RU2384866C2 - Сканер позитронно-эмиссионной томографии и магнитно-резонансной визуализации со способностью определения времени полета - Google Patents
Сканер позитронно-эмиссионной томографии и магнитно-резонансной визуализации со способностью определения времени полета Download PDFInfo
- Publication number
- RU2384866C2 RU2384866C2 RU2007143292/28A RU2007143292A RU2384866C2 RU 2384866 C2 RU2384866 C2 RU 2384866C2 RU 2007143292/28 A RU2007143292/28 A RU 2007143292/28A RU 2007143292 A RU2007143292 A RU 2007143292A RU 2384866 C2 RU2384866 C2 RU 2384866C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- image
- pet
- reconstruction
- magnetic resonance
- imaging system
- Prior art date
Links
- 238000002600 positron emission tomography Methods 0.000 title claims abstract description 77
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 title claims abstract description 51
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 71
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims abstract description 37
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims abstract description 36
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims abstract description 30
- 230000004044 response Effects 0.000 claims abstract description 30
- 239000007787 solid Substances 0.000 claims description 28
- XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N Silicon Chemical compound [Si] XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 20
- 230000005251 gamma ray Effects 0.000 claims description 20
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 claims description 20
- 239000010703 silicon Substances 0.000 claims description 20
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 19
- 238000001816 cooling Methods 0.000 claims description 12
- 230000003993 interaction Effects 0.000 claims description 12
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 10
- 230000008569 process Effects 0.000 claims description 9
- 230000007704 transition Effects 0.000 claims description 7
- 230000010354 integration Effects 0.000 claims description 6
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 claims description 5
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims description 4
- 238000012546 transfer Methods 0.000 claims description 4
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 claims description 3
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 claims 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 3
- 238000003325 tomography Methods 0.000 abstract 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 13
- 239000000872 buffer Substances 0.000 description 10
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 8
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 description 7
- 238000000576 coating method Methods 0.000 description 7
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 6
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 4
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 4
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 3
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 3
- 230000000877 morphologic effect Effects 0.000 description 3
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 description 3
- 238000010791 quenching Methods 0.000 description 3
- 230000000171 quenching effect Effects 0.000 description 3
- 229940121896 radiopharmaceutical Drugs 0.000 description 3
- 239000012217 radiopharmaceutical Substances 0.000 description 3
- 230000002799 radiopharmaceutical effect Effects 0.000 description 3
- 230000002411 adverse Effects 0.000 description 2
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 2
- 210000004903 cardiac system Anatomy 0.000 description 2
- 239000013078 crystal Substances 0.000 description 2
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 description 2
- 239000000463 material Substances 0.000 description 2
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 2
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 2
- 230000035790 physiological processes and functions Effects 0.000 description 2
- 230000029058 respiratory gaseous exchange Effects 0.000 description 2
- 230000001052 transient effect Effects 0.000 description 2
- 229910000831 Steel Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000000969 carrier Substances 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 1
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 1
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 230000005684 electric field Effects 0.000 description 1
- 239000011152 fibreglass Substances 0.000 description 1
- -1 however Substances 0.000 description 1
- 230000002401 inhibitory effect Effects 0.000 description 1
- 238000009434 installation Methods 0.000 description 1
- 230000000670 limiting effect Effects 0.000 description 1
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 1
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- 238000012806 monitoring device Methods 0.000 description 1
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 1
- 238000001208 nuclear magnetic resonance pulse sequence Methods 0.000 description 1
- 239000002245 particle Substances 0.000 description 1
- 239000004033 plastic Substances 0.000 description 1
- 238000011084 recovery Methods 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 230000000284 resting effect Effects 0.000 description 1
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 1
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 1
- 239000010959 steel Substances 0.000 description 1
- 230000002195 synergetic effect Effects 0.000 description 1
- 230000001960 triggered effect Effects 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/4808—Multimodal MR, e.g. MR combined with positron emission tomography [PET], MR combined with ultrasound or MR combined with computed tomography [CT]
- G01R33/481—MR combined with positron emission tomography [PET] or single photon emission computed tomography [SPECT]
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/037—Emission tomography
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
- A61B6/4417—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to combined acquisition of different diagnostic modalities
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/1603—Measuring radiation intensity with a combination of at least two different types of detector
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/567—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution gated by physiological signals, i.e. synchronization of acquired MR data with periodical motion of an object of interest, e.g. monitoring or triggering system for cardiac or respiratory gating
- G01R33/5673—Gating or triggering based on a physiological signal other than an MR signal, e.g. ECG gating or motion monitoring using optical systems for monitoring the motion of a fiducial marker
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Nuclear Medicine (AREA)
- Measurement Of Radiation (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
Использование: для формирования изображений, используя комбинацию позитронно-эмиссионной томографии (ПЭТ) и магнитно-резонансной визуализации (МРВ). Сущность заключается в том, что система формирования изображения содержит сканер магнитно-резонансной визуализации, включающий в себя, по меньшей мере, главный магнит и градиентные катушки магнитного поля, размещенные в или на корпусе сканера, который получает пространственно кодированные магнитные резонансы в области формирования изображения; множество твердотельных радиационных детекторов, размещенных в или на корпусе сканера и скомпонованных так, чтобы детектировать гамма-лучи, излучаемые из области формирования изображения; средство обработки позитронно-эмиссионной томографии со способностью определения времени пролета (ПЭТ ВП), сконфигурированное, чтобы определять локализованные линии откликов на основании местоположений одновременно возникающих гамма-лучей, фиксируемых твердотельными радиационными детекторами, и временного интервала между моментами обнаружений гамма-лучей; средство обработки, используемое для реконструкции позитронно-эмиссионной томографии со способностью определения времени пролета (ПЭТ ВП), сконфигурированное так, чтобы реконструировать локализованные линии откликов и произвести изображение ПЭТ ВП; а также средство обработки, используемое для реконструкции магнитно-резонансной визуализации (МРВ), сконфигурированное так, чтобы реконструировать полученные магнитные резонансы и произвести изображение МРВ. Технический результат: обеспечение возможности получения высококачественных изображений. 3 н. и 18 з.п. ф-лы, 8 ил.
Description
Настоящее изобретение относится к области формирования изображений. В частности, оно применимо в формировании изображений в сфере медицины, используя комбинацию позитронно-эмиссионной томографии (ПЭТ) и магнитно-резонансной визуализации (МРВ).
Магнитно-резонансная визуализация (МРВ) комбинирует магнитные поля большой мощности, градиенты магнитного поля и радиочастотные возбуждающие импульсы, чтобы генерировать и пространственно кодировать магнитные резонансы в теле пациента или в ином объекте, изображение которого требуется получить. Магнитные резонансы обрабатываются посредством преобразования Фурье или иным процессом реконструкции, чтобы декодировать пространственное кодирование и создать реконструированное изображение объекта.
В позитронно-эмиссионной томографии (ПЭТ) излучающие позитроны радиофармацевтические препараты вводятся в организм пациента или в иной объект, изображение которого требуется получить. Каждая аннигиляция позитронов производит два направленных в противоположные стороны гамма-луча с энергией 511 кэВ. Эти два гамма-луча детектируются посредством радиационных детекторов, окружающих изображаемый объект, посредством чего определяется линия откликов. Множество подобных событий аннигиляций позитронов определяют данные линии откликов типа проекции, которые могут быть реконструированы путем восстановления изображения по проекциям с фильтрацией, итеративной реконструкции или посредством иного способа реконструкции, чтобы произвести реконструированное изображение.
МРВ, как правило, предоставляет изображения с ярко выраженными морфологическими деталями, включающими контрастное изображение мягких тканей. ПЭТ, как правило, используется для формирования функциональных изображений. Ранее было обнаружено, что МРВ и ПЭТ имеют синергетические преимущества. Например, морфология, описываемая посредством МРВ, может предоставить контекст для интерпретации функционального изображения ПЭТ. К сожалению, работа МРВ имеет отрицательные воздействия на работу близлежащего сканера ПЭТ. В сканерах ПЭТ обычно используются сцинтилляторы, чтобы преобразовывать гамма-лучи во вспышки света, а также фотоумножители (ФУ), чтобы детектировать события сцинтилляции. Магнитные поля отрицательно воздействуют на фотоумножители, что делает проблематичным прямое включение аппаратной части сканера ПЭТ в среду сильного магнитного поля сканера МРВ. Получение высококачественных изображений ПЭТ в целом представляется сложной задачей. Отношение сигнал/шум, как правило, имеет низкое значение, поскольку радиоактивность радиофармацевтических препаратов ограничена ввиду соображений излучения, которому подвергается пациент. Кроме того, изображения ПЭТ, как правило, содержат визуальный шум, вызываемый процессом реконструкции линии откликов для построения реконструированного изображения. Теплота и вибрации, производимые компонентами магнитно-резонансной системы, могут дополнительно увеличить визуальные шумы в системах ПЭТ, работающих в среде магнитного резонанса.
Разрешение изображений ПЭТ, а также способность скорости счета сканера ПЭТ, могут быть увеличены путем использования большей плотности размещения радиационных детекторов. Однако меньшие детекторы имеют более низкие скорости счета радиации и, соответственно, более высокий уровень шума. Более того, пространство имеет большую ценность в отверстии сканера МРВ, который уже содержит компоненты МР, такие как главный магнит с криогенным охлаждением, ряд градиентных катушек магнитного поля, стальные прокладки и/или катушки прокладок, радиочастотные катушки и т.п.
Ниже приведено описание усовершенствованных устройств и способов, которые устраняют вышеупомянутые и другие недостатки.
Согласно одному аспекту раскрыта система формирования изображения. Сканер магнитно-резонансной визуализации включает в себя, по меньшей мере, главный магнит и градиентные катушки магнитного поля, размещенные в или на корпусе сканера. Сканер магнитно-резонансной визуализации получает пространственно кодированные магнитные резонансы в области формирования изображения. Множество твердотельных радиационных детекторов, размещенных в или на корпусе сканера, скомпонованы так, чтобы детектировать гамма-лучи, излучаемые из области формирования изображения. Обработка позитронно-эмиссионной томографии со способностью определения времени пролета (ПЭТ ВП) сконфигурирована, чтобы детектировать локализованные линии откликов на основании (i) местоположений, по существу, одновременных обнаружений гамма-лучей, выводимых твердотельными радиационными детекторами и (ii) временного интервала между упомянутыми, по существу, одновременными обнаружениями гамма-лучей. Обработка реконструкции позитронно-эмиссионной томографии со способностью определения времени пролета (ПЭТ ВП) сконфигурирована, чтобы реконструировать локализованные линии откликов, чтобы произвести изображение ПЭТ ВП. Обработка реконструкции магнитно-резонансной визуализации (МРВ) сконфигурирована, чтобы реконструировать полученные магнитные резонансы, чтобы произвести изображение МРВ.
Согласно еще одному аспекту раскрыт способ формирования изображения. Пространственно кодированные магнитные резонансы получают из изображаемой области. Детектируют гамма-лучи, излучаемые из области формирования изображения. Локализованные линии откликов определяют на основании (i) местоположений обнаружений, по существу, одновременно детектированных гамма-лучей и (ii) временного интервала между упомянутыми событиями обнаружений упомянутых, по существу, одновременно детектированных гамма-лучей. Локализованные линии откликов реконструируют, чтобы произвести изображение позитронно-эмиссионной томографии со способностью определения времени пролета (ПЭТ ВП). Полученные пространственно кодированные магнитные резонансы реконструируются, чтобы произвести изображение магнитно-резонансной визуализации (МРВ).
