锁释放阈值时，(多个)PET检测器可以恢复数据收集(即，清除互锁)。在一些变型中，互锁释放阈值可以与互锁阈值相同，而在其它变型中，互锁释放阈值可以小于(例如，低于)互锁阈值。

振荡散射屏蔽罩

放射治疗系统的一些变型可以包括可移动的放射屏蔽罩或过滤器，其可以在放射脉冲期间设置在PET检测器上方并且在放射脉冲之后从PET检测器移开。放射屏蔽罩或过滤器可以吸收散射放射和/或使散射放射远离PET检测器偏转，这可能有助于减少PET检测器余辉的量。在直线加速器脉冲期间使PET检测器隐蔽的物理屏蔽罩或过滤器也可能有助于减少或消除与直线加速器脉冲相关联的反投影信息。在一些变型中，在直线加速器脉冲期间，屏蔽罩可使PET检测器隐蔽，并且在直线加速器脉冲之前或之后使PET检测器暴露。由于与物理屏蔽罩或过滤器相关联的惯性，一些PET检测器可能比直线加速器脉冲隐蔽更长的时间。

例如，发射引导的放射治疗系统可包括多个PET检测器和直线加速器，它们安装在可围绕患者旋转的机架上。由检测器实时获取的发射数据可以由系统控制器分析。基于该发射数据，系统控制器可以旋转机架，以从各种激发角度将放射从直线加速器引导到PET-avid肿瘤区域。在一些变型中，直线加速器和PET检测器可以安装在可旋转的环形或圆形机架上，并且患者治疗区域可以沿着圆形机架的中心(例如，沿着旋转轴线)定位。放射治疗系统可以包括放射过滤器环，该放射过滤器环可以包括一个或多个放射屏蔽罩或过滤器。在一些变型中，放射过滤器环可以包括闭合环结构，而在其它变型中，放射过滤器环可以包括一个或多个环段(例如，开环、环的局部段或弧等)。放射过滤器环可被设定尺寸以装配在第一圆形机架的内直径内。放射过滤器环可以具有与第一圆形机架相同的旋转轴，并且可以独立于圆形机架移动。在一些变型中，放射过滤器环可以旋转，而在其它变型中，放射过滤器环可以相对于圆形机架振荡，其中放射过滤器环沿机架的旋转轴在横向方向中移入机架的直径并移出机架的内直径。在一些变型中，放射屏蔽件或过滤器可包括可沿放射过滤器环沿周向定位的一个或多个放射阻挡或不透射线的组件(例如，包括高Z材料的面板)。放射过滤器环的其它部分可以是透射放射的或放射透明的(例如，包括低Z材料)。放射过滤器环的(多个)放射阻挡部分(即，放射过滤器环中放射阻挡组件所在的部分)可以具有与PET传感器阵列的大小和形状对应的大小和形状。在第一配置(例如，放射阻挡配置)中，放射过滤器环可以被定位成使得放射阻挡部分被设置在PET检测器阵列上方。在第二配置(例如，放射透明配置)中，放射过滤器环可以被定位成使得放射透明部分(即，放射过滤器环的不具有放射阻挡组件的部分)被设置在PET检测器阵列上方。耦接到放射过滤器环的运动控制器(可以与第一圆形机架的运动控制器分离和/或独立)可以旋转或振荡放射过滤器环以在第一和第二配置之间过渡。用于放射过滤器环的运动控制器可以包括致动器、电动机和/或耦接到过滤器环的驱动机构，该驱动机构提供足够的动力，以根据特定的时间间隔或时间表(如下面进一步所述)来改变过滤器环的位置。在一些变型中，运动控制器可以包括具有一个或多个弹簧的弹簧机构和致动器系统或机构(例如，气动或液压致动器、基于凸轮的电动机、开槽连杆电动机、电磁致动器等)。弹簧机构可以通过提供附加的动力来辅助致动器系统或机构，以帮助加速过滤器环运动和/或抵消由于摩擦力和/或阻力而导致的运动系统中的任何能量损失。

