本发明涉及非介入式成像技术，包括正电子发射断层成像(pet)和核磁共振成像(mri)。本发明还涉及多模态模态成像技术，所述多模态成像技术可以将不同的结构性和/或功能性成像设备集成到单个系统中。具体地，本发明涉及pet嵌入技术，所述pet嵌入技术提供了一种简单的方法，该方法可以将pet功能集成到现有系统中，且不需要对现有系统进行大幅度的修改。
背景技术：
正电子发射断层造影术(pet)是一种专门的放射过程，其可以产生和检查身体的靶器官或组织中的机能过程的三维图像。具体地，在pet研究中，首先在患者体内引入一种携带放射性示踪剂的生物活性分子。然后，pet系统可以检测示踪剂发射的γ射线，并通过分析检测到的信号来构建体内示踪剂浓度的三维图像。
由于在pet研究中使用的所述生物活性分子是靶器官或组织的天然代谢底物，因此pet可以评估所述靶器官或组织的生理机能和解剖结构及其生化特性。在通过其他诊断设备，比如计算机断层扫描(ct)或核磁共振成像(mri)，检测到所述疾病相关的任何解剖变化之前，所述靶器官或组织的上述性质的变化可以提供用来识别疾病发作过程的基本信息。
在乳腺癌预防和诊断领域，一些pet成像模态已经被开发了以用于更好的筛选和分期乳腺癌。正电子发射乳腺断层显像(pem)是pet的一种形式，与其他常规的pet研究能够实现的效果相比，其可以用来产生身体某一特定部位(即乳房)的更高分辨率的图像。当前的pem扫描仪通常包括一对安装有pet探测器的压迫桨。在训练有素的医护人员的指导下，患者可以将她的乳房置于所述一对压迫桨之间。然后再施加温和的压力，使得全部的乳房组织能够在所述pet探测器之间轻轻地推拉以用于检查。
pet的独特高灵敏度-在皮摩尔范围内-可以检测到体内微量的放射性标记物，使得pet成为分子成像的可选方式。在这方面，将pet与其他诊断方法相结合的方法为核成像领域创造了一种重要的新视角，通过结合pet和其他诊断方法可以实现身体结构和机能信息的同时获取，并提供更多的关于恶性(癌性)肿瘤和其他病变的确切信息。例如，自10年前推出联合pet/ct(计算机断层扫描)的系统以来，相较于利用同一pec/ct扫描仪进行一次扫描几乎同时获得的结构性x射线ct图像而言，肿瘤学、神经病学、心脏病学和放射学领域的医务人员可以充分利用双模态系统的优势来构建和分析三维功能性pet图像。
为此，有许多临床表明核磁共振成像(mri)优于ct。例如，与ct相比，mri可以提供更好的软组织对比度，并且不使用电离辐射，从而显著降低了总体所需的辐射剂量以及对病人的相关风险或危害。此外，除了结构性成像之外，mri也可用于实现身体机能活动的可视化。例如，功能性mri或者fmri，可以测试大脑不同部位血液流动的变化。在这种类型的研究中，由于神经元活跃时需要更多的氧气，因此反映大脑血氧水平的信号可以被可靠地用于反映大脑的活跃度。
因此，针对目前在无损诊断成像领域中对精确且透明的高分辨率的需求，将三维功能性pet信息与同等高质量的形态学和/或功能性mri信息集成在单个装置内，为下一代多模态成像技术建立了明确的新的研究和发展方向。
相较于简单地组合单独获取的pet和mri数据，能够同时进行双模态成像的pet/mr混合系统具有更多的优点。这些优点不仅包括具有极大的便利性、灵活性和在多模态下获取更多数据时速度的提高，而且还大大简化了患者管理的流程，并显著降低了患者成本。更重要的是，同时进行多模态数据的采集和处理可以确保pet和mri数据的注册精确度更高，从而为医务人员提供更详细和更可靠的诊断信息。
然而，尽管在这一领域作出了巨大的努力，但是一些技术难题仍然存在，影响了实现全面的pet/mr集成和实时同步数据采集。具体地，pet和mri是两种先进的成像技术，其需要收集和处理微弱的和易于受干扰的电信号。因此，如何结合这两种模态且不降低其原有的最佳性能是具有挑战性的。此外，如何将硬件组件集成到单个设备，克服可用空间上的物理约束也是另外一个挑战。
为了解决成像模态下的信号失真和相关性能退化的问题，已经提出并尝试了不同的方法。许多提出的方法旨在通过扩大pet/mr集成系统中各个硬件组件之间的物理距离来减少信号之间的相互干扰。然而，这种方法可能会显著降低一种或两种成像模态的探测灵敏度，并将进一步加剧空间限制的问题。还有一些方法仅仅针对硬件集成，而没有把同步数据采集考虑在内。也就是说，虽然mri和pet两者的诊断成像可以使用一次单个设备来完成，但这种双成像模态的数据采集是连续的并不是同步的。例如，协调的解决方案是以串联的方式将标准的mri和pet扫描仪机械地组合在一起。在这种情况下，患者的身体将首先通过mri扫描仪进行扫描，然后再通过pet扫描仪进行扫描。可选地，pet组件可以集成到mri机架中，但是只有当mri中磁场完全关闭时才能获取pet数据。任何成像协议都不允许实时同步进行pet/mr混合成像。另外，连续pet和mri扫描的总成像时间也会被延长。
因此，需要提供一种改进的多模态诊断成像技术来克服所述技术难题。
技术实现要素：
本发明的一个目的旨在公开一种新的多模态成像系统，所述成像系统可以真正同步进行pet和mr成像，同时可以实现与其单独成像相似甚至更好的性能和要求。具体地，所述系统的同步数据采集基本可以实现在这两种模态下动态获取的结构性和功能性数据集的完美的时间相关性。
本发明的一个目的旨在公开一种新的多模态成像系统，所述成像系统能够改进pet和mri成像的信号检测灵敏度以及各硬件和软件特征，几乎完全可以消除和/或校正pet和mri成像模态之间的相互干扰。
本发明的一个目的旨在公开一种专门适用于检查受试者乳腺或乳房的多模态成像系统。
本发明的一个目的旨在公开一种pet嵌入系统，所述系统可以方便地安装到现有系统，同时不需要显著地修改现有系统的结构、操作和功能，从而降低用户成本，包括研究人员、医院和病人。
本发明的另一目的旨在公开一种pet嵌入系统，所述系统可以为需要根据特定需求布置pet探测器的终端用户提供极大的灵活性，例如，在成像受试者与在成像研究期间保持相同的位置时，可以获取最佳成像信号和数据或进行活组织检查。
因此，在本发明的一个方面，公开了一种pet嵌入系统。所述嵌入系统包括pet探测器。在一些实施例中，所述pet探测器可以包括多个检测模块，每个检测模块具有闪烁体表面。所述每个检测模块的闪烁体表面与其他至少一个其他检测模块的闪烁体表面相对。在一些实施例中，所述多个检测模块可以围绕用于容纳目标体的采样区域。
在一些实施例中，所述pet嵌入系统中的多个检测模块可以形成一个或多个相对的检测模块对，并且每个相对的检测模块对位于采样区域的侧面。
在一些实施例中，所述pet探测器包括四个检测模块。所述四个检测模块以立方柱型的形式所述采样区域围成立方柱型，且每个检测模块垂直于两个其他检测模块。
在一些实施例中，所述pet探测器包括八个检测模块。所述八个检测模块分成第一组的四个检测模块和第二组的四个检测模块，且所述采样区域包括第一子区域和第二子区域。所述第一组的四个检测模块以立方柱型的形式环绕所述第一子区域配置，所述第二组的四个检测模块以立方柱型的形式环绕所述第二子区域配置。
在一些实施例中，所述pet探测器包括八个检测模块，所述八个检测模块以筒型的形式环绕所述采样区域配置，且每个检测模块面向一个360度场的单个八分圆。
在一些实施例中，至少一个检测模块能够从所述pet探测器上移除，并且在移除所述至少一个检测模块时，所述采样区域是可触及到的。
在一些实施例中，所述pet嵌入系统进一步包括控制系统和/或电源。
在一些实施例中，所述pet嵌入系统适于可逆地耦合到主系统。
在一些实施例中，当所述pet嵌入系统可逆地耦合到所述主系统时，所述pet探测器可以可逆地附接到所述主系统中的患者支撑件上。
在一些实施例中，所述主系统可以用于目标体的mr成像。在一些实施例中，所述主系统是一种多模态成像系统。
在一些实施例中，所述目标体是人体的乳房。
在本发明的第二方面，公开了一种多模态成像系统。具体地，在一些实施例中，所述多模态成像系统至少包括pet成像模态和mr成像模态，其中，所述pet成像模态和mr成像模态能够顺序工作或同时工作。
在一些实施例中，所述mr成像模态包括rf发射器和rf接收器。所述rf发射器适于将激发电磁辐射传送到所述目标体。所述rf接收器适于从所述目标体检测核磁共振信号。
在一些实施例中，所述rf发射器包括线圈系统。在一些实施例中，所述rf接收器也包括线圈系统。进一步地，在一些实施例中，所述rf发射器的线圈系统和所述rf接收器的线圈系统是相同的。
在一些实施例中，所述rf发射器的线圈系统和所述rf接收器的线圈系统中的一个或两个是多通道线圈。
在一些实施例中，所述rf发射器的线圈系统和所述rf接收器的线圈系统中的一个或两个是相控阵线圈。
在一些实施例中，所述rf发射器的线圈系统和所述rf接收器的线圈系统中的一个或两个是局部线圈。
在一些实施例中，所述rf发射器的线圈系统和所述rf接收器的线圈系统中有一个或两个是容积线圈。
在一些实施例中，所述rf发射器的线圈系统是容积线圈，所述rf接收器的线圈系统是局部线圈。
在一些实施例中，所述多模态成像系统中的pet成像系统包括pet探测器，其中，所述pet探测器围着用于容纳所述目标体的采样区域。
在一些实施例中，所述rf发射器的线圈系统和所述rf接收器的线圈系统中的一个或两个位于所述采样区域内。
在一些实施例中，所述目标体是人体的乳房，并且所述rf发射器的线圈系统和所述rf接收器的线圈系统中的一个或两个用于包围所述采样区域内的乳房。
在一些实施例中，所述目标体是人体的乳房，并且所述rf发射器的线圈系统和所述rf接收器的线圈系统中的一个或两个用于包围所述采样区域的人体的胸围。
在一些实施例中，所述多模态成像系统中的pet成像系统是pet嵌入系统。
附图说明
说明书所附带的附图是说明书的一部分，可以用来说明下面描述的几个方面。
图1是根据本发明的一个实施例所示的本系统使用的多通道鸟笼线圈的透视图。
图2a是根据本发明的一个实施例所示的鸟笼线圈和伪链接线圈的组件的透视图。
图2b是图2a所示的鸟笼线圈和伪链接线圈的组件的俯视图。
图3是根据本发明的一个实施例所示的层叠环形线圈的透视图。
图4是根据本发明的一个实施例所示的本系统使用的光电倍增管的示意图。
图5是根据本发明的一个实施例所示的本系统使用的雪崩光电二极管的示意图。
图6是根据本发明的一个实施例所示的本系统使用的单光子光电二极管的示意图。
图7是根据本发明的一个实施例所示的本系统使用的硅光电倍增管及其相应电路的示意图。
图8是根据本发明的一个实施例所示的本系统使用的数字硅光电倍增管及其相应电路的示意图。
图9是pet检测模块以及闪烁体晶体阵列与检测单元的光电探测器之间直接耦合的示例性实施例。
图10是pet检测模块以及闪烁体与光电探测器之间通过光纤间接耦合的示例性实施例。
图11是根据本发明的一个实施例所示的具有筒型结构的pet探测器的示例性实施例。
图12是包括闪烁体晶体和光电二极管的pet探测器的详细视图。
图13是根据本发明的一个实施例所示的具有立方柱结构的pet探测器的示例性实施例。
图14是根据本发明的一个实施例所示的pet/mr多模态成像系统中的pet探测器、mri线圈系统和患者胸部的示例性布局。在该实施例中，所述pet探测器和mri线圈系统围绕所述患者的整个胸围。
图15是根据本发明的一个实施例所示的pet/mr多模态成像系统中的pet探测器和mri线圈系统的示例性布局。在该实施例中，所述pet探测器呈现筒型结构，所述mri线圈系统用于紧密地围绕在受试者的两个乳房。
图16是根据本发明的一个实施例所示的pet/mr多模态成像系统中的pet探测器对和mri线圈系统对的示例性布局。在该实施例中，每个pet探测器呈现立方柱结构，每个mri线圈系统用于紧密地环绕在受试者的一个乳房。
图17是根据本发明的一个实施例所示的由pet探测器、mri线圈系统和胸部支撑件组成的组件的透视图。在该实施例中，所述pet探测器和所述mri线圈系统放置在胸部支撑件的开口下方，使得处于俯卧位的患者可以将她的乳房穿过开口插入到由所述pet探测器和mri线圈系统包围的采样区域内。
图18是图17所示的由pet探测器、mri线圈系统和胸部支撑件组成的组件的俯视图。
图19为处于俯卧位的患者的透视图，其乳房组织通过支撑件的开口插入到由pet探测器和mri线圈系统组成的组件中。在该实施例中，所述pet探测器呈现筒型结构，所述mri线圈系统呈现层叠环形结构。
图20为处于俯卧位的患者的透视图，其乳房组织通过支撑件的开口插入到由pet探测器和mri线圈系统组成的组件中。在该实施例中，所述pet探测器呈现立方柱结构，所述mri线圈系统是多通道鸟笼线圈。
图21a是根据本发明的一个实施例所示的一对pet探测器的示意图。每个pet探测器包括四个检测模块并呈现立方柱结构。
图21b是从图17a的每个pet探测中移除一个检测模块的情况的示意图，使得由所述pet探测器包围的采样区域可触及。
图22为人体将其乳房插入到由pet探测器和mri线圈系统包围的采样区域的情景的示意图。在该实施例中，所述胸部支撑件、pet探测器和mri线圈系统安装在病床上，其可以根据mri扫描仪来移动患者的身体。