Согласно еще одному другому аспекту раскрыта система формирования изображения. Сканер магнитно-резонансной визуализации включает в себя, по меньшей мере, главный магнит и градиентные катушки магнитного поля, размещенные в или на корпусе сканера. Сканер магнитно-резонансной визуализации получает пространственно кодированные магнитные резонансы в области формирования изображения. Множество твердотельных радиационных детекторов, размещенных в или на корпусе сканера, скомпонованы так, чтобы детектировать гамма-лучи, излучаемые из области формирования изображения. Охлаждающая система соединена с возможностью теплопередачи с, по меньшей мере, одним из главного магнита и градиентными катушками магнитного поля, чтобы охлаждать, по меньшей мере, одно из упомянутого главного магнита и упомянутых градиентных катушек магнитного поля, и она дополнительно соединена с возможностью теплопередачи со множеством твердотельных радиационных детекторов, чтобы охлаждать твердотельные радиационные детекторы. Обработка совпадения сконфигурирована, чтобы детектировать линии откликов на основании местоположений, по существу, одновременных обнаружений гамма-лучей, выводимых твердотельными радиационными детекторами. Обработка реконструкции позитронно-эмиссионной томографии сконфигурирована, чтобы реконструировать линии откликов, чтобы произвести изображение ПЭТ. Обработка реконструкции магнитно-резонансной визуализации (МРВ) сконфигурирована, чтобы реконструировать полученные магнитные резонансы, чтобы произвести изображение МРВ.
Одно преимущество заключается в предоставлении данных изображения ПЭТ ВП, полученных с помощью сканера ПЭТ/МР, которые поддаются реконструкции с меньшим шумом.
Еще одно преимущество заключается в предоставлении сканера ПЭТ/МР, генерирующего изображения ПЭТ с высоким разрешением.
Еще одно преимущество заключается в упрощенной конструкции сканера ПЭТ/МР.
Ряд дополнительных преимуществ и эффектов будет очевиден специалистам в данной области после изучения следующего подробного описания.
Изобретение может быть осуществлено с использованием различных компонентов и комбинаций компонентов и различных операций процесса и комбинаций операций процесса. Чертежи приведены только с целью иллюстрации предпочтительных вариантов осуществления и они не должны быть истолкованы как ограничивающие изобретение.
Фиг.1 - схематическая иллюстрация системы ПЭТ ВП/МРВ, в которой применяются твердотельные радиационные детекторы для получения данных ПЭТ;
Фиг.2 - схематическая иллюстрация поперечного сечения одного из твердотельных радиационных детекторов, в котором используется кремниевый фотоумножитель;
Фиг.3 - схематическая иллюстрация вида сверху кремниевых фотоумножителей;
Фиг.4 - иллюстрация эквивалентной схемы, связанной с одним из лавинных фотодиодов одного из пикселей цифрового кремниевого фотоумножителя;
Фиг.5 - иллюстрация твердотельного радиационного детектора с кремниевым фотоумножителем и множеством сцинтилляторов для предоставления информации глубины взаимодействия;
Фиг.6 - иллюстрация твердотельного радиационного детектора со множеством сцинтилляторов и соответствующим множеством кремниевых фотоумножителей для предоставления информации глубины взаимодействия без необходимости использования различных типов сцинтилляторов;
Фиг.7 - иллюстрация сечения концевой части сканера ПЭТ ВП/МРВ, в котором твердотельные радиационные детекторы покрыты кожухом отверстия корпуса;
Фиг.8 - иллюстрация сечения концевой части сканера ПЭТ ВП/МРВ, в котором твердотельные радиационные детекторы расположены в промежутках между спицами катушки типа "клетка" части МР сканера.
Ссылаясь на Фиг.1, комбинированный сканер 10 позитронно-эмиссионной томографии/магнитно-резонансной визуализации (ПЭТ/МРВ) включает в себя общий корпус 12 сканера, определяющий область 14 формирования изображения (указанная фантомом на Фиг.1), в которой располагается пациент или иной объект 16, изображение которого требуется получить. Декоративный кожух 18 отверстия корпуса 12 сканера облицовывает цилиндрическое отверстие или канал корпуса 14, в котором размечается изображаемый объект 16. Главный магнит 20, размещенный в корпусе 12, генерирует в области 14 формирования изображения главное магнитное поле. Как правило, главный магнит 20 представляет собой сверхпроводящий магнит, окруженный криогенным кожухом 24, однако, также может использоваться резистивный магнит. Градиентные катушки 28 магнитного поля расположены в или на корпусе 12, чтобы накладывать выбранные градиенты магнитного поля на главное магнитное поле внутри области 14 формирования изображения. Как правило, градиентные катушки магнитного поля включают в себя катушки для генерации трех ортогональных градиентов магнитного поля, таких как x-градиенты, y-градиенты и z-градиенты. В некоторых вариантах осуществления цельная радиочастотная катушка 30 с радиочастотным экраном 30s расположена в или на корпусе 12, чтобы вводить радиочастотные возбуждающие импульсы в область 14 формирования изображения. В других вариантах осуществления используется одна или более локальных катушек (не показаны), чтобы вводить радиочастотные возбуждающие импульсы.
Во время получения данных МРВ радиочастотный передатчик 32 соединяется в цельной катушкой 30 через радиочастотную схему 34 переключения, как проиллюстрировано, или соединяется с одной или более локальными катушками, чтобы генерировать магнитные резонансы, по меньшей мере, в той части изображаемого объекта 16, которая расположена в области 14 формирования изображения. Контроллер 36 градиентов приводит в действие градиентные катушки 28 магнитного поля, чтобы пространственно кодировать магнитные резонансы. Например, применяемый в течение радиочастотного возбуждения одномерный градиент магнитного поля производит возбуждение, селективное по слоям; градиенты магнитного поля, применяемые между возбуждением и считыванием магнитных резонансов, предоставляют фазовое кодирование; и градиенты магнитного поля, применяемые в течение считывания магнитных резонансов, предоставляют частотное кодирование. Последовательности импульсов МРВ могут быть сконфигурированы, чтобы производить Декартовские, радиальные, спиральные и другие виды пространственного кодирования.
После радиочастотного возбуждения схема 34 переключения разъединяет радиочастотный передатчик 32 и соединяет радиочастотный приемник 40 с цельной катушкой 30 (или, альтернативно, приемник 40 соединяется с локальной катушкой (не показана)), чтобы получить пространственно кодированные магнитные резонансы из области 14 формирования изображения. Полученные пространственно кодированные магнитные резонансы сохраняются в буфере 42 данных МРВ и реконструируются посредством процессора 44 реконструкции МРВ, чтобы произвести реконструированное изображение МРВ, которое сохраняется в памяти 46 изображений МРВ. Процессор 44 реконструкции МРВ использует алгоритм реконструкции, который подходящим образом декодирует пространственно кодированные магнитные резонансы. Например, если используется кодирование по Декартовской системе, то подходит алгоритм реконструкции быстрого преобразования Фурье.
Комбинированный сканер 10 ПЭТ/МРВ, сверх того, способен формировать изображение ПЭТ посредством множества твердотельных радиационных детекторов 50, которые скомпонованы, чтобы детектировать гамма-лучи, излучаемые из области 14 формирования изображения. В варианте осуществления с Фиг.1 радиационные детекторы 50 расположены на кожухе 18 отверстия, однако, радиационные детекторы 50 могут быть расположены в другом месте в сканере 10 (другие примеры размещения радиационных детекторов 50 приведены на Фиг.7 и 8). При формировании изображения ПЭТ излучающий позитроны радиофармацевтический препарат вводится в изображаемый объект 16. Каждый излученный позитрон аннигилирует с электроном, с образованием двух направленных в противоположные стороны гамма-лучей с энергией 511 кэВ, которые детектируются твердотельными радиационными детекторами 50. На Фиг.1 множество твердотельных радиационных детекторов 10 скомпонованы как множество колец детекторов, однако, могут быть использованы другие компоновки радиационных детекторов.
События обнаружения радиации сохраняются в буфере 52 событий, предпочтительно, в режиме перечня. Каждое сохраненное событие обнаружения радиации, как правило, включает в себя значение энергии и временной штамп, указывающий, когда было обнаружено событие радиации. Опционально, выбранная обработка данных выполняется к событиям обнаружения радиации. Например, может быть применена обработка по логике Ангера, чтобы оценить энергию детектированной частицы и чтобы локализовать местоположение события обнаружения радиации на детекторе. Подобная обработка данных по логике Ангера или другая обработка может быть выполнена с помощью схемы, интегрированной в радиационные детекторы 50, или может быть выполнена после переноса сигнала детектора из детекторов 50 (например, в электронные компоненты, связанные с буфером 52 событий).
Схема 54 обнаружения пар гамма-лучей обрабатывает события обнаружения радиации, чтобы идентифицировать пары, по существу, одновременных обнаружений гамма-лучей, исходящих от единых событий аннигиляции электрон-позитрон. Обработка для идентификации пар гамма-лучей, происходящих из одного события аннигиляции позитрон-электрон, может включать в себя, например, выбор диапазона энергии (то есть пренебрежение событий обнаружения радиации вне выбранного диапазона фильтрации энергии примерно 511 кэВ) и схему обнаружения совпадения (то есть пренебрежение пар событий обнаружения радиации, разделенных друг от друга по времени на интервал, который больше выбранного временного интервала фильтрации). Когда пара гамма-лучей идентифицируется как, по существу, одновременная, процессор 58 линии откликов обрабатывает пространственную информацию, относящуюся к двум событиям обнаружения гамма-лучей, чтобы идентифицировать пространственную линию откликов, соединяющую два обнаружения гамма-лучей. Поскольку два гамма-луча, излученные из-за события аннигиляции позитрон-электрон, направлены в противоположных направлениях, известно, что событие аннигиляции электрон-позитрон произошло где-то вдоль линии откликов.
В ПЭТ ВП радиационные детекторы 50 имеют достаточно большую временную разрешающую способность, чтобы детектировать разность времени пролета между двумя "по существу одновременными" обнаружениями гамма-лучей. Соответственно, процессор 60 времени пролета анализирует временную разность между временными штампами двух событий обнаружения гамма-лучей, чтобы локализовать событие аннигиляции позитрон-электрон вдоль линии откликов. Процессор 60 времени пролета локализует линию откликов внутри интервала расстояния, соответствующего примерно произведению скорости света и временной разрешающей способности радиационных детекторов 50. Результатом, накопленным для большого количества событий аннигиляции позитрон-электрон, является набор данных 62 локализованной проекции. Процессор 64 реконструкции ПЭТ ВП реконструирует данные 62 локализованной проекции в реконструированное изображение, используя любой подходящий алгоритм реконструкции, такой как восстановление изображения по проекции с фильтрацией или итеративная реконструкция с коррекцией. Получающееся в результате реконструированное изображение сохраняется в памяти 66 изображений ПЭТ ВП. Поскольку реконструкция использует данные локализованной проекции, которая, по меньшей мере, частично локализована на линии откликов с помощью информации времени пролета, реконструкция, по существу, является менее шумной, чем при обычной реконструкции изображения ПЭТ, которая обрабатывает линии откликов, полностью протягивающиеся между двумя обнаружениями гамма-лучей.
