CN101132731A - 用于pet/mr同时成像的组合式pet/mr成像系统和基于apd的pet探测器 - Google Patents
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Abstract
提供了用于组合式PET/MR成像中的基于APD的PET模块。每个模块包括许多独立的、光隔离的探测器。每个探测器包括由APD的阵列读出的闪烁体(例如LSO)晶体的阵列。模块被定位在MR扫描器的通道中。利用基于APD的PET和MR系统同时采集无伪影的图像，从而产生高分辨率和节省成本的集成PET/MR系统。
Description
要求相关申请的优先权
本申请根据35U.S.C.§119(e)要求2004年12月29日提交的、顺序号为60/640,073以及2005年11月23日提交的顺序号为60/738,998的同时待审的临时申请的优先权。
发明领域
本发明一般而言涉及医学成像领域以及用于获得诸如核医学图像和磁共振(MR)图像之类的诊断图像的系统。特别地，本发明涉及用于从正电子发射断层扫描(PET)数据和磁共振成像(MRI)数据获得多模态的诊断图像(例如核医学图像)的多模态成像系统和方法。PET图像和MR图像可以顺序地或同时地被获得。
发明背景
核医学是一种独特的医学专业，其中辐射被用于采集显示身体的器官、骨或组织的功能和解剖结构的图像。放射性药物通过注射或口服被引入到身体中，并且被吸引到感兴趣的特定器官、骨或组织。这样的放射性药物产生伽玛光子发射，所述伽玛光子发射从身体发出并且由闪烁晶体俘获，光子与该闪烁晶体相互作用以产生闪光或“事件”。事件由光电探测器(例如光电倍增管)的阵列来探测，并且它们的空间定位或位置被计算和存储。这样，通过探测体内放射性同位素的分布来产生所研究的器官或组织的图像。
一种特殊的核医学成像技术被称为正电子发射断层扫描或PET。PET被用来产生图像以便诊断特定器官、肿瘤或其他代谢活性部位的生物化学或生理学。发射放射性核素的正电子的组织浓度测量基于从正电子湮没所产生的两个伽玛光子的重合探测。当正电子被电子湮没时，两个511keV的伽玛光子被同时产生并且沿近似相反的方向行进。湮没事件所产生的伽玛光子可以由一对相对布置的辐射探测器来探测，所述辐射探测器能够响应于伽玛光子与闪烁晶体的相互作用而产生信号。湮没事件典型地通过在两个相对布置的探测器中探测到这两个511keV伽玛光子之间的时间重合来识别，即伽玛光子发射实际上被每个探测器同时探测到。当两个相对布置的伽玛光子分别撞击一个相对布置的探测器以产生时间重合事件时，它们也标识响应线或LOR，湮没事件沿着所述响应线发生。
在美国专利No.6,858,847中描述了PET方法和装置的例子，所述专利被整体结合于此以作参考。在被分类成平行投影之后，由重合事件所限定的LOR被用于重建患者内发射正电子的放射性核素的三维分布。PET特别有用于获得揭示生物过程(例如诸如心、脑、肺等之类的身体器官以及诸如循环系统之类的身体组织和结构的机能)的图像。
另一方面，磁共振成像(MRI)主要被用于获得身体的高质量、高分辨率解剖和结构图像。MRI基于主要由身体的氢原子核对射频范围内能量的吸收和发射以及由被成像的对象吸收和发射的射频能量的相位和频率的空间变化。MRI成像器的主要部件包括圆柱形磁体、磁体内的梯度线圈、梯度线圈内的RF线圈、以及RF屏蔽，该RF屏蔽防止高功率RF脉冲辐射到MR成像器的外部并防止外来RF信号被成像器探测到。患者被放置在磁体内的患者床或台上，并且由梯度线圈和RF线圈所围绕。
磁体产生用于成像过程的B0磁场。梯度线圈在X、Y和Z方向上产生B0场的梯度。RF线圈产生使原子核的自旋旋转90°或180°所必需的B1磁场。RF线圈还探测来自身体内自旋的核磁共振信号。射频源产生期望频率的正弦波。
将PET和MR成像模态合并成单个设备的构思在本领域中是普遍公知的。例如参见美国专利No.4,939,464，该专利被整体结合于此以作参考。最初的思想集中在通过诸如光导管之类的光导将来自位于MR视场内部的闪烁晶体的光传输到位于磁场外部的光电倍增管光电探测器。这是必要的，因为光电倍增管对磁场扰动敏感。然而，这样的设计不能获得高性能特征，并且受到复杂的设计要求的影响。
