專利名稱：混合pet/mr成像系統(tǒng)的制作方法
混合PET/MR成像系統(tǒng)
本申請涉及醫(yī)學成像技術，具體涉及組合磁共振(MR)和正電子發(fā)射 斷層攝影(PET)成像系統(tǒng)，并且在下文中具體參考其而描述。接下來， 更通常^1涉及將MR成像模態(tài)與采用激發(fā)粒子的模態(tài)相組合的成像系統(tǒng)， 所述采用激發(fā)粒子的模態(tài)諸如前述的PET模態(tài)、單光子發(fā)射計算機斷層攝 影(SPECT)模態(tài)、透射式計算機斷層攝影(CT)模態(tài)、放射療法模態(tài)等。
在混合成像系統(tǒng)中，將兩個或多個醫(yī)學成像模態(tài)集成到相同的設施或 房間，或者甚至集成到相同的臺架上?；旌铣上裣到y(tǒng)使醫(yī)務人員能夠?qū)⒏?構成模態(tài)的優(yōu)勢進行組合以獲取關于患者的更為有用的信息。如與通過分 開的、獨立的成像系統(tǒng)獲取這樣的圖像相比的，混合成像系統(tǒng)也可以使根 據(jù)各構成模態(tài)從空間上和時間上記錄圖像更為容易。獨立的成像系統(tǒng)在各 項研究之間具有較長的滯后時間，且各項研究之間難以最低限度地打擾患 者。
混合成像系統(tǒng)的優(yōu)勢已經(jīng)得到商業(yè)化實現(xiàn)。例如，從Philips Medical Systems, Eindhoven, The Netherlands獲得的Precedence SPECT/CT系統(tǒng)提 供了 CT掃描器和用于SPECT成像的伽瑪攝像頭。后者包括安裝在沿該系 統(tǒng)的患者端從CT臺架偏置的機器臂上的兩個輻射探測器頭。使用延伸的 患者床以允許患者的足夠的軸向移動。從而，通過對CT臺架或空間分離 的伽瑪攝像頭的有限修改，就可以獲得CT和SPECT成像能力這兩者。類 似地，同樣從Philips Medical Systems, Eindhoven, The Netherlands獲得的 Gemini PET/CT系統(tǒng)提供了 PET和CT成像模態(tài)兩者。
然而，包括磁共振(MR)掃描器和采用高能粒子或光子(諸如SPECT 或PET)的第二模態(tài)成像系統(tǒng)的混合成像系統(tǒng)的構造卻是個挑戰(zhàn)。在典型 的磁共振成像設施中，磁共振掃描器位于由圍繞Faraday籠型射頻屏蔽創(chuàng)建 的特別設計的射頻隔離空間中。該射頻隔離空間保護敏感的磁共振檢測系 統(tǒng)免受外部的射頻干擾。此外，該射頻(RF)屏蔽有助于減少從MR掃描 器的RF發(fā)射線圈到掃描器房間外部環(huán)境的射頻發(fā)射。問題在于，用于PET掃描器或探測高能粒子或光子的其他成像系統(tǒng)中的輻射探測器的電子器件 典型地產(chǎn)生高水平的射頻干擾。相反地，由磁共振掃描器產(chǎn)生的磁場扭曲
PET掃描器中使用的光子探測器的響應。因此，當考慮到在相同房間內(nèi)緊 密接近地放置這二者時，在磁共振掃描器和探測高能粒子或光子的成像系 統(tǒng)之間存在固有的實際不相容性。
Cho等人的U.S.公開申請No. 2006/0052685中，提出了通過將PET掃
描器設置在包含磁共振掃描器的射頻隔離空間外部來克服這種固有的不相 容性。不幸地，這種方法損害了混合MR/PET系統(tǒng)的許多優(yōu)勢?；颊弑仨?通過在包含MR掃描器的射頻隔離房間的墻壁上的百葉窗型(shutter-type) 開口在MR和PET系統(tǒng)之間進行轉(zhuǎn)移。醫(yī)務人員必須在包含PET掃描器的 房間和包含MR掃描器的射頻隔離房間中來回移動。Cho等人的系統(tǒng)包括 用于在位于分開房間中的MR和PET掃描器之間轉(zhuǎn)移患者的長軌道系統(tǒng)。 患者可能會感到這樣長距離的轉(zhuǎn)移是不舒適的，并且在這樣的長距離轉(zhuǎn)移 中患者的移位或其他移動可能在由MR和PET獲取的圖像中引入空間配準 誤差。另外，在通過長軌道距離轉(zhuǎn)移磁共振成像中使用的局部線圈的時候 也可能出現(xiàn)困難。
所提出的另一種方法是將PET輻射探測器集成到磁共振掃描器的臺架 中。有人提議通過輻射探測器在磁場的零值點處的明智定位，可以減少PET 輻射探測器上的雜散磁場的作用。然而，這種方法并沒有解決來自于干擾 磁共振探測系統(tǒng)的輻射探測器的射頻干擾的問題。此外，集成的PET輻射 探測器占用了MR掃描器中的寶貴的膛(bore)空間。
在Hammer的U.S.專利No. 4，939，464中公開了該集成方法的一種變形， 其僅僅將PET掃描器的閃爍體集成到磁共振掃描器中。輻射探測事件產(chǎn)生 的閃爍光由光纖捕捉并傳輸至PET系統(tǒng)的遠程光學探測器。該方法減少了， 但是并沒有消除，PET組件對MR膛空間的使用，并且額外地引入了由于 大范圍的光纖光耦合系統(tǒng)中的光學損失而導致的PET系統(tǒng)中的敏感性問 題。此外，盡管遠程地布置光探測電子器件是有利的，但是一些類型的閃 爍晶體顯示出仍能夠產(chǎn)生實質(zhì)性射頻干擾的自發(fā)放射性。
現(xiàn)有的混合方法的一個缺點是這些方法并不利于對現(xiàn)有的磁共振掃描 器進行改裝。Cho等人的方法需要PET掃描器的房間位于適當?shù)亟咏殴舱駫呙杵鞯纳漕l隔離房間的位置，并且還需要在獨立的墻壁上開鑿通路并
增加復雜的和大體積的軌道系統(tǒng)以對位于分開房間中的PET和MR掃描器 進行耦合。將PET輻射探測器集成到MR掃描器膛的方法類似地增加了改 裝過程的復雜性，并且在一些現(xiàn)有的MR掃描器中可能無法操作。
根據(jù)一方面，公開了一種混合成像系統(tǒng)，所述混合成像系統(tǒng)包括磁共 振掃描器和與所述磁共振掃描器設置在同一射頻隔離空間中的第二模態(tài)成 像系統(tǒng)。第二模態(tài)成像系統(tǒng)包括配置為用于探測高能粒子和高能光子中的 至少一種的輻射探測器。