Изображения ПЭТ ВП и изображения МРВ могут быть выровнены, масштабированы и ориентированы, комбинированы, наложены друг на друга, сравнены друг с другом или иным образом интегрированы процессором 70 обработки изображений после реконструкции. Комбинированные, наложенные друг на друга, расположенные рядом друг с другом или иным образом интегрированные изображения ПЭТ ВП и МРВ отображаются на интерфейсе 72 пользователя, распечатываются, сохраняются, передаются через внутреннюю сеть или Интернет или используются иным образом. В некоторых вариантах осуществления процессор 70 обработки изображения после реконструкции использует алгоритм обработки изображения после реконструкции, сконфигурированный, чтобы действовать либо на изображении ПЭТ или изображении МРВ, либо на обоих этих изображениях. В некоторых вариантах осуществления процессоры 44, 64 реконструкции МРВ и ПЭТ ВП выводят реконструированные изображения, используя одинаковый формат изображения, так что процессор 70 обработки изображений после реконструкции может обрабатывать любой тип изображения без выполнения операций преобразования формата изображения.
Необязательно полученные локализованные проекции и полученные пространственно кодированные данные магнитного резонанса снабжаются информацией временного штампа и вводятся в поток общих данных, такой как поток данных "в режиме перечня". Получающиеся в результате реконструированные изображения ПЭТ ВП и МРВ тогда могут быть выровнены по времени. Подобное выравнивание по времени может быть полезно для коррекции динамических данных, предоставления морфологической основы для молекулярного формирования изображения (моделирования отделений) и тому подобного. Промежуточные изображения МРВ подвижных объектов также могут быть получены путем интерполяции данных магнитного резонанса, снабженных временными штампами.
Как показано на Фиг.2, каждый твердотельный радиационный детектор 50 включает в себя сцинтиллятор 74, который производит сцинтилляцию или вспышку света, когда гамма-луч останавливается сцинтиллятором 74. Вспышка света принимается твердотельным кремневым фотоумножителем (КФУ) 80, который включает в себя матрицу пикселей 82 детектора, неподвижно расположенных на кремниевой подложке 84. КФУ 80 преимущественно является достаточно быстрым, чтобы выполнять формирование изображения ПЭТ ВП, и он, сверх того, по существу, не подвержен воздействию главного магнитного поля, генерируемого главным магнитом 20 части МРВ сканера. Типичные устройства КФУ имеют временную разрешающую способность, которая меньше одной наносекунды. Сцинтиллятор 74 выбирается, чтобы предоставлять высокую останавливающую мощность для гамма-лучей с энергией 511 кэВ посредством быстрого временного затухания вспышки сцинтилляции. Некоторыми подходящими материалами сцинтилляторов являются LYSO (Lu18Y2SiO5:Ce) и LaBr. Несмотря на то что Фиг.2 иллюстрирует сцинтиллятор 74 как единый кристалл, вместо этого может использоваться матрица из кристаллов сцинтиллятора. Дополнительно, опциональный планарный световод 86 может быть вставлен между сцинтиллятором 74 и КФУ 80, чтобы улучшить передачу фотонов или чтобы распределять свет одного импульса сцинтилляции на более чем одном пикселе КФУ. Сцинтиллятор 74 и опциональный световод 86 опционально заключаются в отражающее покрытие 88, которое направляет свет сцинтилляции к КФУ 80.
Также ссылаясь на Фиг.2 и дополнительно на Фиг.3, каждый пиксель 82 КФУ 80 включает в себя матрицу лавинных фотодиодов 90, каждый из которых имеет смещение в области пробоя. Фотодиоды 90 подходящим образом работают в режиме работы типа режима Гейгера и проводят ограниченное количество электрического тока до тех пор, пока фотон не поглощается или не детектируется фотодиодом 90 и вызывает переходный пробой. Когда в фотодиоде 90 происходит пробой из-за обнаружения фотона, он проводит большое количество тока, ограниченное смещающей схемой. Таким образом, фотодиоды действуют как переключатели "ВКЛ-ВЫКЛ"; каждый фотодиод находится в состоянии "ВЫКЛ" до тех пор, по он не детектирует фотон, который переводит его в состояние "ВКЛ", чтобы проводить ток. Фиг.3 схематически иллюстрирует матрицу 4×4 из пикселей 82, где каждый пиксель 82 включает в себя матрицу 10×10 из фотодиодов 90, однако, большие матрицы из пикселей, каждый из которых включает в себя большие матрицы из фотодиодов, подходящим образом предоставляют большее пространственное разрешение. Например, в некоторых предполагаемых вариантах осуществления каждый пиксель включает в себя 103-104 фотодиодов. Как правило, каждый фотодиод 90 включает в себя предохранительное кольцо (не показано) вокруг периметра, которое предотвращает лавинный пробой на краях фотодиода 90. Структура предохранительного кольца подходящим образом действует как обычный PN диод с обратным смещением, внутренние поля которого слишком слабы для возникновения лавинного пробоя.
В некоторых вариантах осуществления токи, проводимые фотодиодами 90 каждого пикселя 82, комбинируются аналоговым образом, для создания аналогового пиксельного вывода, соответствующего сумме или комбинации токов фотодиодов. Поскольку каждый фотодиод, находящийся в состоянии электрического пробоя, детектировал фотон, аналоговая сумма токов фотодиодов соответствует количеству фотонов, детектированных пикселем 82, которое в свою очередь соответствует интенсивности вспышки света сцинтилляции у пикселя 82. Подобные аналоговые устройства КФУ описаны, например, в следующих документах: "Твердотельный кремниевый фотоумножитель для широкого спектра приложений", Е.А.Георгиевская, том 5126 протокола 17-ой Международной Конференции Фотоэлектроники и Устройств Ночного Видения (2003); и "Новый Тип Лавинного Фотодетектора, работающего по принципу Гейгера", Ядерные Инструменты и Способы в Физических исследованиях, том.518, стр.560-564 (2004).
Ссылаясь на Фиг.4, в других вариантах осуществления КФУ представляет собой цифровое устройство, в котором каждый фотодиод 90 работает в режиме Гейгера и соединен со связанной пороговой цифровой схемой 100, которая выдает первое бинарное цифровое значение, когда фотодиод 90 смещен в состояние покоя посредством напряжения смещения (VDD), и второе бинарное цифровое значение, когда фотодиод 90 переходит в проводящее состоянии пробоя. Поскольку выводится цифровое значение, вместо генерации аналоговой суммы токов фотодиодов, интенсивность света, принимаемого пикселем 82, может быть оценена путем цифрового счета количества фотодиодов пикселя 82, для которых связанная цифровая схема 100 перешла ко второму цифровому значению.
Также ссылаясь на Фиг.4, когда фотон попадает в фотодиод 90, возникает лавинный пробой, который вызывает большой ток через фотодиод 90. Когда происходит пробой фотодиода 90, процессом лавинного пробоя генерируется большое количество заряда (например, в некоторых лавинных фотодиодах примерно 106 электронов на зарегистрированный фотон). Этот заряд в основном проходит через схему 102 гашения, которая имеет эффективное сопротивление, как правило, в несколько кОм, чтобы ограничивать ток, протекающий через фотодиод 52. В некоторых вариантах осуществления схема 102 гашения представляет собой резистор, как правило, с сопротивлением в диапазоне от 1 кОм до 1 мОм. В других вариантах осуществления применяется активная схема гашения. В состоянии пробоя ток изменяет входное напряжение или ток связанной цифровой схемы 100, чтобы вызвать переход цифровой схемы 100 из состояния покоя, в котором генерируется первое бинарное цифровое выходное значение, в активированное состояние, в котором генерируется второе бинарное цифровое значение. Более того, когда ток ограничивается схемой 102 гашения, остающийся в фотодиоде 90 заряд пространственно распределяется, чтобы уменьшить электрическое поле в регионе лавинного пробоя фотодиода 90. Это экранирование гасит лавинный процесс и приводит к перемещению дрейфом остающихся носителей из зоны лавины/обеднения, вызывая гашение лавинного пробоя и восстановление фотодиода 90.
Цифровой буфер или счетчик 104, соединенный с цифровой схемой 100, считает каждый переход из первого бинарного цифрового состояния во второе бинарное цифровое состояние. То есть цифровой буфер или счетчик 104 считает фотоны, поглощенные связанным фотодиодом 90. Когда детектируется фотон, привод 108 пусковой линии, соединенный с цифровой схемой 100, вызывает установку общей пусковой линии 110 (общей для всех фотодиодов 90 данного пикселя 82). Цифровая схема уровня пикселей (не показана) инициирует счет бинарных переходов фотодиодов 90 пикселя 82 в течение временного периода интеграции, который инициируется первым принятым фотоном, который вызывает установку общей пусковой линии 108. Результирующий счет в течение временного периода интеграции указывает интенсивность света, принятого пикселем 82 в показателях количества поглощенных фотонов. Окончательное подсчитанное количество фотонов передается из схемы посредством шины 112 данных и управления. В некоторых вариантах осуществления цифровой буфер или счетчик 104 представляет собой буфер типа защелки, который сохраняет второе бинарное цифровое состояние, чтобы оно было подсчитано. В таких вариантах осуществления в течение временного периода интеграции каждый фотодиод 90 может сосчитать только один фотон, и буферы-защелки сбрасываются по завершении временного периода интеграции посредством цифровой схемы уровня пикселей. В других вариантах осуществления цифровой буфер или счетчик 104 представляет собой цифровой счетчик, который может считать множество фотонов, детектированных связанным фотодиодом 90, при условии, что в промежутках между приемом фотонов схема 102 гашения переводит фотодиод 90 в состояние покоя. Цифровой КФУ подходящим образом реализован, используя цифровую логику КМОП в сочетании с кремниевыми лавинными фотодиодами.
Устройства 90 КФУ (как аналоговые, так и цифровые), по существу, не подвержены воздействию главного магнитного поля, генерируемого главным магнитом 20. Однако, градиенты магнитного поля, генерируемые градиентными катушками 30 части МРВ сканера, могут вызвать тепло, вихревые токи в металлических проводниках и другие переходящие эффекты, которые могут отрицательно воздействовать на получение данных ПЭТ ВП с использованием твердотельных радиационных детекторов 50.
Ссылаясь на Фиг.1, вентильная схема 120 опционально предотвращает сбор данных из множества твердотельных радиационных детекторов 50, когда действуют градиентные катушки 28 магнитного поля. Например, в некоторых вариантах осуществления вентильная схема 120 детектирует подачу энергии на одну или более градиентных катушек 28 магнитного поля и в ответ генерирует запрещающий сигнал, который предотвращает сбор или сохранение событий обнаружения радиации, выводимых детекторами 50. Когда градиент магнитного поля удаляется, вентильная схема 120 снимает запрещающий сигнал, таким образом, предоставляя возможность возобновления сбора событий обнаружения радиации.
Для формирования изображений сердечной системы вентильная схема 120 опционально сконфигурирована, чтобы выполнять мониторинг сердечного цикла, используя электрокардиограф 122 или иное устройство мониторинга сердечной системы. Вентильная схема 120 предоставляет тактовые сигнала как для части МРВ, так и для части ПЭТ ВП сканера 10 ПЭТ/МРВ, чтобы обеспечить, чтобы при формировании изображения ПЭТ ВР и формировании изображения МРВ данные получались в течение различных, выбранных частей сердечного цикла. Аналогичным образом может управляться пропускание других физиологических функций, таких как дыхание. Физиологическое управление отпирания предотвращает наведение на изображения ПЭТ ВП помех, вызываемых градиентами магнитного поля, которые генерируются в процессе работы части МРВ сканера. Более того, управление пропусканием с помощью физиологического состояния может направить часть формирования изображения ПЭТ ВП в интересную с функциональной точки зрения переходную фазу физиологического цикла, тогда как часть формирования изображения МРВ выполняется в более спокойной фазе физиологического цикла, когда морфологические свойства относительно неизменны.