发明概要
本发明通过提供一种带有MR扫描器的基于APD(雪崩光电二极管)的PET探测器来克服现有技术的问题。由于APD很小并且对磁性不敏感，因此探测器可以被设计成可以作为用于头和肢体成像的可移动插入件适应于MR扫描器的通道，或者可以被完全集成到MR扫描器自身中。
附图简述
现在将通过例子参考附图更全面地描述本发明，其中：
图1是根据本发明的一个实施例的PET探测器环的图；
图2是如结合在图1中的探测器模块的部件的电路框图；
图3是根据本发明的一个实施例的组合式PET/MR系统的透视图，其示出MR视场内的多个PET探测器环；
图4是根据本发明的另一实施例的组合式PET/MR系统的透视图，其示出位于MR扫描器的末端上的多个平面PET探测器板；
图5是根据本发明的另一实施例的PET探测器模块的透视图；
图6是如图5中所示的探测器的读出器的位置剖面；
图7是示出22Na能量谱和根据本发明的PET探测器模块中的一个块的位置剖面的复合图，其中MR RF序列接通；
图8分别示出根据本发明的组合式PET/MR系统所采集的Derenzo模型(phantom)的MR、PET和PET/MR融合图像；以及
图9是根据本发明适应于MR扫描器的通道以用于脑成像的叠板APD探测器设计的透视图。
发明详述
现在将更详细地描述和公开本发明。然而应当理解，所公开的实施例仅仅是本发明的典型例子，并且本发明可以体现为各种和备选形式。所以，在此所公开的特定结构和功能细节不应当被解释为限制权利要求的范围，而是仅仅作为例子被提供以教导本领域的普通技术人员制造和使用本发明。
如图1中所示，根据本发明的一个实施例的PET扫描器包括布置为环配置的多个探测器模块。如图2中所示，每个探测器模块包括闪烁体块，该闪烁体块通过光导被光耦合到固态光电探测器或光电探测器的阵列，例如雪崩光电二极管(APD)或其他基于半导体类型的光电探测器。为了解释的目的，在下文中将论述使用APD的例子。
每个单独的固态光电探测器可以被光耦合到多于一个的闪烁体，或者可以按照闪烁体和光电探测器的一一对应布置来耦合。每个APD被电连接到高电压源。多个APD可以共用单个电压源。在APD中产生的电荷被收集在前置放大器中，例如电荷灵敏前置放大器、跨阻抗前置放大器或电压灵敏前置放大器。然后前置放大器所产生的脉冲信号被输入到本领域公知的合适的脉冲处理电子设备中。
图3示出本发明的一个可能实施例，其中多个PET探测器环(例如3)被布置在MRI磁体内。因此，每个探测器环具有尺寸被确定成可容纳在MRI扫描器的几何形状内的外径。PET探测器环的数量可以大于3或小于3，并且在特别的备选实施例中可以提供单个PET探测器环。提供患者台或床以容纳待成像的患者。或者以隔行或交错的方式同时地或者顺序地对患者执行PET和MR数据采集。
在图4中示出本发明的附加备选实施例，其中两个平面PET探测器板被提供，并且被分开180°地定位在MR扫描器FOV内。PET探测器板也可以被定位在FOV外部MR患者机架的末端。尽管在图4的示例实施例中示出了两个板，但是将会认识到，可以在各种备选配置中提供多于两个的探测器板。探测器板可以被配置成围绕患者旋转部分或完整的360°。探测器板也可以被配置成固定的。在每个实施例中，PET探测器模块可以被永久地安装在MRI扫描器内或其上，或者可以从其收回。
示例实施和测试测量
建立和测试基于APD的PET模块以供根据本发明的用于同时PET/MR成像的MR扫描器使用。该模块由4个光隔离的闪烁体块组成，每个闪烁体块由2×2的APD阵列读出，如图5中所示。根据本发明的一个实施例的一个基本APD探测器设计基于LSO块设计。闪烁体块是耦合到玻璃光导的2mm×2mm×20mm的LSO晶体的8×8阵列。APD被耦合到该玻璃光导。APD可以是任何在商业上可获得的APD，例如定制包装的Hamamatsu S8664-55APD或可从Perkin-Elmer获得的APD。APD信号由电荷灵敏前置放大器ASIC放大，并且由零极点电路整形。所以一个模块包含4个LSO块、16个APD、2个ASIC前置放大器和16通道的零极点电子设备。
