CN105592795B - 多模态成像装置 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于对对象中的过程进行成像的多模态成像装置，包括：闪烁体，其包括闪烁体元件，以用于捕获由放射性示踪剂生成的入射伽马量子并响应于捕获的伽马量子发射闪烁光子；光电探测器，其包括光敏元件，以用于捕获所发射的闪烁光子并确定闪烁光子的空间分布；以及读取电子器件，其用于基于闪烁光子的空间分布来确定入射伽马量子在闪烁体中的撞击位置和/或指示伽马量子在对象中的发射点的参数。成像装置被配置为在用于探测低能伽马量子的第一操作模式与用于探测高能伽马量子的第二操作模式之间切换。高能伽马量子具有比低能伽马量子更高的能量。闪烁体被布置为在第一操作模式中和在第二操作模式中捕获来自相同的感兴趣区的入射伽马量子。

Description

多模态成像装置
技术领域
本发明涉及用于对对象内的放射性示踪剂分布进行成像的多模态成像装置。
背景技术
单光子发射计算机断层摄影(SPECT)和正电子发射断层摄影(PET)(独立地或与计算机断层摄影(CT)或磁共振成像(MRI)组合)是用于对人体或其部分进行成像的两种常用技术。尤其是，PET和SPECT允许对人体中的器官或新陈代谢过程进行成像，并且例如由此确定疾病的发展。对此，患者通常被施予放射性示踪剂物质，其发射粒子，即辐射，所述粒子能够被捕获并用作针对成像的基础。另外的应用包括临床前研究，其中，小动物被成像以便确定新型药物或处置方法的效应。也存在医学领域以外的其他成像应用，其依赖于相同的原理。
针对一些应用，尤其是医学应用，提供患者中的相同感兴趣区域的SPECT图像和PET图像两者，以便利用两者成像模态的优点能够是有利的。尽管利用相同的基础成像方案(探测伽马射线)，然而两种最常用的成像系统SPECT/CT和PET/CT当前通常以不同的机制，前端电子器件和后端处理配置，来提供。这导致针对不同成像系统的更复杂的供应链和可升级性的困难。通常，PET和SPECT系统要求不同的机械结构、不同的数据采集路径和不同的光电探测器或光电探测器的组合，从而导致当组合两种成像模态以便获得用于基于两者成像模态提供图像的多模态成像设备时的较少可能的节约。
在Mediso的产品手册“AnyScan:Triple Modality Molecular Imaging System”，2011年10月中，介绍了一种用于针对癌症、心脏病和神经疾病的早期诊断和处置的AnyScan混合成像系统。所呈现的设备允许借助于组合成像系统来获得患者的SPECT图像和PET图像。所呈现的系统包括两种独立的成像模态，其中，独立的成像模态中的每种使用独立的机架和独立的电子处理器。两种设备能够机械地耦合，以便获得患者的PET图像和SPECT图像。
然而，这种解决方案的一个缺点在于，其需要两个独立的机架，即相当复杂且昂贵的机械结构，并且基本上包括并排放置的两个独立的成像设备。此外，为了获得一个特定感兴趣区的PET图像和SPECT图像，患者必须相对于两个机架移动，因为两个设备中的每个聚焦独立的感兴趣区域，这在需要精确定位或PET和SPECT信息的组合时可能导致更多困难。
在US 6448559 B1中，公开了一种用于多模态扫描器的探测器组件。所述组件包括用于探测低能伽马辐射及X射线的第一层和用于探测高能伽马辐射的第二层。第一层对高能伽马辐射是大致透明的。第二层可以有利地提供高能辐射的相互作用深度的测量。探测器组件有利地被并入在多模态PET/SPECT/CT扫描器中，从而允许利用相同的探测几何结构的同时透射和发射成像。
在WO 02/079802 A2中，描述了用于具有个体可旋转探测器模块和/或个体可移动探测器模块的正电子发射断层摄影相机的系统和方法。此外，公开了多个个体可移动屏蔽段。
在US 2008/111081 A1中，呈现了一种用于非完全正电子发射断层摄影的成像系统和方法。该系统包括用于探测湮灭光子的PET子系统和用于探测相关联的伽马的SPECT子系统。这两种子系统由三重符合电路连接。
在US 2004/0251419 A1中，公开了一种用于在核医学中的增强的SPECT、PET和康普顿散射成像的设备和系统。所述系统采用一个或多个探测器模块的固定或可配置阵列，其包括可以通过计算机系统来电子操纵的探测器阵列。
发明内容
因此，本发明的目的是提供一种用于对对象内的放射性示踪剂分布进行成像的改进的多模态成像装置，其克服了当前多模态成像设备的缺点。另外的目的是提供基于在更宽的能量范围内的发射的辐射(尤其是伽马辐射或伽马量子)来获得图像，并且避免利用两个独立的成像系统从而导致复杂的机械结构和较高的成本的可能性。
在本发明的方面中，呈现了一种用于对对象内的放射性示踪剂分布进行成像的多模态成像装置，所述过程引起伽马量子的发射，所述装置包括：闪烁体，其包括闪烁体元件，所述闪烁体元件用于捕获由放射性示踪剂生成的入射伽马量子，并且用于响应于所述捕获的伽马量子发射闪烁光子；光电探测器，其包括光敏元件，所述光敏元件用于捕获所发射的闪烁光子，并且用于确定所述闪烁光子的空间分布；以及读取电子器件，其用于基于所述闪烁光子的所述空间分布，来确定入射伽马量子在所述闪烁体中的撞击位置和/或指示所述伽马量子在所述对象中的发射点的参数，所述成像装置还包括定位机构，所述定位机构用于改变所述闪烁体元件的取向和/或位置，尤其是用于将所述闪烁体元件倾斜，以在用于探测低能伽玛量子的第一操作模式与用于探测高能伽玛量子的第二操作模式之间切换所述成像装置，其中，所述高能伽玛量子具有比所述低能伽玛量子更高的能量；并且其中，所述闪烁体被布置为在所述第一操作模式中和在所述第二操作模式中捕获来自相同的感兴趣区的入射伽马量子。
所提出的多模态成像装置允许对引起伽马量子，即伽马射线或高能光子(有时也被称为伽马粒子)的发射的过程进行成像，并且因此对对象内的放射性示踪剂分布进行成像。这些伽马量子可以由正电子发射放射性核(诸如用于PET成像)来间接发射，或者由直接发射光子的放射性核(诸如用于SPECT成像)来发射。这种放射性核(也被称为放射性示踪剂)可以例如以示踪剂物质的形式被施予患者。该示踪剂物质通常也包括其他元素并且可以形成与患者中的新陈代谢过程相互作用的化学复合物。然后，可以通过评估由示踪剂发射的伽马量子来对示踪剂物质的位置或者在特定器官中的浓度进行成像。
根据本发明的成像装置也可以与允许(同时)对对象的解剖信息进行成像的CT或MRI成像系统集成。然后，解剖图像能够与对象中的过程的所采集的图像组合，以便向医师提供有意义的信息。
所发射的伽马量子借助于闪烁体被捕获，所述闪烁体包括闪烁材料，即响应于所捕获的伽马量子发射闪烁光子的材料。提供了被耦合到该闪烁体的光电探测器，尤其是闪烁光子计数光电探测器，其允许捕获所发射的闪烁光子并且根据其确定闪烁光子的空间分布，例如采取电荷分布的形式。因此，电荷分布基本对应于闪烁光子在光敏元件的二维阵列上的空间分布的表示。本文的光敏元件尤其指的是不同类型的光电二极管，诸如数字或模拟硅光电倍增器(SiPM)。根据本发明，光电探测器优选地能够实施具有高动态范围的闪烁光子计数方法，从而允许对不同能量的闪烁光子的探测。尤其是，光电探测器具有允许其被耦合到不同类型的闪烁体并且提供与SPECT和PET成像两者兼容的光产出输出的动态范围。
闪烁光子的空间分布由读取电子器件读取，所述读取电子器件一方面允许确定由装置中的闪烁光子的发射引起的入射伽马量子的撞击位置和/或另一方面确定指示伽马量子在对象中的原始发射点的参数。基于闪烁体中的多个撞击位置和/或伽马射线在对象中的多个发射点，能够生成表示示踪剂物质的积累，并且尤其是具有较高或较低量的示踪剂物质沉积或新陈代谢的区域的图像。因此，所生成的图像可以包括图像序列(即移动的图像或视频)以及固定的图像。根据本发明，成像装置可以在允许探测低能伽马量子的第一操作模式与允许探测高能伽马量子的第二操作模式之间切换。