根據(jù)另一方面,公開了一種混合成像系統(tǒng)，其包括磁共振掃描器； 與所述磁共振掃描器設置于同一射頻隔離空間中的第二模態(tài)成像系統(tǒng)；以 及與磁共振掃描器和第二模態(tài)成像系統(tǒng)中的一種一起設置的勻場線圈，并 且所述勻場線圈配置為(i)補償由于第二模態(tài)成像系統(tǒng)的接近所產(chǎn)生的磁 共振掃描器的靜態(tài)磁場的扭曲，以及(ii)在第二模態(tài)成像系統(tǒng)中產(chǎn)生補償 磁場(Bs)。
根據(jù)另一方面，公開一種成像系統(tǒng)，其包括射頻隔離空間；磁共振 掃描器；以及配置為對磁共振掃描器的靜態(tài)磁場進行勻場的可切換磁墊片。 可切換磁墊片至少具有第一切換設置和第二切換設置，所述第一切換設置 以處于第一位置的設置在所述射頻隔離空間中的磁場變更鐵磁性對象對所 述靜態(tài)磁場進行勻場，所述第二切換設置以處于第二位置的設置在所述射 頻隔離空間中的磁場變更鐵磁性對象對所述靜態(tài)磁場進行勻場。。
根裾另一方面，公開了一種成像系統(tǒng)，其包括包括了輻射探測器的 正電子發(fā)射斷層攝影(PET)掃描器；以及屏蔽線圈，將所述屏蔽線圈配 置為可被電激發(fā)而產(chǎn)生用來減少輻射探測器感受到的磁場的補償磁場。
根據(jù)另一方面，公開了一種改裝方法，包括將第二模態(tài)成像系統(tǒng)設 置在包含磁共振掃描器的射頻隔離房間內(nèi)；以及提供與磁共振掃描器一起 設置的、與第二模態(tài)成像系統(tǒng)一起設置的、或者在第二模態(tài)成像系統(tǒng)和磁 共振掃描器之間設置的電屏蔽和磁屏蔽中至少的一種以減少第二模態(tài)成像 系統(tǒng)和磁共振掃描器之間的相互作用。
一個優(yōu)勢在于通過將磁共振成像能力與PET或其它第二模態(tài)成像能力集成到設置在一房間內(nèi)的單一混合成像系統(tǒng)中而提高工作流程效率。
另一個優(yōu)勢在于允許包含與磁共振掃描器接近的第二模態(tài)成像系統(tǒng)而
不引入磁共振成像的伴隨退化。
另一個優(yōu)勢在于允許包含與磁共振掃描器接近的第二模態(tài)成像系統(tǒng)而
不引入第二模態(tài)成像的伴隨退化。
另一優(yōu)勢在于允許有效率并且有實效的對與第二模態(tài)成像系統(tǒng)一起封
閉于射頻隔離房間中的現(xiàn)存磁共振系統(tǒng)進行改裝。
另一優(yōu)勢在于允許在PET或其它第二模態(tài)成像之前進行磁共振掃描， 或者相反，而除了進行小范圍平移運動以外不打擾對象。
在閱讀和理解以下詳細描述的基礎上本領域技術人員將會意識到本發(fā) 明更多的優(yōu)勢。
本發(fā)明可以由各組件和組件的布置，以及由各步驟和步驟的排列組成。 附圖僅僅是用于說明優(yōu)選實施例而不應將其理解為對本發(fā)明的限制。

圖1-5示意性地描述了示例性腦成像期間(brain imaging session)的各 階段中的混合成像系統(tǒng)，包括用于連接在腦成像期間的磁共振成像部分中 使用的局部頭部線圈的兩個備選射頻電纜布置的示意性描述
圖l示意性地描述了在患者載入過程中的混合成像系統(tǒng)；
圖2示意性地描述了患者臺被舉起到與各構成成像系統(tǒng)對準的混合成 像系統(tǒng)，但第二模態(tài)成像系統(tǒng)在其較不接近的位置；
圖3示意性地描述了第二模態(tài)成像系統(tǒng)被移動至其較為接近位置的混 合成像系統(tǒng)，并以虛線示出了與混合成像系統(tǒng)的檢查區(qū)域重疊的患者床的 一部分；
圖4示意性地描述了患者臺被平移進入用于腦成像的磁共振掃描器中 的混合成像系統(tǒng)，并以虛線示出了磁共振掃描器的選定的內(nèi)部組件；以及
圖5示意性地描述了患者臺被平移進入用于腦成像的第二模態(tài)成像系 統(tǒng)的混合成像系統(tǒng)，并以虛線示出了第二模態(tài)成像系統(tǒng)的選定的內(nèi)部組件;
圖6示意性地描述了基本由鐵磁性材料構成的圍隔圍繞的七個光電倍 增管的六邊形布置；
1圖7示意性地描述了基本由鐵磁性材料構成的圍隔圍繞的單個光電倍 增管的備選布置；
圖8示意性地描述了用于第二模態(tài)成像系統(tǒng)的輻射探測器的主動和部 分被動的屏蔽布置；
圖9示意性地描述了可收回的射頻屏幕選擇性地延伸進入磁共振掃描 器和第二模態(tài)成像系統(tǒng)之間的空隙中的另一混合成像系統(tǒng)實施例。
參照圖1-5， 一種混合成像系統(tǒng)包括磁共振掃描器10、第二模態(tài)成像 系統(tǒng)12以及患者支撐，所述患者支撐諸如所示出的設置在磁共振掃描器10 和第二模態(tài)成像系統(tǒng)12之間的患者床14。射頻屏蔽基本上圍繞射頻隔離房 間或空間16并定義了所述射頻隔離房間或空間16。磁共振掃描器10、第 二模態(tài)成像系統(tǒng)12以及患者床14設置在所述射頻隔離房間中。在一些實 施例中，磁共振掃描器10是諸如來自Philips Medical Systems, Eindhoven, The Netherlands的Achieva或Intera磁共振掃描器的商用磁共振掃描器。更 通常地，磁共振掃描器IO可以基本上為諸如所述的水平圓柱膛磁體掃描器、 開放式膛掃描器等的任意類型的掃描器。
構成射頻隔離房間16以將磁共振掃描器10的靈敏磁共振接收系統(tǒng)與 外部射頻干擾基本隔離。定義了射頻隔離房間16的射頻屏蔽可以采用基本 上任意已知的屏蔽布置，且典型地包括圍繞物理房間的墻壁、天花板以及 地板的房間大小的Faraday籠。射頻隔離房間16具有針對磁共振成像設施 的典型尺寸，例如具有約為7米x9米的占地面積的房間，盡管較大或較小 的房間和域具有不同占地面積尺寸的房間也是可以考慮的。如在磁共振領 域中所已知的，有利地在射頻隔離房間中提供射頻不可透過的門和窗。