模块的输出由西门子Pico3D电子设备进行采样和数字化，所述电子设备确定能量、定时和位置。在图6中示出了典型的位置剖面。平均晶体时间分辨率(对照PMT上的塑料闪烁体)是1.8ns，而平均晶体能量分辨率是17％。
每个模块被包装在由镀铜FR-4板制成的盒子中。FR-4板具有用于RF屏蔽的10μm(1/8盎司)厚的铜镀层。输出信号电缆是带有RJ45连接器的7m长的双绞线电缆。所有电缆被连接到安装于RF屏蔽MR室中的壁上的馈通板。电源和Pico3D电子设备在馈通板的另一侧的技术室中。这保证了MR电子设备与PET电子设备隔离，反之亦然。模块被安装在RF屏蔽机架上，所述机架被定位在西门子Symphony 1.5特斯拉MR扫描器的通道的内部。发射/接收头线圈被放置在机架的中心。
22Na源被用于设置和兼容性测量。为了同时成像，带有范围从1.0mm到3.5mm、增量为0.5mm的孔的小Derenzo模型(直径为32mm并且高为16mm)被放置在旋转的固定器中。该模型可以在19个步骤中被旋转180°以允许3D成像。该模型充满水和1.25g NiSO4/升(作为MR造影剂)和大约50MBq FDG。
执行测量以确定PET模块对MR性能的影响以及磁场、RF和梯度脉冲对PET性能的影响。当PET模块在采集数据时；执行MR序列以量化PET模块对MR图像的影响。基线MR图像利用MR扫描器之中和之外的PET模块来采集。当PET模块在MR通道内部时，MR的信噪比减小15％。因而可以通过利用对PET模块和电缆的改进的屏蔽来减小该影响。
尖峰信号是带有例如由静电放电生成的宽带RF波谱的RF信号。尖峰信号可能在图像中产生高背景噪声水平或正弦波伪影。在MR基线图像中观察不到尖峰信号。利用在适当位置的PET模块来采集MR头模型图像。任何接近模型的磁部件将把失真伪影引入到模型图像中。由于PET模块或机架而看不到干扰，因为所有部件都是非磁性的或者足够远离模型，从而消除了任何显著干扰。
利用PET模块采集数据时，MR扫描器发射不同程度的梯度和RF脉冲序列。在示波器上观察APD输出信号和CFD触发以观看效果。位置剖面和能量谱数据也在梯度和RF脉冲排序期间被采集。执行静磁场测量以确定PET模块对MR性能的影响以及磁场、RF和梯度脉冲对PET性能的影响。从MR扫描器的静磁场中观察不到影响。
梯度序列被设置为20mT/m，其中斜坡时间为0.1ms，并且重复时间为2ms。梯度脉冲是无顶双极的，并且沿所有3个方向发射。这相对于由MR扫描器产生尽可能多的感应是很强力的序列。该序列被发射20分钟。探测器被放置在通量密度最大的区域中。使用示波器在来自探测器模块的输出信号中观察梯度脉冲。但是梯度脉冲并不触发CFD，所以在能量谱和位置剖面中看不到它们。然而，梯度脉冲阻塞了真实的事件信号，从而有效地增加了系统的空载时间。该影响可以通过最小化PET系统内的接地回路来减小。
发射幅度为730V、脉冲宽度为1ms并且重复时间为10ms的RF序列。这对应于大约30μT的B1通量密度。再次地，这对于MR扫描器来说是强力序列。该序列被发射10分钟。使用示波器在来自探测器模块的输出信号中观察RF脉冲。但是不同于梯度脉冲，RF脉冲的确触发CFD，所以在能量谱中看得到它们。然而，RF脉冲在能量谱中产生低能量计数，所以不会影响511keV光峰。由于PET电子设备的正常系统能量选通，所以在如图7中所示的位置剖面中看不到RF脉冲的影响。但是RF脉冲也将增加PET系统的空载时间。更好的RF屏蔽可以帮助减小该影响。
同时采集PET和MR图像以显示集成系统的原理证明兼容性。使用分步照射(step-and-shoot)法来采集PET图像。在Derenzo模型的19个旋转位置的每一个采集PET数据。PET采集时间范围从第一步的6分钟到最后一步的21分钟(为了校正FDG半衰期)。对于19个模型位置中的每一个，在使用自旋回波序列之后使用2D梯度回波序列和3D梯度回波序列来采集MR图像，总采集时间为5分钟。使用所有位置来重建PET图像。