因此尤其有利的是，仅一个读取电子器件，即公共数据采集被用于探测低能伽马量子和高能伽马量子。因此，低能伽马量子尤其指的是具有大约70-250keV的能量的伽马射线，例如，使用铊-201、锝-99m、碘-123或铟-111放射性同位素在SPECT成像程流程发射的。因此高能伽马量子可以尤其指的是在如临床PET扫描中使用的放射性物质(如利用氟-18标记的氟脱氧葡萄糖(FDG))的电子-正电子衰变之后所发射的511keV伽马光子。此外，本发明允许捕获低能伽马量子和高能伽马量子而不需要患者相对于闪烁体被移动。因此，在生成多模态图像的同时患者可以保持在相同的位置。例如，可以在不需要移动患者的情况下生成来自基本相同的感兴趣区的PET图像和SPECT图像。
所提出的装置还可以使用能够支持不同光子计数探测器的公共电子架构，所述光子计数探测器具有不同的功率电流和电压要求，同时与单个机械结构兼容。
在根据本发明的多模态成像装置的优选实施例中，低能伽马量子和高能伽马量子两者的能量在于70keV与600keV之间(或通过在同时或以分阶段方式被施予患者的一种或多种医药复合物中组合的射性核的组合)。本发明的一个优点在于，不仅能够捕获小能量范围中的伽马量子，而且更高的范围是可能的。因此，根据本发明的成像装置可以允许例如对象中的相同感兴趣区的SPECT和PET图像的同时或序列生成。
在另一实施例中，多模态成像装置还包括公共机架，所述公共机架用于在所述第一操作模式中和在所述第二操作模式中支撑所述闪烁体和所述光电探测器。与先前的解决方案或系统相反，本发明允许通过使用单个，即公共的机架来节约成本，先前的解决方案或系统通常利用两个独立的机架和两个独立的读取电子器件，来生成对象中的一方面引起低能伽马量子的发射(如在SPECT成像中)并且另一方面高能伽马量子的发射(如在PET成像中)的过程的图像。根据本发明的另外实施例，还能够例如通过使用一个处理器(读取电子器件)而不是两个独立的处理器来处理针对低能信号和高能信号两者的信号，来减少电子器件的量。通过利用公共机架，本发明允许在不需要相对于机架移动对象的情况下对(对象中的)相同的感兴趣区进行成像。这允许有效地使用两种不同的成像模态来提供对象中的单个感兴趣区的图像并且具有不需要移动对象的优点。移动所述对象能够对被成像的过程或器官有影响并且能够使得难以从(在时空上)完全相同的感兴趣区获得PET和SPECT图像。
根据本发明的另一个实施例，多模态成像装置还包括准直器，所述准直器用于在所述第一操作模式中基于入射角来对所述入射伽马量子进行滤波。这样的准直器通常指的是用于窄化伽马量子(或其他粒子)的射束的设备，并且可以例如包括诸如铅、钼、钨或贫化铀的非透明屏蔽材料的块体，所述块体包括多个适当对齐的孔洞。准直器中也可以包括这样的非透明材料的折叠片的布置。本文的窄化意指将不同伽马量子的运动的方向对齐。准直器的主要效应是对在某些角度下从放射性同位素发射的量子的选择。因此使得能够通过对平行孔或针孔的使用来成像，类似于光学成像中的透镜或针孔的使用。在本发明中利用准直器的另一个优点在于，其允许滤除没有在期望方向上行进，即不是源自于感兴趣区的伽马量子，尤其是伽马射线。因此，入射伽马量子能够在其下穿过准直器的入射角被特别指定为要被检查的对象的方向。所得到的图像仅基于期望的伽马量子，即未被滤除的伽马量子。因此，准直器也可以是可调节的，即在其滤波角中可变。例如，SPECT成像通常需要对准直器的使用，因为单光子被探测，并且成像基于所有捕获的伽马量子。因此，如果源自于除了要被成像的对象中的过程之外的其他源的伽马量子也被捕获，则生成的图像关于表示成像的原始期望目的的对象中的过程将不是有意义的，而是将示出使预期的图像模糊的一系列副作用。与此相反，在PET成像中，通常不需要准直器，这是因为基于符合探测来对入射伽马量子进行滤波，其中，在成像中仅考虑在对象的相对侧上具有符合事件的入射伽马量子。
在另一个实施例中，闪烁体元件包括用于捕获高能伽马量子的高能闪烁体元件和用于捕获低能伽马量子的低能闪烁体元件，和/或光电探测器被配置用于以光子计数模式进行操作，其中，所述光电探测器的动态范围被配置为捕获由所述高能闪烁体元件和由所述低能闪烁体元件两者发射的闪烁光子。通常，闪烁体，并且尤其是闪烁体阵列仅包括单一类型的闪烁体元件。取决于这些闪烁体元件的材料和尺度，它们响应于入射伽马量子的反应显著变化。例如，如果闪烁体元件包括有机晶体或液体，则所述反应，即响应于入射伽马量子的发射的闪烁光子量可以尤其适于重离子的探测。根据本发明，在闪烁体中优选使用无机闪烁体，诸如高Z无机晶体，如LYSO或BGO、YAG:Ce、基于化学式(M1,M2)3(M3,M4)5O12:Ce的陶瓷石榴石等，所述陶瓷石榴石具有组(Sc、Y、稀土金属、Mg、Ca)的M1和M2元素，和组(Al、Ga、In、Sc、Lu、Mg、Ca)的M3和M4。针对这些无机晶体，一个主要准则是它们的厚度(即它们的长度)。通常，更厚的闪烁体晶体比更薄的闪烁体晶体更好地适于对高能伽马射线的探测。将不同的闪烁体元件组合在一个闪烁体阵列中的一个主要优点在于，可以在不需要使用两种不同的闪烁体晶体阵列的情况下捕获高能伽马量子和低能伽马量子两者。两种伽马量子能够被捕获并用作针对成像的基础。在一个闪烁体阵列中利用不同类型的闪烁体元件允许取决于成像装置的操作模式而读取闪烁体元件的仅子集。
使用如上面指示的具有基本化学式(M1,M2)3(M3,M4)5O12:Ce的陶瓷石榴石具有以下优点：能够使用廉价的材料(相比于单个晶体，诸如LYSO)，其示出针对两者操作模式的优选的性质。一方面，其示出针对高能成像(例如，在PET成像中使用的高能伽马量子)的渡越时间性能。另一方面，其示出高光输出，达到LYSO的值的两倍，这对于低能成像(例如，在SPECT成像中使用的低能伽马量子)而言是有利的。此外，这样陶瓷石榴石，例如(Lu,Gd)3(Ga,Al)5O12:Ce与LYSO相比通常具有四分之一的每体积镥量。因此，本征放射性被强烈地降低，从而实现较低的背景水平以及因此探测器在两种操作模式中的更好的信噪性能。
此外，光电探测器被配置用于以光子计数模式进行操作，并且提供足够高的动态范围，以捕获由高能闪烁体元件和由低能闪烁体元件发射的闪烁光子。足够高意指光电探测器能够对在达到高能光子(511keV)的线性或饱合尺度中的探测的光学光子的数量进行计数。动态范围的端点应该足够高以考虑不同的闪烁体(其具有不同的光产出)。不同的闪烁体将针对高能光子(511keV)产生不同数量的光学光子。由光子计数光电探测器(例如，类似于Philips DPC)提供的优点通常是单光子分辨率、更好的定时、更低的偏置电压(例如25-65V)以及非常高的增益(例如106)。其他固态传感器(如APD)通常是完全模拟、较差的定时的并且需要较高的偏置电压，使得集成模式非常困难。例如，用于高能闪烁体和低能闪烁体的光电探测器的所需要的动态范围能够利用两个版本的PDPC传感器来覆盖。一个版本能够在1至约6400个光子之间进行计数，另一个版本能够在1至3200个光子之间进行计数。两者适于从低光产出BGO直到陶瓷石榴石的高规则(regime)的闪烁体的电流生成。两者都已经被用于读取SPECT和PET闪烁体。但是，也有可能进行从1个光子到122800个光子的进一步精细化，这能够被用于更明亮的闪烁体，诸如LuI:Ce，其具有每MeV接近100000光学光子(几乎以因子10x高于BGO)。
根据另一个实施例，成像装置还包括定位机构，所述定位机构用于改变所述闪烁体元件的取向和/或位置，尤其是用于将所述闪烁体元件倾斜，以在所述第一操作模式与所述第二操作模式之间切换所述成像装置。本文的倾斜指的是物理地旋转所述闪烁体元件。例如，如果闪烁体元件被设计为具有不同边缘长度的立方体的形式，则变得有可能通过旋转该立方体来将立方体的不同侧面引导在引起要被捕获的伽马量子的发射的过程的方向上。取决于闪烁体元件如何被倾斜，即被取向，晶体的厚度或深度，即入射伽马量子能够行进通过闪烁体元件(晶体)并且因此引起闪烁光子的发射的长度变化。通常，入射伽马量子的能量越高，需要晶体更厚以便吸收足够数量的伽马量子，从而允许表示对象中的过程的图像的生成。通常，PET闪烁体包括比SPECT闪烁体更厚的闪烁体元件。因此，根据本发明的定位机构优选地允许闪烁体元件的90°旋转。在第一操作模式中，闪烁体元件(单个闪烁体晶体)的第一侧被取向对着所述对象，而在第二操作模式中，闪烁体元件的正交表面被取向对着所述对象。