在一些变型中，对于每个直线加速器脉冲，可旋转的放射过滤器环可以旋转一半。可替代地或另外地，对于每个直线加速器脉冲，振荡的放射过滤器环可以形成半个周期。振荡的放射过滤器环可以在PET检测器阵列上方居中，使得与放射传输部分设置在PET探测器上方时的速度相比，当放射阻挡部分使PET检测器隐蔽时其速度(例如，它越过PET检测器阵列移入和移出机架内直径的横向速度)更高。与PET检测器阵列未被阻挡期间的时间相比，PET检测器阵列被散射放射(例如直线加速器脉冲)阻挡或屏蔽期间的时间相对较短。也就是说，对于给定的直线加速器脉冲占空比，PET检测器处于PET数据采集模式，并且因此可以不受放射过滤器环的放射阻挡部分阻挡。例如，运动控制器可以与直线加速器同步，使得其在直线加速器脉冲期间(并且可选地，在脉冲之前和/或之后的时间段内)将放射过滤器环移动到第一配置中，并且它在脉冲之后(例如在脉冲间间隔期间)将放射过滤器环移动到第二配置中。直线加速器脉冲的占空比、脉冲宽度、脉冲频率可被传送到放射过滤器环运动控制器，使得放射过滤器环在直线加速器脉冲期间处于第一配置中。在一些变型中，运动控制器可以使放射过滤器环振荡，以覆盖几倍的其路径中的PET检测器阵列宽度。可以选择放射过滤器环的振荡位移的长度(例如，当放射过滤器环在第一配置和第二配置之间振荡时被放射过滤器环扫过的周向长度或弧长)，使得其大于PET检测器阵列的宽度。这可以帮助减少当振荡放射过滤器环处于第一配置时被遮挡的PET检测器的比例。例如，具有为PET检测器阵列宽度的宽度的九倍的长度的振荡位移仅使可用PET事件的5％隐蔽。

图8A-8B描绘了放射治疗系统800的一个变型，该放射治疗系统800包括PET检测器阵列802a、802b和围绕系统的孔803的可旋转放射过滤器环804。可旋转放射过滤器环804包括第一放射阻挡部分806a和第二放射阻挡部分806b。可旋转放射过滤器环的直径可以使得其近似于其上安装有PET检测器阵列的圆形机架的内直径。在一些变型中，可旋转放射过滤器环的直径可以小于圆形机架的内直径。PET检测器阵列802a、802b可以彼此相对地定位(例如，彼此相对，使得第一PET检测器阵列802a的中心与第二PET检测器阵列802b的中心成约180度定位)。类似地，为了与PET检测器阵列802a、802b的布置相对应，放射阻挡部分806a、806b也可以彼此相对定位。可以选择放射阻挡部分806a、806b的长度，使得它们的周向长度与PET检测器阵列802a、802b的周向长度相对应。图8A描绘了可旋转放射过滤器环804的第一配置，其中放射阻挡部分806a、806b(其可以包括一种或多种高Z材料)被设置或对准在PET检测器阵列802a、802b上方。例如，在直线加速器脉冲期间，可旋转放射过滤器环可以处于该第一配置中。图8B描绘了可旋转放射过滤器环804的第二配置，其中当直线加速器不活动(例如，不发射脉冲，或者在脉冲间间隔内)时，放射阻挡部分806a、806b不设置在PET检测器阵列上方(即，未对准)。图8C是图8A-8B的系统800的示意性横截面视图。图8C描绘了处于第一配置的可旋转放射过滤器环，其中放射阻挡部分设置在PET检测器阵列上方，使得PET检测器阵列802a、802b沿着穿过孔803的治疗平面801与放射屏蔽。