在一些實施例中，第二模態(tài)成像系統(tǒng)12為正電子發(fā)射斷層攝影(PET) 掃描器。然而，可以使用其他的第二模態(tài)成像系統(tǒng)，諸如用于執(zhí)行SPECT 成像的伽瑪攝像頭、透射式計算機斷層攝影(CT)掃描器等。典型地，將 第二模態(tài)成像系統(tǒng)12配置為探測高能粒子和高能光子中的至少一種。例如， PET掃描器探測由正電子湮沒事件生成的511 keV的光子；伽瑪攝像頭被 配置為探測由選定的放射性藥物發(fā)射的選定的粒子、伽瑪射線等；CT掃描 器探測所透射的X射線；等等。在一些實施例中，第二模態(tài)成像系統(tǒng)12是可以從Philips Medical Systems, Eindhoven, The Netherlands獲得的 Allegro PET掃描器。也可以預期第二模態(tài)成像系統(tǒng)12自身包括兩個或更 多的構成成像系統(tǒng)。例如，第二模態(tài)成像系統(tǒng)12可以是Precedence SPECT/CT系統(tǒng)或Gemini PET/CT系統(tǒng)，二者都可從Philips Medical Systems, Eindhoven, The Netherlands獲得。
將患者床14布置在磁共振掃描器10和第二模態(tài)成像系統(tǒng)12之間是有 利的，這是由于其物理地分離了兩個不同的構成成像系統(tǒng)IO、 12。該物理 分離降低了磁共振掃描器10對第二模態(tài)成像設備12生成的靜態(tài)磁場的反 作用，也降低了第二模態(tài)成像系統(tǒng)12對磁共振掃描器10的鐵磁性質(zhì)量和 射頻干擾源的反作用?；颊叽?4包括基部20和與基部20耦合的線性可平 移患者支撐托床22，所述托床被對齊以選擇性地移動進入用于磁共振成像 的磁共振掃描器10的檢查區(qū)域24以及進入用于第二模態(tài)成像(例如，PET 成像)的第二模態(tài)成像系統(tǒng)12的檢査區(qū)域26。所述線性可平移患者支撐托 床22通過安裝在基部20或成像系統(tǒng)10、 12中的一個上的電機(未示出) 而自動移動?？商娲模梢匀∠姍C，而手動地平移托床22?？蛇x地， 患者支撐托床22包括配置為便于患者支撐托床的手動平移的至少一個手把 或他觸覺特征(未示出)。
圖1示意性地描述了在患者載入過程中的混合系統(tǒng)的布置。(注意， 附圖中未示出被載入和被成像的相關患者)。在患者載入過程中，基部20 可選地被配置為較低以能夠更為容易地將患者載入到患者支撐托床22上。 第二模態(tài)成像系統(tǒng)12可選地安裝在軌道28上以使第二模態(tài)成像系統(tǒng)12被 平移至圖1和2中所示的較不接近的位置，或者至圖3-5中所示的較接近 的位置。第二模態(tài)成像系統(tǒng)12在較接近的位置處相對地更接近磁共振掃描 器，而在較不接近的位置處相對地較不接近(或者換言之，相對地較遠離 于)磁共振掃描器10。在較不接近(即，較遠離)位置，在患者床14的末 端和第二模態(tài)成像系統(tǒng)12之間可選地存在一間隙。在一些實施例中，所述 可選間隙足夠大以能夠使醫(yī)務人員在患者床14和第二模態(tài)成像系統(tǒng)12之 間走動以方便訪問患者。也可以預期保持第二模態(tài)成像系統(tǒng)靜止，而將磁 共振掃描器安裝在軌道上以使兩個構成成像系統(tǒng)能夠相對移動。所示出的成像期間是采用局部頭部線圈30的腦成像期間，所述線圈可 以是僅接收型線圈、或僅發(fā)射型線圈、或接收/發(fā)射型線圈。更通常地，可 以執(zhí)行對患者的基本上任意解剖學部分的成像，或全身成像期間。在示出 的腦成像期間中，局部線圈30用于磁共振接收，且可選地同樣用于發(fā)射磁 共振以激發(fā)射頻脈沖。對于其他成像期間，可以使用其他局部線圈或線圈 陣列，諸如局部手臂線圈、配置為對軀干成像的局部多信道或SENSE線圈 陣列，等等。 一些成像期間可以不使用任何局部線圈執(zhí)行，取而代之地， 使用安裝在磁共振掃描器10中的全身線圈或其他線圈(未示出)。成像期 間也可以包括適當?shù)拇艑Ρ葎┑氖褂靡栽鰪姶殴舱駥Ρ?，?或放射性藥劑 的使用以為由第二模態(tài)成像系統(tǒng)12進行的成像提供放射能，等等。在一些 方法中，可以將配置為由磁共振掃描器10和第二模態(tài)成像系統(tǒng)12兩者成 像的基準標記放置于患者上以改善由兩種模態(tài)獲取的圖像的獲取后的空間 配準或使其成為可能。
通過諸如同軸電纜的射頻電纜將局部頭部線圈26與磁共振掃描器10 的磁共振接收系統(tǒng)的其余部分耦合。在圖1-5中，示出了作為示例的兩個 電纜系統(tǒng)。在第一電纜系統(tǒng)中，射頻電纜32 (如實線所示)在磁共振成像 和第二模態(tài)成像兩者中保持與局部頭部線圈30連接。當患者支撐托床22 被移動至磁共振掃描器10的檢査區(qū)域24中以及當患者支撐托床22被移動 至第二模態(tài)成像系統(tǒng)12的檢査區(qū)域26中這兩者時，射頻電纜32被配置為 在線性可平移患者支撐托床20的下面通過且具有保持與局部頭部線圈30 (未示出)耦合或者與和頭部線圈30連接的設備端口耦合的第一末端。將 張緊器、線軸36或其他拉緊機制可選擇地設置在基部20內(nèi)或基部20附近 以將電纜松弛拉緊。
在第二、可替代的電纜系統(tǒng)中，將射頻電纜42 (用虛線示出)配置為 具有自動斷開44,所述自動斷開響應于患者支撐托床22被移動進入或者 移向第二模態(tài)成像系統(tǒng)12的檢査區(qū)域26，而使射頻電纜的第一末端從頭部 線圈30，或者從與頭部線圈30 (未示出)連接的設備端口斷開。將張緊器、 線軸46或其他拉緊機制可選地設置在磁共振掃描器10附近且在遠離患者 支撐14的磁共振掃描器10的膛60的末端以拉緊電纜松弛。圖2示意性地示出了在患者載入之后和在調(diào)整患者床14的基部20的 高度以將患者支撐托床22舉起到與成像系統(tǒng)10、 12的檢查區(qū)域24、 26對 齊之后的混合系統(tǒng)。圖3示意性地示出了在將第二模態(tài)成像系統(tǒng)14移動到較接近的位置的 附加操作之后的混合系統(tǒng)。在這一較接近的位置，可以將與基部20耦合的 線性可平移患者支撐托床22平移進入檢查區(qū)域24、 26的任一個以進行成 像。