在图8中示出MR、PET和融合图像。这些图像没有显示出伪影。所有孔可以在MR图像中被清楚地看到，并且在PET图像中可见的最小孔是2mm的孔。这些测量证明了根据本发明的基于APD的集成PET/MR扫描器的好处。可以无任何图像伪影或失真地实现PET和MR的同时成像。用于PET/MR脑扫描器的备选模块化APD探测器可以基于叠板设计，以便适应于MR通道的紧密空间限制，如图9中所示。
本领域普通技术人员应当认识到，尽管在被认为的优选实施例中说明和描述了本发明，但是可以在不脱离本发明的精神和范围的情况下对本发明进行各种改变和修改。所以，应当理解本发明不限于在此所公开的特定实施例。
Claims (19)
1.一种组合式正电子发射断层扫描(PET)和磁共振成像(MRI)装置，包括：
MR扫描器，其包括用于产生磁场的磁体，所述磁场用于从所述MR扫描器的视场内待成像的对象的原子核感应出NMR信号；以及
PET探测器模块，其包括闪烁体和光耦合到所述闪烁体的固态光电探测器，所述PET探测器模块被布置在所述磁场内。
2.如权利要求1所述的组合式PET和MRI装置，进一步包括以环配置布置在所述磁场内的多个所述PET探测器模块。
3.如权利要求2所述的组合式PET和MRI装置，进一步包括布置在所述磁场内的多个环配置。
4.如权利要求1所述的组合式PET和MRI装置，其中所述固态光电探测器是雪崩光电二极管(APD)。
5.如权利要求1所述的组合式PET和MRI装置，其中所述闪烁体是LSO晶体。
6.如权利要求1所述的组合式PET和MRI装置，其中所述固态光电探测器是基于硅的光电探测器。
7.如权利要求1所述的组合式PET和MRI装置，进一步包括前置放大器，其用于收集由所述固态光电探测器响应于闪烁事件而产生的电荷。
8.如权利要求7所述的组合式PET和MRI装置，其中所述前置放大器选自由电荷灵敏前置放大器、跨阻抗前置放大器、以及电压灵敏前置放大器组成的组。
9.如权利要求1所述的组合式PET和MRI装置，其中所述PET探测器模块是平面PET探测器板，并且进一步包括间隔180°的至少一对所述平面PET探测器板。
10.一种组合式正电子发射断层扫描(PET)和磁共振成像(MRI)装置，包括：
MR扫描器，其包括用于产生磁场的磁体，所述磁场用于从所述MR扫描器的视场内待成像的对象的原子核感应出NMR信号；以及
PET探测器模块，其包括闪烁体和光耦合到所述闪烁体的固态光电探测器，所述PET探测器模块在所述视场外部靠近所述磁体布置。
11.如权利要求10所述的组合式PET和MRI装置，进一步包括以环配置靠近所述磁体布置的多个所述PET探测器模块。
12.如权利要求11所述的组合式PET和MRI装置，进一步包括靠近所述磁体布置的多个环配置。
13.如权利要求10所述的组合式PET和MRI装置，其中所述固态光电探测器是雪崩光电二极管(APD)。
14.如权利要求10所述的组合式PET和MRI装置，其中所述闪烁体是LSO晶体。
15.如权利要求10所述的组合式PET和MRI装置，其中所述固态光电探测器是基于硅的光电探测器。
16.如权利要求10所述的组合式PET和MRI装置，进一步包括前置放大器，其用于收集由所述固态光电探测器响应于闪烁事件而产生的电荷。
17.如权利要求16所述的组合式PET和MRI装置，其中所述前置放大器选自由电荷灵敏前置放大器、跨阻抗前置放大器、以及电压灵敏前置放大器组成的组。
18.如权利要求10所述的组合式PET和MRI装置，其中所述PET探测器模块是平面PET探测器板，并且进一步包括间隔180°的至少一对所述平面PET探测器板。
19.一种组合式正电子发射断层扫描(PET)和磁共振成像(MRI)装置，包括：
MR扫描器，其包括用于产生磁场的磁体，所述磁场用于从所述MR扫描器的视场内待成像的对象的原子核感应出NMR信号；以及
PET探测器模块，其包括闪烁体和光耦合到所述闪烁体的固态光电探测器，所述PET探测器模块被布置在所述视场内。
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Open date: 20080227 |