取决于取向，闪烁体元件利用其第一侧或第二侧暴露于入射伽马量子，从而导致在入射伽马量子的方向上的不同的厚度。对于旋转而言备选地，定位机构也可以被设计为移位或移动机构的形式，其允许例如沿着导轨结构等将闪烁体元件从一个位置移位或移动到另一位置，并且因此在第一操作模式与第二操作模式之间依次切换。
根据多模态成像装置的又一个实施例，光敏元件被耦合到闪烁体元件并且被布置为捕获由所述闪烁体元件发射的所述闪烁光子，并且所述定位机构被配置为改变所述闪烁体元件(31)和耦合到所述闪烁体元件的光敏元件的取向和/或位置，尤其是被配置为将所述闪烁体元件和耦合到所述闪烁体元件的光敏元件倾斜，以在所述第一操作模式与所述第二操作模式之间切换所述成像装置。通过利用一对一的耦合(其中，每个闪烁体元件被耦合到专用的光敏元件并且单独地读取)，定位机构的更灵活的设计变得可能。例如，如果闪烁体元件是立方体-形成为具有耦合到立方体的一侧的光敏元件，则变得能够倾斜，即旋转闪烁体元件和耦合到其的光敏元件，从而在要被成像的对象的方向上具有对着光敏元件的立方体侧，或者具有与光敏元件正交的立方体侧面之一。闪烁光子的探测能够独立于光电探测器元件所附接到的闪烁体元件的侧面。这种实施例的一个优点在于，闪烁体元件的深度，即源自于对象中的过程的伽马量子能够行进通过晶体的距离能够被改变。这避免了PET成像中的相互作用深度效应。根据该实施例，闪烁体元件同样优选地旋转90°，以在两种操作模式之间进行切换。
根据又一实施例，光敏元件被耦合到闪烁体元件并且被布置为捕获由所述闪烁体元件发射的所述闪烁光子，所述闪烁体元件的子集和耦合到所述子集的光敏元件被机械地耦合以形成探测组件，并且所述定位机构被配置为改变所述探测组件的位置和/或取向，尤其是被配置为将所述探测组件倾斜，以在所述第一操作模式与所述第二操作模式之间切换所述成像装置。类似于旋转闪烁体元件的上面描述的原理，也能够倾斜，即旋转包括多个闪烁体元件和耦合到其的光敏元件的探测组件。倾斜探测组件而不是倾斜单个闪烁体元件的一个优点在于定位机构可以更简单。因此，探测组件可以包括例如4个闪烁体元件。包括闪烁体元件和光敏元件的多个探测组件可以被独立地倾斜，以便在第一操作模式与第二操作模式之间进行切换。
在又一实施例中，探测组件包括闪烁体元件的堆叠，并且所述定位机构被配置为将闪烁体元件的所述堆叠倾斜，以在对应于所述第一操作模式的第一位置与对应于所述第二操作模式的第二位置之间切换所述成像装置，其中，在所述第一操作模式中所述入射伽马量子撞击在所述堆叠的侧面上，在所述第二操作模式中所述入射伽马量子撞击在所述堆叠的顶部面上。优选地，单个闪烁体元件被堆叠，即布置在堆叠结构中以形成探测组件。因此，能够独立地读取每个闪烁体元件(一对一耦合)或者利用光共享(利用多个光敏元件探测由单个闪烁体元件生成的闪烁光子)。这样的堆叠结构可以以其侧面被倾斜在要被成像的对象的方向上，即利用彼此邻近地对齐的多个闪烁体元件来探测由要被成像的对象中的过程发射的伽马量子。备选地，该堆叠也可以被倾斜为以堆叠的顶部面指向对象的方向，使得仅一个闪烁体元件可以直接捕获由对象中的过程发射的伽马量子，但是这些伽马量子可以一个接一个地行进通过不同的闪烁体元件，并且因此生成多个闪烁光子。通过将堆叠的顶部面倾斜在对象中的过程的方向上，因此变得能够提供更厚(即，更长)的闪烁体元件，即彼此前后布置在堆叠中的多个闪烁体元件，使得伽马量子能够从一个闪烁体元件行进到下一个闪烁体元件，并且因此尤其探测高能伽马量子，以便提供用于接收的伽马量子的更长的吸收深度。在闪烁体元件之间的光学耦合件，诸如导光胶可以被包括。
在本发明的另一个实施例中，闪烁体包括高能闪烁体元件的第一阵列和低能闪烁体元件的第二阵列，并且第二阵列被布置在第一阵列与对象之间并且借助于光学耦合层耦合到第一阵列。因此，由对象中的过程发射的伽马量子初始撞击在第二阵列上并且如果它们的能量足够高，则可以穿过该第二阵列。本文的光学耦合层尤其包括导光胶。该光学耦合层允许将在第二阵列，即低能闪烁体元件的阵列中发射的闪烁光子引导到第一阵列中。优选地，所有的闪烁光子由耦合到第一阵列的光电探测器来捕获。因此，在第二阵列中生成的闪烁光子以及在第一阵列中生成的闪烁光子可以利用相同的光电探测器来捕获。该光电探测器通常被耦合到第一阵列。高能伽马量子撞击在第二阵列上但是通常穿过第二阵列，因为该第二阵列通常不能够阻止高能伽马量子。因此，这种高能伽马量子主要仅在第一阵列中被捕获，并且引起在其中的闪烁光子的发射。该实施例的一个优点在于，高能伽马量子以及低能伽马量子两者可以同时被探测。第一阵列中的闪烁体元件(高能闪烁体元件)尤其可以由针对停止功率和短衰变时间被优化的陶瓷石榴石闪烁体元件来表示。这样的闪烁体元件通常被用于PET和PET渡越时间成像。第二阵列中的闪烁体元件(低能闪烁体元件)尤其可以由针对低背景、高光产出和能量分辨率被优化的陶瓷石榴石闪烁体元件来表示。这样的闪烁体元件通常被用在SPECT成像中。
根据本发明的另一实施例，闪烁体包括闪烁体元件的阵列，所述阵列包括具有高能闪烁体元件的第一区域和具有低能闪烁体元件的第二区域。该实施例也允许在闪烁体阵列中的闪烁体元件的不同区域中的高能伽马量子和低能伽马量子的同时探测。该实施例的一个优点在于，需要仅单个闪烁体阵列。同样，探测高能伽马量子以及探测低能伽马量子是可能的。
在又一个实施例中，用于基于入射伽马量子的入射角来对所述入射伽马量子进行滤波的准直器被布置在低能闪烁体元件的区域与对象之间。如上面描述的准直器仅覆盖闪烁体阵列的部分，即包括低能闪烁体元件的区域。因此，根据该实施例，低能伽马量子被滤波，使得仅由要被成像的对象中的过程所发射的低能伽马量子被捕获。与此相反，在具有高能闪烁体元件的区域中，在其他角下撞击的伽马量子，即不必源自于要被成像的对象中的过程的伽马量子也被捕获。例如，这可以通过利用另一种过滤方案来补偿，诸如，例如用在PET中的对要被成像的对象的两个相对侧处的符合撞击的光子的探测。
根据本发明的又一实施例，读取电子器件被配置为在所述第一操作模式中读取所述低能闪烁体元件并且在所述第二操作模式中读取能量闪烁体元件。因此，取决于当前操作模式，闪烁体元件的仅子集被读取。这同样允许仅对期望的伽马量子进行目标导向的探测。取决于期望的成像模态，一个探测器模块，即闪烁体元件、光敏元件以及读取电子器件(的至少部分)的组合能够被配置为仅探测低能伽马量子或者高能伽马量子。
根据多模态成像装置的又一实施例，准直器由移位单元来支撑，以将准直器移位在闪烁体与对象之间的直接路径中的第一位置中，或者在闪烁体与对象之间的直接路径的外部的第二位置中。例如，这样的移位单元例如能够借助于导轨来被并入，所述导轨允许将准直器引导在第一位置中或者到第二位置，在所述第一位置中所述准直器在闪烁体与要被成像的对象之间，在所述第二位置中所述准直器不在该直接路径内。利用对仅在需要时被插入在直接路径中的准直器的这样的灵活使用的一个优点在于，探测器能够被优化用于在第一操作模式中探测低能伽马量子或者在第二操作模式中探测高能伽马量子，其中，两种模式需要不同的滤波方法。如上面概述的，例如，能够在探测低能伽马量子时基于准直器或者在探测高能伽马量子时基于符合探测来对入射伽马量子进行滤波。例如，这在使用包括低能闪烁体元件以及高能闪烁体元件并且被配置为允许SPECT检查以及PET检查的闪烁体时能够是有利的，其中，约140keV的能量的伽马射线(例如，如在SPECT中使用的低能伽马量子)或者约511keV的能量的伽马射线(例如，如在PET中使用的高能伽马量子)要被捕获。
根据本发明的多模态成像装置的又一实施例，所述装置被配置为通过将准直器从第一位置移位到第二位置，来在第一操作模式与第二操作模式之间切换。因此，如果准直器被插入直接路径中，则所述装置被配置到第一操作模式。这种灵活的准直器允许将装置配置用于低能伽马量子或高能伽马量子的探测。
