專利名稱：Pet/mri混合成像系統(tǒng)中的運(yùn)動校正的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種包括磁共振檢査系統(tǒng)和發(fā)射斷層攝影系統(tǒng)的診斷成像 裝置。
背景技術(shù)：
由S, Sechet等的文獻(xiàn)"Frame misalignment-induced errors in PET studies: an investigation on strategies for correction", Nuclear Science: A Symposium Conference Record November 2002 Vol. 2 pp. 1330-1334中己知一種包括正電 子發(fā)射斷層攝影(PET)和磁共振成像(MRI)的診斷成像裝置。
所引用的這一參考文獻(xiàn)關(guān)注了可能破壞PET研究中的數(shù)據(jù)分析的運(yùn)動 偽影。已知的方案由重構(gòu)的磁共振圖像生成3D目標(biāo)的人工PET透射圖像。 所述的由磁共振圖像導(dǎo)出的人工PET透射圖像模擬了 PET系統(tǒng)的空間響 應(yīng)。之后，在PET透射圖像和PET發(fā)射圖像之間應(yīng)用幀對準(zhǔn)算法以將所述 透射和發(fā)射圖像對準(zhǔn)。
這種已知的方案的局限在于只考慮了所述透射和發(fā)射數(shù)據(jù)之間的不良 配準(zhǔn)。此外，己知的方案在各種(中間)圖像的重構(gòu)方面需要很大的計算 工作量。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的在于提供一種在不需要龐大的計算工作量的情況下更好 地校正運(yùn)動偽影的正電子發(fā)射斷層攝影。
這一目的是通過根據(jù)本發(fā)明的診斷成像裝置實現(xiàn)的，其包括
-用于獲取磁共振信號的磁共振檢査系統(tǒng)
-用于獲取核衰變信號的發(fā)射斷層攝影系統(tǒng)以及
-根據(jù)磁共振信號導(dǎo)出(一種或多種)運(yùn)動校正的分析模塊以及
-用于在(一種或多種)運(yùn)動校正的基礎(chǔ)上根據(jù)核衰變信號重構(gòu)經(jīng)運(yùn)動校正的發(fā)射斷層攝影圖像的重構(gòu)模塊。
諸如正電子發(fā)射斷層攝影(PET)系統(tǒng)或單光子發(fā)射斷層攝影(SPECT) 系統(tǒng)的發(fā)射斷層攝影系統(tǒng)檢測所要檢査的對象中的化合物的放射性衰變的 發(fā)射。對放射性衰變的檢測生成了由發(fā)射斷層攝影系統(tǒng)獲取的核衰變信號。 所述核衰變信號表示從多個取向檢測到的放射性發(fā)射。磁共振檢査系統(tǒng)獲 取磁共振信號，所述磁共振信號是由對象內(nèi)的(核或電子)自旋的RF激勵 生成的。也就是說，磁共振信號可以與諸如質(zhì)子、19F、 31P等的核自旋的 磁共振或者電子自旋共振相關(guān)。在受到激勵的自旋衰減的同時，通過掃描k 空間獲取磁共振信號。也就是說，通過掃描磁共振信號的波矢(k矢量)獲 取所述磁共振信號。對本發(fā)明的領(lǐng)悟的要點在于，磁共振信號包括與在所 要檢査的對象內(nèi)發(fā)生的運(yùn)動，或者所述對象的運(yùn)動相關(guān)的信息。對象可以 是受到檢查的患者，所述運(yùn)動可以涉及作為整體的患者身體的運(yùn)動或者患 者身體的部分的運(yùn)動，諸如，在腦部檢查中患者頭部的移動。