图9A至图9B描绘了放射过滤器环900的另一变型的示意性横截面视图，其中代替在圆形机架(可围绕孔903设置)的内直径内旋转放射过滤器环，放射过滤器环900横向地振荡到圆形机架的内直径中和从圆形机架的内直径中出来。振荡放射过滤器环900可以包括第一和第二放射阻挡部分902a、902b，其可以具有与PET检测器阵列904a、904b的大小和形状相对应的尺寸和形状。图9A描绘了振荡放射过滤器环900的第一配置，其中振荡放射过滤器环定位于圆形机架的内直径内(即，放射阻挡部分设置在PET检测器阵列上方)。如上所述，放射阻挡部分可以包括用于反射和/或吸收散射放射的一个或多个高Z材料面板，并且当设置在PET检测器阵列上方时，通过减少或消除PET检测器上散射辐射的入射，可以帮助减少PET检测器的余辉。图9B描绘了振荡放射过滤器环的第二配置，其中放射阻挡部分902a、902b未设置在PET检测器阵列上方(即未对准)。振荡放射过滤器环的横向运动由箭头901指示。在直线加速器脉冲期间，振荡放射过滤器环可以处于第一配置中，使得PET检测器阵列904a、904b沿穿过孔903的处理平面901免受放射，并且当直线加速器处于非活动(例如，不发射脉冲或在脉冲间间隔内)时，可以处于第二配置。

尽管上述可旋转或振荡的放射过滤器环的变型是圆形或环形的，但在其它变型中，放射过滤器可以是放射阻挡或不透射线的材料的块，该块在期望高水平散射放射的时间间隔期间在PET检测器上方移动，并在期望相对低水平散射放射的时间间隔期间远离PET检测器。例如，放射过滤器可以被安装在臂、轨道等上和/或可以被耦接到致动器或马达上，该致动器或马达将它们移动到PET检测器上方或远离PET检测器。

示例

图10A描绘了实验设置的一个示例，其中PET检测器余辉被测量和表征。测量了PET检测器的短期和长期余辉。丙烯酸散射靶1000被用来散射来自6MeV直线加速器1002的放射。靶1000是40cm×40cm×20cm的丙烯酸块。使用PET检测器1004来测量入射在同时运行的两个PET检测器上的散射放射，以模拟患者的放射散射。靶1000的中心距离PET检测器1004为53cm。6MeV直线加速器1002在153Hz下以3us脉冲宽度在丙烯酸模体1000上生成10cm×10cm的X射线放射场。整个装置被多个铅块1006包围，每个铅块具有约20cm的长度。在直线加速器束1010的路径中存在第一剂量室1008，位于PET检测器1004后面的第二剂量室1008，以及位于靶1000的距直线加速器1002最远的壁上的剂量室1008。膜1009位于最接近直线加速器1002的靶1000的壁上。图10B是与图10A的装置一起使用的两个单晶PET检测器1012(具有LYSO闪烁晶体)和1014(具有LFS闪烁晶体)的示意图。PET检测器1012、1014二者均使用固态光电检测器或光电倍增器1016(例如MPPC(SiPM)光电检测器)，该固态光电检测器或光电倍增器1016能够进行渡越时间测量并用于测量散射放射对PET数据采集的影响。

用于PET检测器中的硅光电倍增器(SiPM)可由其暗计数率性能表征。SiPM可能对单个光子敏感，并且暗计数是检测器中的热电子噪声事件。闪烁检测器产生短期余辉，并且这些生成持续在闪烁脉冲之间的光子。从检测系统的角度来看，这些近似暗计数。表征作为其相对于LINAC脉冲何时出现的函数的传感器的暗计数率(DCR)(图10C)。表征了正好在直线加速器脉冲之前的DCR和直线加速器脉冲之后50μs至200μs的DCR。基于这些分析，控制器将PET数据采集延迟约200μs，该约200μs有助于将DCR降低到可接受水平。