图23是pet/mr混合系统的控制和电力系统的示意图。
具体实施方式
对于本领域的技术人员而言，通过阅读本说明书，在各种替代实施例和替代应用中实现本发明将变得显而易见。然而，在这里并不具体描述本发明的所有实施例。可以理解的是，这些实施例仅以示例的方式呈现，并不对此加以限制。因此，各种替代实施例的详细描述不应被解释为限制如下所述的本发明的范围或宽度。
在公开和描述本发明之前，可以理解的是，下面描述的方面不限于具体的系统，以及实现这样的系统或其使用的方法。还应当理解的是，这里所使用的术语仅用于描述特定方面，并不对此加以限制。
除非另有定义，这里使用的所有技术和科学术语与本发明所属领域的普通技术人员通常理解的含义相同。
在本说明书和下述权利要求中，具有以下含义的多个术语将被提及：
这里使用的术语仅用于描述特定实施例，并且是非限制性的。如这里所使用的单数形式“一”、“一个”和“该”也可包括其复数形式，除非上下文明确指示例外情形。
除非另有明确规定，所有数值以10％、1％或者0.1％的范围正负变化的近似值均是合适的，例如ph值、温度、时间、浓度、数量和重量(包括范围)。可以理解的是，虽然不总是明确的表述，但是所有的数值都可以是一个约数。还应当理解的是，虽然不总是明确的表述，这里描述的电子、机械和化学成分仅仅用作示例，并且其等同物是本领域已知的。
“可选的”或“可选地”意味着之后描述的事件或情况可发生或可不发生，并且所述描述包括所述事件或情况发生的情况以及不发生的情况。
本发明公开了用于生物医学领域的无损成像用途的多模态成像系统的组件和组合，例如用于疾病诊断或研究。所述多模态系统包括用于进行各种不同医学扫描或研究的成像模态，包括但不限于超声扫描、x射线扫描、骨密度测定、荧光透视、计算机断层扫描(ct)、核磁共振成像(mri)和正电子发射断层造影术(pet)。
本文所使用的术语“成像模态”或“模态”广义地指通过特定机制收集、生成、处理和/或分析目标体的成像信息的成像方法或技术。因此，本发明公开的多模态成像系统可以包括多种成像模态，例如两种、三种或更多不同的模态。在多模态系统中，不同成像模态的操作或功能的机制可以相同或不相同。所以，所述成像信息也可以相同或不相同。例如，在一些实施例中，所述成像信息可以是内部和/或外部信息，可以是目标体的功能和/或结构信息。具体地，在一些实施例中，不同模态的成像信息可以互补，可以从不同的分析角度来描述一组成像数据。例如，在一些实施例中，所述多模态成像系统可以实现形态和功能图像的融合。
例如，在一些实施例中，所述多模态成像系统包括计算机断层扫描(ct)成像模态。所述ct成像模态可以是结合从多个不同角度拍摄的x射线的投影，进而产生目标体内部区域的详细的断层图像的医学成像方法。因此，ct成像信息可以为医务人员提供目标体的某些内部结构(例如，软组织、骨头、血管以及人体重要的器官)的精确的三维视图，而不用对目标体进行破坏性手术。在一些实施例中，所述多模态系统包括超声成像模态。所述超声成像模态可以是使用高频声波来生成目标体内部结构图像的医学成像技术。具体地，在一些实施例中，所述超声成像模态可以将声波发送到身体内，并将回声声波转换为图像。在一些实施例中，所述超声成像模态可以用来诊断心脏和血管中的异常，评估怀孕的状态、骨盆和腹部器官的健康状态或者受试者的疼痛、肿胀和感染的症状。在一些实施例中，所述多模态系统包括x射线成像模态。所述x射线成像模态可以是使用电离辐射来产生目标体的内部结构图像的成像技术，其可以通过发射x射线束透射目标体，且被透射目标体材料的密度决定了所吸收的x射线的量。
mr成像模态
在本发明的一些实施例中，所述多模态成像系统包括执行mr成像和分析的成像模块和组件。mri是一种无损成像技术，其利用强磁体对齐目标体内的原子核，产生原子共振的可变磁场，进而引发核磁共振的现象。扫描仪可以检测并利用原子核的自旋磁场来创建目标体内部的图像。这里所使用的术语“目标体”泛指具有化学、生物化学、生物学、生理学、生物物理学和/或身体活动或机能的天然或人造的任何有机或无机物质。与本发明相关的目标体的示例性实施例包括人或动物的细胞、组织、器官或全身。其他示例性实施例包括但不限于具有或不具有生命特征的有机和/或无机物质的人造组合物。
具体地，mri扫描仪通常包括三个主要部分，即产生静态均匀磁场的系统，有时被称为主磁场；产生和接收射频(rf)辐射的系统；以及产生梯度磁场的系统，即磁场强度沿着一个方向变化的磁场。
具体地，当所述mri扫描仪对目标体施加强磁场时，所施加的磁场具有沿着磁场对齐目标体内的核的磁矩(自旋)的趋势。主磁场的强度可以在0.5-4特斯拉范围内变化。主磁场可以由各种类型的磁体产生，包括但不限于超导磁体、电阻磁体和非电永磁体。在一些实施例中，地球磁场也可以被用作主磁场。
在mri研究中，许多感兴趣的原子核具有在电磁频谱的rf范围内的特征谐振频率。因此，在施加了主磁场来对齐目标体中的核之后，mri扫描仪可以产生引发振荡电磁场的rf电流。当振荡电磁场的频率与所述对齐的核的特征谐振频率匹配时，所述对齐的核吸收振荡电磁场的能量并翻转其自旋。之后，rf电磁场将被关闭，且核在进动或弛豫过程中逐渐返回到其原始自旋状态。在所述返回到原始自旋过程中可以产生核磁共振(nmr)信号。所述nmr信号可以被作为rf电磁辐射从目标体离开并且可以被mri扫描仪检测到用以生成图像。
在一些实施例中，用来产生nmr信号的核可以是水中的氢核(质子)，但对此并不加以限制。例如，当对人体进行成像时，水大约占体重的60-70％。不同身体组织中的质子会以不同的速率返回到正常自旋状态，因此mri扫描仪能够区分出所述组织。上述可以用于mr成像和分析的核不是详尽的，并且是非限制性的。对于本领域技术人员而言，其可以确定许多其他变形、替代、变化、改变和修正，所有这样的变形、替代、变化、改变和修正均在本发明权利要求保护的范围内。
在本发明的一些实施例中，所述成像系统包括一个或多个rf线圈或线圈组件。在mri成像期间，所述rf线圈或线圈组件可以用于向目标体发射仪器产生的rf辐射和/或接收来自所述目标体的nmr信号。
本文所使用的术语“线圈”通常是指圆形、线圈、螺旋或螺旋形状的电导体，例如电线。在本发明的一些实施例中，所述线圈具有电流和磁场相互作用的应用。例如，电流通过线圈中的导体可以产生磁场，或者反之，外部磁场在导体中也可以产生电流。这里所使用的术语“射频线圈”或“rf线圈”是指在无线电频率范围内以交变电流工作的线圈。
在本发明的一些实施例中，所述系统中的一个或多个rf线圈或线圈组件可以用来执行发射和接收功能。具体地，当rf线圈用作发射线圈时，所述rf线圈可以响应流经线圈的交变电流以产生振荡磁场。所述电流可以由mri扫描仪的发射电路产生。所述电流和之后产生的震荡磁场通常会在几个毫秒的范围内短暂地产生，因此有时被称之为“rf脉冲”。通过调整rf脉冲的幅度或持续时间，感兴趣的核可以通过可变的翻转角(例如，90°或180°)来旋转。另一方面，当rf线圈用作接收线圈时，所述rf线圈可以用来检测nmr信号。具体地，在所述自旋系统弛豫期间从目标体发射而来的电磁辐射在rf线圈中会引起震荡电流，因此所述电磁辐射被捕获。在一些实施例中，所述电流随后可以被放大、数字化和/或分析。
根据尺寸和功能，用于mri的rf线圈通常可以分为容积线圈和局部线圈。本文使用的“容积线圈”通常是指用于在相对较大的体积上提供均匀的rf激发场的线圈，如用于覆盖整个目标体。例如，许多市售的mri扫描仪包括足够大的用于人体全身成像的容积线圈，因此有时也被称为“体线圈”。较小的容积线圈也可用于对人体的部分结构进行成像，比如头部、肢干、肢体或躯干。在一些实施例中，所述系统的mr成像模态包括一个或多个具有不同尺寸和功能的容积线圈。在一些实施例中，容积线圈可以内置在系统中，比如嵌入到在扫描过程中病人通过的mri扫描仪的孔腔或隧道内。在一些实施例中，所述系统的容积线圈作为安装部件，例如，作为附件，技术人员可以根据具体需要来选择在系统中进行安装或卸载。
各种不同几何形状的线圈可以用作mri的容积线圈。所述容积线圈包括但不限于鸟笼线圈、横向电磁(tem)线圈、表面线圈和鞍形线圈。在一些实施例中，鸟笼线圈包括称为端环的两个圆形导电环，其可以通过偶数数量的称为梯级或腿的导电直线元件连接。所述梯级的数量取决于线圈的尺寸，其数量大约是在8-32之间。在一些实施例中，鸟笼线圈也包括在导电元件之间的电容器。所述导电元件可根据所期望的频率特性来进行灵活布置。例如，在一些实施例中，鸟笼线圈具有沿着端环设置的成对的电容对，用以形成高通结构，近似于连续的导电表面。可参考在实例1.1中本发明所使用的示例性鸟笼线圈的描述。上述结构和几何形状不是详尽的，并且是非限制性的。对于本领域技术人员而言，其可以确定许多其他变形、替代、变化、改变和修正，所有这样的变形、替代、变化、改变和修正均在本发明权利要求的保护范围内。例如，tem线圈具有与鸟笼线圈相似的结构，但不具有导电端环。所述tem线圈具有用于梯级元件的返回路径的开槽腔，使得tem线圈成为独立的传输线单元谐振器阵列。
在一些实施例中，鞍形线圈具有圆柱体，其包括两个对称的半部，每一半部具有一匝或多匝的线或箔。例如，所述鞍形线圈的圆柱体可以在圆柱体上包含四个直线段和四个圆弧。鞍形线圈可以由在每一半部上形成一匝的一条线制成，或者在每一半部上形成一匝的单独的两条线制成。通过在一个方向上运行电流的两个线段和在相反方向上运行电流的另外两个线段，所述鞍形线圈进而产生垂直于所述线段的高度均匀的磁场。
根据本发明可以理解，不同几何形状的容积线圈可以跨越相对大的部分或甚至整个目标体来产生高度均匀的rf激发场。然而，当感兴趣的mri区域(roi)相比于目标体的尺寸较小时，容积线圈的使用可能不会那么理想。这是由于容积线圈具有较大的视场(fov)，容易接收来自整个目标体的噪声，而不仅仅是所感兴趣的区域的噪声。因此，对于小的roi的成像而言，容积线圈往往具有较低的信噪比。
因此，在一些实施例中，采用小的局部线圈用于小的roi成像。本文所使用的术语“局部线圈”通常是指在mr成像期间被放置在紧邻感兴趣区域的线圈。在一些实施例中，局部线圈的设计是用来提高对小的感兴趣区域的rf检测灵敏度。具体地，在一些实施例中，局部线圈可以在目标体上以紧挨着或围绕感兴趣区域的方式排列。
对于本领域普通技术人员来说，可以理解的是，局部线圈可以是不同几何尺寸的线圈。在本系统使用的局部线圈的示例性实施例中，所述局部线圈包括但不限于表面线圈、鸟笼线圈、螺线管线圈、鞍形线圈或柔性线圈及其各种组合。上述的局部线圈的几何形状不是详尽的，并且是非限制性的。对于本领域技术人员而言，其可以确定许多其他变形、替代、变化、改变和修正，所有这样的变形、替代、变化、改变和修正均在本发明权利要求的保护范围内。例如，在一些实施例中，表面线圈通常是诸如铜线之类的导电材料的单匝环。在一些替代实施例中，表面线圈也可以具有多匝环。所述环可以形成各种形状和/或轻微弯曲以匹配待成像目标体的部分结构的轮廓。所述环的尺寸可针对特定的感兴趣区域来进行优化。
在一些实施例中，当表面线圈被用作接收线圈时，由于激发或接收的空间范围受到限制，因此可以将所述表面线圈放置在感兴趣区域上或其周围，以增强电磁敏感度。也就是说，只有靠近所述表面线圈的目标体的区域对被所述线圈接收到的nmr信号有用。因此，相较于围绕整个目标体的接收线圈(例如，容积线圈)，所述区域的信噪比可以得到改善。
在一些实施例中，所述局部线圈紧密地围绕目标体的感兴趣区域。例如，对人体进行成像时，局部线圈可以包围感兴趣的组织，如女性患者的一个或两个乳房，以检查乳腺。在一些实施例中，专门设计用于对乳腺进行成像的所述局部线圈被统称为乳房线圈。在一些实施例中，在一次成像过程中，女性受试者以俯卧姿势位于胸部支撑结构上。一个乳房线圈被放置在胸部支撑件的下方，使所述受试者可以通过所述胸部支撑件嵌入其中一个乳房，使得所述乳房线圈可以紧密地包围乳房。在一些实施例中，一对乳房线圈被置于该胸部支撑件的下方，使得所述受试者两侧的乳房可以同时被检查。在一些实施例中，单个乳房线圈可以被设计成同时包围两个乳房。在一些实施例中，乳房线圈可以被设计成不仅是只包围乳房组织，而是包围所述受试者的整个胸围，并且将线圈匝放置在所述受试者的乳房组织上。上述乳房线圈的几何形状和排列不是详尽的，并且是非限制性的。对于本领域技术人员而言，可以确定做出许多变化、替换、改变、变更和修正，所有在本发明权利要求范围之内的此类变化、替换、改变、变更和修正均在本发明的保护范围内。根据上述使用的乳房线圈，受试者可以在一次检查过程中采用不同的姿势，如站资、坐姿、仰卧、侧卧或俯卧。
从本发明可以理解，小线圈具有更好的信噪比，从而对于nmr信号具有较高的检测灵敏度，但其结构覆盖受到限制。另一方面，大线圈可以提供大的视场，但其信号灵敏度会受损。因此，在本发明的一些实施例中，将小线圈组合成大的组件，从而可以获得高信噪比和大视场的两个优点。
本文所使用的术语“线圈组件”是指相对于彼此以特定结构布置的一组线圈，使得该组线圈可以执行协同功能，用于发射和/或接收mri中的rf辐射。本系统使用的线圈组件可以是单通道线圈系统或多通道线圈系统。