運(yùn)動還可以 是患者身體內(nèi)的內(nèi)部運(yùn)動，諸如，呼吸或心臟運(yùn)動?？梢栽诓槐馗鶕?jù)所獲 取的磁共振信號重構(gòu)磁共振圖像的情況下由所述磁共振信號導(dǎo)出運(yùn)動校 正。在所述運(yùn)動校正和核衰變信號的基礎(chǔ)上，重構(gòu)經(jīng)運(yùn)動校正的發(fā)射斷層 攝影圖像。這一經(jīng)運(yùn)動校正的發(fā)射斷層攝影圖像具有低偽影水平，乃至不 存在運(yùn)動偽影，從而實現(xiàn)了高診斷圖像質(zhì)量。也就是說，具有低對比度的 小細(xì)節(jié)被繪制得充分可見，而且明顯不受運(yùn)動偽影的混淆。
核衰變信號和磁共振信號二者的獲取被發(fā)射斷層攝影系統(tǒng)和磁共振檢 查系統(tǒng)所共有的系統(tǒng)控制器控制。共有的系統(tǒng)控制器在核衰變信號和磁共 振信號之間建立了確切的關(guān)系，從而使核衰變信號和磁共振信號得到鏈接。 也就是說，磁共振信號內(nèi)含有的運(yùn)動信息等于影響核衰變信號的運(yùn)動。磁 共振信號和核衰變信號之間的這種關(guān)系使得由磁共振信號導(dǎo)出的運(yùn)動能夠 被用來重構(gòu)經(jīng)運(yùn)動校正的發(fā)射斷層攝影圖像?？梢酝ㄟ^向所獲取的核衰變 信號應(yīng)用運(yùn)動校正執(zhí)行運(yùn)動校正，之后根據(jù)經(jīng)校正的核衰變信號重構(gòu)經(jīng)運(yùn) 動校正的發(fā)射斷層攝影圖像?？蛇x地，可以根據(jù)所獲取的核衰變信號重構(gòu) 初始發(fā)射斷層攝影圖像，之后將運(yùn)動校正應(yīng)用于初始發(fā)射斷層攝影圖像， 以生成經(jīng)運(yùn)動校正的發(fā)射斷層攝影圖像。
將參考從屬權(quán)利要求中定義的實施例對本發(fā)明的這些和其他方面做進(jìn)一步的詳細(xì)說明。
根據(jù)本發(fā)明的一個方面，對獲取時間記錄，所述獲取時間是指在其上 或其持續(xù)過程中分別獲取了核衰變信號和磁共振信號的時間間隔的瞬時或 暫時位置。例如，可以通過同時獲取對應(yīng)的核衰變信號和磁共振信號或者 向所述核衰變信號和磁共振信號二者施加時間戳而實現(xiàn)核衰變信號和磁共 振信號的獲取的這一時間記錄。因而，能夠向在同一時刻獲取的核衰變信 號施加由所述磁共振信號導(dǎo)出的運(yùn)動校正。相應(yīng)地，由磁共振信號導(dǎo)出的 運(yùn)動校正涉及影響所述核衰變信號的同一運(yùn)動，因而實現(xiàn)了經(jīng)運(yùn)動校正的 發(fā)射斷層攝影圖像的準(zhǔn)確的運(yùn)動校正。在系統(tǒng)控制器中實現(xiàn)時間記錄功能 是很方便的。
通常通過向受到檢查的患者施用放射性藥劑而生成核衰變信號。在施 用時，所述放射性藥劑將從患者的體內(nèi)發(fā)生放射性衰變，并且引起來自所 要檢查的患者的身體的放射性輻射(通常為伽馬輻射)的發(fā)射。由于能夠 從施用所述放射性藥劑的時刻獲取核衰變信號，因而觸發(fā)核衰變信號和磁 共振信號的獲取將提供對具有相對較高的信號水平的核衰變信號的具有時 效的獲取。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，還在所獲取的磁共振信號的基礎(chǔ)上采用運(yùn)動 校正重構(gòu)經(jīng)運(yùn)動校正的磁共振圖像。之后，可以將經(jīng)運(yùn)動校正的發(fā)射斷層 攝影圖像和經(jīng)運(yùn)動校正的磁共振圖像放到一起觀看。通常，經(jīng)運(yùn)動校正的 發(fā)射斷層攝影圖像和經(jīng)運(yùn)動校正的磁共振圖像代表互補(bǔ)的生理學(xué)和/或解 剖學(xué)形態(tài)信息。