如由圖3中的虛線所示的，在示出的實施例中，當?shù)诙B(tài)成像系統(tǒng) 12位于較接近位置時，患者床14的一部分48與第二模態(tài)成像系統(tǒng)12的檢 査區(qū)域26重合。這一布置便于使患者支撐延伸50或第二模態(tài)成像系統(tǒng)12 的其他支撐與患者床14機械耦合。在其他的實施例中，并不提供這樣的重 合，而是在檢査區(qū)域26的邊緣或檢查區(qū)域26的外側(cè)發(fā)生耦合。在一些實 施例中，可以預期第二模態(tài)成像系統(tǒng)不包括患者梁或其他支撐，以及對于 患者床取而代之地以懸臂方式延伸穿過第二模態(tài)成像系統(tǒng)的檢查區(qū)域。圖4示意性地示出了在患者支撐托床22已經(jīng)移動進入磁共振掃描器IO 的檢査區(qū)域24以開始磁共振成像后的混合系統(tǒng)。在圖4中，未使用第二模 態(tài)成像系統(tǒng)12，但是其處于沿軌道28的較接近的位置。另外地或替代地， 可以執(zhí)行磁共振成像而第二模態(tài)成像系統(tǒng)12并未被使用并且其處于沿軌道 28的較不接近的位置(例如，位于在圖l和2中所示的沿軌道的位置)。 典型地，第二模態(tài)成像系統(tǒng)12的位置影響磁共振掃描器10的靜態(tài)磁場同 質(zhì)性，這是由于第二模態(tài)成像系統(tǒng)通常包括大量的金屬或其他鐵磁性材料， 其能夠扭曲靜態(tài)磁場?？蛇x地，在磁共振掃描器10中提供勻場線圈52以 產(chǎn)生補償磁場以校正由于第二模態(tài)成像系統(tǒng)12的存在而產(chǎn)生的靜態(tài)磁場扭 曲。而且，由于第二模態(tài)成像系統(tǒng)12和磁共振掃描器10之間的距離對于 這兩個位置是不同的，因此可以認識到，這一扭曲依賴于第二模態(tài)成像系 統(tǒng)12是位于較不接近的位置(圖1和2)還是位于較接近的位置(圖3-5)。 在一些實施例中，可以將勻場線圈52配置為可切換的磁墊片，其被配置為 具有第一切換設置和第二切換設置，所述第一切換設置以在較接近位置(圖 3-5)處的第二模態(tài)成像系統(tǒng)12對磁共振掃描器10的靜態(tài)磁場進行勻場， 第二切換設置以在較不接近(即，較遠離)位置(圖1和2)處的第二模態(tài) 成像系統(tǒng)12對靜態(tài)磁場迸行勻場。例如，電感的、基于重量的、或其他可操作的傳感器54可以被包括在軌道28中或者與軌道28 —起，以檢測第二 模態(tài)成像系統(tǒng)12何時位于其較接近位置，以及傳感器54的輸出被用于在 兩個墊片設置之間切換勻場線圈52。在其他實施例中，可以使用手動墊片 開關、可選地觸發(fā)墊片開關、或其他控制機制來代替基于軌道的傳感器54。 在一種方法中，勻場線圈52可以包括第一 (經(jīng)由MR梯度線圈)和第二順 序勻場線圈。在其他方法中，可以使用具體配置為對操作的兩個階段進行 勻場的勻場線圈52。繼續(xù)參照圖4，對于磁共振成像，將患者支撐托床22線性平移入磁共 振掃描器10的膛60 (在圖4中邊緣由虛線示出)。在示例性實例中，膛 60具有擴口的末端，例如有時用于給人以該膛較"開放"的感覺，或用于 裁剪磁場的形狀，等等?；颊咄ǔ１欢ㄎ灰杂糜诖殴舱癯上瘢沟酶信d趣 的解剖區(qū)域(在即時腦部成像示例中，由頭部線圈30的位置示出)位于磁 共振掃描器10的檢查區(qū)域24的中央。注意到，隨著患者支撐托床22移動 進入磁共振掃描器10，從線軸36中抽出額外長度的射頻電纜32。在可替 代的射頻電纜布置中，隨著患者支撐托床移動進入磁共振掃描器10，線軸 46回收一定長度的射頻電纜42以拉緊電纜松弛。一旦完成磁共振成像，負荷患者的患者支撐托床22從磁共振掃描器10 的檢査區(qū)域24中移出。參照圖5，如果期望執(zhí)行第二模態(tài)成像，則將患者支撐托床22移動進 入第二模態(tài)成像系統(tǒng)12的檢査區(qū)域26。注意這需要射頻電纜系統(tǒng)的部分具 有一些柔韌性。當使用電纜32的時候，進入第二模態(tài)成像系統(tǒng)的移動被適 應如下。將電纜32釘扎在患者支撐托床22的末端的釘扎點62 (僅在圖5 中標出)上。隨著患者支撐托床22從磁共振掃描器10的檢查區(qū)域24中移 出(假設首先進行磁共振成像)，線軸36拉緊電纜松弛。 一旦該釘扎點62 移動經(jīng)過線軸36并向第二模態(tài)成像系統(tǒng)12移動，則線軸開始放出電纜的 額外長度以適應托床移動。當托床22完全插入到第二模態(tài)成像系統(tǒng)12的 檢查區(qū)域26中的時候，線軸36包括足夠的電纜長度以適應沿托床長度的 電纜的"對折"。注意當使用這種布置的時候，成像的順序是可逆的，艮卩， 可以先進行第二模態(tài)成像，隨后進行磁共振成像。繼續(xù)參照圖5，如果另外地，使用替代的電纜布置，則應當首先執(zhí)行磁 共振成像。那么，隨著患者支撐托床22從磁共振掃描器IO的膛中移出， 線軸46放出電纜42的額外長度以適應托床移動。然而，隨著患者支撐托 床22繼續(xù)向第二模態(tài)成像系統(tǒng)12移動(或被移動)，電纜42延伸到其全 部長度。在該點，患者支撐托床22向第二模態(tài)成像系統(tǒng)12的進一步移動 導致自動斷開44,使得電纜42的末端從頭部線圈30或從頭部線圈附著的 端口上斷開?；颊咧瓮写?2以及頭部線圈30繼續(xù)移動(或被移動)進 入第二模態(tài)成像系統(tǒng)12的檢查區(qū)域26以開始第二模態(tài)成像。為了允許首 先執(zhí)行第二模態(tài)成像，可以將自動斷開44配置為允許自動連接和斷開的可 對接的連接。繼續(xù)參照圖5并進一步參照圖6，第二模態(tài)成像系統(tǒng)12包括圍繞第二 模態(tài)成像系統(tǒng)12的膛69的輻射探測器68的環(huán)。圖5中為了示意的目的， 示出了輻射探測器68的環(huán)的一個輻射探測器模塊70。