光电传感器的初始DCR为每秒2M暗计数。这与设备供应商提供的规格相匹配。图10D描绘了针对LYSO闪烁晶体，作为暴露于直线加速器的总时间的函数的DCR。随着直线加速器脉冲化，如预期的那样(图10D，底部轨迹)，最小的DCR正好在直线加速器脉冲之前。如果在直线加速器脉冲之后立即测量DCR，则DCR显著更高。因此，存在短时恒定衰减，这有助于余辉。

图10E描绘了对于两种不同的晶体：LFS和LYSO，对于LYSO闪烁晶体，作为线性加速器的总暴露时间的函数的DCR。直线加速器连续运行3600秒或1小时。随着直线加速器随时间推移运行，余辉趋于在闪烁晶体中积聚。该余辉无法与传感器的暗计数区分开。它显著劣化了SiPM的信噪比。请注意，传感器以约2M暗计数/秒的DCR开始。在1小时余辉之后，增加到每秒10M以上的暗计数，或者更糟5倍。

图11描绘了使用两个多晶硅PET检测器测量余辉的实验装置的另一个示例。

图12描绘了直线加速器脉冲之后的各个时间点的渡越时间PET模块的曲线图，其中每条曲线描绘了在不同的重合触发阈值下的时间分辨率。如图所示，可以通过增加PET检测器模块的阈值来减轻余辉噪声(图11)。通过改变PET检测器电子设备的触发阈值可以减轻余辉效应。在治疗期间可能可以测量系统的DCR，并调节阈值以帮助改善系统的定时性能。

在此所述的放射治疗系统可包括具有处理器和一个或多个存储器的控制器。控制器可包括一个或多个处理器以及与一个或多个处理器通信的一个或多个机器可读存储器。控制器可以通过有线或无线通信信道连接到放射治疗系统和/或其它系统。在一些变型中，放射治疗系统的控制器可以与患者位于相同或不同的房间中。例如，控制器可以耦接到患者平台或设置在与患者和/或操作员相邻的手推车或医疗推车上。

可以与众多通用或专用计算系统或配置一致地实现控制器。适于与在此公开的系统和设备一起使用的各种示例性计算系统、环境和/或配置可以包括但不限于个人计算设备、网络设备、服务器或服务器计算设备之内或其上体现的软件或其它组件，诸如路由/连接组件、便携式(例如手持式)或膝上型计算机设备、多处理器系统、基于微处理器的系统和分布式计算网络。

便携式计算设备的示例包括智能手机、个人数字助理(PDA)、手机、平板计算机、平板手机(大于智能手机但小于平板计算机的个人计算设备)、采用智能手表形式的可穿戴计算机、便携式音乐设备等。

在一些实施例中，处理器可以是被配置为运行和/或执行一组指令或代码的任何合适的处理设备，并且可以包括一个或多个数据处理器、图像处理器、图形处理单元、物理处理单元、数字信号处理器和/或中央处理单元。处理器可以是例如通用处理器、现场可编程门阵列(FPGA)、专用集成电路(ASIC)等。处理器可以被配置为运行和/或执行应用进程和/或其它模块、与系统和/或与其相关联的网络相关联的进程和/或功能。可以各种组件类型提供基础的设备技术，例如，如互补金属氧化物半导体(CMOS)的金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)技术、如发射极耦接逻辑(ECL)的双极技术、聚合物技术(例如，硅共轭聚合物和金属共轭聚合物-金属结构)、模拟和数字混合等。

在一些实施例中，存储器可以包括数据库，并且可以是例如随机存取存储器(RAM)、存储器缓冲器、硬盘驱动器、可擦除可编程只读存储器(EPROM)、电可擦除只读存储器(EEPROM)、只读存储器(ROM)、闪存等。该存储器可以存储指令，以使处理器执行与系统相关联的模块、进程和/或功能，诸如一种或多种治疗计划、在先前治疗环节和/或当前治疗环节中获取的成像数据(例如实时成像数据)、生物活性、从成像数据中提取的生理和/或解剖学数据、更新或调节的治疗计划、更新或调节的剂量输送说明、放射治疗系统说明(例如，可以指导机架、治疗性放射源、多叶准直仪、PET检测器和/或放射治疗系统的任何其它组件的操作)以及与治疗输送相关联的图像和/或数据处理。