可以使經(jīng)運(yùn)動校正的發(fā)射斷層攝影圖像和經(jīng)運(yùn)動校正的磁共振圖像單 獨可用，例如，只是使其簡單地并排顯示。還可以將互補(bǔ)信息結(jié)合到一幅 合成圖像內(nèi)，從而用戶只需觀察單幅圖像就能夠獲取來自相應(yīng)的核衰變和 磁共振起點的圖像信息。
在k空間的中心區(qū)域內(nèi)，運(yùn)動校正是準(zhǔn)確的，而且在MR數(shù)據(jù)的冗余 的基礎(chǔ)上不需要大的計算工作量。g卩，大部分相關(guān)運(yùn)動發(fā)生在空間性的粗 略標(biāo)度上，即，所涉及的尺寸比患者解剖結(jié)構(gòu)的細(xì)節(jié)大得多。相應(yīng)地，通 過所述k空間的中心區(qū)域內(nèi)的磁共振信號表示較大尺度的結(jié)構(gòu)及其運(yùn)動。 另一方面，通過來自k空間的外圍區(qū)域的磁共振信號表示結(jié)構(gòu)的細(xì)節(jié)。用戶可以在運(yùn)動校正所需的準(zhǔn)確度的基礎(chǔ)上以及可接受的磁共振信號獲取的 時間持續(xù)長度的基礎(chǔ)上選擇在其內(nèi)生成冗余的中心區(qū)域的尺寸。通過所謂
的螺旋槳(PROPELLER)獲取序列取得了非常好的結(jié)果。在James G Pipe 的"Motion correction with PROPELLER MIRI: Application to Head Motion and Free-breathing Cardiac Imaging", MRM42(1999)963-969中對所述螺旋槳 獲取序列本身給出了詳細(xì)討論。在該文章中，討論了由所獲取的磁共振信 號重構(gòu)的磁共振圖像本身的運(yùn)動校正。所述螺旋槳方法沿矩形平面(即， 處于k空間內(nèi)的平面或薄板內(nèi))條帶掃描k空間，其中，使所述矩形平面 條帶依次圍繞k空間的原點旋轉(zhuǎn)。可以針對k空間內(nèi)相繼的平面重復(fù)這一 2D獲取。這一方案需要相對較短的獲取時間?？蛇x地，可以通過在橫貫所 述旋轉(zhuǎn)的平面或薄板的k空間方向上應(yīng)用相位編碼而進(jìn)行實際上三維的k 空間獲取。另一種實際上三維的k空間獲取包括使含有k空間的原點的圓 柱或桿(bar)狀體積同時圍繞k空間的兩個例如，正交軸旋轉(zhuǎn)。相應(yīng)地， 針對相繼的各個條帶對k空間的中心區(qū)域抽樣。在這種實現(xiàn)當(dāng)中，所述中 心區(qū)域是由相繼的各條帶的重疊形成的，所述中心區(qū)域的尺寸是由k空間 內(nèi)的條帶或者圓柱或桿狀體積的寬度以及k空間內(nèi)的條帶的取向之間的差 異定義的。由k空間的控制區(qū)域抽樣的磁共振信號的冗余特別地容許位置、 旋轉(zhuǎn)和相位上的校正空間不一致性。所述冗余還容許拋棄受到貫穿平面的 運(yùn)動影響的數(shù)據(jù)。此外，所述冗余還允許求平均操作，其降低了經(jīng)運(yùn)動校 正的磁共振圖像內(nèi)的針對低空間頻率的偽影。由于所述螺旋槳獲取序列實 質(zhì)上是周期性的，因而通過執(zhí)行k空間內(nèi)的(一條或多條)條帶的多次旋 轉(zhuǎn)使得磁共振信號的持續(xù)獲取成為了可能。磁共振信號的持續(xù)獲取允許提 高最終重構(gòu)的磁共振圖像的信噪比。核衰變信號的持續(xù)獲取實現(xiàn)了信噪比 以及經(jīng)重構(gòu)的發(fā)射斷層攝影圖像的空間分辨率二者的提高。