圖6描述了從檢查區(qū) 域26內(nèi)部的點觀測的輻射探測器模塊70的透視圖。該輻射探測器模塊70 包括7個六邊形布置的以及觀察六邊形閃爍體74的光電倍增管72。由磁共 振掃描器10產(chǎn)生的靜態(tài)磁場具有可逆地影響光電倍增管72的操作的電位。 在一些實施例中，通過提供針對輻射探測器的磁屏蔽來減少這種影響，例 如，通過基本上圍繞光電倍增管72布置鐵磁性材料的圍隔76。圍隔76可 以是基本上封閉光電倍增管72的鐵磁性外殼或殼，或是涂覆光電倍增管72 的鐵磁性薄膜，等等。另外，圍隔76可以減少來自光電倍增管的射頻信號 干擾，否則所述干擾可能對磁共振掃描器10的敏感的磁共振探測系統(tǒng)產(chǎn)生 不利影響。為了增強圍隔的射頻屏蔽，可以將銅或其他非鐵的但具有髙導 電性的材料的層與鐵磁性材料組合使用。圍隔76有利地為六邊形的形狀以 能夠緊密地包裹輻射探測器68的環(huán)中的模塊70;然而，也可以使用其他幾 何形狀。如果圍隔76另外地基本上圍繞閃爍晶體74，則可能由閃爍體中的 隨機放射性衰變事件產(chǎn)生的射頻干擾也基本上被屏蔽于磁共振掃描器10之 外。至少閃爍晶體74的輻射探測表面之前的圍隔76的部分應當制造得足 夠薄使得所探測的輻射(例如，PET掃描器中的511 keV光子)可以基本 上不受阻止地通過。參照圖7，在用于提供輻射探測器的磁屏蔽的另一方法中，改變的模塊 70'包括由鐵磁性材料組成的獨立圍隔76'單獨屏蔽的光電倍增管72。圍隔 76'可以是基本上封閉每個光電倍增管72的鐵磁性外管或管狀外殼或殼，或 者涂覆每個光電倍增管72的鐵磁性薄膜，等等。在圖7示出的實施例中， 閃爍晶體74是不屏蔽的。參照圖8，同樣可以預期主動磁屏蔽。如圖8所示，由磁共振掃描器 10產(chǎn)生的靜態(tài)磁場Bo可以通過由適當?shù)囟ㄎ挥诘诙B(tài)成像系統(tǒng)12上的 屏蔽線圈78產(chǎn)生的屏蔽磁場Bs (在圖8中，由用于生成屏蔽磁場Bs的中 央點示意性地示出)至少部分地抵消。因為光電倍增管處的雜散靜態(tài)磁場 B"艮小(在一些混合系統(tǒng)中通常為約15高斯)，屏蔽線圈78可為相對低 功率的設備。繼續(xù)參照圖8，作為另一替代，可以布置不基本上圍繞的被動磁屏蔽 76"(在圖8中以點線示出)以使來自磁共振掃描器10的雜散靜態(tài)磁場Bo 在輻射探測器68處重定向到較少干擾輻射探測器68的方向。圖8以虛線 示出了通過被動磁屏蔽76"重定向的磁通線。被動磁屏蔽76、 76'、 76"可以 為諸如鐵、鋼等的鐵磁性材料，或高導磁合金材料。在示出的實施例中，輻射探測器使用光電倍增管，所述光電倍增管對 于雜散磁場具有相對高的靈敏度。通常，提供一個或多個磁屏蔽機制76、 76'、 76"、 78以在第二模態(tài)成像系統(tǒng)12的輻射探測器68、 70、 70'處將來自 磁共振掃描器10的雜散磁場減小到小于幾高斯，所需的減少取決于與探測 器(特別是光電倍增管)相關的場定向。然而，屏蔽可以可替代地將磁通 線偏轉(zhuǎn)到平行于每個光電倍增管的陽極和陰極的軸的流向，這基本上減少 了磁場對光電倍增管的操作的影響。在該情況下，可以允許較高的邊緣磁 場。在其他實施例中，可以使用相對于雜散磁場具有低得多的靈敏度的固 態(tài)探測器。在這些實施例中，可以省略被動和/或主動磁場屏蔽。重新參照圖5，輻射探測器具有相關的電子器件，諸如與輻射探測器模 塊一起設置的局部印刷電路板電子器件80、設置在臺架內(nèi)(未示出)或在 遠處設置的一個或多個中央電子器件單元82，等等。磁共振掃描器10對一 個或多個磁共振頻率敏感。主磁共振頻率通常為質(zhì)子成像頻率。相關的其 他磁共振頻率可以包括磁共振光譜中所包括的光譜頻率、用于磁共振數(shù)據(jù)的釆樣和解調(diào)中的子頻率等等。相關的磁共振頻率可以包括，例如，與&、13C、 19F、 23Na、 31P以及表示磁共振特性的其他核有關的頻率。迄今，對 通過第二模態(tài)成像系統(tǒng)12的電子器件80、 82產(chǎn)生的射頻干擾的關注已經(jīng) 成為對在與磁共振掃描器10相同的射頻隔離房間16中包含該第二模態(tài)成 像系統(tǒng)12的實質(zhì)障礙。然而，射頻干擾能夠被減少或消除而同時仍然保持 電子器件80、 82在具有磁共振掃描器10的射頻隔離房間16中。這可以通 過識別來自電子器件的開關方面的最大射頻干擾而實現(xiàn)。主要的開關源包 括(i)諸如用于操作輻射探測器68的開關式電源；以及(ii)動態(tài)存儲器 和以高頻定時(dock)的同步數(shù)字處理電子器件。設置在具有磁共振掃描器10的射頻隔離房間16中的電子器件80、 82 可選地不包括開關式電源。例如，可以使用線性電源，其不以高頻切換從 而不會產(chǎn)生實質(zhì)的射頻干擾?？商娲?，可以將開關式電源定位于RF屏蔽 房間16的外部且通過房間16的電子濾波滲透供應功率。類似的，設置在具有磁共振掃描器10的射頻隔離房間16中的電子器 件80、 82可選地不包括動態(tài)存儲器、同步定時數(shù)字電子器件等等。對于典 型的PET、 SPECT或CT系統(tǒng)，探測器的數(shù)目是巨大的，通常幾千或幾萬， 而每個探測器輸出必須存儲的數(shù)據(jù)流。因此，典型的PET、 SPECT或CT 系統(tǒng)包括多于千兆字節(jié)的動態(tài)存儲器。在電子器件80、 82中，該存儲器有 利可選地被由諸如閃存等的非定時靜態(tài)存儲器替代，所述靜態(tài)存儲器不以 高頻定時因此不產(chǎn)生實質(zhì)的射頻干擾。在相似模態(tài)中，經(jīng)定時的同步數(shù)字 電子器件處理電路可選地由非同步數(shù)字電子處理設備電路取代，或甚至由 邏輯處理電路取代?？商娲?，可以將電子器件80、 82設置進入安靜模式， 其中，在磁共振成像過程中，可以將用于動態(tài)存儲器和其他電子器件的時 鐘關閉，并可以手動地或者在系統(tǒng)控制下使輻射探測器68的電源無效。另外地或可替代地，電子器件80、 82包括減少磁共振掃描器10的射 頻干擾的其他特征?？