本文所使用的术语“多通道线圈”通常是指任意结构的线圈或线圈组件。其中，所述线圈或线圈组件包括多个独立的信号发射电路，所述电路可以被独立地控制，从而能够对线圈或线圈组件的操作进行更精确的操作。与传统的单通道线圈相比，就其大小、相位、空间、时间和频率而言，多通道线圈或线圈组件能够对电磁信号进行更精确地控制。因此，当作为rf发射线圈时，多通道线圈或线圈组件能够产生rf场来渲染大的目标体，否则所述大的目标体不能被均匀地激发。当作为rf接收线圈时，多通道线圈或线圈组件在整个视场内以均匀地检测灵敏度收集所述电磁信号的强度和相位信息。多通道线圈的其他优点还包括提高数据采集速度和灵敏度以及并行成像的能力。具体地，并行磁共振成像在katscheru1,parallelmagneticresonanceimaging.neurotherapeutics.2007jul；4(3):499-510中进行了描述，上述文章可以整体引入本发明作为参考。
具体地，在一些实施例中，所述线圈组件为阵列线圈系统。所述阵列线圈系统为小的局部线圈的集合。所述小的局部线圈的信号可以组合成单通道或者在多通道里保持分离。不同结构和不同工作机制的阵列线圈可以用于本系统。
例如，在一些实施例中，线圈组件可以是相控阵系统。术语“相控阵”源于但不仅限于天线理论的限制。在天线理论中大组的小天线耦合在一起，用于增强整体信号或传输特性。相控阵系统可以包括具有单独发射电路的多个线圈，使得其中的单个线圈发送或接收的信号的相位信息被单独控制或监控。
相控阵线圈系统可以用于rf发射和接收中的一者或两者。因此，在一些实施例中，使用用于rf发射的相控阵系统能够跨越比单线圈更大的视场产生均匀的激发场。在一些实施例中，使用用于rf接收的相控阵线圈系统能够明显提高信噪比。具体地，在一些实施例中，含n个独立线圈的相控阵系统，每个线圈各自具有各自的前置放大器和传输通道，该相控阵系统可以将信噪比提高n的平方根倍。例如，四线圈相控阵系统可以实现比单线圈高2倍的信噪比。在一些实施例中，使用相控阵线圈系统能够减少信号平均数，从而通过高信噪比和分辨率来缩短扫描时间。
在一些实施例中，所述相控阵系统包括2个线圈。在其他实施例中，所述相控阵系统可以包括多于2个线圈。例如，在一些实施例中，所述相控阵系统可以包括4-32个线圈。在其他实施例中，所述相控阵系统可以包括1-128个线圈或甚至更多的线圈。
在一些实施例中，相控阵系统可以采用单匝表面线圈的线性阵列，其中，相邻的线圈重叠用以使得它们之间的耦合最小化。在一些实施例中，相控阵系统进一步包括多个前置放大器，用于隔离不相邻线圈之间的相对较弱的耦合。具体地，在所述实施例中，各个单匝表面线圈可以具有多个不同形状的环，包括但不限于多边形、圆形、椭圆形以及不规则形状。
在一些实施例中，相控阵系统可以采用单匝线圈的堆叠阵列。例如，在一些实施例中，各个线圈的阵列可以具有相同的环路形状，且每个线圈沿着共同的轴线放置在至少一个其他线圈的旁边。
在一些实施例中，相控阵系统采用鸟笼式结构，例如实例1.1中描述的关于容积线圈的实施例。上述相控阵系统的结构、几何形状和排列不是详尽的，并且是非限制性的。对于本技术领域人员而言，其可以确定许多其他变形、替代、变化、改变和修正，所有这样的变形、替代、变化、改变和修正均在本发明权利要求保护的范围内。如ohliger等人发表的anintroductiontocoilarraydesignforparallelmri.nmrinbiomedicine,2006,19(3):300-315,fujitah.newhorizonsinmrtechnology:rfcoildesignsandtrends.magnresonmedsci2007；6:29-42.，所述文章可以整体引入本发明作为参考。
在一些实施例中，本系统使用的线圈或线圈组件适用于并行成像。用于并行成像的数字处理算法为本领域已知，所述算法可以加速在mri扫描期间的图像采集和重建。快速并行成像技术，例如灵敏度编码(sense)、“局部灵敏度部分并行成像”(pils)，空间谐波的同时获取“smash”或阵列空间灵敏度编码技术“asset”可以在多通道相控阵线圈系统中使用，以进一步提升空间和时间分辨率。可以用于本系统的处理算法不是详尽的，并且是非限制性的。对于本技术领域人员而言，其可以确定许多其他变形、替代、变化、改变和修正，所有这样的变形、替代、变化、改变和修正均在本发明权利要求保护的范围内。如deshmanea等人发表的parallelmrimaging.jmagnresonimaging2012；36:55-72；larkmandj,nunesrg.等人发表的parallelmagneticresonanceimaging.physmedbiol2007；52:r15-r55；blaimerm等人发表的smash,sense,pils,grappa.howtochoosetheoptimalmethod.topmagnresonimaging2004；15:223-236；wang等人发表的a.improveddatareconstructionmethodforgrappa.magneticresonanceinmedicine,2005,54(3):738-742.，这些文章可以整体引入本发明作为参考。
在一些实施例中，所述rf发射和接收功能可以通过相同的rf线圈或线圈组件来实现。然而，在替代实施例中，所述rf发射和接收功能可以通过单独的rf线圈或线圈组件实现。例如，在一些实施例中，容积线圈或线圈组件可以用作rf发射器和rf接收器。所述rf发射器用于生成rf脉冲并将激发能量发送到目标体。所述rf接收器用于从所述目标体接收nmr信号。在一些实施例中，局部线圈或线圈组件可以用作rf发射器和rf接收器。在其他实施例中，容积线圈或线圈组件可以用作rf发射器，局部线圈或线圈组件用作rf接收器。在其他实施例中，局部线圈或线圈组件用作rf发射器，容积线圈或线圈组件用作rf接收器。在一些实施例中，多个容积线圈或线圈组件分别用作rf发射器和rf接收器。然而，在其他实施例中，多个局部线圈或线圈组件分别用作rf发射器和rf接收器。
在本系统中使用的rf发射线圈或线圈组件和rf接收线圈或线圈组件可以具有相同或不同的配置。单通道线圈或线圈组件可以用于rf发射或rf接收或同时用于rf发射和rf接收。类似地，多通道线圈或线圈组件可以用于rf发射或rf接收或同时用于rf发射和rf接收。
例如，在一些实施例中，局部多通道鸟笼式线圈可以用于rf发射和rf接收。在一些实施例中，局部多通道鸟笼式线圈可以用于rf发射，局部多通道相控阵线圈组件可以用于rf接收。实例1.2给出了多通道鸟笼线圈和包含伪链接结构的多通道相控阵线圈组件分别用于rf发射和rf接收的示例性实施例。实例1.3给出了层叠环结构的多通道线圈组件用于rf发射和rf接收的示例性实施例。如实例1.2和实例1.3所示的特定实施例可以用作局部乳房线圈用于检查人体的乳腺。
最终，mri扫描仪生成一个梯度磁场，所述梯度磁场可用于提供用于三维图像构建的定位信息。在一些实施例中，所述系统包含一个梯度线圈，用于提供沿着一个方向线性变化的磁场。所述可变梯度产生mr图像的空间特征。在一些实施例中，可以使用多于一个线圈在一个方向上产生梯度。在一些实施例中，可以沿着多于一个方向产生磁场梯度。例如，在一些实施例中，可以使用三组梯度线圈来产生三个正交方向的梯度。
pet成像模态
在本发明的一些实施例中，多模态成像系统还包括用于执行正电子发射断层造影术(pet)成像和分析的模块和组件。本文使用的术语“正电子发射断层造影术或pet”是指适用于目标体的无损放射学过程，用于产生反映或对应于在体内发生的功能性过程的图像信息。本文使用的术语“目标体”泛指具有化学、生物化学、生物学、生理学、生物物理学和/或身体活动或机能的天然的或人造的任何有机或无机物质。与本发明相关的目标体的示例性实施例包括人或动物的细胞、组织、器官或全身。其他示例性实施例包括但不限于具有或不具有生命特征的有机和/或无机物质的人造组合物。
示踪剂
在pet扫描或研究期间，在成像开始之前，pet示踪剂分子首先被引入目标体内。本文使用的术语“pet示踪剂”或“示踪剂”是指在活性或功能性影响下在目标体内可以进行某些变化的物质。所述活性和功能性将被pet显像和研究。此类变化可以是化学的和/或物理的。在变化期间，所述pet示踪剂发射正电子，即电子的反粒子。正电子具有与电子相同的质量和相反的电荷，并且当两个粒子碰撞时，正电子与电子(大量存在于目标体内)发生湮灭。通常，电子-正电子湮灭产生两个511kev的γ光子，一旦它们产生，就开始延彼此相反的方向运动。本系统的pet成像模块可以获得γ光子的轨迹和剂量信息，以确定目标体内pet示踪剂分子的位置和浓度。
构成有机物质的许多基本元素都具有正电子发射同位素，包括但不限于碳(11c)、氮(13n)、氧(15o)和氟(18f)。因此，在一些实施例中，本发明的pet示踪剂分子是含有一种或多种正电子发射同位素的有机化合物。这些类型的pet示踪剂分子可以是类似的自然物质，又或者能够与目标体内感兴趣的功能性或活性相互作用。因此，所述pet示踪剂的分布信息可以可靠地表征目标体的功能性。
例如，在本发明的一些实施例中，所述pet示踪剂分子为18f-氟代脱氧葡萄糖(18f-fdg)，是一种葡萄糖的放射性类似物。18f-fdg在体内遵循与葡萄糖类似的代谢途径，但是仍可以在组织内被追踪。因此，通过本发明的pet成像追踪的18f-fdg的体内分布将表征葡萄糖代谢活性。因为增殖性癌细胞的葡萄糖代谢率高于平均水平，这在肿瘤学中受到特别关注。在其他实施例中，所述pet示踪剂分子为用于心肌灌注显像的13n-nh3。具体地，在这些实施例中，13n-nh3在体内的分布可以用于区别心脏的不良灌注区域中的存活组织和坏死组织，这些信息在心脏病学中对确定冠脉旁路手术的待选区域具有一定的作用。
下面进一步提供了可以用于本系统的有机pet示踪剂的非穷举的示例性实施例。具体地，在一些实施例中，所述pet示踪剂分子为11c-蛋氨酸，其可以用作肿瘤学中蛋白质合成的标记物。在一些实施例中，所述pet示踪剂分子为11c-氟马西尼，其可以用作癫痫症中苯二氮受体活性的标记物。在一些实施例中，所述pet示踪剂分子为11c-雷氯必利，其可以用作运动障碍诊断中d2受体激动剂活性的标记物。在一些实施例中，所述pet示踪剂分子为15o-二氧化碳或15o-水，其可以用作脑血液灌注的标记物。在一些实施例中，所述pet示踪剂可以是18f-氟离子，其可以用作肿瘤学中骨代谢的标记物。在一些实施例中，所述pet示踪剂为18f氟-硝基咪唑，其可以用作评估患者对肿瘤放疗的反应的缺氧标记物。然而，在其他实施例中，可以组合使用多种不同的pet示踪剂以产生补充的功能数据集。
在pet扫描或研究期间，在开始成像之前，pet示踪剂分子首先被引入到目标体内。pet示踪剂的给药可以是局部的或全身的。本文所使用的术语“局部给药”是指给药后pet示踪剂的分布被限制在目标体中的部分位置或子系统中的给药方式。例如，在那些实施例中，目标体为人类患者，在给药后，所述pet示踪剂可以仅覆盖人体的某些部分，如内脏、腺体或免疫系统或子系统，例如，患者的肝脏、乳腺或淋巴系统。
可选地，本文使用的术语“全身给药”是指给药后所述pet示踪剂的分布覆盖整个目标体的给药方式。例如，在那些实施例中，目标体为人类患者，示踪剂可以从给药部位分布到患者全身。可以将所述pet示踪剂传送到目标体的给药方法包括但不限于用于医疗或临床实践中的那些给药方式。本系统使用的给药方式的非穷举的示例性实施例的包括：局部给药、口服给药、静脉注射给药、吸入给药和靶向给药。例如，在本发明的一些实施例中，所述示踪剂可以通过静脉注射被施用于目标体。本文使用的术语“静脉注射或i.v.注射”是指将液体物质直接注入静脉的方法。在一些实施例中，所述方法涉及使用滴注室以预防空气进入血流，因此有时统称为打点滴。在一些实施例中，静脉注射给药用于pet示踪剂的局部给药，而在其他实施例中，静脉注射给药用于pet示踪剂的全身给药。静脉注射的优点包括良好的生物药效保存、起效快以及用于通过其他给药途径吸收不好或无效的示踪剂。在一些实施例中，当通过静脉注射将pet示踪剂施用于人体后，所述示踪剂分子混合在液体物质中，输注到外周或中心的静脉内，并由受试者的循环系统携带到他/她身体的所有部位。目标体中的细胞吸收示踪剂分子，其吸收水平取决于其代谢活性，从而完成示踪剂的给药过程。
在本发明的一些实施例中，例如，当目标体比较脆弱或具有难以进行注射的血管时，或目标体的性质和/或pet研究阻止静脉注射给药的使用时，采用静脉注射给药不太有利。在这种情形下，其他示踪剂给药途径可能更好。例如，在一些实施例中，吸入药剂用于气体状示踪剂的给药或将示踪剂传送到肺或脑部。本文使用的术语“吸入”是指目标体通过空气流将示踪剂分子吸入至有机体中。具体地，通过吸入物质吸入给药是将示踪剂快速递送到大脑的一种方式，因为物质会直接进入大脑而不会经过体循环被稀释。在其他实施例中可以使用示踪剂分子的口服给药，其中所述示踪剂分子通过口服并被受试者的消化系统吸收。在本发明的一些实施例中，当示踪剂分子可以同化到受试者的全身时，可以利用口服给药实现全身传送。在其他实施例中，口服给药用作局部给药方式，例如，将示踪剂分子特定地传递到受试者的胃肠系统。例如，在一些实施例中，pet示踪剂的口服给药可以提供关于受试者的肠道功能的诊断信息，因为其与肠道上的示踪剂摄取量相关。