本發(fā)明還涉及一種治療裝置，在所述治療裝置中，使治療系統(tǒng)在功能 上與根據(jù)本發(fā)明的尤其是在權(quán)利要求1到8中的任何一項中所定義的診斷 裝置相結(jié)合。磁共振檢查系統(tǒng)提供了關(guān)于所要檢査的患者的解剖學(xué)形態(tài)或 局部溫度分布的信息。發(fā)射斷層攝影系統(tǒng)提供了關(guān)于局部代謝的功能性信 息。此外，根據(jù)本發(fā)明，向關(guān)于局部代謝的功能性信息和/或解剖學(xué)形態(tài)信 息應(yīng)用運(yùn)動校正。在這些經(jīng)運(yùn)動校正的信息的基礎(chǔ)上控制所述治療系統(tǒng)。也就是說，在來自磁共振檢査系統(tǒng)和發(fā)射斷層攝影系統(tǒng)的經(jīng)運(yùn)動校正的信 息的基礎(chǔ)上控制治療動作的實施，尤其是實施治療活動的位置和/或治療活
動的強(qiáng)度或持續(xù)時間。例如，可以將所述治療系統(tǒng)實現(xiàn)為高強(qiáng)度超聲(HIFU) 系統(tǒng)。所述HIFU系統(tǒng)在局部(聚焦)區(qū)域內(nèi)生成對組織進(jìn)行局部改變或破 壞的高強(qiáng)度超聲強(qiáng)度。所述診斷成像裝置具有在解剖學(xué)信息和局部代謝的 結(jié)合的基礎(chǔ)上對病灶，尤其是惡性腫瘤定位的能力。之后，控制所述治療 系統(tǒng)，從而對病灶準(zhǔn)確地施加治療動作，諸如，高強(qiáng)度聚焦超聲輻射。此 外，所述診斷成像裝置能夠利用(例如)磁共振熱敏成像法監(jiān)測所述治療 動作的效果?？梢詮腏. de Poorter的文象(Noninvasive MRI Thermometry with the proton resonance frequency (PRF) method: In Vivo results in human muscle", Magnetic Resonance Imaging 33 (1995)， p 74-81中了解磁共振熱敏 成像本身。
在本發(fā)明的診斷成像裝置的另一個示例中，發(fā)射斷層攝影系統(tǒng)包括用 于接收核衰變信號的高能量探測器。磁共振檢査系統(tǒng)包括兩種用于生成磁 梯度編碼場的梯度線圈。所述磁共振檢査系統(tǒng)還包括發(fā)射和/或接收磁共振 信號的RF天線。所述RF天線和高能量探測器位于能夠?qū)⒒颊咧糜谄渲械?檢査區(qū)的周圍。可以將RF天線和高能量探測器集成，從而在不對檢查區(qū)的 尺寸，尤其是寬度構(gòu)成折衷的情況下使所述RF天線和高能量探測器二者相 對接近所要檢查的患者。由于RF天線接近所要檢查的患者，因而能夠很好 地控制所要檢査的患者內(nèi)的RF激勵場的空間分布，從而在不對所要檢查的 患者造成不必要的RF (SAR)負(fù)擔(dān)的情況下實現(xiàn)對自旋的充分激勵。而且， 通過接近所要檢查的患者的RF天線能夠更為靈敏地探測磁共振信號。此 外，通過接近所要檢査的患者的高能量探測器能夠更為靈敏地探測核衰變 信號。


將參考下文中描述的實施例和附圖闡述本發(fā)明的這些和其他方面，在 附圖中
圖1示出了根據(jù)本發(fā)明的診斷成像裝置的實施例的示意性表示，