本发明的不同的所提出的实施例的一个主要优点在于，借助于具有公共机架和(至少部分)共享的读取电子器件的相同装置，多模态成像变得可能，尤其是PET和SPECT成像。因此，与仅专用于一种成像模态的设备相比成本可以降低，可以节约医院中的地面空间，并且可以改进成像。可以通过使得能够利用不同的成像模态，尤其是在不需要移动(即重新定位)患者的情况下基本上同时提供基本相同的感兴趣区的图像来进一步改进成像。
附图说明
本发明的这些和其他方面将根据下文描述的(一个或多个)实施例变得显而易见，并且将参考下文描述的(一个或多个)实施例得到阐述。在以下附图中：
图1示出了根据本发明的用于对对象中的过程进行成像的多模态成像装置的第一实施例；
图2示出了根据本发明的多模态成像装置的另一个实施例；
图3示出了包括SPECT和PET机架的现有技术成像设备的示意性图示；
图4示出了包括闪烁体、光电探测器以及读取电子器件的现有技术探测器模块的示意性截面视图；
图5示出了根据本发明的实施例的定位机构的示意性图示；
图6示出了倾斜探测器模块的效应的示意性图示；
图7(以截面视图)示意性图示了根据本发明的另一实施例的包括低能闪烁体元件和高能闪烁体元件的混合闪烁体阵列；
图8以顶部视图图示了混合闪烁体阵列；
图9示出了与PET和SPECT操作两者兼容的前端水平处的电子数据路径以及SPECT与PET闪烁体元件之间的组合式前端电子器件中的可能区划的示意性图示；
图10示意性图示了典型的组合式PET/SPECT数据包；
图11(以截面视图)示意性图示了根据本发明的另一个实施例的用于允许在两种操作模式之间切换多模态成像装置的探测模块；
图12示意性图示了使用移位单元来在SPECT与PET采集位置之间对准直器进行移位的效应；
图13示意性图示了根据本发明的实施例的具有公共机架PET/SPEC系统的混合CT/PET/SPECT系统。
图14示意性图示了根据本发明的实施例的具有公共机架PET/SPECT系统的混合MRI/PET/SPECT系统的可能实施例；并且
图15示意性图示了根据本发明的实施例的具有公共机架PET/SPECT系统的混合MRI/PET/SPECT系统的另一可能实施例。
具体实施方式
在图1中，图示了根据本发明的多模态成像装置1a的第一实施例。装置1a包括：闪烁体3，其用于捕获由放射性示踪剂生成的入射伽马量子，并且用于响应于所捕获的伽马量子而发射闪烁光子；以及光电探测器5，其用于捕获所发射的闪烁光子，并且用于确定闪烁光子的空间分布(例如，电荷分布)。所述装置还包括读取电子器件7，所述读取电子器件用于基于闪烁光子的空间分布，来确定闪烁体3中的入射伽马量子的撞击位置。闪烁体3、光电探测器5和读取电子器件7的至少部分的组合可以被称为探测模块8。如图1中图示的，多模态成像装置1a包括被附接到公共机架11的多个探测模块8。探测模块8的数量可以依赖于预期应用和/或成像模态而变化。读取电子器件7的其他部分也可以被并入到被包括在装置中的用于图像重建的中央处理单元中。伽马量子通常源自于在对象支撑体9上的已经被施予放射性示踪剂物质的患者(对象)。所发射的辐射(高能或低能伽马量子)的能量主要依赖于所施予的示踪剂物质。
在图2中图示了根据本发明的多模态成像装置1b的另一个实施例。其中，仅两个探测模块8被使用并且机架11被配置为围绕检查区13旋转。
根据本发明的多模态成像装置尤其可以用于提供检查区13中的对象的SPECT成像(第一操作模式，低能伽马量子，尤其是具有在约70-250keV的范围中的能量)以及PET成像(第二操作模式，高能伽马量子，尤其是具有在约400至600keV的范围中的能量)。PET成像通常需要在检查区域13的两个相对侧上的至少两个但通常多个探测模块8，以便执行符合滤波，即滤除不是由对象中的过程产生的伽马量子。与此相反，SPECT成像仅需要在对象的一侧上的一个探测模块8，因为单光子被捕获并且滤波通常基于准直器来执行。
用于提供PET和SPECT成像两者的当前系统通常是组合系统，使得必须相对于成像设备移动对象以便提供PET和SPECT图像。图3图示了这种现有技术成像系统15，其包括用于提供PET图像17和SPECT图像19的两个独立机架。该系统因此包括针对两个成像模态的两个不同的检查区13、14。与此相反，本发明(图1、图2)能够在用于探测低能伽马量子(SPECT成像)的第一操作模式与用于探测高能伽马量子(PET成像)的第二操作模式之间切换，同时对象，即患者可以保持在相同的位置处。有利地，如本文所公开的组合式(多模态)成像允许通过共享诸如机架、电源、公共前端和系统电子器件(即读取电子器件的部分)、冷却系统或者其他光学或机械部件的公共特征，来降低装置的成本。可以通过减少所需要的高密度闪烁体材料的量来进一步减少成本。另外，能够通过仅利用一个装置来减少医院中所需要的地面空间。
图4进一步阐明了如在SPECT系统中所使用的现有技术探测器模块8a的术语。图示了包括闪烁体3、光电探测器5、读取电子器件7以及准直器21的探测器模块8a的截面视图。对象23中的过程引起伽马量子25(在该范例中，低能伽马量子)的发射，所述伽马量子由闪烁体3所捕获。伽马量子25引起闪烁光子26的发射，所述闪烁光子然后由光电探测器5所捕获。基于此，能够确定光电探测器上的电荷分布，所述电荷分布然后形成用于确定伽马量子撞击何处以及其在何处被发射的基础。因此，准直器21允许仅捕获源自于要被成像的对象23中的过程的伽马量子25。对源自于除要被成像的对象中的过程之外的其他源的其他(随机)伽马量子的探测被阻止。准直器21的使用在SPECT成像中尤其重要，其中，单个伽马量子被探测，并且其中，外部辐射必须基于其入射角被滤除。在PET成像中，通常不需要准直器，因为符合探测被用于对入射伽马量子进行滤波。
探测高能伽马量子(PET成像)通常需要比探测低能伽马量子(SPECT成像)更厚的闪烁体元件。如图5图示的，在本发明的第一实施例中，因此借助于定位机构35来实现在两种操作模式之间的切换。如图5(a)图示的闪烁体元件31或者如图5(b)图示的具有附接到其的光敏元件33的闪烁体元件31借助于定位机构35被倾斜，即旋转(优选地，旋转90°的角)。在图示的范例中，定位机构35基本依赖于单个附接点37，其中，闪烁体元件31或者闪烁体元件31和附接到其的光敏元件33枢转地被支撑。通过沿着所指示的方向移动滑动元件36，所述元件可以被旋转。还图示了支撑结构39，其用于在两个可能位置之一中支撑或固定闪烁体元件31。该支撑结构39与滑动元件36一起工作以将所述元件倾斜。因此第一位置(装置的第一操作模式)包括利用第一侧面40对着对象取向的闪烁体元件31，第二位置(装置的第二操作模式)包括，在转动闪烁体元件31之后，利用其第二侧面41对着对象取向的闪烁体元件31。取决于闪烁体元件31的哪一侧面(40,41)被取向对着对象，入射伽马量子从一侧或另一侧撞击在闪烁体元件31上。然后如果闪烁体元件31被设计为(例如以立方体的形式)提供不同的边缘长度(如图5图示的)，则取决于闪烁体元件31如何取向，这具有以下效应，即入射伽马量子具有更长(或更短)的距离以与闪烁体元件31(闪烁体晶体)相互作用并且被吸收。因此，更长的距离，即更厚的闪烁体允许捕获与PET成像更相关的具有较高能量的伽马量子，而更薄的闪烁体(即，较短的距离)较好地适于SPECT成像的较低能量规则。光敏元件33允许独立于闪烁体元件31的取向来捕获闪烁光子。
如图6图示的，也能够倾斜包括多个闪烁体元件31和附接到其的光敏元件33的整个探测组件43。图6(a)图示了包括闪烁体元件31的堆叠的探测组件43。借助于倾斜所述探测组件43，变得能够使第一侧45(堆叠的侧面)或第二侧47(堆叠的顶部面)取向对着对象和源自于其的伽马量子。取决于第一侧45和第二侧47中的何者被取向对着对象，由对象中的过程发射的伽马量子可以撞击在闪烁体元件31的堆叠的第一侧45或第二侧47上，如图6(a)图示的。如果伽马量子撞击在第二侧47上，则它们可以在四个闪烁体元件31中被吸收，因为它们可以穿过一个闪烁体元件31到下一个闪烁体元件。因此，提供了用于入射伽马量子与闪烁体的可能相互作用(吸收)的可比较长度的距离。因此装置在第二操作模式中尤其适于高能伽马量子(其可以在仅低吸收可能性的情况下穿过较薄的闪烁体晶体)的探测。如果闪烁体元件31被倾斜并且伽马量子在探测组件已经被倾斜之后从第一侧45进入闪烁体元件31，则针对可能吸收和对闪烁光子的生成的距离较短。这使得闪烁体元件的堆叠尤其适于低能伽马量子的探测(第一操作模式)。