不受任何理论的限制，在一些实施例中，当针对目标体的特定部位进行pet研究时，优先选用局部示踪剂传送。本文使用的术语“靶向传送”是指通过一种传送物质方式，使得目标体内的一些部位的被传送物质的浓度比其他部位高。可以使用各种类型的靶向传送方法，包括通过各种递送载体进行主动和被动的靶向传送。在一些实施例中，递送载体是无毒的、生物相容的、非免疫原性的和/或能够逃避目标体的防御机制。在一些实施例中，载体是可生物降解的。在其他实施例中，载体能够将施用的物质传递到目标体内的特定位置，例如，受试者中特定类型的细胞、组织或器官。以下进一步提供可能的递送载体的示例性实施例的非排他性列表：脂质体、胶束和树状大分子、可生物降解的粒子、纳米粒子。在一些实施例中，将示踪剂局部注射到目标体的特定部位是避免示踪剂在目标体内进行系统循环的另一种方式。
pet探测器
在一些实施例中，本系统的pet成像模块包括专门设计的pet探测器，用于探测从目标体发射的γ射线信号。本文使用的术语“pet探测器”是指一个电子组件或多个电子组件的组合，该电子组件能够接收γ射线信号，并将其转换为能够由一个处理器(例如，计算机)处理和分析的信号形式。具体地，在一些实施例中，原始的γ射线信号可以经过多次转换，最终变成可由计算机处理的形式。连续的转换可以由pet探测器的多个电子组件的协同操作实现或者通过单个多功能组件来实现。
例如，在一些实施例中，γ射线辐射首先转换成可见光或不可见光的形式，之后转换成可由计算机处理的模拟或数字信号。具体地，在这些实施例中，所述pet探测器包括能够吸收γ射线辐射并将吸收的能量中的一小部分转化为较低能量的紫外线或可见波长发射出来的组件，以及另一能够检测光信号并将其转换为电信号的组件。更具体地说，在这些实施例中，负责光转换的组件为闪烁体，如闪烁晶体块
本文使用的术语“闪烁体”广泛地涉及能够吸收电离辐射并将吸收的能量中的一小部分作为光进行发射的任何材料。例如，入射到闪烁体上的γ光子通过康普顿散射或光电吸收产生高能电子；随着电子通过闪烁体，它在该过程中失去能量并激发其他电子；这些激发的电子衰变回它们的基态，通过这样的过程来进行发光。因此，所述闪烁体能够产生可见光或紫外光的短脉冲。所述短脉冲对应于与闪烁体材料相互作用的各γ光子。所述光脉冲的强度与沉积在闪烁体中的γ能量成比例。
本系统使用的闪烁体可以由工作在不同原理下的各种类型的材料制成，包括但不限于有机或无机，结晶或非结晶的液体、气体或固体材料。优选地，在本系统中使用的合适的闪烁体材料具有高密度和耐辐射性，工作速度快，并且生产成本低。更优选地，合适的闪烁体材料具有短的衰减时间和高的光输出，从而能够降低所需的pet扫描时间。进一步优选地，合适的闪烁体材料对于γ射线辐射具有高的检测效率，使得目标体，特别是患者或活的动物受试者可以在短的扫描时间和低的pet示踪剂剂量下暴露，从而减少风险和不良的副作用。下面进一步提供合适的闪烁体材料的示例性实施例的非穷举性列表：cdwo4、baf2、csf、csi(na)、csi(tl)、nai(tl)、caf2(eu)、氧正硅酸镥(lso)晶体；锗酸铋(bgo)晶体、硅酸钆(gso)晶体、lyso晶体和混合镥硅酸盐(mls)晶体。
在一些实施例中，所述pet探测器包括单独的电子组件，即光电探测器，其用于检测从闪烁体发射的光脉冲并将其转换成相应的电信号。本系统使用的光电探测器的示例性实施例包括：光电倍增管(pmt)、雪崩光电二极管(apd)、单光子雪崩光电二极管(spad)、硅光电倍增管(sipm)、数字硅光电倍增管(dsipm)等。上述用于本系统的光电探测器不是详尽的，并且是非限制性的。对于本领域人员而言，其可以确定许多其他变形、替代、变化、改变和修正，所有这样的变形、替代、变化、改变和修正均在本发明权利要求保护的范围的。
在本发明的一些实施例中，本系统使用的光电倍增管(pmt)是一类真空管，更具体地说，是真空光电管，其能够吸收光能量，并通过光电效应以电子的形式重新发射吸收的能量。本文使用的术语“光电效应”指当光照在金属上时发射电子的现象。以这种方式发射的电子被称为光电子。实例2.1提供了本系统使用的pmt的示例性实施例。pmt的示例性优点包括提高量子利用率、提高定时性能。具体地，多通道且位置灵敏的pmt能够实现入射的闪烁光子的定位。
本文使用的术语“雪崩倍增”是指通过在材料内产生电子-空穴对以使在绝缘或半导体材料内产生大电流的现象。本文使用的术语“电子-空穴”是指原子或原子晶格内的原子可能存在但实际不存在的区域。在绝缘或半导体性材料中存在两种类型的电荷载体，即自由电子和电子空穴。反向偏置二极管中的固定电子可能由于其热能而破坏其自由状态，并产生了电子空穴对。当在绝缘或半导体材料中存在电压梯度时，所述电子将朝向正电压移动，同时空穴朝向负电压移动。在合适的环境下，例如当电压足够高时，自由电子能够以足够快的移动速度来撞击其他的自由电子，产生更多的自由电子-空穴对，从而在材料中产生更多的电荷载体并增大电流。因此，在几分之一纳秒内，整个材料开始导电，这种现象称为雪崩击穿。发生雪崩击穿的电压称为击穿电压。
在一些实施例中，本系统使用的雪崩光电二极管(apd)是采用光电效应和雪崩倍增的光电探测器件。在一些实施例中，apd由固态硅材料制成，并且能够在施加接近击穿电压的偏置电压时产生高电场。所述电场强度足够高，可以充分地加速通过该区域的由于光子吸收产生的光电子电荷，以触发雪崩电流，其强度与光信号强度呈线性关系。实例2.2给出了可以用于本系统的pmt的示例性实施例。在该多模态成像系统中使用的apd的示例性优点包括所述apd体积小且结构紧凑，从而使得包括apd的pet探测器也非常小且能够相对容易地集成到成像系统中。apd的这一特征对于在本发明中将pet成像模态以pet嵌入系统的方式来提供的实施例中是特别有利的。此外，由于apd对磁场不敏感，所以即使在mr成像和研究的强磁场和交变磁场下也能正常工作。在需要pet/mr双模态成像的实施例中，apd的这一特征是特别有利的。
在一些实施例中，本系统使用的光电探测器包括单光子雪崩二极管(spad)。在一些实施例中，所述spad是能够检测由闪烁体发射的低强度的光的小型固态硅器件。像apd一样，由于冲击电离机制，spad能够利用光子引发雪崩电流。spad和apd之间的主要差异在于spad专门设计用于远高于击穿电压的反向偏置电压。这种操作有时被称为盖革模式。因此所述spad有时被称为“盖革模式雪崩光电二极管或gapd”。由于这种不稳定过击穿机制，单光子可以在spad中引发大量电子的雪崩，使得spad对于检测从低强度的光到单光子都具有较高的灵敏度。具体地，在spad中，单个光子会触发ma区域的电流，且所述电流能够被可靠地计数。实例2.3给出了本系统使用的pmt的示例性实施例。类似于apd，spad同样在尺寸方面小且紧凑，对磁场不敏感。
在一些实施例中，本系统中的sipm是固态硅单光子敏感器件，它是由apd阵列在共同硅基板上构建的，一个apd通常被称为一个单元或微单元。sipm中的每个apd以盖革模式运行，并且当入射光子与所述单元相互作用时，每个单元独立进行响应。具体地，在一些实施例中，所述sipm的盖革模式单元通过长导线并联连接。更具体地说，在一些实施例中，所得到的输出信号是所有单元的各个电流的模拟和，并且输出脉冲的幅度与入射到器件表面上的光子数量成比例关系。实例2.4给出了本系统使用的pmt的示例性实施例。类似于apd和spad，sipm的尺寸也小巧且紧凑，对磁场不敏感。使得所述sipm在所述多模态成像系统中有利的其他特征包括但不限于其坚固性、低工作电压、低功耗以及可用于大规模制造的可能性。
在一些实施例中，本系统使用的光电探测器包括数字硅光电倍增管(dsipm)。在一些实施例中，本系统中的dsipm是固态硅基器件，其可以将光子检测转换成数字脉冲。具体地，在一些实施例中，所述dsipm是将低功耗的cmos电子器件集成到硅光电倍增器芯片中，并将每个光子的检测直接转换为超高速数字脉冲。所述脉冲可以直接由芯片上的计数器电路进行计数。具体地，在一些实施例中，所述dsipm是基于集成在标准cmos工艺中的spad。更具体地说，通过使用每个二极管旁边的专用单元电子块来感应spad阳极上的电压从而直接检测光子。更具体地说，在一些实施例中，dsipm微单元包括spad阵列，每个spad都能够检测单光子。在一些实施例中，与模拟sipm不同，所述dsipm的各个单元能够准确检测和存储光子。实例2.5给出了本系统中使用的pmt的示例性实施例。
pet探测器可以包括一个或多个pet检测模块。所述pet检测模块能够接收γ辐射，并将接收的信号转换成相应的电信号。在一些实施例中，所述pet检测模块包括一组耦合的闪烁体和光电探测器。例如，在一些实施例中，检测模块可以包括闪烁晶体块，该闪烁晶体块可以通过光导耦合到光电探测器单元或光电探测器单元阵列。光电探测器单元可以光耦合到多于一个的闪烁晶体，或者还可以以一对一的方式将闪烁体耦合到光电探测器装置。具体地，在一对一耦合结构中，一个光电探测器单元与一个闪烁晶体进行耦合。为了从所述闪烁体收集最大量的光，所述光电探测器单元可以具有与其耦合的闪烁晶体相同的表面积。每个光电探测器单元连接到电压源，同时多个光电探测器单元也可以共享单个电压源。所述光电探测器单元可以是pmt、apd、sapd、sipm或dsipm。以上描述的本发明中使用的光电探测器不是详尽的，并且是非限制性的。对于本领域人员而言，其可以确定许多其他变形、替代、变化、改变和修正，所有这样的变形、替代、变化、改变和修正均在本发明权利要求保护的范围内。
闪烁体和光电探测器之间的耦合可以是直接的也可以是间接的。例如，在一些实施例中，通过使用诸如光纤的光电连接器间接地进行闪烁体和光电探测器之间的耦合，这样可以为不同元件的布局提供更多的灵活性。(如实例2.7)。可选地，在其他实施例中，负责光-电信号转换的电子组件能够直接与闪烁体耦合。例如，在一些实施例中，一个或多个光电探测器直接附接到闪烁晶体块的至少一个表面(如实例2.6)。在其他实施例中，一个或多个光电探测器通过透光材料，如光学胶、浸油或光学耦合材料，与闪烁晶体块的表面连接。本系统使用的上述耦合结构和耦合材料不是详尽的，并且是非限制性的。对于本领域人员而言，其可以确定许多其他变形、替代、变化、改变和修正，所有这样的变形、替代、变化、改变和修正均在本发明权利要求保护的范围内。
所述耦合材料能够使闪烁光高效率地到达光电探测器。具体地，在一些实施例中，可以选择对于闪烁体的发射区域具有高透射率的耦合材料。在一些实施例中，所述耦合材料具有与基板匹配的折射率，使得反射损失最小化。
因此，pet探测器可以具有以不同结构进行排列的多个检测模块。在一些实施例中，pet探测器可以具有一对检测模块，该对检测模块的闪烁体表面彼此相对。在其他实施例中，pet探测器可以具有多对检测模块，每对检测模块位于采样区域的两侧，其闪烁体表面彼此相对。所述pet探测器的多个检测模块可以形成各种不同的结构，包括但不限于如图13所示的立方柱结构和如图11所示的筒型结构。具体地，如图13所示，在所述立方柱结构中，四个检测模块形成两个相对的检测模块对，每个检测模块对位于所述采样区域的侧面，从而形成立方柱；相邻检测模块之间的夹角为90度。如图11所示，在所述筒型结构中，八个检测模块形成四个相对的检测模块对，每个检测模块对位于所述采样区域的侧面，从而形成筒型；所述八个检测模块可以分布在360度的圆上。本系统使用的pet探测器的其他可能结构还可以是本领域技术人员已知的。
可以从所述pet探测器分离一个或多个pet检测模块，使得采样区域中的目标体可以暴露以便于医务人员的手或工具可以进入。因此，这样的设计使得医务人员可以在pet成像之前或之后进行其他检查，例如手动检查或活组织检查，同时可以使目标体保持与pet成像期间相同的位置。如实例4.6所示。
根据本发明的一些实施例，本系统的pet成像模态可以专门设计为对人体的特定部位进行成像，例如头部、膝盖、关节或内脏。具体地，在一些实施例中，所述pet成像模态适用于对女性受试者或患者的乳腺进行成像。
本文使用的术语“正电子发射乳腺显像”或“pem”是指用于对乳腺或乳房内的正电子发射同位素进行成像的特定pet方法。在一些实施例中，所述pem一次仅能检查患者的一个乳房，而在其他实施例中，两边乳房可以同时被检查。在一些实施例中，用于pem的正电子发射同位素是18f，其通过pet示踪剂化合物18f-fdg的给药传递到受试者的乳腺。
针对pet信号的检测，在一些实施例中，一对pet探测器被放置在受试者乳房的两侧，而在其他实施例中，如实例4.1-4.3所示，多于一对的pet探测器被放置在受试者乳房的周围。在一些实施例中，pem使用放置在乳房两侧的一对压迫桨，以对乳房组织施加温和的压力。在替代实施例中，在pem检查期间，不施加压力，受试者的乳房呈现出自然形状。在各种实施例中，在pem检查期间，受试者可以仰卧、侧卧、俯卧或站立。