圖2以流程圖的形式示出了通過本發(fā)明的診斷成像裝置執(zhí)行的控制、數(shù)據(jù)流和處理，以及
圖3以流程圖的形式示出了根據(jù)本發(fā)明的用于采用同時獲取的磁共振 信號(MRI數(shù)據(jù))對核發(fā)射衰變數(shù)據(jù)(PET數(shù)據(jù))進(jìn)行運(yùn)動校正的數(shù)據(jù)處 理。
具體實施例方式
圖1示出了根據(jù)本發(fā)明的診斷成像裝置的實施例的示意性表示。所述 診斷成像裝置包括磁共振檢査系統(tǒng)1和實際上是PET掃描儀2的發(fā)射斷層 攝影系統(tǒng)2。磁共振檢査系統(tǒng)包括在檢查區(qū)12內(nèi)生成穩(wěn)定的均勻主磁場的 主磁體11。這一主磁場在所要檢查的患者體內(nèi)引起沿所述主磁場的場線的 自旋的部分取向。RF系統(tǒng)13設(shè)有一個或多個RF天線63，以向所述檢査 區(qū)內(nèi)發(fā)射RF激勵電磁場，從而在所要檢査的患者的體內(nèi)激勵自旋。弛豫自 旋發(fā)射由RF天線拾取的處于RF范圍內(nèi)的磁共振信號，其中，所述RF天 線尤其具有RF接收線圈的形式。RF系統(tǒng)具有發(fā)射(Tx) RF激勵場以及接 收磁共振信號的功能?？梢圆捎猛挥布崿F(xiàn)發(fā)射和接收。提供Tx/Rx開 關(guān)61以在激勵和信息獲取之間切換。此外，可以采用獨立的表面線圈作為 局部RF接收器天線。也可以將局部線圈用于發(fā)射。值得注意的是，可以采 用局部表面線圈或局部體積線圈(即T/R鳥籠式頭線圈)生成和接收來自 患者的解剖學(xué)結(jié)構(gòu)的相關(guān)部分的磁共振信號。也就是說，本發(fā)明的磁共振 檢査系統(tǒng)未必要求固定MR體線圈設(shè)有另一可用于自旋的激勵和磁共振信 號的接收的線圈。將RF放大器系統(tǒng)62耦合至Tx/Rx開關(guān)61，并且所述 RF放大器系統(tǒng)62具有向RF天線63施加RF波形的功能。此外，通過提 供梯度線圈14生成瞬時磁梯度場，尤其是讀取梯度脈沖和相位編碼梯度。 這些梯度場往往具有處于相互正交的方向的取向，并對磁共振信號施加空 間編碼。提供梯度放大器71激活梯度線圈72，以生成磁梯度編碼場。梯度 放大器71連同梯度線圈72 —起形成了梯度系統(tǒng)14。將由RF接收器天線 拾取的磁共振信號施加到包括光譜儀的MRI數(shù)據(jù)獲取系統(tǒng)(MRI-DAS)。
發(fā)射斷層攝影系統(tǒng)，在這一示例中PET掃描系統(tǒng)2包括圍繞所述檢査 區(qū)設(shè)置的用于從所要檢查的患者拾取核衰變信號的PET探測器環(huán)。值得注 意的是，所述PET探測器環(huán)和RF天線被設(shè)置為對同一感興趣體積敏感，并且(例如)被定位于同一感興趣體積的周圍。具體而言，PET探測器環(huán) 的中心與檢查區(qū)12的中心重合。值得注意的是，PET探測器環(huán)與RF線圈 63集成。例如，所述PET探測器具有對伽馬輻射敏感的探測器元件，并且 嵌套于RF線圈的導(dǎo)體棒之間。例如，RF線圈63由定位于PET探測器的 探測元件之間的薄帶構(gòu)成。所述探測元件是由各個探測器晶體形成的。通 過這種方式，RF線圈的導(dǎo)體棒為PET探測元件提供機(jī)械支撐。另一方面， PET探測器幾乎不或者根本不干擾RF線圈的功能，反之亦然。從所述檢查 區(qū)來看，與RF線圈集成的PET探測器環(huán)21定位于梯度線圈的前面。