В некоторых вариантах осуществления управление отпиранием выполняется ретроактивным образом. Данные МРВ и данные ПЭТ ВР получаются непрерывно, и вентильная схема 120 снабжает данные метками или комментариями о сердечном состоянии, состоянии дыхания, прилагаемом градиенте магнитного поля, радиочастотном возбуждении или других параметрах управления отпиранием или множестве параметров. Эти комментарии сохраняются вместе с данными в буферах 42, 52. Во время реконструкции изображения данные могут быть выборочно отфильтрованы, так чтобы, например, реконструировались только те данные ПЭТ ВР, которые получены во время выбранной части сердечного цикла.
Ссылаясь на Фиг.5, разрешающая способность ПЭТ ВП может быть дополнительно увеличена путем предоставления механизма для определения глубины взаимодействия событий обнаружения радиации. Фиг.5 иллюстрирует один подход. Твердотельный радиационный детектор 50' включает в себя два сцинтиллятора 74a, 74b, наложенные друг на друга так, что первый сцинтиллятор 74a расположен максимально близко к области 14 формирования изображения, тогда как второй сцинтиллятор 74b находится максимально далеко от области 14 формирования изображения. Сцинтилляторы 74a, 74b имеют обнаруживаемые различные оптические характеристики, такие как различное время нарастания или время затухания сцинтилляции, различная энергия излученного фотона и тому подобное. КФУ 80' (который, по существу, такой же как КФУ 80 с Фиг.2) оптически соединен со сцинтилляторами 74a, 74b посредством планарного световода 86', чтобы принимать вспышки света сцинтилляции от какого-либо из сцинтилляторов 74a, 74b. Глубина взаимодействия определяется тем, какой из первого сцинтиллятора 74а или второго сцинтиллятора 74b произвел обнаружение гамма-луча, как указывается обнаруживаемыми различными оптическими характеристиками сцинтилляций, произведенных двумя сцинтилляторами 74a, 74b.
Проиллюстрированный детектор 50' включает в себя два сцинтиллятора 74а, 74b, которые предоставляют двухуровневую информацию глубины взаимодействия. В принципе, информация глубины взаимодействия по трем уровням или по большему количеству уровней может быть предоставлена путем наложения друг на друга трех или более сцинтилляторов. Однако наложение трех или более сцинтилляторов согласно компоновке с Фиг.5 имеет определенные сложности. Каждый сцинтиллятор должен иметь оптическую характеристику, которая различима от характеристик других сцинтилляторов в группе, и это различие должно быть обнаруживаемо. Кроме того, чтобы достигнуть КФУ 80', свет от сцинтиллятора, который расположен максимально близко с области 14 формирования изображения, должен пройти через все промежуточные сцинтилляторы, что может привести к оптическим потерям или рассеянию и сопутствующей потере энергетической и/или временной разрешающей способности. Предоставление отражающего покрытия 88' (аналогичного отражающему покрытию 88 с Фиг.2, которое покрывает оба сцинтиллятора 74a, 74b) может улучшить сбор света, но оптические потери или рассеяние на интерфейсах разнородных сцинтилляторов 74а, 74b может все еще представлять проблему.
В некоторых предполагаемых вариантах осуществления уровни сцинтилляторов, предоставляющие информацию глубины взаимодействия, имеют относительное смещение буквально на долю шага пикселя (например, два уровня пикселей сцинтиллятора имеют относительное смещение на половину шага пикселя). В этой компоновке смещенные уровни пикселей сцинтиллятора считываются посредством КФУ, соединенного через световод, используя логику Ангера.
Ссылаясь на Фиг.6, описан альтернативный подход для достижения глубины разрешающей способности, в котором используется преимущество относительной тонкости и соответствующей радиационной прозрачности детекторов КФУ. Твердотельный радиационный детектор 50'' включает в себя три сцинтиллятора 741, 742, 743, расположенных друг на друге так, что первый сцинтиллятор 741 расположен максимально близко к области 14 формирования изображения, третий сцинтиллятор
743 расположен максимально далеко от области 14 формирования изображения, а второй сцинтиллятор 742 расположен между первым и третьим сцинтилляторами 741, 743. Сцинтилляторы 741, 742, 743 могут быть одинакового типа, поскольку нет необходимости, чтобы каждый сцинтиллятор имел обнаруживаемую различную оптическую характеристику. Сцинтиллятор 741 оптически соединен с первым КФУ 801, расположенным между первым и вторым сцинтилляторами 741, 742, причем светочувствительная поверхность первого КДУ 801 обращена к первому сцинтиллятору 741. Отражающее покрытие 881 покрывает первый сцинтиллятор 741. Таким образом, фотоны, генерируемые в первом сцинтилляторе 741, направляются к первому КФУ 801, где фотоны детектируется или поглощаются в кремниевой подложке. (Также предполагается разместить отражающее покрытие на тех частях кремниевой подложки, которые свободны от фотодиодов, чтобы возвратить некоторые из фотонов, которые ударились о КФУ 801 в областях, которые не покрыты фотодиодами).
Аналогичным образом, сцинтиллятор 742 оптически соединен со вторым КФУ 802, расположенным между вторым и третьим сцинтилляторами 742, 743, причем светочувствительная поверхность второго КФУ 802 обращена ко второму сцинтиллятору 742. Отражающее покрытие 882 покрывает второй сцинтиллятор 742, чтобы фотоны, генерируемые во втором сцинтилляторе 742, направлялись ко второму КФУ 802. Сцинтиллятор 743 оптически соединен с третьим КФУ 803, расположенным на стороне сцинтиллятора 743, которая удалена от второго КФУ 802, причем светочувствительная поверхность КФУ 803 обращена к третьему сцинтиллятору 743. Отражающее покрытие 883 покрывает третий сцинтиллятор 743, чтобы фотоны, генерируемые в третьем сцинтилляторе 743, направлялись к третьему КФУ 803. Таким образом, каждое из устройств 801, 802, 803 КФУ оптически соединено только с одним соответствующим сцинтиллятором 741, 742, 743, что предоставляет возможность прямого определения глубины взаимодействия.
Слоистый радиационный детектор 50'' с Фиг.6 действует благодаря тому, что устройства КФУ достаточно тонкие, и гамма-лучи обычно беспрепятственно проходят через устройства КФУ. С другой стороны, фотоны, генерируемые событиями сцинтилляции, поглощаются подложкой устройства КФУ, таким образом, предотвращая перескоки между блоками сцинтиллятора/КФУ. В слоистом радиационном детекторе 50'' устройства 801, 802, 803 КФУ напрямую оптически соединены с соответствующими сцинтилляторами 741, 742, 743 без промежуточных световодов, однако, для улучшения оптического соединения в состав могут входить световоды. Несмотря на то что проиллюстрирована стопка из трех сцинтилляторов
741, 742, 743 (предоставляющая разрешающую способность глубины взаимодействия по трем уровням), количество наложенных друг на друга сцинтилляторов может быть равно двум или может быть больше трех. Более того, вместо расположения между сцинтилляторами устройства КФУ могут быть скомпонованы на сторонах сцинтилляторов, которые перпендикулярны принимающим гамма-лучи поверхностям сцинтилляторов, или в других положениях, предоставляющих должное оптическое соединение со сцинтилляторами.
На Фиг.1 радиационные детекторы 50 расположены на кожухе 18 отверстия сканера 10 ПЭТ/МРВ. Эта компоновка предоставляет свободную линию прямой видимости между детекторами 50 и изображаемым объектом 16. Однако открытые детекторы могут быть непривлекательны с эстетической точки зрения и предрасположены повреждению из-за контакта с изображаемым объектом 16.
Ссылаясь на Фиг.7, в некоторых альтернативных вариантах осуществления радиационные детекторы 50 расположены внутри кожуха 18 отверстия, например, между радиочастотной катушкой 30 и кожухом 18 отверстия. Эта компоновка в целом более привлекательна с эстетической точки зрения и предоставляет защиту для радиационных детекторов 50. Кожух 18 отверстия обычно изготовлен из пластика, стекловолокна или иного материала, который, по существу, прозрачен для гамма-лучей 511 кэВ; соответственно, ожидается, что размещение радиационных детекторов 50 внутри кожуха 18 отверстия, по существу, не уменьшит эффективность обнаружения радиации.
Ссылаясь на Фиг.8, в других альтернативных вариантах осуществления радиационные детекторы 50 размещены глубже в корпусе 12. В варианте осуществления с Фиг.8 радиочастотная катушка 30 реализована как катушка типа "клетка" с двенадцатью спицами, и множество твердотельных радиационных детекторов расположены примерно на том же радиусе, что и радиочастотная катушка 30, в промежутках между спицами. Эта компоновка обеспечивает эффективное использование ограниченного пространства внутри корпуса 12.
Дополнительно, опциональная система 130 охлаждения градиентных катушек соединена с возможностью теплопередачи с градиентными катушками 28 магнитного поля, чтобы охлаждать градиентные катушки 28 магнитного поля. Поскольку они расположены вблизи радиочастотной катушки 30, твердотельные радиационные детекторы 50 также соединены с возможностью теплопередачи с системой 130 охлаждения градиентных катушек, чтобы охлаждать твердотельные радиационные катушки. В других вариантах осуществления система охлаждения для главного магнита 20 (такая как криогенный кожух 24) аналогичным образом приспособлена для обеспечения охлаждения радиационных детекторов 50. Следует понимать, что охлаждение радиационных детекторов 50 может быть, по существу, меньше охлаждения градиентных катушек 28 или главного магнита 20, между тем оно эффективное. Уменьшение температуры устройств КФУ на несколько градусов может значительно уменьшить темновые токи.
Настоящее изобретение описано со ссылкой на предпочтительные варианты осуществления. При прочтении и понимании вышеизложенного подробного описания специалистам в данной области техники будут очевидны модификации и изменения. Настоящее изобретение должно быть истолковано как включающее в себя все подобные модификации и изменения, входящие в объем прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов.
Claims (21)
1. Система формирования изображения, содержащая
сканер магнитно-резонансной визуализации, включающий в себя, по меньшей мере, главный магнит (20) и градиентные катушки (28) магнитного поля, размещенные в или на корпусе (12, 18) сканера, который получает пространственно кодированные магнитные резонансы в области (14) формирования изображения;
множество твердотельных радиационных детекторов (50, 50', 50''), размещенных в или на корпусе сканера и скомпонованных так, чтобы детектировать гамма-лучи, излучаемые из области формирования изображения;
обработку (52, 54, 58, 60, 62) позитронно-эмиссионной томографии со способностью определения времени пролета (ПЭТ ВП), сконфигурированную, чтобы определять локализованные линии откликов на основании (i) местоположений, по существу, одновременных обнаружений гамма-лучей, выводимых твердотельными радиационными детекторами, и (ii) временного интервала между упомянутыми, по существу, одновременными обнаружениями гамма-лучей;
обработку (64) реконструкции позитронно-эмиссионной томографии со способностью определения времени пролета (ПЭТ ВП), сконфигурированную, чтобы реконструировать локализованные линии откликов, чтобы произвести изображение ПЭТ ВП; и
обработку (44) реконструкции магнитно-резонансной визуализации (МРВ), сконфигурированную, чтобы реконструировать полученные магнитные резонансы, чтобы произвести изображение МРВ.