使用pem对乳房进行局部检查特别是克服了使用全身pet检测乳腺癌的若干局限性。首先，使用与乳房组织紧密相临的pem探测器对乳房进行局部检查，避免了将乳腺病变与其他吸收有放射性示踪剂的胸壁器官难以区分开来的潜在困难。进一步地，与常规pet相比，由于图像数据是在相同的位置获取的，因此，pem具有更高的图像分辨率，并创建更容易与乳腺钼靶摄影成像相比的图像。
多模态成像
根据本发明的一些实施例，不同成像模态的组件和控制可以集成在一起且能够独立和同时操作。具体地，根据终端用户的特定需求，可以选择一个或多个成像模态来单独地并且独立于系统的其余部分对患者或研究受试者进行操作，从而产生单模态图像。可选地，终端用户可以选择多个成像模态来依次或同时操作，从而产生多模态成像数据集。具体地，在同时操作模态中，多个成像模态的扫描可以高度同步，几乎可以同时获得由不同功能和/或解剖成像技术获取的时间和空间共同配准的图像，从而在短时间扫描内获得患者或受试者丰富且互补的信息。
根据本发明的一个方面，本成像系统可以执行同时的多模态成像和分析。在一些实施例中，所述同时的多模态成像包括pet。具体地，在一些实施例中，所述pet成像模块可以完全与系统的其他硬件和/或软件组件进行集成，使得所述系统具有嵌入的pet功能。替换地，在其他实施例中，该pet功能通过提供pet嵌入系统来实现。本文关于多模态成像系统使用的术语“pet嵌入系统”泛指用于进行pet成像和/或分析的系统、子系统或组件，其可以选择性地与能够提供除了pet之外的至少一个成像模态的另一种系统耦合，因此，一旦耦合，所述pet嵌入系统的功能和操作就可以被引入到其他系统。其他系统在下文中统称为“主系统”。
在一些实施例中，pet嵌入系统与主系统的耦合可以是可逆的或不可逆的。具体地，在本发明的一些实施例中，当需要单独执行pet成像或分析，或需要与主系统的特定功能相结合时，可将pet嵌入系统安装到主系统中。例如，在一些实施例中，安装所述pet嵌入系统使得可以同时或连续执行pet/ct双重模态扫描；在一些实施例中，安装所述pet嵌入系统使得可以同时或连续执行pet/mr双重模态扫描；在一些实施例中，安装所述pet嵌入系统使得可以执行pet/mr/ct三重模态扫描。然而，在其他实施例中，安装所述pet嵌入系统使得可以单独进行pet研究或与其他类型的有损或无损医学或生物医学方法的进行各种组合，包括但不限于超声、x射线、骨密度测定、荧光透视和内诊镜检查。在一些实施例中，所述pet嵌入系统可以在使用后从主系统中卸载和移除。
在需要使用pet/mr混合功能的一些实施例中，所述pet嵌入系统可以安装到mri系统中。mri系统是指包含mri成像模态或以其他方式提供mri功能的系统。具体地，在这些实施例中，所述主系统可以是市售的传统mri仪器。本发明中与pet嵌入系统结合使用的传统mri系统的示例性实施例包括但不限于siemens
可选地，在一些实施例中，所述主系统是具有内置mri成像模态的多模态系统。然而，在其他实施例中，所述主系统是mri兼容系统，其不包括完整的内置mr成像模态，而是能够在结构和功能上集成mri系统、子系统或组件以用于进行mr成像和研究。
在一些实施例中，所述pet嵌入系统包括用于执行pet成像的成像模块，如pet探测器。在一些实施例中，所述pet嵌入系统包括其自己独立的电源，而在替代实施例中，所述pet嵌入系统在集成时使用主系统的电源。在一些实施例中，所述pet嵌入系统包括其自己独立的控制系统和用户接口，而在替代实施例中，所述pet嵌入系统在集成时与主系统的控制系统和用户接口一起工作。在一些实施例中，所述pet嵌入系统的支持软件被提供为可安装到主系统中的软件插件或更新包，而在替代实施例中，主系统预先加载了用于pet嵌入系统的支持软件，就不需要软件安装或升级来集成所述pet嵌入系统。
所述pet嵌入系统的优点在于，在不用明显修改主系统的现有结构、功能或操作下，可以安装到主系统。例如，在一些实施例中，所述pet嵌入系统的硬件组件可以安装到主系统的现有硬件组件中。实例4.6给出了pet探测器与传统mri扫描仪的病床的胸部支撑件集成的示例性实施例。实例4.7给出了pet嵌入系统的电力系统和信号传输通道通过主系统的备用引脚与主系统集成的示例性实施例。
将pet嵌入系统集成到主系统不会影响pet嵌入系统或主系统的功能和性能。具体地，本系统包括多种基于硬件和/或软件的特征，所述特征可以最小化和/或校正在集成时所述pet嵌入系统件和主系统之间的相互干扰。
例如，根据本发明的一个方面，所述多模态成像系统提供pet和mr两种成像模态。在这些实施例中，本系统包含旨在最小化两种模态之间的相互干扰的各种特征，以确保稳定、高质量的pet和mri性能。具体地，pet探测器的各种硬件部件在mri主磁场和射频场内的定位可能会降低这些磁场的均匀性，并降低所述mr成像模态的图像质量。因此，在本系统的一些实施例中，所述mr成像模态可以采用局部线圈，其不仅能够发射射频能量激发目标体，而且当目标体中被激发的磁矩松弛到最初状态时，还能够接收核磁共振(nmr)信号。更具体地说，在这些实施例中，局部线圈被放置在目标体附近，并且所述pet探测器以不干扰通信的方式设置，例如不干扰局部线圈和目标体之间的rf发射和nmr信号接收。
例如，在一些实施例中，为了最小化pet组件对mr磁场的干扰，所述mri局部线圈紧密地围绕所述目标体，同时所述pet探测器远离目标体放置，使得在mri局部线圈和目标体之间不放置任何pet组件情况下实现pet检测。实例4.1-4.3给出了三个不同实施例表示pet检测器和mri线圈对于受试者的乳腺进行pet/mr双重模态成像的可能的布置。具体地，如这些实例所示，一个或多个乳房线圈紧密地围绕着受试者的乳房，同时pet探测器的组件被放置的较远，形成围绕乳房组织的pet探测区域，而不会干扰乳房组织和乳房线圈之间的通信。这些实施例仅是示例性的，并且是非限制性的，进一步地，还包括对于本领域普通技术人员在参考本发明内容之后变得显而易见的实施例。
此外，当可变mr梯度在pet探测器的导电材料中诱发涡流时，mr磁场内的各种pet部件的布局可能进一步干扰mr成像模态的性能，这反过来会影响使用的梯度场的有效性。因此，在一些实施例中，置于mr磁场内的pet部件的制造材料应选择那些具有合适的磁化率和电导率的材料。例如，在一些实施例中，pet部件的制造材料可以是碳纤维、非铁磁性金属，如铁、环氧基树脂和/或塑料。
以上描述的在用于最小化和/或校正集成的pet嵌入系统和主系统之间干扰的方法不是详尽的，并且不是限制性的。对于本领域技术人员而言，其可以确定许多其他变形、替代、变化、改变和修正，所有这样的变形、替代、变化、改变和修正均在本发明权利要求保护的范围内。如peng等人发表的studiesoftheinteractionsofanmrisystemwiththeshieldinginacombinedpet/mriscanner.physicsinmedicineandbiology,2010,55(1):265.，所述文件可以整体引入本发明作为参考。
另一方面，mr成像模态对pet成像模态的性能还存在各种影响。例如，mri使用的高磁场可能会严重损害pet探测器的功能和性能。
根据本发明的一些实施例，pet成像部件被放置在屏蔽壳体中以防止其受mr磁场的影响。适用于制造磁屏蔽的材料为本领域已知的，例如在公开号为8013607的美国专利中所公开的，所述文件可以整体引入本发明作为参考。
pet部件可以是热敏的，并且可以随着各个部件的温度波动而改变其信号增益和特性。如果在信号获取路径中没有适当地监视和考虑这些变化，这些由热差异引起的变化可能会导致图像质量的下降。因此，在一些实施例中，本系统包括温度控制机制，从而为一些热敏pet部件的正常工作提供稳定的温度环境。具体地，在一些实施例中，所述系统包括水冷和/或空冷机制，可以用于去除pet电子设备中的热量。在一些实施例中，放大器和光电二极管的温度可以采用冷空气来进行全局控制。
pet数据处理和图像重建
在进行pet成像时，pet示踪剂可以施用于目标体。当施用的示踪剂在所述目标体内达到一个适当的分布和/或浓度之后，开始进行数据采集。具体地，在成像期间，将所述目标体放置于由pet探测器中的多个pet检测模块包围的采样区域中。所述检测模块能够记录入射的γ射线。随着pet示踪剂分子中放射性核素的衰减，所产生的正电子在所述目标体中与附近环境中的电子接触后发生湮灭。每次湮灭可以产生两个511kev的光子，所述两个光子沿相反的方向移动并被周围的检测模块检测。当明确发生在在一定的时间窗内的两个检测事件由所述pet探测器识别为符合的时，可以确定所述检测事件来自于相同的湮灭。所述符合事件可以存储在与目标体的投影相对应的阵列中，并采用断层造影技术进行重建。所产生的图像可以显示遍历目标体的示踪剂分布。
各种pet图像重建算法可以在本系统中使用。重建算法为本领域已知的，包括但不局限于实例5中描述的osem算法、fbp算法、mlaa算法和psf算法。上述用于本申请的pet图像重建算法不是详尽的，并且是非限制性的。对于本领域人员而言，其可以确定许多其他变形、替代、变化、改变和修正，所有这样的变形、替代、变化、改变和修正均受到本发明权利要求范围内的保护，例如bailey等人发表的positronemissiontomography.(978-1-85233-798-8)pp.63-91.；hudson等人发表的acceleratedimagereconstructionusingorderedsubsetsofprojectiondata.medicalimaging,ieeetransactionson,1994,13(4):601-609.；rezaei等人发表的simultaneousreconstructionofactivityandattenuationintime-of-flightpet.medicalimaging,ieeetransactionson,2012,31(12):2224-2233.；以及rahmim等人发表的resolutionmodelinginpetimaging:theory,practice,benefits,andpitfalls.medicalphysics,2013,40(6):064301.，上述文件可以整体引入本发明作为参考。
在本发明的一些实施例中，在进行pet图像重建之前，可以对pet扫描期间记录的原始数据进行各种修改和/或校正。具体地，正电子湮灭产生的光子到达pet探测器之前发生的两个重要的相互作用为康普顿散射和光电吸收。在康普顿散射中，光子可以与吸收材料中的电子发生相互作用。在该过程中，电子的动能增加，且光子的方向发生改变。在光电吸收中，光子被原子吸收，且在该过程中，电子从其中的一个束缚壳层中脱离。
因此，湮灭光子的能量可能随着它们经过周围环境而减少，这种现象被称为光子衰减。当特定能量的光子穿过特定物质移动单位距离时，与物质发生某种相互作用的总概率被称为所述物质的线性衰减系数。在pet成像期间，湮灭光子的衰减可由发生在目标体内或附近环境中的光电相互作用引起。例如，在pet/mr混合系统中，位于目标体和pet探测器之间的mri组件，比如线圈，可以引起额外的光子衰减。因此，在没有任何衰减校正的情况下，所述重建的pet图像中可能会存在相当多的区域变化误差，这取决于在目标体内或附近的具有不同衰减特性的物质的空间分布。
因此，在本发明的一些实施例中，针对光子衰减对pet数据进行校正。本领域已知的各种衰减校正方法可以与本系统相结合使用。具体地，在一些实施例中，构建表示目标体和/或其周围环境衰减特性图，并对图进行投影以校正重建的pet图像中的光子衰减。
在一些实施例中，通过在位于采样区域中的目标体的一侧上移动一个已知的棒状的正电子发射源，并在其另一侧检测γ光子，来探测周围采样区域(例如rf线圈)中的目标体和/或其他物质的衰减特性，由此生成衰减图。
在一些实施例中，衰减图可以基于所述多模态成像系统中的不同成像模态，例如mri和/或ct，生成的成像信息来构建。
具体地，在那些使用mri信息的实施例中，可以将与目标体中质子密度相关的mr成像信息转换成γ光子的衰减因子，由此生成衰减图。在其他一些实施例中，可以基于mri信息将目标体分割为多个组织类别，并为每个类别指定一个统一的线性衰减率。在其他一些实施例中，可以将衰减图谱模板变形使其平稳变换到目标体的mr图像，由此获得衰减图。在其他一些实施例中，可以学习映射函数，以此基于mr数据对连续的衰减图进行预测。然而，在其他一些实施例中，可以利用pet发射数据和mr图像的解剖信息来生成衰减图。其他基于mr的pet衰减校正的方法包括那些本领域普通技术人员已知的方法，例如在bai等人发表的magneticresonance-guidedpositronemissiontomographyimagereconstruction.seminarsinnuclearmedicine.wbsaunders,2013,43(1):30-44.和wagenknecht等人发表的mriforattenuationcorrectioninpet:methodsandchallenges,magma.2013feb；26(1):99-113.中描述的方法，上述文件可以整体引入本发明作为参考。