紤]到主要問題在于磁共振掃描器10的高靈敏度磁共 振檢測系統(tǒng)，對電子器件80、 82進行可選地配置使得所產(chǎn)生的射頻干擾與 磁共振頻率在光譜上相分離。合適的方法是使用具有針對切換電源的定時 頻率和/或切換頻率的電子器件80、 82，所述頻率不是在一個或多個磁共振 頻率，并且不具有一個或多個磁共振頻率處的諧波。另外地，電子器件80、82可選地包括在磁共振掃描器10的一個或多個磁共振頻率處調(diào)諧為阻止 射頻干擾的不經(jīng)意生成的一個或多個陷波器，所述射頻干擾諸如可能從隨 機熱噪聲等中產(chǎn)生，甚至在調(diào)諧遠離磁共振頻率的電子器件中。仍然進一 步的，集中式電子器件(centralized electronics) 82可以包括基本上圍繞所 述集中式電子器件的射頻屏蔽83。可替代地，可以將電子器件定位于射頻 隔離房間16的外側(cè)。通過使用一種或多種這樣的方法(諸如，省略定時存儲器、省略開關 電源、使用在所選定的為了避免在一個或多個磁共振頻率處產(chǎn)生射頻干擾 的頻率處操作的電子器件、采用合適的陷波器等等)，電子器件80、 82能 夠與磁共振掃描器10 —同被包括在相同的射頻隔離房間16中。在圖1-5 的布置中，沒有在磁共振掃描器10和第二模態(tài)成像系統(tǒng)12之間放置射頻 屏蔽。參照圖9，描述了用于構造混合成像系統(tǒng)的另一種方法，所述混核成像 系統(tǒng)包括在相同的射頻隔離房間16中的磁共振掃描器IO和第二模態(tài)成像 系統(tǒng)12。圖9的混合系統(tǒng)包括設置在磁共振掃描器10和第二模態(tài)成像系統(tǒng) 12之間的患者床M。然而，不同于圖1-5的混合系統(tǒng)，圖9的混合系統(tǒng)并 不具有安裝在軌道上的第二模態(tài)成像系統(tǒng)12。而是，第二模態(tài)成像系統(tǒng)12 是固定的，并且在患者床14和患者梁50或第二模態(tài)成像系統(tǒng)12的其他支 撐之間插入橋90以提供通路，使得患者支撐托床22能在基部20和第二模 態(tài)成像系統(tǒng)12的檢査區(qū)域26之間移動。在插入橋90的情況下，混合成像 系統(tǒng)12基本上按照圖1-5的混合成像系統(tǒng)操作以執(zhí)行第二模態(tài)成像。當移除橋卯的時候(如圖9所示)，在第二模態(tài)成像系統(tǒng)12和患者 床14之間存在間隙。當要執(zhí)行磁共振成像的時候，移除橋90，并且在第二 模態(tài)成像系統(tǒng)12和患者床14之間的間隙中插入可收回的射頻屏幕92。在 示出的實施例中，可收回的射頻屏幕92以與高射投影儀的可收回屏幕的布 置相似的方式圍繞安裝在天花板上的圓柱形線軸94。在其他可預期的實施 例中，可收回的射頻屏幕懸掛在天花板軌道或天花板支撐上，可以沿墻壁 安裝并沿著第二模態(tài)成像系統(tǒng)12和患者床14之間的間隙水平地抽出。在 其他可預期的實施例中，可收回的射頻屏幕可以是風扇型折疊自支撐射頻 屏幕，其是展開的并且位于第二模態(tài)成像系統(tǒng)12和患者床14之間的間隙中。射頻屏幕92應該是柔性的，或者在風扇型布置的情況下具有柔性關節(jié)， 并且可以采用，例如金屬絲網(wǎng)、金屬絲纖維或植入柔性塑料墊片或其他柔 性陣列中的其他分布傳導元件構成。可替代的，射頻屏幕92可以為諸如鋁 箔的薄的柔性金屬薄片?？墒栈氐纳漕l屏幕也可以被配置為滑動門、雙褶 門或其他可收回的配置。也可以將可收回的射頻屏幕92或其變形應用于如下實施例中，其中， 第二模態(tài)成像系統(tǒng)12被安裝在軌道28上，或者其中，在第二模態(tài)成像系 統(tǒng)12在圖2所示的較不接近(即，較為遠離)的位置處的情況下執(zhí)行磁共 振。如果間隙足夠小，則也可以預期省略橋90并在沒有橋的情況下使托床 22通過間隙(其可能僅僅稍寬于射頻屏幕92的寬度)。另外，盡管在示出 的實施例中，可收回的射頻屏幕92位于第二模態(tài)成像系統(tǒng)12和患者床14 之間，但是在其他預期的實施例中，間隙存在于患者床和磁共振掃描器之 間且可收回的射頻屏幕位于磁共振掃描器和患者支撐之間。在其他可預期 的實施例中，沒有間隙，取而代之地，可收回的射頻屏幕具有經(jīng)過切割的 大小以適應患者床。在一些實施例中，可收回的射頻屏幕92包括鐵磁性金屬絲網(wǎng)、鐵磁性 光纖、高導磁合金粒子或其他分布式的磁材料，使得射頻屏幕可以根據(jù)由 磁共振掃描器生成的靜態(tài)磁場提供第二模態(tài)成像系統(tǒng)12的磁隔離。在這一 情況下，在第二模態(tài)成像期間和磁共振成像期間，將屏幕92移動進入位置。此處公開的混合系統(tǒng)的一個優(yōu)勢是緊湊性。通過在成像系統(tǒng)IO、 12之 間布置患者床14并且執(zhí)行此處公開的方法以減輕成像系統(tǒng)10、 12之間的 有害的相互作用，可以容易地構造混合系統(tǒng)以在內(nèi)部適合用于包括磁共振 掃描器的類型的典型射頻隔離房間。一些這樣的典型射頻隔離房間具有約7 米x9米的占地面積。在這種布置中，通過小于7米的間隙使第二模態(tài)成像 系統(tǒng)12與磁共振掃描器10相間隔，更優(yōu)選地通過小于4米的足夠插入患 者床14的間隙而進行間隔。在典型的布置中，線性可平移患者支撐托床22具有沿著線性平移方向 的大約2米的長度，從而適應患者。線性可平移托床22的線性平移范圍適 于小于患者支撐托床沿線性平移方向的長度的五倍，更優(yōu)選地適于小于患 者支撐托床22的長度的四倍。為了最大程度的緊湊性，線性平移的范圍可以約為患者支撐托床22的長度的三倍 一個托床長度適應基部20上的患 者支撐托床22的患者載入位置； 一個托床長度適應患者支撐托床22進入 磁共振掃描器膛的移動；以及一個托床長度適應患者托床22進入第二模態(tài) 成像系統(tǒng)的移動。本發(fā)明參照優(yōu)選實施例進行描述。其他人在閱讀和理解本發(fā)明前述的 說明書的基礎上可以想到修改和變更。本發(fā)明旨在被理解為包括落入所附 權利要求或其對應形式的范圍中的所有這些修改和變更。