сканер магнитно-резонансной визуализации, включающий в себя, по меньшей мере, главный магнит (20) и градиентные катушки (28) магнитного поля, размещенные в или на корпусе (12, 18) сканера, который получает пространственно кодированные магнитные резонансы в области (14) формирования изображения;
множество твердотельных радиационных детекторов (50, 50', 50''), размещенных в или на корпусе сканера и скомпонованных так, чтобы детектировать гамма-лучи, излучаемые из области формирования изображения;
обработку (52, 54, 58, 60, 62) позитронно-эмиссионной томографии со способностью определения времени пролета (ПЭТ ВП), сконфигурированную, чтобы определять локализованные линии откликов на основании (i) местоположений, по существу, одновременных обнаружений гамма-лучей, выводимых твердотельными радиационными детекторами, и (ii) временного интервала между упомянутыми, по существу, одновременными обнаружениями гамма-лучей;
обработку (64) реконструкции позитронно-эмиссионной томографии со способностью определения времени пролета (ПЭТ ВП), сконфигурированную, чтобы реконструировать локализованные линии откликов, чтобы произвести изображение ПЭТ ВП; и
обработку (44) реконструкции магнитно-резонансной визуализации (МРВ), сконфигурированную, чтобы реконструировать полученные магнитные резонансы, чтобы произвести изображение МРВ.
2. Система формирования изображения по п.1, в которой множество твердотельных детекторов включают в себя матрицу из кремниевых фотоумножителей.
3. Система формирования изображения по п.1, в которой твердотельные радиационные детекторы (50, 50', 50'') имеют временную разрешающую способность меньше одной наносекунды.
4. Система формирования изображения по п.1, в которой каждый твердотельный радиационный детектор (50, 50', 50'') включает в себя
один или более сцинтилляторов (74, 74а, 74b, 741, 742, 743), скомпонованных, чтобы поглощать гамма-лучи, излучаемые из области (14) формирования изображения; и
один или более кремниевых фотоумножителей (80, 80', 801, 802, 803), скомпонованных, чтобы детектировать свет, генерируемый одним или более сцинтилляторами, причем каждый кремниевый фотоумножитель включает в себя множество лавинных фотодиодов (90), смещенных в режиме Гейгера.
один или более сцинтилляторов (74, 74а, 74b, 741, 742, 743), скомпонованных, чтобы поглощать гамма-лучи, излучаемые из области (14) формирования изображения; и
один или более кремниевых фотоумножителей (80, 80', 801, 802, 803), скомпонованных, чтобы детектировать свет, генерируемый одним или более сцинтилляторами, причем каждый кремниевый фотоумножитель включает в себя множество лавинных фотодиодов (90), смещенных в режиме Гейгера.
5. Система формирования изображения по п.4, в которой лавинные фотодиоды (90) скомпонованы в группы, определяющие пиксели (82), причем каждый пиксель выводит аналоговый сигнал, соответствующий комбинации токов, проводимых группой лавинных фотодиодов, определяющих этот пиксель.
6. Система формирования изображения по п.4, в которой лавинные фотодиоды (90) скомпонованы в группы, определяющие пиксели (82), и кремниевый фотоумножитель (80, 80', 801, 802, 803) включает в себя
цифровую схему (100), связанную с каждым лавинным фотодиодом (90), причем в ответ на обнаружение фотона, связанным лавинным фотодиодом, цифровая схема выполняет цифровой переход;
пусковую схему (108, 110), связанную с каждым пикселем (82) и сконфигурированную, чтобы определять временной период интеграции в ответ на обнаружение фотонов лавинными фотодиодами (90) этого пикселя (82); и
цифровую считающую схему (104, 112), связанную с каждым пикселем (82), сконфигурированную, чтобы считать переходы цифровой схемы (100) этого пикселя (82) в течение временного периода интеграции.
цифровую схему (100), связанную с каждым лавинным фотодиодом (90), причем в ответ на обнаружение фотона, связанным лавинным фотодиодом, цифровая схема выполняет цифровой переход;
пусковую схему (108, 110), связанную с каждым пикселем (82) и сконфигурированную, чтобы определять временной период интеграции в ответ на обнаружение фотонов лавинными фотодиодами (90) этого пикселя (82); и
цифровую считающую схему (104, 112), связанную с каждым пикселем (82), сконфигурированную, чтобы считать переходы цифровой схемы (100) этого пикселя (82) в течение временного периода интеграции.
7. Система формирования изображения по п.1, в которой каждый твердотельный радиационный детектор (50', 50'') включает в себя
один или более наложенных друг на друга сцинтилляторов (74а, 74b, 741, 742, 743), скомпонованных, чтобы поглощать гамма-лучи, излучаемые из области (14) формирования изображения; и
один или более кремниевых фотоумножителей (80', 801, 802, 803), скомпонованных, чтобы детектировать свет, генерируемый множеством наложенных друг на друга сцинтилляторов;
причем обработка (52, 54, 58, 60, 62) ПЭТ ВП сконфигурирована, чтобы учитывать глубину взаимодействия, указываемую тем, какой из множества наложенных друг на друга сцинтилляторов выполнил обнаружение гамма-луча.
один или более наложенных друг на друга сцинтилляторов (74а, 74b, 741, 742, 743), скомпонованных, чтобы поглощать гамма-лучи, излучаемые из области (14) формирования изображения; и
один или более кремниевых фотоумножителей (80', 801, 802, 803), скомпонованных, чтобы детектировать свет, генерируемый множеством наложенных друг на друга сцинтилляторов;
причем обработка (52, 54, 58, 60, 62) ПЭТ ВП сконфигурирована, чтобы учитывать глубину взаимодействия, указываемую тем, какой из множества наложенных друг на друга сцинтилляторов выполнил обнаружение гамма-луча.
8. Система формирования изображения по п.7, в которой один или более кремниевых фотоумножителей (50'') включают в себя
кремниевый фотоумножитель (801, 802, 803), соответствующий каждому сцинтиллятору (741, 742, 743), который скомпонован, чтобы детектировать свет, генерируемый этим сцинтиллятором, и не детектировать свет, генерируемый другими сцинтилляторами, причем обработка (52, 54, 58, 60, 62) ПЭТ ВП сконфигурирована, чтобы определять глубину взаимодействия на основании того, какой из кремниевых фотоумножителей выполнил обнаружение гамма-луча.
кремниевый фотоумножитель (801, 802, 803), соответствующий каждому сцинтиллятору (741, 742, 743), который скомпонован, чтобы детектировать свет, генерируемый этим сцинтиллятором, и не детектировать свет, генерируемый другими сцинтилляторами, причем обработка (52, 54, 58, 60, 62) ПЭТ ВП сконфигурирована, чтобы определять глубину взаимодействия на основании того, какой из кремниевых фотоумножителей выполнил обнаружение гамма-луча.
9. Система формирования изображения по п.8, в которой, по меньшей мере, один из кремниевых фотоумножителей (801, 802) расположен между своим соответствующим сцинтиллятором (741, 742) и другим сцинтиллятором (742, 743) из наложенных друг на друга сцинтилляторов.
10. Система формирования изображения по п.7, в которой каждый из множества сцинтилляторов (74а, 74b) твердотельного радиационного детектора (50') имеет обнаруживаемые различные оптические характеристики, причем обработка (52, 54, 58, 60, 62) ПЭТ ВП сконфигурирована, чтобы определять глубину взаимодействия на основании детектированной оптической характеристики обнаружения гамма-луча.
11. Система формирования изображения по п.1, сверх того, включающая в себя
вентильную схему (120), предотвращающую обнаружение гамма-лучей, излучаемых из области (14) формирования изображения, когда работают градиентные катушки (28) магнитного поля.
вентильную схему (120), предотвращающую обнаружение гамма-лучей, излучаемых из области (14) формирования изображения, когда работают градиентные катушки (28) магнитного поля.
12. Система формирования изображения по п.1, дополнительно включающая в себя
вентильную схему (120, 122), которая выполняет мониторинг физиологического цикла и предоставляет возможность сбора магнитных резонансов в течение первой части физиологического цикла и обнаружения гамма-лучей, излучаемых из области формирования изображения, в течение второй части физиологического цикла.
вентильную схему (120, 122), которая выполняет мониторинг физиологического цикла и предоставляет возможность сбора магнитных резонансов в течение первой части физиологического цикла и обнаружения гамма-лучей, излучаемых из области формирования изображения, в течение второй части физиологического цикла.
13. Система формирования изображения по п.1, дополнительно включающая в себя
вентильную схему (120), которая ретроактивным образом управляет пропусканием, по меньшей мере, одной из обработки (64) реконструкции ПЭТ ВП и обработки (44) реконструкции МРВ на основании одного или более физиологических или визуальных параметров, наблюдаемых во время получения данных изображения.
вентильную схему (120), которая ретроактивным образом управляет пропусканием, по меньшей мере, одной из обработки (64) реконструкции ПЭТ ВП и обработки (44) реконструкции МРВ на основании одного или более физиологических или визуальных параметров, наблюдаемых во время получения данных изображения.
14. Система формирования изображения по п.1, в которой радиационные детекторы включают в себя
охлаждающую систему (24, 130), соединенную с возможностью теплопередачи с, по меньшей мере, одним из главного магнита (20) и градиентных катушек (28) магнитного поля, причем множество твердотельных радиационных детекторов (50, 50', 50'') также соединены с возможностью теплопередачи с системой охлаждения, чтобы охлаждать твердотельные радиационные детекторы.
охлаждающую систему (24, 130), соединенную с возможностью теплопередачи с, по меньшей мере, одним из главного магнита (20) и градиентных катушек (28) магнитного поля, причем множество твердотельных радиационных детекторов (50, 50', 50'') также соединены с возможностью теплопередачи с системой охлаждения, чтобы охлаждать твердотельные радиационные детекторы.
15. Система формирования изображения по п.1, дополнительно включающая в себя
процессор (70) обработки изображения после реконструкции, сконфигурированный, чтобы обрабатывать выбранное одно или оба из (i) изображения ПЭТ ВП и (ii) изображения МРВ.
процессор (70) обработки изображения после реконструкции, сконфигурированный, чтобы обрабатывать выбранное одно или оба из (i) изображения ПЭТ ВП и (ii) изображения МРВ.
16. Система формирования изображения по п.15, в которой процессор (70) обработки изображения после реконструкции сконфигурирован, чтобы накладывать друг на друга изображения ПЭТ ВП и МРВ.
17. Способ формирования изображения, содержащий этапы, на которых
из области (14) формирования изображения получают пространственно кодированные магнитные резонансы;
детектируют гамма-лучи, излучаемые из области формирования изображения;
определяют локализованные линии откликов на основании (i) местоположений обнаружений, по существу, одновременно детектированных гамма-лучей, и (ii) временного интервала между упомянутыми обнаружениями упомянутых, по существу, одновременно детектированных гамма-лучей;
реконструируют локализованные линии откликов, чтобы произвести изображение позитронно-эмиссионной томографии со способностью определения времени пролета (ПЭТ ВП); и
реконструируют полученные пространственно кодированные магнитные резонансы, чтобы произвести изображение магнитно-резонансной визуализации (МРВ).