在一些实施例中，针对光子到达pet探测器之前发生的散射事件，可以对pet数据进行校正。本领域已知的各种用于散射校正的方法可与本系统相结合使用，例如在中国专利发明第201310007126号；watsoncc.发表的new,faster,image-basedscattercorrectionfor3dpet.nuclearscience,ieeetransactionson,2000,47(4):1587-1594以及levin等人发表的amontecarlocorrectionfortheeffectofcomptonscatteringin3-dpetbrainimaging.nuclearscience,ieeetransactionson,1995,42(4):1181-1185.中描述的方法，上述文件可以整体引入本发明作为参考。
在pet探测器中，由于各检测模块的性能可能不同，将会导致所述检测模块的响应和/或灵敏度不一致。这种不一致可能会由所述pet探测器的几何形状、闪烁晶体特性的不一致性、光电探测器的增益变化等因素造成。因此，在一些实施例中，在pet成像之前，需要将pet探测器中的不同检测模块的性能差异进行归一化。
具体地，在一些实施例中，可以使用被称为旋转杆归一化的方法。在所述方法中，杆状(线状)放射性正电子发射源可以在pet探测器组件内部发生旋转。测量所有系统响应线(lor)的响应。然后，使用在lor中测量的事件计算归一化因子。之后，在所述系统中考虑所述归一化因子，使得所有的系统lor在对真实符合事件的响应中可以均衡。
在一些实施例中，可以使用被称为效率归一化的方法。所述方法可以用于校正图像重建之前的正弦图数据。在一些实施例中，通过直接归一化技术来完成效率归一化，其中所述正弦图数据可以通过扫描特定几何形状的模体(例如圆柱体、旋转面源、旋转线源)获得。然后，在消除光源几何形状、衰减、随机和散射的已知影响后，转换正弦图数据以校正归一化因子。在一些实施例中，通过组件效率归一化技术完成效率归一化，其包括探测器几何形状因子和晶体效率因子。具体地，探测器几何形状因子包括圆形探测器几何形状和立体角、γ射线入射角和晶体作用深度。具体地，晶体效率因子包括本征效率和死区效应。参考theodorakisl等人发表的areviewofpetnormalization:strivingforcountrateuniformity.nuclearmedicinecommunications,2013,34(11):1033-1045.，上述文件可以整体引入本发明作为参考。
在一些实施例中，在pet成像期间，光子在闪烁晶体中的作用深度(doi)信息可以考虑在内。本领域已知的各种doi方法可与本发明相结合使用，例如miyaoka等人发表的designofadepthofinteraction(doi)petdetectormodule.nuclearscience,ieeetransactionson,1998,45(3):1069-1073.；ito等人发表的positronemissiontomography(pet)detectorswithdepth-of-interaction(doi)capability.biomedicalengineeringletters,2011,1(2):70-81.，上述文件可以整体引入本发明作为参考。
实例
以下实施例仅用于说明性目的，不应被解释为对所要求保护的发明的限制。本领域普通技术人员可以使用各种可替换的技术和程序，这些技术和程序同样可以允许成功地执行预期的发明。
多通道线圈的示例性实施例
如上所述，本系统的mri成像模块中的局部线圈可具有不同的结构和几何形状。在下文中提供了多个示例性实施例。
实例1.1-鸟笼线圈
具体地，图1所示为包括一个局部线圈的特定实施例，该局部线圈包含鸟笼线圈。具体地，图1为局部线圈(100)的透视图。更具体地说，在所述特定实施例中表示的鸟笼线圈是能够传输和接收射频的多通道线圈。如图所示，所述鸟笼线圈包括两个端环(110和120)，所述端环通过一系列平行的导体(130)连接。在所述端环和每对导体之间有电路元件(140)。为了方便起见，所述电路元件(140)仅被图示为所述组件所在的导体之间的间隙。在各种实施例中，所述电路元件(140)还可以存在于导体中。在替代实施例中，所述电路元件(140)可以仅仅存在于导体中。所述鸟笼线圈(100)可以与一个或多个外部开关(图中未示出)耦合，所述开关可用于切换发射和接收模态。
在成像期间，将目标体，例如女性患者的乳房，放置在所述鸟笼线圈(100)的中空空间内进行mri扫描。具体地，将所述鸟笼线圈(100)切换到发射模态，并生成射频(rf)能量以激发目标体中的质子。之后，将所述鸟笼线圈(100)切换到接收模态，然后当所述激发的质子自旋松弛时获取核磁共振(nmr)信号。
在各种实施例中，所述鸟笼线圈可采用各种配置。所述鸟笼线圈(100)可以是圆柱形，这种情况下所述端环(110和120)具有相同的直径。所述鸟笼线圈(100)可以是圆锥形，这种情况下所述端环(110和120)具有不同的直径。所述鸟笼线圈(100)可以是筒型，这种情况下所述端环(110和120)具有相同的直径，同时所述导体(130)是拱形的。
实例1.2-鸟笼发射线圈和相控阵接受线圈的组件
具体地，图2a至2b表示局部线圈的一个特定实施例，所述局部线圈包括仅用于发射的鸟笼线圈和仅用于接收的多通道相控阵线圈的线圈组件。具体地，图2a是所述线圈组件(200)的透视图。如图所示，所述线圈组件(200)包括仅用于接收的多通道相控阵线圈(240)，其包含用伪链彼此连接并组成一个完整的圆形的多个环形线圈。所述线圈组件(240)进一步包括仅用于发射的具有16个通道的鸟笼线圈(220)。
图2b为图2a所示的线圈组件(200)的俯视图。从图中可以看出，所述线圈组件(200)采用了中心区域为中空的筒型。所述目标体，例如女性患者的乳房，可以放置在中空空间内以进行mri扫描。具体地，在mri扫描期间，仅用于发射的线圈(220)生成射频(rf)能量，并激发所述目标体中的质子。之后，使用外部开关电路关闭所述仅用于发射的线圈(220)的电源，然后，当所述激发的质子自旋到松弛时，所述仅用于接收的相控阵线圈(240)获取核磁共振(nmr)信号。
如图2b所示，只用作发射的线圈(220)和只用作接收的相控阵线圈(240)彼此独立，只接收相控阵线圈(240)与只传输线圈(220)同轴，且位于只传输线圈(220)内部。精心设计线圈(220、240)之间的距离，即有效范围(260)，以将线圈(220、240)之间的互感效应最小化。
实例1.3-层叠环实施例
具体地，图3表示局部线圈的一个特定实施例，该局部线圈包括层叠环形线圈(300)。具体地，在所述特定实施例中，所述层叠环形线圈(300)采用了两环的配置。更具体地说，所述层叠环形线圈(300)是能够发射和接收射频能量的多通道线圈。
如图所示，所述层叠环形线圈(300)包括两个环(310和320)。在其他实施例中，所述层叠环形线圈(300)可以包括单个或多个环。当朝主磁场定向到适当的角度时，所述层叠环形线圈(300)可以通过驱动流经环(310和320)中的交流电流生成磁场。具体地，所述交流电流可以是正弦交流电流。
在各种实施例中，所述层叠环形线圈可采用各种配置。所述层叠环形线圈可以包括单个环或多个环。
pet探测器的示例性实施例
实例2.1-光电倍增管
具体地，图4表示光电倍增管(pmt)的一个特定实施例的截面图。如图所示，所述pmt包括位于真空光电管(450)内的光电阴极(410)、聚焦电极(420)、阳极(440)和多个倍增极(430)。
在本实施例中，所述光电阴极(410)是带有负电荷的电极，其上涂有对紫外线、可见光和近红外范围的电磁光谱敏感的光敏化合物。当被光子撞击时，所述光电阴极(410)吸收光子能量并通过光电效应发射电子。接着，所述发射的电子通过聚焦电极(420)定向，所述聚焦电极(420)提供电场以加速电子朝向倍增极(430)和阳极(440)，其中所述电子通过二次发射使得电子倍增。
所述倍增极(430)是设置在真空光电管(450)内部的串联的正电极，其中每个倍增极(430)比它前一个倍增极(430)具有更大的正电势。初级电子从所述光电阴极(410)离开，并通过由电势差施加的升高的动能朝着第一倍增极(430)加速。在撞击第一倍增极(430)之后，发射出更多的低能量电子，然后所述电子朝第二倍增极(430)加速。经过多轮倍增之后，大量的电子到达阳极(440)，从而产生易于检测的电流尖峰脉冲。
实例2.2-雪崩光电二极管
具体地，图5所示为雪崩光电二极管(apd)的一个特定实施例的截面图。如图所示，所述apd包括p-n结。更具体地说，apd包括n型区域(510)、p型区域(520)、本征区域(530)和另一p型区域(540)。所述n型区域(510)、p型区域(520)、本征区域(530)和另一p型区域(540)形成了apd的有源区域。
在成像期间，向所述apd的有源区域施加较大的反向电压，所述反向电压接近于所述apd的击穿电压。所述反向电压使得由入射光子最初生成的电子在移动通过apd的有源区域时加速。当所述电子与半导体材料中的其他电子碰撞时，使得其中的一部分电子成为光电流，这种现象被称为雪崩倍增。雪崩倍增会持续发生，直到电子移出所述apd的有源区域并形成可检测的电流，所述电流强度与光子的强度成线性比例关系。
在一些实施例中，所述apd进一步包括围绕二极管结的周边的保护环(550)，以防止表面击穿。在一些实施例中，所述apd还包括电触点(560)，其位于设备的侧面，以确保最大量的光到达本征层。在一些实施例中，所述apd还包括抗反射涂层(570)，其位于apd的表面，用于消除光反射。所述apd还包括位于结侧面的绝缘区域(580)。
实例2.3-单光子apd
具体地，图6所示为单光子雪崩二极管(spad)的特定实施例的截面图。如图所示，所述spad包括p-n结。更具体地说，所述spad包括n型区域(610)、p型区域(620)、本征区域(630)和另一p型区域(640)。所述n型区域(610)、p型区域(620)、本征区域(630)和另一p型区域(640)形成了spad的有源区域。
与apd类似，所述spad利用反向偏置的p-n结的光子触发的雪崩电流来检测入射光子。所述spad和apd的主要差别在于施加到spad的反向电压远大于spad的击穿电压，这样，单光子就可触发易于检测的雪崩电流。因此，雪崩电流的倍增与本征光子的强度不是成线性比例关系。
实例2.4-硅光电倍增管
具体地，图7所示为硅光电倍增管(sipm)的一个特定实施例的示意图。如图所示，所述sipm包括两个主要组件，即位于固态基板上的一系列微单元(710)和相应的读取专用集成电路(asic)(720)。所述微单元(710)包括多个串联的光电二极管(712)，所述光电二极管分别与它们各自的抑制电阻(711)连接。具体地，在所述sipm中使用的光电二极管(712)可以是spad。如图所示，所述光电二极管(712)经配线并联，并且在成像期间将反向偏置电压施加到所述光电二极管(712)的阵列。当被入射光子撞击时，每个光电二极管(712)响应光子检测并生成电荷脉冲。通过所述光电二极管(712)阵列生成的电荷脉冲的总和反馈到所述读取asic(720)。
所述读取asic包括记录光子检测和能量的时间戳的两个逻辑块。具体地，所述读取asic包括多个电子组件：与时间数字转换器(tdc)(722)连接的用于记录时序的鉴别器(721)，以及与另一鉴别器(724)和用于记录能量的模数转换器(725)相连接的整形器(723)。更具体地说，所述鉴别器(721)是一个脉冲高度鉴别器，其可以将信号脉冲与噪声脉冲分离，从而能够以较高的信噪比进行高精确测量。所述鉴别器(721)将输入电压脉冲与预设的参考电压或阈值电压进行比较，并消除那些幅度低于所述值的脉冲。所述tdc(722)用于测量每个输入脉冲之间的时间间隔，并将其转换成数字输出。后续处理单元(图中未示出)可利用时间间隔的数字输出来进行飞行时间的计算。
为了量化入射光子的能量，由所述光电二极管(712)阵列生成的电荷脉冲之和被输入到所述整形器(723)以进行脉冲整形。这里所使用的术语“脉冲整形”是指改变发射脉冲波形的过程。通常，脉冲整形过程限制了传输的有效带宽。在脉冲整形之后，由另一鉴别器(724)对所述输入脉冲进行滤波，然后通过adc(725)将所述脉冲转换成表示其幅度的数字值。后续处理单元(图中未示出)可利用脉冲幅度的输出来分析入射光子的能量。
在各种实施例中，所述asic(720)中使用的电子组件可以具有不同的连接装置，只要其能够执行如上所指示的功能。
实例2.5-数字硅光电倍增管