在此所述的一些实施例涉及一种具有非暂态计算机可读介质(也可以称为非暂态处理器可读介质)的计算机存储产品，该非暂态计算机可读介质具有在其上用于执行各种计算机实现的操作的指令或计算机代码。在计算机可读介质本身不包括瞬时传播信号(例如，在诸如空间或电缆的传输介质上承载信息的传播电磁波)的意义上，计算机可读介质(或处理器可读介质)是非暂态的。媒体和计算机代码(也可以称为代码或算法)可以是为一个或多个特定目的设计和构造的。非暂态计算机可读介质的示例包括但不限于：磁存储介质，诸如硬盘、软盘和磁带；光学存储介质，诸如光盘/数字视频光盘(CD/DVD)；光盘只读存储器(CD-ROM)和全息设备；磁光存储介质，诸如光盘；固态存储设备，诸如固态驱动器(SSD)和固态混合驱动器(SSHD)；载波信号处理模块；以及专门配置为存储和执行程序代码的硬件设备，诸如专用集成电路(ASIC)、可编程逻辑设备(PLD)、只读存储器(ROM)和随机存取存储器(RAM)设备。在此描述的其它实施例涉及一种计算机程序产品，该计算机程序产品可以包括例如在此公开的指令和/或计算机代码。

用户界面可以用作操作员或临床医生与治疗计划系统之间的通信界面。用户界面可以包括输入设备和输出设备(例如，触摸屏和显示器)，并且被配置为从支撑臂、外部磁体、传感器、输送设备、输入设备、输出设备、网络、数据库和服务器中的一个或多个接收输入数据和输出数据。来自一个或多个传感器的传感器数据可以由用户界面接收，并由一个或多个输出设备以视觉、听觉和/或通过触觉反馈来输出。作为另一示例，用户可以接收输入设备(例如，操纵杆、键盘、触摸屏)的操作员控制，并且然后由处理器和存储器处理以用于用户界面，以将控制信号输出到一个或多个支撑臂、外部磁体、腔内设备和递送设备。

在一些变型中，输出设备可以包括显示设备，该显示设备包括发光二极管(LED)、液晶显示器(LCD)、电致发光显示器(ELD)、等离子显示面板(PDP)、薄膜晶体管(TFT)、有机发光二极管(OLED)、电子纸/电子墨水显示器、激光显示器和/或全息显示器中的至少一个。

在一些变型中，放射治疗系统可以经由例如一个或多个网络与其它计算设备通信，每个网络可以是任何类型的网络(例如，有线网络、无线网络)。无线网络可以指未通过任何类型的电缆连接的任何类型的数字网络。无线网络中的无线通信的示例包括但不限于蜂窝、无线电、卫星和微波通信。然而，无线网络可以连接到有线网络，以便与因特网、其它运营商语音和数据网络、业务网络和个人网络接口连接。有线网络通常通过铜双绞线、同轴电缆和/或光纤电缆承载。存在许多不同类型的有线网络，包括广域网(WAN)、城域网(MAN)、局域网(LAN)、因特区域网(IAN)、园区区域网(CAN)、如因特网的全球区域网(GAN)，以及虚拟专用网络(VPN)。下文中，网络是指通常通过因特网互连的无线、有线、公共和专用数据网络的任意组合，以提供统一的联网和信息访问系统。