图6(b)图示了三个探测组件43和旋转的方向49。图6(c)图示了在被倾斜(旋转90°的角)之后的三个探测组件，如图6(b)中所指示的。如图6(b)和图6(c)图示的，如果低能伽马量子将被探测(第一操作模式)，则由闪烁体覆盖的区通常较大。
闪烁体元件31或探测组件43的旋转(倾斜)通常针对所有元件或组件以同步方式实现。可以由电机，或优选地由气压缸诱发移动以允许在两个位置(以及操作模式)之间的快速切换。很多其他机械选项是可能的。也能够使用导轨或可比较的机械结构来将闪烁体元件或探测组件从其中第一侧指向对象的第一位置移动到其中第二侧指向对象的第二位置。
在本发明的另一个实施例中，在根据本发明的两种操作模式之间的切换通过将不同尺度的闪烁体元件组合在一个探测器模块中来实现。图7图示了根据本发明的另一实施例的装置中的探测模块8b的截面视图。所述模块8b包括两种不同类型的闪烁体元件，即用于捕获高能伽马量子(PET成像)的高能闪烁体元件27(通常是较长的晶体或者也可以包括不同类型的晶体)，以及用于捕获低能伽马量子(SPECT成像)的低能闪烁体元件29。包括不同类型的闪烁体元件的闪烁体阵列3也可以被称为混合闪烁体阵列。准直器21被布置在具有低能闪烁体元件29的区域与对象23之间(如上面概述的，在PET成像中通常不需要准直器)。还图示了包括光敏元件33的光电探测器5，所述光敏元件用于捕获由不同闪烁体元件27、29响应于入射伽马量子发射的闪烁光子。尽管在图7中未图示，任选地也可以包括在闪烁体3与光电探测器5之间的光导。
在图8中，图示了闪烁体3或混合闪烁体阵列的可能布置的顶部视图。闪烁体3包括高能闪烁体元件27的区域和低能闪烁体元件29的区域。其他实施例可以包括包含不同闪烁体元件的两个区域的其他布置(例如，交替高能和低能闪烁体元件，或者轴向地邻近于环形阵列低能闪烁体元件定位的高能闪烁体元件的环形阵列)。图8中图示的混合闪烁体阵列允许如本文公开的用于成像的装置在第一操作模式与第二操作模式之间切换。例如，切换可以包括将读取电子器件配置为进行辨别并且在第一操作模式中读取低能闪烁体元件并且在第二操作模式中读取高能闪烁体元件。
因此该实施例的元素是探测器模块容纳能够支撑不同闪烁体元件(以及耦合到其的光敏元件)的混合前端电子器件，其被优化用于PET或SPECT成像。在图9中示意性图示了这种混合前端电子器件。由FR4或诸如PTFE的其他适当的材料制成的印刷电路板81在背侧上被装备有数字可配置处理器83，诸如FPGA或另一类型的可重配置嵌入式处理器。也可以包括与高性能信息处理相关的辅助电子部件85、87，例如DSP、可配置协同处理器或者RAM模块。前端电子器件能够被认为是读取电子器件的部分。信息借助于接口89从前端电子器件被发送到读取电子器件的其他部分(尤其是用于图像重建的中央处理单元)。例如，接口89可以使用串行或并行编码比特流以有线、无线或光学连接的形式来实施。以物理多行连接器或弹性连接器实现的多引脚连接件91能够被用于确保针对高能或低能闪烁体元件和耦合到其的光敏元件的连接。
图9图示了具有4x2高能(PET)闪烁体元件27(和耦合到其的光敏元件)的组和3x2低能(SPECT)闪烁体阵列元件29(和耦合到其的光敏元件)的组的可能配置。很明显，取决于PCB板81的布局和期望的成像模态，其他配置是可能的。也可以是不同类型的光敏元件能够被用于不同闪烁体元件(更适于PET或SPECT)。除针对中央处理单元的接口89之外，前端电子器件还包括电源连接件93，所述电源连接件可以以并行连接的形式或以单个混合线缆的形式来实施。
在图10中，图示了可以在接口89上发送的可能数据包95。为了处理由耦合到高能闪烁体元件27的光敏元件产生的数据(第二操作模式，即PET操作模式)，前端处理器83将计算：两个探测的PET伽马量子的能量97；时间戳记99，其具有数十皮秒量级的精度，以允许渡越时间(TOF)成像；以及通道标识符101，其定位两个PET伽马量子的相互作用的三维空间位置。为了处理由耦合到低能闪烁体元件的光敏元件产生的数据(第一操作模式，即SPECT操作模式)，能量字段103包含仅一个伽马量子的信息。光子的时间的模式信息不被使用，并且时间戳记信息由纳秒帧序列105来代替。从SPECT信息解码的对应的空间信息被放置在字段107中。由PET和SPECT闪烁体元件产生的数据由前端处理器分组为组合包95，并且经由数据链接被发送到中央处理器。
图10示出了包括与一个SPECT事件交错的三个PET事件的范例性组合包95。可以由硬件或软件来实施滤波。在可能的实施方式中，多个数据链接被集中在中央处理单元中，所述中央处理单元基于净荷字段101、107来辨别来自PET和SPECT闪烁体元件的信息，并且将数据发送到不同计算机、处理器或GPU以用于最终的图像重建。通常，量化的PET符合数据以及SPECT数据被传输到计算机并且存储在大容量存储元件中以用于图像重建。
图11图示了本发明的又一实施例，其用于允许在两种操作模式之间切换多模态成像装置。因此，闪烁体3包括高能闪烁体元件57以及低能闪烁体元件59。低能闪烁体元件59被布置在对象23与高能闪烁体元件57之间。此外，在高能闪烁体元件57与低能闪烁体元件59之间的光学耦合件67(例如，导光胶)被包括。对象23中的过程63可以引起在对象23内的感兴趣区65中的低能伽马量子25(SPECT成像)或高能伽马量子61(PET成像)的发射。如果过程63引起低能伽马量子25的发射，则该低能伽马量子25引起在低能闪烁体元件59中闪烁光子26的发射。如果过程63引起高能伽马量子61的发射，则该高能伽马量子61通常具有在低能闪烁体59中对于吸收并且对于引起闪烁光子26的发射而言太多的能量。伽马量子61然后能够穿过低能闪烁体59而不被吸收，并且引起在高能闪烁体元件57中闪烁光子26的发射。低能闪烁体元件59中发射的闪烁光子26可以穿过高能闪烁体元件57。所有闪烁光子26由光电探测器5所捕获。因此，光电探测器5能够以光共享配置或者以个体一对一耦合被耦合到闪烁体3，并且闪烁光子在光电探测器5上的电荷分布55能够被确定。
然而，通常必须对低能伽马量子进行滤波(SPECT成像)，以便防止对非源自于期望的感兴趣区的光子的探测。因此，准直器通常被使用。如果在高能伽马量子(PET成像)的情况下使用符合探测(即，通常被定义为两者撞击的时间差在可编程时间窗口内的两个高能伽马量子的同时撞击)，则这通常不是必要的。因此，本发明的该实施例在第一操作模式中需要在对象与闪烁体之间的准直器，而在第二操作模式中不需要准直器。在图12(a)中图示了引起在相反方向上的两个高能伽马量子的发射的PET过程，并且在右侧图示了引起单个光子的发射的SPECT过程。在本发明的所图示的实施例中，移位单元69被用于将准直器21移位在闪烁体3与对象23之间的直接路径中的第一位置中(图12(b))，或者在闪烁体3与对象23之间的直接路径外部的第二位置中(图12(a))。因此，入射伽马量子能够穿过准直器(图12(b))或不穿过准直器(图12(a))。对于PET成像(高能伽马量子，装置的第二操作模式)，准直器21在对象中的感兴趣区与探测器模块之间的直接路径外部，如图示的(图12(a))。对于SPECT成像(低能伽马量子，装置的第一操作模式)，准直器21在直接路径中(图12(b))。因此，移位结构69尤其可以由导轨结构等来表示，并且允许准直器21滑动在直接路径中或外部。