權利要求
1、一種混合成像系統(tǒng)，其包括磁共振掃描器(10)；以及與所述磁共振掃描器設置在同一射頻隔離空間(16)中的第二模態(tài)成像系統(tǒng)(12)，所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)包括配置為探測高能粒子和高能光子中的至少一種的輻射探測器(68，70，70’)
2、 如權利要求1所述的混合成像系統(tǒng)，還包括磁屏蔽(76， 76，， 76"， 78)，其布置為使得在所述第二模態(tài)成像系統(tǒng) (12)的所述輻射探測器(68， 70， 70')處來自所述磁共振掃描器(10) 的磁場降低到小于導致所述輻射探測器性能退化的磁場量值。
3、 如權利要求2所述的混合成像系統(tǒng)，其中，所述第二模態(tài)成像系統(tǒng) (12)是正電子發(fā)射斷層攝影(PET)掃描器，并且所述磁屏蔽(76， 76'，76"， 78)包括基本上圍繞所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)的所述輻射探測器(70， 70')的一 個或多個鐵磁性材料圍隔(76， 76')，每一個圍隔至少包括如下部分，其 包括足夠薄以至于基本上對由所述輻射探測器探測的所述高能粒子或光子 透明的鐵磁性材料。
4、 如權利要求3所述的混合成像系統(tǒng)，其中，所述輻射探測器(70， 70')包括光電倍增管(72)和閃爍體(74)，并且所述圍隔(76， 76，)包 括基本上圍繞每一光電倍增管或一組光電倍增管的獨立鐵磁性圍隔。
5、 如權利要求2所述的混合成像系統(tǒng)，其中，所述磁屏蔽(76， 76'， 76"， 78)包括配置為生成補償磁場(Bs)的主動屏蔽線圈(78)，所述補償磁場至少 部分地抵消所述輻射探測器(68， 70， 70，)處的來自所述磁共振掃描器(10) 的所述磁場。
6、 如權利要求1所述的混合成像系統(tǒng)，還包括磁屏蔽(76")，其布置為將所述輻射探測器(68， 70， 70，)處的來自 所述磁共振掃描器(10)的磁場重定向至與所述輻射探測器較少干擾的方 向。
7、 如權利要求1所述的混合成像系統(tǒng)，還包括-用于在較接近位置與較不接近位置之間移動所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)(12)的軌道(28)，所述較接近位置與較不接近位置到所述磁共振掃描器 (10)的距離不同。
8、 如權利要求7所述的混合成像系統(tǒng)，其中，所述磁共振掃描器(IO)包括可切換磁墊片(52),其配置為對所述磁共振掃描器的靜態(tài)磁場進行勻 場，所述可切換磁墊片具有第一切換設置和第二切換設置，所述第一切換 設置以處于所述較接近位置的所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)(12)對所述靜態(tài)磁 場進行勻場，所述第二切換設置以處于所述較不接近位置的所述第二模態(tài) 成像系統(tǒng)對所述靜態(tài)磁場進行勻場。
9、 如權利要求1所述的混合成像系統(tǒng)，其中，所述第二模態(tài)成像系統(tǒng) (12)包括第二模態(tài)電子器件(80， 82)，其配置為充分降低由所述第二模態(tài)電子 器件在所述磁共振掃描器的一個或多個磁共振頻率處生成的射頻干擾。
10、 如權利要求9所述的混合成像系統(tǒng)，其中，使所述第二模態(tài)電子 器件(80, 82)定時在為了抑制在所述磁共振掃描器(10)的所述一個或 多個磁共振頻率處生成射頻干擾所選定的頻率處。
11、 如權利要求9所述的混合成像系統(tǒng)，其中，所述第二模態(tài)電子器 件(80， 82)不包括任何切換電源。
12、 如權利要求11所述的混合成像系統(tǒng)，其中，所述第二模態(tài)電子器 件(80， 82)包括一個或多個線性電源。
13、 如權利要求9所述的混合成像系統(tǒng)，其中，所述第二模態(tài)電子器 件(80， 82)包括非定時靜態(tài)存儲器并且不包括定時動態(tài)存儲器。
14、 如權利要求9所述的混合成像系統(tǒng)，其中，將所述第二模態(tài)電子器 件(80， 82)配置為可選擇性地放置在安靜模式，在該模式，時鐘用于同 步電路，動態(tài)存儲器失能并且用于輻射探測器(68)的電源關閉。
15、 如權利要求9所述的混合成像系統(tǒng)，其中，所述第二模態(tài)電子器 件(80， 82)是為了阻止在所述磁共振掃描器的所述一個或多個磁共振頻 率處生成射頻干擾而過濾的凹口 。
16、 如權利要求9所述的混合成像系統(tǒng)，其中，所述第二模態(tài)電子器 件(80， 82)包括射頻屏蔽(83)，其基本上圍繞所述第二模態(tài)電子器件(82)中在所述 磁共振掃描器(10)的所述一個或多個磁共振頻率處生成射頻干擾的至少 一部分。
17、 如權利要求1所^&的混合成像系統(tǒng)，其中，所述磁共振掃描器(IO) 和所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)(12)為由一間隙間隔開的物理上分開的單元， 并且所述混合系統(tǒng)還包括患者床(14)，其設置在所述磁共振掃描器和所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)之 間的間隙中，并且配置為將設置在所述患者床上的患者載入所述磁共振掃 描器或所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)。
18、 如權利要求1所述的混合成像系統(tǒng)，其中，所述第二模態(tài)成像系 統(tǒng)(12)包括正電子發(fā)射斷層攝影(PET)掃描器。