蜂窝通信可以涵盖诸如GSM、PCS、CDMA或GPRS、W-CDMA、EDGE或CDMA2000、LTE、WiMAX和5G网络标准的技术。一些无线网络部署结合了来自多个蜂窝网络的网络，或者使用了蜂窝、Wi-Fi和卫星通信的混合。在一些实施例中，在此描述的系统、装置和方法可以包括射频接收机、发射机和/或光学(例如，红外)接收机和发射机，以与一个或多个设备和/或网络通信。

Claims (36)

1.一种放射治疗系统，包括：

放射源，其被配置为将一个或多个放射脉冲引向关注的PET-avid区域；

多个PET检测器，其中，所述多个PET检测器被配置为检测正电子湮没光子；

电流检测器，其被配置为测量所述多个PET检测器的偏置电流；以及

控制器，其被配置为接收来自所述多个PET检测器的光子数据输出，其中，所述控制器被配置为通过使用基于在治疗环节期间所测量的偏置电流而计算出的增益因子来调节所述光子数据输出，来检测重合的正电子湮没光子对。

2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述控制器被配置为当所述偏置电流超过阈值偏置电流值时调节所述增益因子。

3.根据权利要求1所述的系统，其中，所述增益因子是所测量的偏置电流与所述光子数据输出中的所述正电子湮没光子的所述检测的光峰偏移的大小之间的比率。

4.根据权利要求1所述的系统，其中，调节所述光子数据输出包括：将所述光子数据输出乘以所述增益因子，或者将所述光子数据输出线性地偏移所述增益因子。

5.根据权利要求1所述的系统，其中，所述控制器被配置为在阈值数量的放射脉冲已经被引向所述关注的PET-avid区域之后，调节所述增益因子。

6.根据权利要求5所述的系统，其中，放射脉冲的所述阈值数量是1000个放射脉冲。

7.根据权利要求5所述的系统，其中，所述增益因子是第一增益因子，并且放射脉冲的所述阈值数量是放射脉冲的第一阈值数量，以及其中，所述控制器被配置为在第二阈值数量的放射脉冲已经被引向所述关注的PET-avid区域之后将所述第一增益因子调节为第二增益因子。

8.根据权利要求7所述的系统，其中，所述第二增益因子大于所述第一增益因子，并且放射脉冲的所述第二阈值数量大于放射脉冲的所述第一阈值数量。

9.根据权利要求1所述的系统，其中，所述控制器被配置为基于来自所述多个PET检测器的所述光子数据输出来计算湮没光子的光峰位置，并且基于所述光峰位置距基线水平的偏移来调节所述增益因子。

10.根据权利要求1所述的系统，其中，所述控制器被配置为当所述多个PET检测器中的一个或多个PET检测器的暗计数率超过阈值暗计数率时，调节所述增益因子。

11.根据权利要求10所述的系统，其中，所述阈值暗计数率是从3Mcps至10Mcps。

12.根据权利要求2所述的系统，其中，所述阈值偏置电流值是从0.1mA至1mA。

13.根据权利要求1所述的系统，其中，所述控制器被配置为当从所述放射源发射的放射量超过阈值放射水平时，调节所述增益因子。

14.根据权利要求13所述的系统，其中，所述阈值放射水平是从0.1cGy/min至1cGy/min。

15.根据权利要求1所述的系统，其中，所述控制器进一步包括信号处理器和被配置为选择性地将PET检测器输出信号传送给所述信号处理器的开关，其中，所述开关被配置为将所述PET检测器输出信号到所述信号处理器的通信在每个放射脉冲之后暂停预定时间段，其中，所述预定时间段与每个放射脉冲的持续时间的比率在25：1到100：1之间。

16.根据权利要求15所述的系统，其中，所述控制器被配置为将所述PET检测器输出信号到所述信号处理器的通信暂停每个放射脉冲的所述持续时间以及在每个放射脉冲之后暂停所述预定时间段。