图13至图15是组合式成像装置的示意性图示(采取截面图示)，所述组合式成像装置基于如上面公开的多模态成像(基本来自相同感兴趣区的PET和SPECT图像)装置并且包括另外的成像模态(CT或MRI)。因此同样，相同的公共机架被使用。图13至图15因此示出了基于不同尺度的闪烁体元件的探测模块8b(如在图7至9中进一步详述的)。第一操作模式与第二操作模式之间的切换因此通过分别读取高能闪烁体元件或低能闪烁体元件来实现。然而也可以是，能够类似地借助于定位机构(图5和图6)或通过移位工具(图12)来利用其他图示的切换方法。图13至图15还图示了位于检查区中的对象23，所述检查区在探测模块被附接到的机架的内部。探测模块被放置在距与CT或MRI系统兼容的视场(检查区)的中心的给定距离处。
在图13中，图示了成像装置，其允许基于PET和SPECT成像来对对象中的过程进行成像。在相同系统壳体73内还包括邻接的(或集成的)CT成像模态71，所述CT成像模态生成对象23的计算机断层摄影图像。
图14图示了在相同的系统壳体73内的探测模块8b与磁共振成像(MRI)模态的组合。这种组合式PET/SPECT/MRI系统通常包括磁体75、梯度线圈77以及射频(RF)线圈79。由于MRI系统的强静磁场和交变磁场，准直器然后通常需要由诸如钨的适当的材料来构建。
如图15图示的，根据本发明的又一实施例，也能够组合探测模块8b与分裂梯度MRI成像系统。在该组合式系统中，分裂梯度109被使用并且探测模块8b被放置在分裂梯度内。该配置允许减小梯度线圈与RF线圈之间的空间，从而允许建立具有更大系统膛的PET/SPECT/MRI系统。
在本发明的图示的实施例，被包括在光电探测器中的光敏元件尤其可以由以下并入：数字SiPM，诸如PHILIPS Digital Photon Counter，其能够执行单光子计数；或等价的模拟设备，诸如光电倍增器(PMT)；或由混合信号专用集成电路(ASIC)读取的SiPM，所述混合信号专用集成电路通过计数、采样或多个阈值来执行信号放大和能量/时间提取。来自光敏元件的数字信息通常被传送到集线器FPGA，所述集线器FPGA对数据进行滤波、打包并在铜线或光纤通信接口上发送所收集的事件(PET或SPECT事件)。如本文所公开的，数据处理装备通常被称为读取电子器件或形成读取电子器件的部分。
光电探测器和闪烁体可以以一对一耦合进行耦合，其中，每个闪烁体元件由专用光敏元件单独读取。备选地，也能够利用光共享方法，其中，多个光敏元件捕获相同的闪烁体元件的闪烁光子(并且一个光敏元件捕获不同闪烁体元件的闪烁光子)。该光共享方法允许减少光敏元件的数量，这可以实现设备的降低的成本。
准直器通常可以由铅、钼、钨、贫化铀或其他适当的高Z材料的块体表示，并且包括多个对准的孔洞。用于低能光子选择(例如<250keV)的适当的准直器通常被使用。
本文公开的装置能够被用于PET或SPECT，或者同时PET和SPECT成像。为了获得患者全身患者检查的在轴向方向上的逐步的或连续的对象移动两证是可能的。模块化原理允许舒适和灵活的产品定制和升级策略。
根据类似于图6中的图示的其他实施例，20mm长的晶体(LYSO、LSO、Garnet、BGO或其他闪烁体材料)可以被细分为每个5mm长度的四个像素(闪烁体元件)。光敏元件(SiPM、APD、光电二极管)可以沿着20mm长侧光学耦合到闪烁体元件。然后，用于PET探测的晶体的面可以具有4x 4mm2的尺寸，用于SPECT的子晶体的四个面具有5x 4mm2尺寸。因此，用于SPECT成像的探测面积是PET的五倍大，从而实现高效的SPECT。当然也可能在其他实施例中修改这些数字。
可能的闪烁体材料可以包括由LYSO:Ce、LSO:Ce、LuAP:Ce、LuYAG:Ce、BGO、陶瓷石榴石或另一重无机闪烁体制成的晶体阵列或块体。PET闪烁体阵列元件通常能够需要大约2cm的高密度闪烁体材料，同时SPECT闪烁体阵列元件通常能够需要大约2cm的低密度闪烁体材料。闪烁体元件通常被优化用于PET或SPECT。被优化用于PET的闪烁体元件或者可以使用像素化晶体，通常是重高Z无机闪烁体晶体(LYSO、LSO、GSO、BGO或陶瓷石榴石)，其具有足够用于临床应用(2mm至4mm)或临床前应用(大约1mm)的横截面。典型的长度通常是大约12mm至25mm(临床应用)和8-12mm(临床前应用)。被优化用于SPECT的闪烁体元件取决于所需要的性能可以使用相同类型的光敏元件或者可以使用其他类型的光敏元件。关于针对较短闪烁体晶体(通常为大约5mm)的材料，通常使用被优化用于高光产出的陶瓷石榴石，诸如CsI:Tl或NaI:Tl。在SPECT区域的前方，通常放置适当的准直器21以执行入射伽马量子的角选择。
两种操作模式之间的切换可以以软件或硬件来实施。例如，本发明的实施例也可以允许双模式预备的成像装置中的一种计次收费(pay per view)模式。可以取决于所使用的闪烁体晶体来提供不同质量水平的装置。
尽管已经在附图和前面的描述中详细地图示和描述了本发明，但是这些图示和描述要被视为说明性或示范性的，而非限制性的；本发明并不限于所公开的实施例。通过研究附图、公开内容和权利要求书，本领域技术人员在实践要求保护的本发明时能够理解并实现对所公开的实施例的其他变型。
在权利要求中，词语“包括”不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。单个元件或其他单元可以履行权利要求中所记载的若干项目的功能。尽管在互不相同的从属权利要求中记载了特定措施，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。
权利要求书中的任何附图标记不应被解读为对范围的限制。

Claims (11)

1.一种用于对对象(23)内的放射性示踪剂分布进行成像的多模态成像装置(1a、1b)，所述多模态成像装置(1a、1b)包括：
闪烁体(3)，其包括闪烁体元件(31)，所述闪烁体元件用于捕获由所述放射性示踪剂生成的入射伽马量子(25、61)，并且用于响应于所述捕获的伽马量子(25、61)发射闪烁光子(26)；
光电探测器(5)，其包括光敏元件(33)，所述光敏元件用于捕获所发射的闪烁光子(26)，并且用于确定所述闪烁光子的空间分布；以及
读取电子器件(7)，其用于基于所述闪烁光子的所述空间分布来确定入射伽马量子在所述闪烁体(3)中的撞击位置和/或确定指示所述伽马量子(25、61)在所述对象(23)中的发射点的参数，
其中，所述多模态成像装置(1a、1b)还包括定位机构(35)，所述定位机构用于改变所述闪烁体元件(31)的取向和/或位置，尤其是用于将所述闪烁体元件(31)倾斜，以将所述多模态成像装置(1a、1b)在用于探测低能伽玛量子的第一操作模式与用于探测高能伽玛量子的第二操作模式之间进行切换，其中，所述高能伽玛量子具有比所述低能伽玛量子更高的能量；并且
其中，所述闪烁体(3)被布置为在所述第一操作模式中和在所述第二操作模式中捕获来自相同的感兴趣区(65)的入射伽马量子(25、61)。
2.根据权利要求1所述的多模态成像装置(1a、1b)，其中，所述闪烁体(3)包括闪烁体元件(31)的阵列，所述阵列包括第一区域和第二区域，所述第一区域对应于在具有用于捕获低能伽马量子的低能闪烁体元件(29)的所述第一操作模式中所述阵列的面向所述感兴趣区(65)的二维区，所述第二区域对应于在具有用于捕获高能伽马量子的高能闪烁体元件(27)的所述第二操作模式中所述阵列的面向所述感兴趣区(65)的二维区。
3.根据权利要求1所述的多模态成像装置(1a、1b)，其中，所述低能伽马量子和所述高能伽马量子两者的能量在于70keV与600keV之间。
4.根据权利要求1所述的多模态成像装置(1a、1b)，还包括公共机架(11)，其用于在所述第一操作模式中和在所述第二操作模式中支撑所述闪烁体(3)和所述光电探测器(5)。
5.根据权利要求1所述的多模态成像装置(1a、1b)，还包括准直器(21)，其用于在所述第一操作模式中基于入射角来对所述入射伽马量子(25、61)进行滤波。