具体地，图8所示为数字硅光电倍增管(dsipm)的一个特定实施例的示意图。如图所示，所述dsipm包括多个光电二极管(810)，其与互补金属氧化物半导体(cmos)电路集成在同一基板上。具体地，所述dsipm中使用的光电二极管可以是spad。具体地，每个光电二极管(810)具有与其相对应的读取电路(820)。每个光电二极管(810)和所述相对应的电路(820)形成微单元(860)。每个微单元(860)可以访问用来记录光子撞击的时序和能量的两个逻辑块。
具体地，为了记录所述时序，一系列微单元(860)连接到触发网络(830)。所述触发网络(830)用于将来自所有单元的触发信号传播至集成时间数字转换器(tdc)(840)。所述tdc(840)用于测量每个输入脉冲之间的时间间隔并将其转换成数字输出。后续处理单元(图中未示出)可利用时间间隔的数字输出来进行飞行时间的计算。
具体地，光子的能量的计算是通过记录检测到的光子的数量来完成的，即通过击穿的微单元来完成。一系列微单元(860)通过同步总线(870)连接到光子计数器(850)。所述光子计数器(850)对每次光子检测进行计数，并将该值作为数字信号输出。后续处理单元(图中未示出)可利用所述数字输出来分析入射光子的能量。
实例2.6-直接耦合
具体地，图9所示为闪烁体和光电探测器直接耦合的示意图。具体地，所述闪烁体(920)包括闪烁晶体阵列(910)。更具体地说，在所述实施例中使用的闪烁晶体是lso晶体阵列。所述光电探测器(940)包括光电二极管阵列(930)。更具体地说，在所述特定实施例中使用的光电二极管是apd阵列。如图所示，所述闪烁体(920)与光电探测器(930)直接进行耦合，并没有使用连接器。具体地，所述闪烁体(920)的输出直接地耦合到所述光电探测器(930)的输入表面上。
实例2.7-间接耦合
具体地，图10所示为闪烁体和光电探测器间接耦合的示意图。更具体地说，在所述特定实施例中使用的闪烁体(1010)通过光纤束(1030)光耦合到所述特定实施例中使用的光电探测器(1020)。更具体地说，所述光纤(1030)的一端附接到闪烁体(1010)的输出端，所述光纤(1030)的另一端附接到光电探测器(1020)的输入端。在各种实施例中，所述光纤束(1030)可采用各种配置，如采用不同长度和宽度。具体地，在所述特定实施例中使用的光电探测器(1020)是apd。在各种实施例中，前置放大器(1040)安装在apd的近侧以放大信号。在替代实施例中，所述前置放大器(1040)是可选的。
在各种实施例中，所述闪烁体(1010)和光电探测器(1020)通过诸如光学胶、光学耦合材料、浸油、或其他类似的耦合材料的光传输中间体间接耦合。
pet探测器的示例性实施例
实例3.1-以筒型形式配置的pet探测器
具体地，图11所示为使用检测模块形成的pet探测器环的示意图。如图所示，八个pet检测模块(1110)形成了近似圆形的八边形。所述八个pet检测模块(1110)均匀分布，每个检测模块(1110)面向一个360度场的单个八分圆。具体地，八边形内有一个中空空间，用于在成像期间容置目标体。更具体地说，每个pet检测模块(1110)包括两个闪烁晶体(1120)和一个pet光电探测器(1130)。所述pet检测模块(1110)的闪烁晶体位于pet探测器环的内侧，同时所述pet光电探测器(1130)位于pet探测器环的外侧。pet检测模块(1110)的闪烁晶体(1120)形成了十六边形，每个闪烁晶体位于所述十六边形的一个边上。更具体地说，每对晶体关于所述十六边形的中心近似中心对称。
具体地，图12所示为pet检测模块(1110)的详细视图。如图所示，每个pet检测模块(1110)包括两个闪烁晶体块(1120)、两个成一定角度的光导(1140)、带槽光导(1150)和光电探测器(1130)。具体地，所述两个闪烁晶体块(1120)关于垂直于光电探测器块(1130)的水平表面的中线近似轴对称。在所述特定实施例中，成一定角度的光导(1140)是一种基于光纤的光导，其能够将由闪烁晶体块(1120)发射的光转移到带槽光导(1150)。所述带槽光导(1150)具有预选数量的槽。至少一个槽与每个成一定角度的光导(1140)相关联。在成像期间，光子从所述成一定角度的光导(1140)离开，并进入所述带槽光导(1150)，其中光子沿带槽光导(1150)的长度的分布具有可控的可预测性。因此，光电探测器(1130)能够检测位于带槽光导(1150)长度上预定位置处的光子，并且可以确定由于正电子湮灭而发射的光子的位置。
实例3.2-以立方柱型形式配置的pet探测器
具体地，图13所示的是采用立方柱型形式配置的pet检测模块的俯视图。具体地，如图所示，每个pet检测模块(1300)包括闪烁晶体阵列(1320)和pet光电探测器(1310)。每个pet检测模块(1300)形成立方柱的侧壁，两个pet检测模块(1300)形成一对，并且四个pet检测模块形成一个内部中空的立方柱。相邻检测模块(1300)之间的夹角近似90度。所述pet检测模块(1300)的闪烁晶体阵列朝向中心的中空空间，每个相对的检测模块对的闪烁体表面彼此相对。pet光电探测器(1310)的位于外侧。在成像期间，可以将目标体，例如一个女性患者一侧的乳房的，放置于中空空间内。在各种实施例中，pet光电探测器块(1310)和闪烁晶体(1320)彼此直接耦合。在替代的实施例中，所述耦合是间接的。
pet嵌入系统集成的示例性实施例
实例4.1-位于pet嵌入系统中的pet探测器和mri线圈的示例性布局
图14所示的是pet嵌入系统的一个示例性实施例的示意性示图。具体地，所述pet嵌入系统包括pet探测器(1450)和乳房线圈(1440)的组件，用于人体受试者的一个或两者乳房的pet/mr双重模态成像。
具体地，从图中可以看出，所述实施例中的pet探测器(1450)采用椭圆形配置。具体地，所述pet探测器(1450)包括八个pet检测模块(1420)。所述八个检测模块(1420)形成四对，每对中相对的检测模块的闪烁体表面彼此相对。在所述椭圆形配置中，八个检测模块(1420)沿着围绕乳房线圈(1440)的两个圆弧排列，从而形成用于对所述受试者的乳腺进行成像的pet探测器/mri线圈组件。在所述实施例中，pet探测器(1450)和乳房线圈(1440)可以安装在一起或者安装在单独的支撑结构上(该图中未示出)。
如图14中的示意性示图所示，所述pet嵌入系统可以与具有mri功能的主系统(1410)集成在一起。具体地，在一些实施例中，如图14中的示意性示图所示，所述pet探测器(1450)和乳房线圈(1440)包围所述受试者的整个胸围。在这些实施例中，在成像期间，所述受试者将其上身穿过乳房线圈(1440)，并将胸部放在所述pet探测器(1450)和乳房线圈(1440)包围的中空空间内。在替代的实施例中，所述pet探测器(1450)和乳房线圈(1440)仅包围受试者的乳房组织。在这些实施例中，例如在实例4.5中图示说明的一个实施例中，在成像期间，所述受试者将其一侧或两侧的乳房的放入由所述pet探测器(1450)和乳房线圈(1440)包围的中空空间中。如在下面实例4.6中进一步图示说明的，在一些实施例中，所述pet嵌入系统安装在主系统(1410)的患者支撑结构上。然后，利用支撑件将患者和pet嵌入系统移动到相对于主系统(1410)可以进行mr成像和分析的位置。在所述实施例中，pet探测器(1450)可以包括各种不同设计的光电探测器，例如在本发明实例2.1至实例2.5中图示说明的pmt、apd、spad、sipm或dsipm。所述乳房线圈(1440)可以是具有各种不同配置的多通道线圈，例如在本发明实例1.1至实例1.3中图示说明的所述多通道线圈。所述乳房线圈(1440)可以将射频能量传输到受试者的乳房组织并接收从受试者乳房组织发射的核磁共振(nmr)信号。
实例4.2-位于pet嵌入系统中的pet探测器和mri线圈的示例性布局
图15所示的是pet嵌入系统的另一个示例性实施例的示意性示图。具体地，所述pet嵌入系统包括pet探测器(1520)和两个乳房线圈(1530、1535)，用于受试者一侧或两侧的乳房的pet/mr双重模态成像。
具体地，从图中可以看出，所述特定实施例中的pet探测器(1520)采用如实例3.1中图示说明的筒型结构。具体地，所述pet探测器(1520)包括八个pet检测模块(1510)。所述八个检测模块(1510)形成四对，每对中相对的检测模块的闪烁体表面彼此相对。在所述筒型配置中，所述八个检测模块(300)在整个圆周上均匀分布，每个检测模块(1510)面向一个360度场的单个八分圆。所述pet探测器(1520)中的八个检测模块(1510)包围两个乳房线圈(1530、1535)，从而形成pet探测器/mri线圈组件，以用于对一侧或者两侧的乳房进行成像。在所述实施例中，pet探测器(1520)安装在支撑结构(1550)上，乳房线圈(1530、1535)安装在单独的支撑结构(1560)上。
如图15中的示意图所示，所述pet嵌入系统可以与具有mri功能的主系统(1540)集成在一起。如实例4.5中进一步图示说明的，当使用时，患者接近所述pet嵌入系统，将其两个乳房分别置于乳房线圈(1530、1535)包围的两个中空空间中。因此，在成像期间，每个乳房被一个乳房线圈(1530或1535)和八个pet检测模块(1510)包围。如实例4.6中将进一步图示说明的，在一些实施例中，所述pet嵌入系统安装在主系统(1540)的患者支撑结构上。然后，患者支撑件将患者和pet嵌入系统移动到相对于主系统(1540)可以进行mr成像和分析的位置。在所述特定实施例中，pet探测器(1520)可以包括各种不同设计的光电探测器，例如本发明实例2.1至实例2.5中图示说明的pmt、apd、spad、sipm或dsipm等。所述乳房线圈(1530或1535)可以是具有各种不同配置的多通道线圈，例如本发明实例1.1至实例1.3中图示说明的那些多通道线圈。所述乳房线圈(1530或1535)可以将射频能量传输到受试者的乳房组织并接收从受试者乳房组织发射的核磁共振(nmr)信号。
实例4.3-pet嵌入系统中的pet探测器和mri线圈的示例性布局
图16所示的是pet嵌入系统的另一个示例性实施例的示意性示图。具体地，所述pet嵌入系统包括两个pet探测器(1641、1642)和两个乳房线圈(1631、1632)，用于对人体两侧的乳房进行pet/mr双重模态成像。具体地，从图中可以看出，所述实施例中的两个pet探测器(1641、1642)采用如实例3.2中图示说明的立方柱结构。具体地，每个pet探测器(1641、1642)包括四个pet检测模块(1620)。在所述立方柱结构中，所述四个检测模块(1620)形成两对，每对中相对的检测模块(1620)的闪烁体表面彼此相对。相邻检测模块(1620)之间的夹角近似为90度。所述pet探测器(1642)的四个检测模块(1620)包围乳房线圈(1632)，所述pet探测器(1641)的四个检测模块(1620)包围乳房线圈(1631)，从而形成两组pet探测器/mri线圈组件，以用于对一侧或者两侧的乳房进行成像。在所述特定实施例中，pet探测器(1641、1642)和乳房线圈(1631、1632)可以安装在一起或者安装在单独的支撑结构上(该图中未示出)。
如图16中的示意图所示，所述pet嵌入系统可以与具有mri功能的主系统(1610)集成在一起。如在实例4.5中将进一步图示说明的，当使用时，患者位于所述pet嵌入系统附近，将她的两个乳房分别置于乳房线圈(1631、1632)包围的两个中空空间中。因此，每个乳房被一个乳房线圈(1631或1632)和四个pet检测模块(1620)包围。如实例4.6中将进一步图示说明的，在一些实施例中，所述pet嵌入系统安装在主系统(1610)的患者支撑结构上。然后，患者支撑件将患者和pet嵌入系统移动到相对于主系统(1610)可以进行mr成像和分析的位置。在所述实施例中，pet探测器(1641、1642)可以包括各种不同设计的光电探测器，例如本发明实例2.1至实例2.5中图示说明的pmt、apd、spad、sipm或dsipm。所述乳房线圈(1631、1632)可以是具有各种不同配置的多通道线圈，例如本发明实例1.1至实例1.3中图示说明的那些多通道线圈。所述乳房线圈(1631、1632)可以将射频能量传输到受试者的乳房组织并接收从受试者乳房组织发射的核磁共振(nmr)信号。
实例4.5-基于传统mri系统和pet嵌入系统结合的pem/mr混合系统
图17至图20所示的是pet/mr混合系统的示例性实施例，所述pet/mr混合系统具体被设计成用于同时对患者乳腺进行pem-mr双重模态成像。
具体地，图17所示的是安装在患者支撑件(1705)上的pet探测器(1710)和乳房线圈(1720)的组件的透视图。在所述实施例中，每次仅有一组组件对一个乳房进行成像。具体地，从图中可以看出，在所述实施例中，pet探测器(1710)具有如在本发明实例3.1中图示说明的筒型结构和多个pet检测单元。乳房线圈(1720)是具有如本发明实例1.3中图示说明的层叠环结构的多通道线。患者支撑件(1705)具有与病人前胸轮廓近似的胸部支撑件(1730)，所述胸部支撑件(1730)具有用于使患者将乳房置于其中的开口(1735)。所述胸部支撑件(1730)通过四个支撑腿(1745)安装在基座(1740)上。