из области (14) формирования изображения получают пространственно кодированные магнитные резонансы;
детектируют гамма-лучи, излучаемые из области формирования изображения;
определяют локализованные линии откликов на основании (i) местоположений обнаружений, по существу, одновременно детектированных гамма-лучей, и (ii) временного интервала между упомянутыми обнаружениями упомянутых, по существу, одновременно детектированных гамма-лучей;
реконструируют локализованные линии откликов, чтобы произвести изображение позитронно-эмиссионной томографии со способностью определения времени пролета (ПЭТ ВП); и
реконструируют полученные пространственно кодированные магнитные резонансы, чтобы произвести изображение магнитно-резонансной визуализации (МРВ).
18. Способ формирования изображения по п.17, в котором этап обнаружения гамма-лучей имеет временную разрешающую способность меньше одной наносекунды, и на этапе определения локализованных линий откликов локализуют линию откликов на интервале расстояния вдоль линии откликов, соответствующем примерно произведению скорости света на временную разрешающую способность обнаружения.
19. Способ формирования изображения по п.17, в котором этап обнаружения гамма-лучей включает в себя этапы, на которых
генерируют вспышку света, соответствующую каждому гамма-лучу; и цифровым образом считают фотоны вспышки света, используя
множество лавинных фотодиодов (90), взаимосвязанных цифровым образом.
генерируют вспышку света, соответствующую каждому гамма-лучу; и цифровым образом считают фотоны вспышки света, используя
множество лавинных фотодиодов (90), взаимосвязанных цифровым образом.
20. Способ формирования изображения по п.17, дополнительно включающий в себя этап, на котором
после реконструкции изображения выполняют обработку, по меньшей мере, одного из (i) изображения ПЭТ ВП и (ii) изображения МРВ, используя алгоритм обработки изображения после реконструкции, сконфигурированный, чтобы действовать либо на изображении ПЭТ, либо на изображении МРВ.
после реконструкции изображения выполняют обработку, по меньшей мере, одного из (i) изображения ПЭТ ВП и (ii) изображения МРВ, используя алгоритм обработки изображения после реконструкции, сконфигурированный, чтобы действовать либо на изображении ПЭТ, либо на изображении МРВ.
21. Система формирования изображения, содержащая
сканер магнитно-резонансной визуализации, включающий в себя, по меньшей мере, главный магнит (20) и градиентные катушки (28) магнитного поля, размещенные в или на корпусе (12, 18) сканера, который получает пространственно кодированные магнитные резонансы в области (14) формирования изображения;
множество твердотельных радиационных детекторов (50, 50', 50''), размещенных в или на корпусе сканера и скомпонованных так, чтобы детектировать гамма-лучи, излучаемые из области формирования изображения;
охлаждающую систему (24, 130), соединенную с возможностью теплопередачи с, по меньшей мере, одним из главного магнита (20) и градиентных катушек (28) магнитного поля, чтобы охлаждать, по меньшей мере, одно из главного магнита и градиентных катушек магнитного поля, причем упомянутая охлаждающая система дополнительно соединена с возможностью теплопередачи со множеством твердотельных радиационных детекторов (50, 50', 50''), чтобы охлаждать твердотельные радиационные детекторы;
обработку (52, 54, 58, 62) совпадения, сконфигурированную, чтобы детектировать линии откликов на основании местоположений, по существу, одновременных обнаружений гамма-лучей, выводимых твердотельными радиационными детекторами;
обработку реконструкции позитронно-эмиссионной томографии (ПЭТ), сконфигурированную, чтобы реконструировать линии откликов, чтобы произвести изображение ПЭТ; и
обработку (44) реконструкции магнитно-резонансной визуализации (МРВ), сконфигурированную, чтобы реконструировать полученные магнитные резонансы, чтобы произвести изображение МРВ.
сканер магнитно-резонансной визуализации, включающий в себя, по меньшей мере, главный магнит (20) и градиентные катушки (28) магнитного поля, размещенные в или на корпусе (12, 18) сканера, который получает пространственно кодированные магнитные резонансы в области (14) формирования изображения;
множество твердотельных радиационных детекторов (50, 50', 50''), размещенных в или на корпусе сканера и скомпонованных так, чтобы детектировать гамма-лучи, излучаемые из области формирования изображения;
охлаждающую систему (24, 130), соединенную с возможностью теплопередачи с, по меньшей мере, одним из главного магнита (20) и градиентных катушек (28) магнитного поля, чтобы охлаждать, по меньшей мере, одно из главного магнита и градиентных катушек магнитного поля, причем упомянутая охлаждающая система дополнительно соединена с возможностью теплопередачи со множеством твердотельных радиационных детекторов (50, 50', 50''), чтобы охлаждать твердотельные радиационные детекторы;
обработку (52, 54, 58, 62) совпадения, сконфигурированную, чтобы детектировать линии откликов на основании местоположений, по существу, одновременных обнаружений гамма-лучей, выводимых твердотельными радиационными детекторами;
обработку реконструкции позитронно-эмиссионной томографии (ПЭТ), сконфигурированную, чтобы реконструировать линии откликов, чтобы произвести изображение ПЭТ; и
обработку (44) реконструкции магнитно-резонансной визуализации (МРВ), сконфигурированную, чтобы реконструировать полученные магнитные резонансы, чтобы произвести изображение МРВ.
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US67403305P | 2005-04-22 | 2005-04-22 | |
| US60/674,033 | 2005-04-22 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2007143292A RU2007143292A (ru) | 2009-05-27 |
| RU2384866C2 true RU2384866C2 (ru) | 2010-03-20 |
Family
ID=36991292
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2007143292/28A RU2384866C2 (ru) | 2005-04-22 | 2006-03-28 | Сканер позитронно-эмиссионной томографии и магнитно-резонансной визуализации со способностью определения времени полета |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US7626389B2 (ru) |
| EP (1) | EP1875273B1 (ru) |
| JP (2) | JP5623700B2 (ru) |
| CN (1) | CN101163989B (ru) |
| AT (1) | ATE534045T1 (ru) |
| RU (1) | RU2384866C2 (ru) |
| WO (1) | WO2006111869A2 (ru) |
Cited By (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2567400C2 (ru) * | 2010-08-26 | 2015-11-10 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Пикселированное детекторное устройство |
| RU2575943C2 (ru) * | 2011-01-10 | 2016-02-27 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Получение данных компьютерной томографии (ст) |
| RU2577088C2 (ru) * | 2013-10-15 | 2016-03-10 | Федеральное Государственное Бюджетное Учреждение "Государственный Научный Центр Российской Федерации-Институт Физики Высоких Энергий" | Сцинтилляционный радиационно-стойкий детектор |
| RU2581721C2 (ru) * | 2010-12-13 | 2016-04-20 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Детектор излучения с фотодетекторами |
| RU2589723C2 (ru) * | 2010-09-30 | 2016-07-10 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Динамический фильтр для компьютерной томографии (ст) |
| RU2595796C2 (ru) * | 2011-12-02 | 2016-08-27 | Конинклейке Филипс Н.В. | Аппарат для обнаружения, содержащий два сцинтиллятора для обнаружения рентгеновского излучения |
| RU2605525C2 (ru) * | 2012-02-09 | 2016-12-20 | Конинклейке Филипс Н.В. | Устройство обнаружения данных для использования в комбинации с устройством mri |
| RU2608975C2 (ru) * | 2012-03-29 | 2017-01-30 | Конинклейке Филипс Н.В. | Способ магниторезонансной томографии (mri) для назначения индивидуальным пикселам или вокселам специфических для ткани значений ослабления позитронно-эмиссионной томографии (рет) |
| RU2608973C2 (ru) * | 2011-12-27 | 2017-01-30 | Конинклейке Филипс Н.В. | Установка тайлов для детекторов рет |
| RU2638098C1 (ru) * | 2014-06-23 | 2017-12-11 | Конинклейке Филипс Н.В. | Система вентиляции воздуха с радиочастотным экранированием для использования в системах магнитно-резонансной визуализации |
Families Citing this family (93)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1853161A4 (en) | 2004-12-29 | 2011-03-23 | Siemens Medical Solutions | COMBINED PET / MR SYSTEM AND APD-BASED PET DETECTOR FOR USE IN SIMULTANEOUS PET / MR PRESENTATION |
| BRPI0610720B1 (pt) | 2005-04-22 | 2018-01-16 | Koninklijke Philips N. V. | pixel detector para uso em conjunto com um cintilador que converte uma partícula de radiação para uma rajada de luz, detector de radiação, sistema de geração de imagem de tomografia por emissão de pósitron de duração de trajetória (tof-pet), 5 método executado em conjunto com um cintilador que converte uma partícula de radiação para uma rajada de luz, e detector de radiação que inclui um cintilador e circuitos |
| US8884239B2 (en) * | 2005-08-26 | 2014-11-11 | Koninklijke Philips N.V. | High resolution medical imaging detector |
| DE102006027417A1 (de) * | 2006-06-13 | 2007-12-20 | Siemens Ag | Sensorvorrichtung zum Betrieb in einem zeitveränderlichen Magnetfeld und Verfahren |
| DE102006036574A1 (de) * | 2006-08-04 | 2008-03-27 | Siemens Ag | Anschlusseinrichtung zum Verbinden einer Elektronik einer an einer Patientenliege angeordneten Kopfspule mit einem an der Patientenliege vorgesehenen Steckplatz |
| DE102006037047B4 (de) * | 2006-08-08 | 2009-02-12 | Siemens Ag | Detektionseinheit zur Anordnung innerhalb einer zylinderförmigen Patientenaufnahme einer Magnetresonanzanlage |
| DE102006045427A1 (de) * | 2006-09-26 | 2008-04-10 | Siemens Ag | Detektionseinheit zur Anordnung in einer Felderzeugungseinheit eines MR-Geräts |
| DE102006054542B4 (de) * | 2006-11-20 | 2012-12-06 | Siemens Ag | Vorrichtung zur überlagerten MRT- und PET-Bilddarstellung |
| WO2008064312A1 (en) | 2006-11-22 | 2008-05-29 | The General Hospital Corporation | Motion correction of pet images using navigator data acquired with an mri system |
| DE102006061078A1 (de) * | 2006-12-22 | 2008-07-17 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb einer hybriden medizinischen Bildgebungseinheit, umfassend eine erste Bildgebungseinrichtung mit hoher Ortsauflösung und eine zweite nuklearmedizinische Bildgebungseinrichtung mit hoher Sensitivität |