艮P， 使具有RF線圈的PET探測器比梯度線圈更加接近所要檢査的患者。這實 現(xiàn)了使PET探測器環(huán)21以及RF天線(線圈)在檢查區(qū)12內(nèi)具有其各自 的高靈敏度空間區(qū)域。由于探測器晶體不具有顯著的導(dǎo)電性，因而它們可 能在對梯度場造成不利影響的情況下在梯度線圈內(nèi)工作。此外，探測器電 子器件由半導(dǎo)體部件構(gòu)成，將所述半導(dǎo)體部件安裝為使由梯度線圈的操作 所感應(yīng)的渦流最小化。將由PET探測器環(huán)21接收到的核衰變信號轉(zhuǎn)換成被 路由至PET獲取系統(tǒng)22的電子衰變信號(PET數(shù)據(jù))。PET獲取系統(tǒng)將PET 數(shù)據(jù)直接獲取為所謂的正弦圖(sinogram)。
各個探測器對具有與之相關(guān)的相應(yīng)的響應(yīng)線，所述響應(yīng)線連接所討論 的對的獨立的探測器。響應(yīng)線由其取向角以及響應(yīng)線和PET探測器環(huán)的中 心之間的最短距離確定。對于獨立重合事件而言，形成多條響應(yīng)線并收集 其角度和取向，所述角度和取向在經(jīng)繪制之后將得到針對所討論的重合的 正弦形曲線(由此術(shù)語正弦圖)。根據(jù)重合事件的正弦圖的取向角和(響應(yīng) 線和PET探測器環(huán)的中心之間的)最短距離能夠確定其位置。對于幾個重 合事件而言，收集相應(yīng)的響應(yīng)線的角度和取向作為正弦圖中的像素，從而 最終使正弦圖中的各個像素代表與其響應(yīng)線或者與之等價的一對(相反的) 探測器取向相關(guān)的重合事件的數(shù)量。例如，可以通過例如經(jīng)濾波的反向投 影根據(jù)最終的正弦圖重構(gòu)圖像。為了根據(jù)PET數(shù)據(jù)，尤其是正弦圖重構(gòu)PET 圖像，以及根據(jù)磁共振信號重構(gòu)磁共振圖像，提供了重構(gòu)器5。通常，重構(gòu) 器5是通過軟件實現(xiàn)的。
磁共振檢査系統(tǒng)通過利用RF天線，尤其是RF線圈63,施加RF激勵 場，在位于檢查區(qū)內(nèi)的待檢查的對象內(nèi)激勵自旋。所述RF線圈是由RF放大器62激活的，并且在發(fā)射模式下對Tx/Rx開關(guān)進(jìn)行操作。由于RF激勵， 受到激勵的自旋的弛豫導(dǎo)致來自對象的磁共振信號。磁共振信號由RF線圈 接收，并被應(yīng)用于MRI，從而對k空間進(jìn)行掃描，以實現(xiàn)磁共振信號的獲 取。通過施加編碼梯度，對k空間進(jìn)行掃描，并將所接收到的MRI數(shù)據(jù)施 加至MRI-DAS 64，并最終施加至重構(gòu)器5。主計算機(jī)3控制RF系統(tǒng)13和 梯度系統(tǒng)14，以執(zhí)行適當(dāng)?shù)墨@取序列，從而為獲取磁共振信號對k空間進(jìn) 行掃描。具體而言，磁共振檢查系統(tǒng)執(zhí)行以冗余的方式掃描k空間的中心 區(qū)域的螺旋槳型獲取序列。這一冗余掃描隱含著相繼對k空間的同一中心 區(qū)域進(jìn)行幾次抽樣。如果沒有運(yùn)動產(chǎn)生，那么相繼的樣本是基本相等的。 相應(yīng)地，來自k空間的中心的相繼的樣本的變化表示例如在相繼的抽樣過 程中產(chǎn)生的運(yùn)動所導(dǎo)致的變化。具體而言，針對k空間內(nèi)所掃描的每一條 帶估算運(yùn)動校正參數(shù)。這些參數(shù)尤其涉及旋轉(zhuǎn)、平移和貫穿平面的加權(quán)。 