图18所示的是所述特定实施例的俯视图。从图中可以看出，具有层叠环形结构的乳房线圈(1720)以近似同心的形式位于筒型pet探测器(1710)内，因此所述pet探测器(1710)和乳房线圈(1720)的组件形成了中心具有中空空间(1850)的筒型结构。所述pet探测器(1710)和乳房线圈(1720)的组件位于在开口(1735)之下的胸部支撑件(1730)和基座(1740)之间。如图19所示，当使用时，患者以俯卧姿势趴在患者支撑件(1705)之上。具体地，患者将胸部放在胸部支撑件(1730)上，将一个或两个乳房通过胸部支撑件(1730)上的开口(1735)嵌入pet探测器(1710)和乳房线圈(1720)筒型组件中的中空空间(1850)中。
在一些实施例中，患者支撑件(1705)可以是成像系统中mri成像模态的硬件部件。例如，在所述实施例中，患者支撑件(1705)可以是传统的mri仪器中病床的一部分(图中未示出)，其具有一个扩展区域，用于患者将整个身体躺平，并将患者移动进入mri仪器内的磁场区域内。在替代的实施例中，患者支撑件(1705)可以是pet嵌入系统的硬件部件，其可以与mri系统集成在一起，以进行pet-mr混合成像。
具体地，在mr成像期间，当患者乳房组织位于mri磁场影响下的适当位置时，所述乳房线圈(1720)首先向嵌入的乳房组织传输射频能量，然后接收从所述乳房组织发射的核磁共振信号，并将收集到的信号传输至数据处理单元(图中未示出)。所述pet探测器顺序地或同时地接收从同一组织发射的γ射线辐射，并将该信号传输至相同或不同的数据处理单元(图中未示出)。
在替代的实施例中，可以有两组pet探测器(1710)和乳房线圈(1720)组件，用于同时对患者两侧的乳房进行检查。在替代的实施例中，所述pet探测器(1710)和乳房线圈(1720)可以具有与图17至图19所示的pet探测器和乳房线圈不同的配置。例如，图20所示的是pet探测器(2010)和乳房线圈(2020)组件的一个替代的实施例。从图中可以看出，女性患者以俯卧位躺下，使其左侧乳房通过胸部支撑件(2030)的开口(2035)嵌入低于开口(2035)的pet探测器(2010)和乳房线圈(2020)组件中。具体地，在所述实施例中，所述pet探测器(2010)采用如在本发明实例3.2中图示说明的立方柱结构。所述实施例中的乳房线圈(2020)可以是在本发明实例1.1中图示说明的多通道鸟笼线圈。鸟笼式乳房线圈(2020)可以设置在pet探测器(2010)的立方柱内，患者乳房放置在由乳房线圈(2020)和pet探测器(2010)包围的中空空间中。
实例4.6-与传统mri扫描机的患者支撑件集成的pet探测器
具体地，图21至图22所示的是pet/mri嵌入系统集成的另一个具体实施例。具体地，图21a为所述嵌入系统组件的侧视图。如图所示，所述嵌入系统组件包括一组pet探测器(2110)、胸部支撑件(2120)和患者支撑件(2130)。所述pet探测器组(2110)位于胸部支撑件(2120)内，并且所述pet探测器组(2110)和胸部支撑件(2120)的组件位于mr成像模态的患者支撑件(2130)上。
从图中可以看出，所述pet探测器组(2110)包括四个单独的pet检测模块(2140)；每个pet检测模块(2140)都采用矩形结构。所述四个矩形pet检测模块(2140)形成具有中空空间的立方体，并且每个pet探测器形成所述立方体的壁。在特定实施例中，所述pet检测模块包括闪烁体阵列和dsipm光电探测器阵列。
图21b是所述嵌入组件的侧视图。具体地，图21b表示从其原始配置中移除的两个pet检测模块。在特定实施例中，一个或多个pet检测模块可以可移除地安装在患者支撑件(2130)上。更具体地说，当使用所述pet/mri多模态成像系统对患者进行检查时，医生可利用pet检测模块的可移除结构来进行成像引导下的活组织检查。
图22所示的是一位女性准备接受pet/mri多模态扫描的情景。该女性俯卧趴在患者支撑件(2230)上，使其胸部支撑在胸部支撑件(2220)上。将目标体，这种情况下为该女性的每个乳房，放置在鸟笼线圈(2240)中。所述鸟笼线圈(2240)位于由四个可移除安装的pet检测模块(2210)形成的立方体中。当该女性处于合适的姿势且她的乳房在鸟笼线圈(2240)和pet探测器组件(2220)中位置适当时，所述患者支撑件(2230)使得该女性进入mri孔腔(2250)，并开始pet/mri双重模态扫描。
实例4.7-控制和电源系统的集成
图23所示的是pet/mr双重模态成像系统中pet模态和mr模态之间的交叉通信的示意图。如图所示，pet探测器组件(2310)和乳房线圈(2320)分别通过导线(2350)连接到pet控制面板(2330)和mr控制面板(2340)上。具体地，pet探测器组件(2310)通过输入引脚与pet控制面板(2330)连接，以将检测到信号传输至pet控制面板(2330)。同时，pet控制面板(2330)为pet探测器组件(2310)供电。具体地，乳房线圈(2320)通过信号接口(2341)与mr控制面板(2340)连接，以将核磁信号传输至mr控制面板(2330)。同时mr控制面板(2340)通过连接至其电源接口(2342)的导线向乳房线圈(2320)供电。
在一些实施例中，所述pet控制面板(2330)和mr控制面板(2340)可以直接通信。具体地，所述pet控制面板(2330)与mr控制面板(2340)的信号接口(2341)直接连接，用于将pet检测信号传输至mr控制面板(2340)。之后，所述mr控制面板将pet成像信号和mr成像信号传输至一个或多个处理单元(图中未示出)以进行进一步的数据处理。具体地，所述mr控制面板(2340)通过mr控制面板(2340)的电源接口(2342)和pet控制面板之间连接的导线为pet控制面板(2330)供电。
在替代实施例中，所述mr控制面板(2340)通过连接mr控制面板(2340)和pet控制面板(2330)之间的导线向pet控制面板(2330)供电。所述pet控制面板可与一个或多个处理单元(图中未示出)直接连接，并将成像信号传输至处理单元以进行进一步数据处理。同时mr控制面板可以与一个或多个处理单元(图中未示出)直接连接，所述处理单元与pet控制面板连接的处理单元可以相同或者不同，并将成像信号传输至处理单元以进行进一步数据处理。
实例5-pet图像重建算法
在一些实施例中，有序子集最大期望值(osem)算法可用于pet图像重建。osem是一种基于湮灭发射的迭代方法，其中所述湮灭发射是一个泊松过程。osem算法将投影数据分组成有序的子集(或块)序列，并在每次迭代过程中逐步地处理每个投影子集。每个子集可以更新整个图像强度数据，当所有投影数据使用完时，图像强度数据被更新了k次(假设有k个子集)，这样的过程被称之为一个步骤。因此，osem算法实现了具有一定数量级的加速度的图像重建。hudson等人发表的acceleratedimagereconstructionusingorderedsubsetsofprojectiondata.medicalimaging,ieeetransactionson,1994,13(4):601-609.中描述了应用osem算法的一个示意性过程，所述文件可以整体引入本发明作为参考。
可选地，在一些实施例中，滤波反投影(fbp)算法可以应用于重建pet图像。具体地，fbp算法包括反投影过程和滤波。更具体地说，fbp算法利用了包含特定分布模式的放射性示踪剂的目标体的一系列投影。所述pet探测器可以在不同角度获取示踪剂分子的分布情况的投影。成像处理器对图像进行投影还原，以获得原始图像的粗糙近似。所述投影彼此重叠，并且在与原始图像中示踪剂分布相对应的区域中相长性地相互作用。可选地，可以使用滤波器消除在重建图像中其他部分中发生的潜在模糊。在一些实施例中，滤波器可以是斜坡滤波器。在wangcx等人发表的performanceevaluationoffilteredbackprojectionreconstructionanditerativereconstructionmethodsforpetimages.computersinbiologyandmedicine,1998,28(1):13-25.中描述了应用fbp算法的示意性过程，所述文件可以整体引入本发明作为参考。
可选地，在一些实施例中，最大似然衰减活度重建(mlaa)算法可以应用于图像重建。mlaa算法同时估计发射数据中的活度图像和衰减图像。具体地，mlaa综合了最大似然法和最大后验重建方法论。mlaa是基于如下假设条件：即本文使用的示踪剂在目标体内具有均匀分布，且湮灭发射是泊松过程。mlaa算法使用交错更新：在每次迭代中，首先更新活度，保持衰减系数恒定，反之亦然。在rezaeia等人发表的simultaneousreconstructionofactivityandattenuationintime-of-flightpet.medicalimaging,ieeetransactionson,2012,31(12):2224-2233.中描述了应用mlaa算法的示意性过程，所述文件可以整体引入本发明作为参考。
可选地，在一些实施例中，点扩展函数(psf)算法可应用于图像重建。psf算法是一种分辨率建模，其模拟了在重建算法中降低分辨率的现象。psf描述了成像系统对点源或点对象的响应。psf可以被认为是表示未分辨出对象的图像中的扩展斑点。点对象的扩展(模糊)度是对成像系统质量的度量。在一些实施例中，在线性系统理论中，图像重建在功率上是线性的。点扩展函数可以与物体平面中的位置无关。具体地，如果没有失真，图像平面坐标与物体平面坐标线性相关。在rahmim等人发表的resolutionmodelinginpetimaging:theory,practice,benefits,andpitfalls.medicalphysics,2013,40(6):064301.中描述了应用psf算法的示意性过程，所述文件可以引入本发明作为参考。
上述列举的实例为本领域普通技术人员提供了如何做出和使用本发明的布置、装置、系统及方法的实施例的完整公开和描述，并且并非旨在限制本发明人所认为的其公开的范围。在本说明书中所提及的所有专利和出版物都代表了本发明所属领域的普通技术人员的技能水平。
在背景技术、总结、具体实施例和实例中引用的每个文献(包括专利、专利申请、期刊文章、摘要、实验手册、书籍或其他公开)的全部公开内容通过引用的方式并入本发明以作为参考。本发明引用的所有参考文献通过引用并入本发明，如同每个参考文献通过引用方式将各自整体内容并入本文作为参考一样。然而，如果引用的参考文献和本发明之间出现任何不一致，则本发明优先。
本文所使用的术语和表达是描述性的术语，而不是限制性的，并且不意图使用这些术语和表达来排除所示和所描述的特征的任何等同物或其部分内容，但是应认识到在所要求保护的公开范围内的各种修改是可能的。因此，应当理解，尽管本发明已由优选实施例具体公开，但是本领域普通技术人员可以采用本发明公开的一些概念的示例性实施例和可选特征、修改和变化，并且这些修改和变化在所附权利要求限定的本发明公开的范围内。
还应当理解，这里所使用的术语仅用于描述特定实施例，而不是限制性的。如本说明书和所附权利要求中所使用的，单数形式的“一”、“一个”和“这个”也可包括复数，除非另有明确规定。术语“多个”包括两个或多个指示物，除非另有明确指示。除非另有定义，本文使用的所有技术和科学术语具有与本发明所属领域的普通技术人员通常理解的相同的含义。
当本文使用markush组或其他分组时，该组的所有个体元素以及该组的所有组合和可能的子组合旨在分别包含在本发明中。除非另有说明，本文所述或示例的组分或材料的每种组合均可用于实施本发明。本领域的普通技术人员可以理解，除了具体示例中的方法、设备元件和材料，其他的方法、装置元件和材料也可以用于本发明中，而不需要过度的实验。任何方法、装置元件和材料的本领域已知的功能等同物将被包括在本发明中。无论何时在本说明书中给出范围，例如温度范围、频率范围、时间范围或组成范围、所有中间范围和所有子范围以及包括在给定范围内的所有单独数值都旨在包括在本发明中。本文公开的范围或组中的任何一个或多个单个元素可以从本发明的权利要求中排除。在缺少本文未明确公开的任何元素、或限制时，示意性描述的本发明可被适当地实施。
已经对本发明中大量的实施例进行描述。本文提供的特定实施例为本发明的有用的实施例的实例。对于本领域的技术人员而言显而易见的是，可以使用本说明书中阐述的设备、设备组件、方法步骤的许多变型来执行本发明。对于本领域的技术人员而言显而易见的是，对本方法有用的方法和设备可以包含大量可选组合物、处理元件和步骤。具体来说，可以理解的是，在不脱离本发明的主旨和范围内可以进行各种修改。相应地，其他实施例在所附权利要求的范围内。