| DE102006061320B4 (de) * | 2006-12-22 | 2017-08-31 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren zum Betrieb einer hybriden medizinischen Bildgebungseinheit, umfassend einer erste Bildgebungseinrichtung mit hoher Ortsauflösung und eine zweite nuklearmedizinische Bildgebungseinrichtung mit hoher Sensitivität |
| US7667457B2 (en) * | 2006-12-22 | 2010-02-23 | General Electric Co. | System and apparatus for detecting gamma rays in a PET/MRI scanner |
| JP2010515517A (ja) | 2007-01-11 | 2010-05-13 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 同時的ｐｅｔ及びｍｒイメージングのためのｐｅｔ／ｍｒスキャナ |
| DE102007009180B4 (de) * | 2007-02-26 | 2017-05-18 | Siemens Healthcare Gmbh | Kombinationstomograph |
| CN101688908B (zh) | 2007-04-04 | 2014-02-12 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 分离式梯度线圈及使用该梯度线圈的pet/mri混合系统 |
| US7768261B2 (en) * | 2007-04-27 | 2010-08-03 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Apparatus and method for image alignment for combined positron emission tomography (PET) and magnetic resonance imaging (MRI) scanner |
| CN101675355B (zh) | 2007-05-04 | 2017-04-19 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 具有对由mr线圈导致的辐射吸收进行校正的混合mr/pet |
| CN101680953B (zh) * | 2007-05-16 | 2014-08-13 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 虚拟pet探测器和用于pet的准像素化读出方案 |
| DE102007023657B4 (de) * | 2007-05-22 | 2014-03-20 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Datenaufnahme bei einer funktionellen Gehirnuntersuchung mit einem kombinierten Magnetresonanz-PET-Gerät |
| CN101688894B (zh) | 2007-06-25 | 2014-01-29 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 光电检测器、光电检测设备和光电检测方法 |
| WO2009004521A2 (en) * | 2007-07-02 | 2009-01-08 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Thermally stabilized pet detector for hybrid pet-mr system |
| WO2009013650A2 (en) | 2007-07-25 | 2009-01-29 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Mr/pet imaging systems |
| WO2009019659A2 (en) | 2007-08-08 | 2009-02-12 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Silicon photomultiplier readout circuitry |
| EP2176686B1 (en) | 2007-08-08 | 2014-05-21 | Koninklijke Philips N.V. | Silicon photomultiplier trigger network |
| GB2451678A (en) | 2007-08-10 | 2009-02-11 | Sensl Technologies Ltd | Silicon photomultiplier circuitry for minimal onset and recovery times |
| CN101779145B (zh) | 2007-08-22 | 2017-11-21 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 一种辐射探测方法 |
| US9316752B2 (en) | 2007-09-24 | 2016-04-19 | Koninklijke Philips N.V. | Preclinical time of flight imaging |
| JP5302326B2 (ja) * | 2007-11-09 | 2013-10-02 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Ｍｒ−ｐｅｔ周期運動ゲーティング及び補正 |
| JP5475686B2 (ja) | 2008-01-15 | 2014-04-16 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | ソリッドステート放射線検出器 |
| JP5390539B2 (ja) * | 2008-02-25 | 2014-01-15 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 放射線検出器に対する等角面のバックボーン |
| CN101978289B (zh) | 2008-03-19 | 2014-07-30 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 单光子辐射探测器 |
| JP5775815B2 (ja) * | 2008-07-09 | 2015-09-09 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 複合分子ｍｒｉ及びダイナミックｐｅｔイメージングのための生理学的薬物動態解析 |
| RU2503974C2 (ru) * | 2008-10-07 | 2014-01-10 | Конинклейке Филипс Электроникс, Н.В. | Оболочка для гигроскопического сцинтилляционного кристалла для ядерного построения изображений |
| 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. |
| US8071949B2 (en) * | 2009-01-23 | 2011-12-06 | Jefferson Science Associates, Llc | High-resolution single photon planar and spect imaging of brain and neck employing a system of two co-registered opposed gamma imaging heads |
| US7952355B2 (en) * | 2009-01-30 | 2011-05-31 | General Electric Company | Apparatus and method for reconstructing an MR image |
| US8467848B2 (en) * | 2009-02-17 | 2013-06-18 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Big bore PET/MR system |
| JP5322277B2 (ja) * | 2009-03-16 | 2013-10-23 | 日立金属株式会社 | Ｐｅｔ／ｍｒｉ一体型装置 |
| US8481947B2 (en) * | 2009-09-29 | 2013-07-09 | Tilahun Woldeselassie Woldemichael | Method and system for nuclear imaging using multi-zone detector architecture |
| WO2012016198A2 (en) | 2010-07-30 | 2012-02-02 | Pulsetor, Llc | Electron detector including an intimately-coupled scintillator-photomultiplier combination, and electron microscope and x-ray detector employing same |
| US9134392B2 (en) * | 2010-10-12 | 2015-09-15 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Dual imaging acquisition using common time-base frequency |
| WO2012056504A1 (ja) * | 2010-10-25 | 2012-05-03 | 独立行政法人放射線医学総合研究所 | Ｐｅｔ／ｍｒｉ一体型装置 |
| JP5789861B2 (ja) * | 2010-11-01 | 2015-10-07 | 国立研究開発法人放射線医学総合研究所 | Ｐｅｔ−ｍｒｉ装置 |
| CN102565844B (zh) * | 2010-12-29 | 2016-02-10 | 兰州海默科技股份有限公司 | 多相流的正电子断层成像装置及方法 |
| WO2012093730A1 (ja) * | 2011-01-06 | 2012-07-12 | 株式会社東芝 | Ｐｅｔ－ｍｒｉ装置 |
| JP5750685B2 (ja) * | 2011-01-11 | 2015-07-22 | 国立研究開発法人放射線医学総合研究所 | Ｐｅｔ装置及びｐｅｔ−ｍｒｉ装置 |
| RU2589468C2 (ru) | 2011-04-05 | 2016-07-10 | Конинклейке Филипс Н.В. | Матрица детекторов с аналого-цифровым преобразованием времени, имеющая повышенную временную точность |
| US9322929B2 (en) * | 2011-04-21 | 2016-04-26 | Kabushiki Kaisha Toshiba | PET imaging system including detector elements of different design and performance |
| EP2707751A2 (en) * | 2011-05-10 | 2014-03-19 | Eberhard-Karls-Universität Tübingen Universitätsklinikum | Gamma detector based on geigermode avalanche photodiodes |
| US8969813B2 (en) * | 2011-06-08 | 2015-03-03 | Baker Hughes Incorporated | Apparatuses and methods for detection of radiation including neutrons and gamma rays |
| US20140107476A1 (en) * | 2011-06-16 | 2014-04-17 | Koninklijke Philips N.V. | Spatial sampling improvement for list-mode pet acquisition using planned table/gantry movement |
| JP5808592B2 (ja) * | 2011-07-04 | 2015-11-10 | 浜松ホトニクス株式会社 | 基準電圧決定方法及び推奨動作電圧決定方法 |
| WO2013018006A1 (en) * | 2011-08-03 | 2013-02-07 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Position-sensitive readout modes for digital silicon photomultiplier arrays |
| US8581188B2 (en) | 2011-08-05 | 2013-11-12 | Pulsetor, Llc | Electron detector including one or more intimately-coupled scintillator-photomultiplier combinations, and electron microscope employing same |
| WO2013050941A2 (en) * | 2011-10-06 | 2013-04-11 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Data-driven optimization of event acceptance/rejection logic |
| US9645252B2 (en) | 2011-12-28 | 2017-05-09 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Method to extract photon depth-of interaction and arrival time within a positron emission tomography detector |
| US8736008B2 (en) | 2012-01-04 | 2014-05-27 | General Electric Company | Photodiode array and methods of fabrication |
| US9488602B2 (en) * | 2012-01-13 | 2016-11-08 | National Institutes For Quantum And Radiological Science And Technology | Radioactive substance detection device, radiation source location visibility system, and radioactive substance detection method |
| US9291725B2 (en) * | 2012-05-16 | 2016-03-22 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Random coincidence reduction in positron emission tomography using tangential time-of-flight mask |
| CN103926545B (zh) * | 2013-01-10 | 2017-09-19 | 西门子(深圳)磁共振有限公司 | 一种发射天线选择器和磁共振成像系统 |
| KR102026737B1 (ko) | 2013-01-25 | 2019-09-30 | 삼성전자주식회사 | 영상 생성 장치 및 방법 |
| CN103961127B (zh) * | 2013-02-05 | 2017-04-12 | 苏州瑞派宁科技有限公司 | 应用适应性的pet探测结构及系统 |
| US9405023B2 (en) * | 2013-02-12 | 2016-08-02 | General Electric Company | Method and apparatus for interfacing with an array of photodetectors |
| WO2014180487A1 (en) * | 2013-05-07 | 2014-11-13 | Cern - European Organization For Nuclear Research | A detector configuration with semiconductor photomultiplier strips and differential readout |
| WO2015022660A2 (en) | 2013-08-15 | 2015-02-19 | Koninklijke Philips N.V. | System for simultaneous pet/mr imaging |
| PL228483B1 (pl) * | 2013-08-30 | 2018-04-30 | Univ Jagiellonski | Tomograf hybrydowy TOF-PET/ MRI |
| PL227661B1 (pl) | 2013-08-30 | 2018-01-31 | Uniwersytet Jagiellonski | Sposób wyznaczania parametrów miejsca reakcji kwantu gamma w detektorze scyntylacyjnym tomografu PET i układ do wyznaczania parametrów miejsca reakcji kwantu gamma w detektorze scyntylacyjnym tomografu PET |
| JP6113919B2 (ja) * | 2013-10-17 | 2017-04-12 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 放射線治療装置と放射線検出システムを伴う医療機器 |
| CN106104291B (zh) * | 2014-03-13 | 2020-06-16 | 皇家飞利浦有限公司 | 具有电子剂量计的磁共振天线 |
| CN106165399B (zh) | 2014-04-07 | 2019-08-20 | 三星电子株式会社 | 高分辨率、高帧率、低功率的图像传感器 |
| US9274247B1 (en) * | 2014-05-28 | 2016-03-01 | Ronan Engineering Company | High resolution density measurement profiler using silicon photomultiplier sensors |
| CN105326504A (zh) * | 2014-06-05 | 2016-02-17 | 北京大基康明医疗设备有限公司 | Mri-pet头部分子影像线圈和mri-pet头部分子影像系统 |
| US9606245B1 (en) | 2015-03-24 | 2017-03-28 | The Research Foundation For The State University Of New York | Autonomous gamma, X-ray, and particle detector |
| PL228003B1 (pl) * | 2015-07-16 | 2018-02-28 | Univ Jagielloński | Wkład tomograficzny TOF -PET |
| CN109196332B (zh) | 2016-01-05 | 2021-09-07 | 得克萨斯大学体系董事会 | 用于光学发射检测的装置和方法 |
| GB201604246D0 (en) * | 2016-03-11 | 2016-04-27 | Univ Hull | Radioactivity detection |
| US10132891B2 (en) * | 2016-09-16 | 2018-11-20 | General Electric Company | System and method for attenuation correction of a surface coil in a PET-MRI system |
| CN106353786B (zh) | 2016-09-30 | 2019-06-28 | 上海联影医疗科技有限公司 | 正电子发射断层成像系统飞行时间性能检测方法及装置 |
| US11076790B2 (en) | 2016-09-30 | 2021-08-03 | National University Corporation Tokyo Medical And Dental University | Biological information measuring apparatus |
| US9910161B1 (en) * | 2017-04-27 | 2018-03-06 | Shimadzu Corporation | Radiation detector |