6.根据权利要求2所述的多模态成像装置(1a、1b)，其中，
所述光电探测器(5)被配置用于以光子计数模式进行操作，其中，所述光电探测器的动态范围被配置为捕获由所述高能闪烁体元件(27)和由所述低能闪烁体元件(29)两者发射的闪烁光子。
7.根据权利要求1所述的多模态成像装置(1a、1b)，其中，
光敏元件(33)被耦合到闪烁体元件(31)并且被布置为捕获由所述闪烁体元件(31)发射的所述闪烁光子(26)；并且
所述定位机构(35)被配置为改变所述闪烁体元件(31)和被耦合到所述闪烁体元件的光敏元件(33)的取向和/或位置，尤其是被配置为将所述闪烁体元件(31)和被耦合到所述闪烁体元件的光敏元件(33)倾斜，以将所述多模态成像装置(1a、1b)在所述第一操作模式与所述第二操作模式之间进行切换。
8.根据权利要求1所述的多模态成像装置(1a、1b)，其中，
光敏元件(33)被耦合到闪烁体元件(31)并且被布置为捕获由所述闪烁体元件(31)发射的所述闪烁光子(26)；
所述闪烁体元件(31)的子集和被耦合到所述子集的光敏元件(33)被机械地耦合以形成探测组件(43)；并且
所述定位机构(35)被配置为改变所述探测组件的位置和/或取向，尤其是被配置为将所述探测组件(43)倾斜，以将所述多模态成像装置(1a、1b)在所述第一操作模式与所述第二操作模式之间进行切换。
9.根据权利要求8所述的多模态成像装置(1a、1b)，其中，
探测组件(43)包括闪烁体元件(31)的堆叠；并且
所述定位机构(35)被配置为将闪烁体元件(31)的所述堆叠倾斜，以将所述多模态成像装置(1a、1b)在对应于所述第一操作模式的第一位置与对应于所述第二操作模式的第二位置之间进行切换，其中，在所述第一操作模式中所述入射伽马量子(25、61)撞击在所述堆叠的侧面(45)上，在所述第二操作模式中所述入射伽马量子(25、61)撞击在所述堆叠的顶部面(47)上。
10.根据权利要求2所述的多模态成像装置(1a、1b)，其中，用于基于入射角对所述入射伽马量子(25、61)进行滤波的准直器(21)被布置在具有低能闪烁体元件(29)的区域与所述对象之间。
11.根据权利要求10所述的多模态成像装置(1a、1b)，其中，所述读取电子器件(7)被配置为在所述第一操作模式中读取所述低能闪烁体元件(27)，并且在所述第二操作模式中读取所述高能闪烁体元件(29)。
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Families Citing this family (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8017915B2 (en) 2008-03-14 2011-09-13 Reflexion Medical, Inc. Method and apparatus for emission guided radiation therapy
CN106923860B (zh) * 2015-12-30 2023-08-22 苏州瑞派宁科技有限公司 一种具有窗口的平板pet成像装置
CN107260194B (zh) * 2016-04-08 2020-08-28 山西锦地裕成医疗设备有限公司 用于正电子断层成像的方法和图像重建方法及系统
CN106199682A (zh) * 2016-09-07 2016-12-07 武汉京邦科技有限公司 一种基于硅光电倍增器和数字化时间标记的伽马暴巡检仪
WO2018093933A1 (en) 2016-11-15 2018-05-24 Reflexion Medical, Inc. System for emission-guided high-energy photon delivery
WO2018183748A1 (en) 2017-03-30 2018-10-04 Reflexion Medical, Inc. Radiation therapy systems and methods with tumor tracking
CN107080551B (zh) * 2017-05-25 2023-08-22 苏州瑞派宁科技有限公司 一种三维异质pet系统
WO2019014387A1 (en) 2017-07-11 2019-01-17 Reflexion Medical, Inc. METHODS FOR MANAGING RETENTION FOR PET SENSOR
US11000701B2 (en) * 2017-08-01 2021-05-11 Varex Imaging Corporation Dual-layer detector for soft tissue motion tracking
EP3664712A4 (en) 2017-08-09 2021-05-05 RefleXion Medical, Inc. SYSTEMS AND METHODS FOR ERROR DETECTION IN EMISSION-GUIDED RADIATION THERAPY
WO2019099551A1 (en) 2017-11-14 2019-05-23 Reflexion Medical, Inc. Systems and methods for patient monitoring for radiotherapy
CN108309339B (zh) * 2018-01-26 2020-11-06 北京科技大学 Spect/pet/mri三模态成像系统及方法
CN111329500B (zh) * 2018-12-19 2022-09-09 清华大学 一种伽马辐射成像装置及成像方法
IT201900010638A1 (it) * 2019-07-02 2021-01-02 St Microelectronics Srl Rilevatore di radiazione a scintillatore e dosimetro corrispondente
GB2600919A (en) * 2020-11-04 2022-05-18 Tesla Dynamic Coils BV MRI systems and receive coil arrangements

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5591977A (en) * 1994-04-29 1997-01-07 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Department Of Health And Human Services Variable axial aperture positron emission tomography scanner
US6448559B1 (en) * 1998-11-06 2002-09-10 UNIVERSITé DE SHERBROOKE Detector assembly for multi-modality scanners
US6670614B1 (en) * 2001-06-01 2003-12-30 Leonard F. Plut Volume cone beam acquisition on a nuclear spect system using a digital flat panel
WO2010136851A1 (en) * 2009-05-26 2010-12-02 Biospace Lab Imaging device for positron emission tomography
CN103220978A (zh) * 2010-11-18 2013-07-24 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有单一探测器的pet-ct系统