17.根据权利要求16所述的系统，其中，所述控制器被配置为基于门控信号来暂停所述PET检测器输出信号到所述信号处理器的通信。

18.根据权利要求17所述的系统，其中，所述门控信号使所述控制器将所述PET检测器输出信号到所述信号处理器的通信在每个放射脉冲之后暂停100μs或更长。

19.根据权利要求18所述的系统，其中，所述门控信号使所述控制器将所述PET检测器输出信号到所述信号处理器的通信在每个放射脉冲之后暂停200μs或更长。

20.根据权利要求5所述的系统，其中，所述控制器被配置为至少部分地基于所述放射脉冲的定时时间表来调节所述增益因子。

21.一种用于自动调节用于检测重合的正电子湮灭光子的PET检测器增益的方法，所述方法包括：

在激活放射源的同时检测在治疗环节期间的两个或多个PET检测器的偏置电流；

基于所测量的偏置电流计算增益因子；以及

通过所计算的增益因子调节来自所述两个或多个PET检测器的光子数据输出，来检测重合的正电子湮灭光子对。

22.根据权利要求21所述的方法，进一步包括确定所述所测量的偏置电流是否满足或超过阈值偏置电流值，以及当所述所测量的偏置电流满足或超过所述阈值偏置电流值时计算所述增益因子。

23.根据权利要求21所述的方法，其中计算所述增益因子包括计算所述所测量的偏置电流与所述光子数据输出中的所述正电子湮没光子的所述检测的光峰偏移的大小之间的比率。

24.根据权利要求21所述的方法，其中调节所述光子数据输出包括将所述光子数据输出乘以所述增益因子，或者将所述光子数据输出线性地偏移所述增益因子。

25.根据权利要求21所述的方法，进一步包括确定所激活的放射源是否朝向关注区域施加阈值数量的放射脉冲，以及当放射脉冲的数量满足或超过所述阈值数量时计算所述增益因子。

26.根据权利要求25所述的方法，其中放射脉冲的所述阈值数量是1000个放射脉冲。

27.根据权利要求22所述的方法，其中所述增益因子是第一增益因子，所述所测量的偏置电流是第一偏置电流值，并且所述阈值偏置电流值是第一阈值偏置电流值，以及其中所述方法进一步包括测量第二偏置电流值，确定所述第二偏置电流值是否满足或超过第二阈值偏置电流值，以及当所述第二偏置电流值满足或超过所述第二阈值偏置电流值时基于所述第二偏置电流值计算第二增益因子。

28.根据权利要求27所述的方法，其中所述第二增益因子大于所述第一增益因子，并且所述第二阈值偏置电流值大于所述第一阈值偏置电流值。

29.根据权利要求21所述的方法，进一步包括基于来自所述两个或多个PET检测器的所述光子数据输出来计算正电子湮没光子的光峰位置，以及其中基于所述光峰位置距基线水平的偏移来计算所述增益因子。

30.根据权利要求21所述的方法，进一步包括确定所述两个或多个PET检测器的暗计数率是否满足或超过阈值暗计数率，以及当所述暗计数率满足或超过所述阈值暗计数率时计算所述增益因子。

31.根据权利要求30所述的方法，其中所述阈值暗计数率是从3Mcps至10Mcps。

32.根据权利要求22所述的方法，其中所述阈值偏置电流值是从0.1mA至1mA。

33.根据权利要求21所述的方法，进一步包括确定从所激活的放射源发射的放射量是否满足或超过阈值放射水平，以及当所述发射的放射量满足或超过所述阈值放射水平时计算所述增益因子。

34.根据权利要求33所述的方法，其中所述阈值放射水平是从0.1cGy/min至1cGy/min。

35.根据权利要求25所述的方法，其中至少部分地基于由所述所激活的放射源发射的所述放射脉冲的定时时间表计算所述增益因子。

36.根据权利要求21所述的方法，其中检测所述重合的光子湮灭对在所述放射源发射放射脉冲之后的100μs或更长时间时发生。

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