| US11073628B2 (en) * | 2017-05-04 | 2021-07-27 | Koninklijke Philips N.V. | Positron emission tomography (PET) timing calibration using coincidences involving high-energy cascade gamma from prompt-gamma positron emitters |
| US10282871B2 (en) | 2017-07-10 | 2019-05-07 | Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. | Systems and methods for pet image reconstruction |
| US10410383B2 (en) * | 2017-08-26 | 2019-09-10 | Uih America, Inc. | System and method for image data processing in positron emission tomography |
| EP3701290A4 (en) | 2017-10-24 | 2021-08-18 | Saint-Gobain Ceramics & Plastics Inc. | RADIATION DETECTION DEVICE INCLUDING AN ANALYZER INSIDE A BOX |
| US10267931B1 (en) * | 2018-02-06 | 2019-04-23 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Radiation detector capable of measuring depth-of-interaction |
| US11607129B2 (en) * | 2018-06-11 | 2023-03-21 | West Virginia University | Combined positron emission tomography (PET)-electron paramagnetic resonance (EPR) imaging device |
| JP7100549B2 (ja) * | 2018-09-25 | 2022-07-13 | 浜松ホトニクス株式会社 | 高エネルギ線検出器および断層画像取得装置 |
| CN109613593B (zh) * | 2018-11-26 | 2020-10-20 | 北京永新医疗设备有限公司 | 伽马光子作用位置抽样方法、装置、电子设备及存储介质 |
| WO2020113167A1 (en) * | 2018-11-30 | 2020-06-04 | Saint-Gobain Ceramics & Plastics, Inc. | Radiation detection apparatus having a reflector |
| IT201900010638A1 (it) * | 2019-07-02 | 2021-01-02 | St Microelectronics Srl | Rilevatore di radiazione a scintillatore e dosimetro corrispondente |
| EP3835829A1 (en) * | 2019-12-09 | 2021-06-16 | Koninklijke Philips N.V. | X-ray detector |
| US20220265237A1 (en) * | 2020-01-14 | 2022-08-25 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Live Display f PET Image Data |
| US11880986B2 (en) * | 2021-06-09 | 2024-01-23 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Gantry alignment of a medical scanner |
Family Cites Families (26)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3208178A1 (de) | 1982-03-06 | 1983-09-08 | Max Planck Gesellschaft zur Förderung der Wissenschaften e.V., 3400 Göttingen | Positronen-emissions-tomograph |
| JPS60105982A (ja) | 1983-11-15 | 1985-06-11 | Sumitomo Heavy Ind Ltd | ポジトロンカメラ |
| JPH02105641A (ja) | 1988-10-13 | 1990-04-18 | Sony Corp | 送受信機 |
| US4939464A (en) * | 1989-07-11 | 1990-07-03 | Intermagnetics General Corporation | NMR-PET scanner apparatus |
| JP2907963B2 (ja) * | 1990-06-21 | 1999-06-21 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴モニタリング治療装置 |
| JPH06347555A (ja) * | 1993-06-10 | 1994-12-22 | Hamamatsu Photonics Kk | ポジトロンイメージング装置 |
| JP3501168B2 (ja) * | 1993-12-27 | 2004-03-02 | 株式会社日立メディコ | スピン共鳴を用いた検査装置 |
| DE19811360A1 (de) * | 1997-04-11 | 1998-10-15 | Gen Electric | Retrospektives Anordnen von in Segmente geteilten Magnetresonanz-Abbildungs-Herzdaten unter Verwendung einer Herzphase |
| 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 |
| US6490476B1 (en) | 1999-10-14 | 2002-12-03 | Cti Pet Systems, Inc. | Combined PET and X-ray CT tomograph and method for using same |
| GB0115742D0 (en) | 2001-06-28 | 2001-08-22 | Univ Cambridge Tech | Combined pet-mri apparatus |
| US6946841B2 (en) * | 2001-08-17 | 2005-09-20 | Igor Rubashov | Apparatus for combined nuclear imaging and magnetic resonance imaging, and method thereof |
| US7818047B2 (en) * | 2001-11-09 | 2010-10-19 | Nova R&D, Inc. | X-ray and gamma ray detector readout system |
| JP3779596B2 (ja) * | 2001-11-16 | 2006-05-31 | 独立行政法人科学技術振興機構 | ポジトロンエミッショントモグラフィ装置 |
| US20030128801A1 (en) * | 2002-01-07 | 2003-07-10 | Multi-Dimensional Imaging, Inc. | Multi-modality apparatus for dynamic anatomical, physiological and molecular imaging |
| JP4177165B2 (ja) * | 2003-05-09 | 2008-11-05 | 株式会社東芝 | Ｍｒｉ装置 |
| JP2004349953A (ja) * | 2003-05-21 | 2004-12-09 | Konica Minolta Business Technologies Inc | アナログ信号処理装置 |
| CN100401097C (zh) * | 2003-06-16 | 2008-07-09 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 检测事件的时间分辨记录的检测器及相关方法和成像设备 |
| US20070096031A1 (en) | 2003-06-19 | 2007-05-03 | Ideas As | Modular radiation detector with scintillators and semiconductor photodiodes and integrated readout and method for assembly thereof |
| CN100434933C (zh) * | 2003-08-25 | 2008-11-19 | 斯特拉化学株式会社 | 闪烁体与放射线检测器以及放射线检查装置 |
| JP2005102713A (ja) * | 2003-09-26 | 2005-04-21 | Hitachi Medical Corp | 画像表示システム |
| US7286867B2 (en) | 2003-10-16 | 2007-10-23 | Brookhaven Science Associates, Llc | Combined PET/MRI scanner |
| US7126126B2 (en) | 2003-10-16 | 2006-10-24 | Brookhaven Science Associates, Llc | Compact conscious animal positron emission tomography scanner |
| EP1853161A4 (en) | 2004-12-29 | 2011-03-23 | Siemens Medical Solutions | COMBINED PET / MR SYSTEM AND APD-BASED PET DETECTOR FOR USE IN SIMULTANEOUS PET / MR PRESENTATION |
| DE102005015070B4 (de) | 2005-04-01 | 2017-02-02 | Siemens Healthcare Gmbh | Kombiniertes Positronen-Emissions-Tomographie-und Magnetresonanz-Tomographie-Gerät |
| US7835782B2 (en) | 2005-04-29 | 2010-11-16 | The Regents Of The University Of California | Integrated PET-MRI scanner |
-
2006
- 2006-03-28 WO PCT/IB2006/050944 patent/WO2006111869A2/en active Application Filing
- 2006-03-28 US US11/911,831 patent/US7626389B2/en active Active
- 2006-03-28 EP EP06727761A patent/EP1875273B1/en active Active
- 2006-03-28 AT AT06727761T patent/ATE534045T1/de active
- 2006-03-28 JP JP2008507205A patent/JP5623700B2/ja active Active
- 2006-03-28 RU RU2007143292/28A patent/RU2384866C2/ru active
- 2006-03-28 CN CN200680013425XA patent/CN101163989B/zh active Active
-
2013
- 2013-03-08 JP JP2013046889A patent/JP6088297B2/ja active Active
Cited By (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2567400C2 (ru) * | 2010-08-26 | 2015-11-10 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Пикселированное детекторное устройство |
| RU2589723C2 (ru) * | 2010-09-30 | 2016-07-10 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Динамический фильтр для компьютерной томографии (ст) |
| RU2581721C2 (ru) * | 2010-12-13 | 2016-04-20 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Детектор излучения с фотодетекторами |
| RU2575943C2 (ru) * | 2011-01-10 | 2016-02-27 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Получение данных компьютерной томографии (ст) |
| RU2595796C2 (ru) * | 2011-12-02 | 2016-08-27 | Конинклейке Филипс Н.В. | Аппарат для обнаружения, содержащий два сцинтиллятора для обнаружения рентгеновского излучения |
| RU2608973C2 (ru) * | 2011-12-27 | 2017-01-30 | Конинклейке Филипс Н.В. | Установка тайлов для детекторов рет |
| RU2605525C2 (ru) * | 2012-02-09 | 2016-12-20 | Конинклейке Филипс Н.В. | Устройство обнаружения данных для использования в комбинации с устройством mri |
| RU2608975C2 (ru) * | 2012-03-29 | 2017-01-30 | Конинклейке Филипс Н.В. | Способ магниторезонансной томографии (mri) для назначения индивидуальным пикселам или вокселам специфических для ткани значений ослабления позитронно-эмиссионной томографии (рет) |
| RU2577088C2 (ru) * | 2013-10-15 | 2016-03-10 | Федеральное Государственное Бюджетное Учреждение "Государственный Научный Центр Российской Федерации-Институт Физики Высоких Энергий" | Сцинтилляционный радиационно-стойкий детектор |
| RU2638098C1 (ru) * | 2014-06-23 | 2017-12-11 | Конинклейке Филипс Н.В. | Система вентиляции воздуха с радиочастотным экранированием для использования в системах магнитно-резонансной визуализации |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2013152232A (ja) | 2013-08-08 |
| US20080284428A1 (en) | 2008-11-20 |
| WO2006111869A2 (en) | 2006-10-26 |
| RU2007143292A (ru) | 2009-05-27 |
| WO2006111869A3 (en) | 2006-12-07 |
| CN101163989B (zh) | 2013-04-10 |
| ATE534045T1 (de) | 2011-12-15 |
| US7626389B2 (en) | 2009-12-01 |
| EP1875273A2 (en) | 2008-01-09 |
| JP6088297B2 (ja) | 2017-03-01 |
| JP5623700B2 (ja) | 2014-11-12 |
| CN101163989A (zh) | 2008-04-16 |
| EP1875273B1 (en) | 2011-11-16 |
| JP2008536600A (ja) | 2008-09-11 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| RU2384866C2 (ru) | Сканер позитронно-эмиссионной томографии и магнитно-резонансной визуализации со способностью определения времени полета | |
| Grazioso et al. | APD-based PET detector for simultaneous PET/MR imaging | |
| CA2592685C (en) | Combined pet/mr imaging system and apd-based pet detector for use in simultaneous pet/mr imaging | |
| Cabello et al. | Advances in PET/MR instrumentation and image reconstruction | |
| EP2399143B1 (en) | Big bore pet/mr system | |
| US20110270078A1 (en) | Methods and systems of combining magnetic resonance and nuclear imaging | |
| Peng et al. | New shielding configurations for a simultaneous PET/MRI scanner at 7T | |
| Zaidi et al. | Advances in multimodality molecular imaging | |
| Vaska et al. | The state of instrumentation for combined positron emission tomography and magnetic resonance imaging | |
| Schaart et al. | Achieving 10 ps coincidence time resolution in TOF‐PET is an impossible dream | |
| Jung et al. | Development of brain PET using GAPD arrays | |
| Yamamoto et al. | A block detector for a multislice, depth-of-interaction MR-compatible PET | |
| Wu et al. | PET performance evaluation of an MR-compatible PET insert | |
| US20120035465A1 (en) | Methods and systems of combining magnetic resonance and nuclear imaging | |
| Schug et al. | ToF performance evaluation of PET modules with digital silicon photomultiplier technology during MR operation | |
| US20170329021A1 (en) | System and method for combining detector signals | |
| Lee et al. | PET system technology designs for achieving simultaneous PET/MRI | |
| Yamamoto et al. | Development of an optical fiber-based MR compatible gamma camera for SPECT/MRI systems | |
| CN110584693A (zh) | 双模态成像方法、装置和系统 | |
| Delso et al. | PET/MR system design | |
| Kang et al. | Multi Imaging Devices: PET/MRI | |
| Chang | Radio-Frequency Penetrable Positron Emission Tomography (PET) Insert for Simultaneous PET and Magnetic Resonance Imaging | |
| Kemp | PET Physics and Instrumentation | |
| Zanzonico | Instrumentation for Positron Emission Tomography | |
| Oehr et al. | Physical principles, dedicated/coincidence PET |