也可以采用其他以冗余的方式對k空間的中心區(qū)域抽樣的獲取序列。以令 人滿意的方式實現(xiàn)k空間的中心的冗余的獲取序列的具體示例是包括對k 空間的中心的周期性重新掃描的3D-TRICKS;并且采用4D-TRACKS也取 得了很好的結(jié)果，所述4D-TRACKS包括從偏離k空間的中心的位置開始 掃描，從而從k空間的中心獲取具有最大對比度增強(qiáng)的信號，并且分別在k 空間的中心和外圍區(qū)域采用不同的獲取方案。而且，可以將并行的成像技 術(shù)與這些獲取序列結(jié)合。
將所獲取的PET和MRI數(shù)據(jù)"打上時間戳"并裝入幀內(nèi)，所述幀對應(yīng) 于從k空間的各條帶獲取磁共振信號所需的時間。可以與PET數(shù)據(jù)獲取同 時獲取所述磁共振信號。之后，針對各PET正弦圖獲取k空間內(nèi)的相應(yīng)條 帶。在獲取了磁共振信號的在k空間內(nèi)旋轉(zhuǎn)的下一條帶時，將同時獲取的 PET數(shù)據(jù)存儲為與在k空間內(nèi)新旋轉(zhuǎn)的條帶相關(guān)的新的幀。
將分析單元4結(jié)合到主計算機(jī)內(nèi)，尤其可以將其作為軟件模塊。分析 單元4由來自k空間的冗余掃描中心區(qū)域的抽樣數(shù)據(jù)導(dǎo)出所需的運(yùn)動校正。 將由磁共振信號導(dǎo)出的運(yùn)動校正應(yīng)用于同時獲取的PET數(shù)據(jù)。具體而言， 對各PET正弦圖進(jìn)行處理，g卩，將其重構(gòu)成接下來受到運(yùn)動校正的各個PET 圖像幀?？梢栽谕队爸貥?gòu)之前，向各個正弦圖實施運(yùn)動校正。將所需校正 從空間域轉(zhuǎn)換到正弦圖空間。接下來，(例如通過加權(quán)和)將經(jīng)運(yùn)動校正的PET圖像幀重構(gòu)成經(jīng)運(yùn)動校正的PET圖像?？蛇x地，可以向各個PET圖像 幀應(yīng)用運(yùn)動校正，其包括對圖像幀幾何形狀的旋轉(zhuǎn)和變形。此外，針對貫 穿平面運(yùn)動的校正還可以包括在逐幀的基礎(chǔ)上對各PET圖像幀加權(quán)。
圖2示出了磁共振信號(MRI數(shù)據(jù))和核衰變信號(PET數(shù)據(jù))的同 時獲取和預(yù)處理的流程圖。通過一種方式獲取所述MRI數(shù)據(jù)，所述方式使 得其適于MRI和PET數(shù)據(jù)以及由這些獲取數(shù)據(jù)重構(gòu)的圖像二者的運(yùn)動校 正。
圖3示出了緊隨用來重構(gòu)經(jīng)運(yùn)動補(bǔ)償?shù)拇殴舱駡D像和經(jīng)運(yùn)動補(bǔ)償?shù)陌l(fā) 射斷層攝影圖像(PET圖像)的所有(MRI和PET)數(shù)據(jù)的獲取的完成的 重構(gòu)的流程圖。
權(quán)利要求
1、一種診斷成像裝置，包括-用于獲取磁共振信號的磁共振檢查(1)系統(tǒng)-用于獲取核衰變信號的發(fā)射斷層攝影系統(tǒng)(2)以及-用于根據(jù)所述磁共振信號導(dǎo)出(一個或多個)運(yùn)動校正的分析模塊(4)以及-用于在所述(一個或多個)運(yùn)動校正的基礎(chǔ)上根據(jù)所述核衰變信號重構(gòu)經(jīng)運(yùn)動校正的發(fā)射斷層攝影圖像的重構(gòu)模塊(5)。