19、 如權利要求1所述的混合成像系統(tǒng)，其中，所述磁共振掃描器(IO)和所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)(12)是間隔開的，所述混合成像系統(tǒng)還包括可收回的射頻屏幕(92)，其選擇性地延伸至所述磁共振掃描器與所述 第二模態(tài)成像系統(tǒng)之間。
20、 一種混合成像系統(tǒng)，其包括 磁共振掃描器(10);與所述磁共振掃描器設置在同一射頻隔離空間(16)中的第二模態(tài)成像系統(tǒng)(12);以及與所述磁共振掃描器和所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)中的至少一種一起設置的校正磁場生成線圈(52， 78)，將所述線圈配置為進行以下至少一種(i)補償由于所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)的接近而產(chǎn)生的所述磁共振掃描器的靜態(tài) 磁場的扭曲，和(ii)在所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)中生成補償磁場。
21、 如權利要求20所述的混合成像系統(tǒng)，其中，所述磁共振掃描器(IO) 和所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)(12)為由一間隙間隔開的物理上分開的單元，并且所述混合系統(tǒng)還包括患者床(14)，其設置在所述磁共振掃描器和所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)之間的間隙中，并且配置為將患者載入所述磁共振掃描器或所述第二模態(tài)成 像系統(tǒng)。
22、 如權利要求20所述的混合成像系統(tǒng)，其中，所述第二模態(tài)成像系 統(tǒng)(12)包括正電子發(fā)射斷層攝影(PET)掃描器。
23、 一種成像系統(tǒng)包括射頻隔離空間(16); 磁共振掃描器(10);以及可切換磁墊片(52)，其配置為對所述磁共振掃描器的靜態(tài)磁場進行勻場，所述可切換磁墊片至少具有第一切換設置和第二切換設置，所述第一 切換設置以處于第一位置的設置在所述射頻隔離空間中的磁場變更鐵磁性對象(12)對所述靜態(tài)磁場進行勻場，所述第二切換設置以處于第二位置 的設置在所述射頻隔離空間中的磁場變更鐵磁性對象對所述靜態(tài)磁場進行 勻場。
24、 如權利要求23所述的成像系統(tǒng)，其中，所述磁場變更鐵磁性對象 包括設置在所述射頻隔離空間(16)中的第二模態(tài)成像系統(tǒng)(12)。
25、 如權利要求24所述的成像系統(tǒng)，還包括軌道(28)，其用于在所述第一位置和所述第二位置之間移動所述第二 模態(tài)成像系統(tǒng)(12)。
26、 一種成像系統(tǒng)包括包括輻射探測器(70， 70，)的正電子發(fā)射斷層攝影(PET)掃描器(12);以及屏蔽線圈(78)，其配置為被電激發(fā)以生成用于降低所述輻射探測器感 受到的磁場的補償磁場(Bs)。
27、 如權利要求26所述的成像系統(tǒng)，其中，所述輻射探測器包括 光電倍增管(72);以及由所述光電倍增管觀察的一個或多個閃爍體(74)。
28、 如權利要求26所述的成像系統(tǒng)，其中，所述屏蔽線圈(78)與所 述第二模態(tài)成像系統(tǒng)(12) —起設置。
29、 一種改裝方法，其包括將第二模態(tài)成像系統(tǒng)(12)設置在包括磁共振掃描器(10)的射頻隔 離房間(16)中；提供與所述磁共振掃描器一起設置的，與所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)一起 設置的，或設置在所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)和所述磁共振掃描器之間的電屏 蔽(83， 92)和磁屏蔽(76， 76，， 76"， 78)中的至少一種，以降低所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)和所述磁共振掃描器之間的相互作用。
30、 如權利要求29所述的改裝方法，其中，所述提供包括 提供選擇性地設置在所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)(12)和所述磁共振掃描器(10)之間的可收回的射頻屏蔽(92)。
31、 如權利要求29所述的改裝方法，其中，所述提供包括 提供鐵磁性屏蔽以保護所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)(12)的輻射探測器(70，70')免受所述磁共振掃描器(10)生成的磁場的影響。
32、 如權利要求29所述的改裝方法，其中，所述提供包括 提供射頻屏蔽(83)以保護所述磁共振掃描器(10)免受由所述第二模態(tài)成像系統(tǒng)(12)生成的射頻干擾的影響。
全文摘要
一種混合成像系統(tǒng)包括設置在同一射頻隔離空間(16)的磁共振掃描儀(10)和第二模態(tài)成像系統(tǒng)(12)。第二模態(tài)成像系統(tǒng)包括配置為檢測至少高能粒子和高能光子中的一種的輻射探測器(68，70，70’)。在一些實施例中，可以選擇性地將可收回的屏幕(92)延伸到磁共振掃描器和第二模態(tài)成像系統(tǒng)之間的間隙中。在一些實施例中，將勻場線圈(52)與磁共振掃描器一起設置，并且將所述勻場線圈配置為補償由于接近第二模態(tài)成像系統(tǒng)所產(chǎn)生的磁共振掃描器的靜態(tài)磁場的扭曲。
文檔編號G01R33/28GK101542307SQ200780040605
公開日2009年9月23日 申請日期2007年10月16日 優(yōu)先權日2006年10月31日
發(fā)明者D·M·布萊克利, D·加尼翁, K·M·尼曼, M·A·莫里希, R·L·薩恩 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司