Family Cites Families (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5841833A (en) * 1991-02-13 1998-11-24 Lunar Corporation Dual-energy x-ray detector providing spatial and temporal interpolation
US5608221A (en) 1995-06-09 1997-03-04 Adac Laboratories Multi-head nuclear medicine camera for dual SPECT and PET imaging with monuniform attenuation correction
US5841140A (en) 1997-01-08 1998-11-24 Smv America, Inc. Gamma camera for pet and spect studies
US6362479B1 (en) 1998-03-25 2002-03-26 Cti Pet Systems, Inc. Scintillation detector array for encoding the energy, position, and time coordinates of gamma ray interactions
JP4230019B2 (ja) * 1998-09-02 2009-02-25 株式会社日立メディコ ガンマカメラ
US6303935B1 (en) 1999-05-21 2001-10-16 Siemens Medical Systems, Inc. Combination PET/SPECT nuclear imaging system
US6534771B1 (en) 1999-06-08 2003-03-18 Saint Gobain Industrial Ceramics, Inc. Gamma camera plate assembly for PET and SPECT imaging
WO2002079802A2 (en) 2001-01-16 2002-10-10 Board Of Regents, The University Of Texas System A pet camera with individually rotatable detector modules and/or individually movable shielding sections
US7262415B2 (en) 2002-06-02 2007-08-28 Crosetto Dario B Gantry for geometrically configurable and non-configurable positron emission tomography detector arrays
US20040159791A1 (en) 2003-02-19 2004-08-19 Yaron Hefetz Pet/spect nuclear scanner
US7291841B2 (en) * 2003-06-16 2007-11-06 Robert Sigurd Nelson Device and system for enhanced SPECT, PET, and Compton scatter imaging in nuclear medicine
DE10352012B4 (de) 2003-11-07 2007-10-04 Siemens Ag Detektormodul für die CT- und/oder PET- und/oder SPECT-Tomographie
US20070205367A1 (en) 2006-03-01 2007-09-06 General Electric Company Apparatus and method for hybrid computed tomography imaging
US7381960B1 (en) * 2006-11-11 2008-06-03 National Tsing Hua University Imaging system and method for the non-pure positron emission tomography
ES2346623B1 (es) 2009-01-07 2011-10-03 Consejo Superior De Investigaciones Científicas (Csic) Sistema compacto, hibrido e integrado gamma/rf para la formacion de imagenes simultaneas petspect/mr.
US9173618B2 (en) * 2009-11-05 2015-11-03 General Electric Company Diagnostic imaging system and method using multiple types of imaging detectors
US20120265050A1 (en) 2011-04-04 2012-10-18 Ge Wang Omni-Tomographic Imaging for Interior Reconstruction using Simultaneous Data Acquisition from Multiple Imaging Modalities
US8674312B2 (en) * 2011-08-02 2014-03-18 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Radiation detection with optical amplification

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5591977A (en) * 1994-04-29 1997-01-07 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Department Of Health And Human Services Variable axial aperture positron emission tomography scanner
US6448559B1 (en) * 1998-11-06 2002-09-10 UNIVERSITé DE SHERBROOKE Detector assembly for multi-modality scanners
US6670614B1 (en) * 2001-06-01 2003-12-30 Leonard F. Plut Volume cone beam acquisition on a nuclear spect system using a digital flat panel
WO2010136851A1 (en) * 2009-05-26 2010-12-02 Biospace Lab Imaging device for positron emission tomography
CN103220978A (zh) * 2010-11-18 2013-07-24 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有单一探测器的pet-ct系统

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Publication number Publication date
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