2、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的診斷成像裝置，包括-耦合至所述磁共振檢査系統(tǒng)和所述發(fā)射斷層攝影系統(tǒng)的系統(tǒng)控制器 (3)，-所述系統(tǒng)控制器具有用于控制下述操作的功能- 由所述磁共振檢査系統(tǒng)實施的對磁共振信號的獲取以及- 由所述發(fā)射斷層攝影系統(tǒng)實施的對核衰變信號的獲取。
3、 根據(jù)權(quán)利要求2所述的診斷成像裝置，其中-所述系統(tǒng)控制器還具有記錄對所述磁共振信號的所述獲取的時間和 對所述核衰變信號的所述獲取的時間的功能并且-用于導(dǎo)出所述運(yùn)動校正的所述磁共振信號和用于所述發(fā)射斷層攝影 圖像的重構(gòu)的所述核衰變信號具有相等的獲取時間。
4、 根據(jù)權(quán)利要求3所述的診斷成像裝置，其中，所述系統(tǒng)控制器的所 述時間記錄是通過分別控制所述磁共振檢查系統(tǒng)和所述發(fā)射斷層攝影系統(tǒng) 從而實現(xiàn)對磁共振信號和核衰變信號的同時獲取而實現(xiàn)的。
5、 根據(jù)權(quán)利要求3所述的診斷成像裝置，其中，所述系統(tǒng)控制器的所 述時間記錄是通過向所述磁共振信號和所述核衰變信號分配時間戳而實現(xiàn) 的。
6、 根據(jù)權(quán)利要求3所述的診斷成像裝置，其中，所述系統(tǒng)控制器的所 述時間記錄包括在向所要檢查的對象施用放射性藥物的時刻的基礎(chǔ)上觸發(fā) 由所述磁共振信號和/或所述發(fā)射斷層攝影系統(tǒng)實施的信號獲取。
7、 根據(jù)權(quán)利要求1、 2或3所述的診斷成像裝置，其中所述重構(gòu)模塊 還用于在所述運(yùn)動校正的基礎(chǔ)上根據(jù)所述磁共振信號重構(gòu)經(jīng)運(yùn)動校正的磁 共振圖像。
8、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的診斷成像裝置，其中，所述磁共振檢查系統(tǒng) 被設(shè)置為在磁共振信號的獲取當(dāng)中對k空間進(jìn)行掃描，從而在k空間的中 心區(qū)域生成數(shù)據(jù)冗余。
9、 一種治療裝置，其包括根據(jù)權(quán)利要求2所述的診斷成像裝置和治療 模塊，其中，還將所述系統(tǒng)控制器耦合至所述治療模塊，并且所述系統(tǒng)控 制器具有在由所述診斷成像系統(tǒng)生成的圖像信息的基礎(chǔ)上控制所述治療模 塊的功能。
全文摘要
一種診斷成像裝置包括用于獲取磁共振信號的磁共振檢查(1)系統(tǒng)和用于獲取核衰變信號的發(fā)射斷層攝影系統(tǒng)(2)。提供分析模塊(4)，從而根據(jù)磁共振信號導(dǎo)出(一個或多個)運(yùn)動校正。重構(gòu)模塊(5)在運(yùn)動校正的基礎(chǔ)上根據(jù)核衰變信號重構(gòu)經(jīng)運(yùn)動校正的發(fā)射斷層攝影圖像。還公開了一種治療裝置，其具有診斷成像裝置和治療模塊，其中，還將系統(tǒng)控制器耦合至治療模塊，并且所述系統(tǒng)控制器具有在診斷成像系統(tǒng)生成的圖像信息的基礎(chǔ)上控制治療模塊的功能。
文檔編號G01R33/565GK101563624SQ200780046870
公開日2009年10月21日 申請日期2007年12月13日 優(yōu)先權(quán)日2006年12月19日
發(fā)明者P·R·哈維 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司