專利名稱：用于組合式分子mri和動態(tài)pet成像的生理藥物代謝動力學分析的制作方法
用于組合式分子MRI和動態(tài)PET成像的生理藥物代謝動力
學分析本申請涉及診斷成像領域。本申請尤其應用于混合式正電子發(fā)射斷層攝影-磁共 振(PET-MR)系統(tǒng)，并將具體結合其加以描述。不過，要理解，本申請可應用于其他混合式系 統(tǒng)，但不限于混合式系統(tǒng)。相反，可以將其用于來自獨立的或共軸掃描器或其他系統(tǒng)的順序 PET和MR掃描，且不限于上述應用。PET和MRI都具有固有限制。動態(tài)PET (dPET)成像為高時間分辨率的功能信息和 新陳代謝信息以及高靈敏度的PET示蹤劑探測提供了直接探測造影劑的濃度。一個缺點是 它常常受到腫瘤的生理參數、功能參數和形態(tài)學參數等的量化精度低。與dPET相反，由動 態(tài)對比增強(DCE)MRI探測的實測信號取決于用于探測的脈沖序列，即，取決于Tl和T2弛 豫速率?？赡懿皇鞘冀K對造影劑濃度存在線性相關。造影劑濃度不是試驗的直接可觀察量， 對于大多數情況而言典型地是造影劑濃度以數值方式提取的。此外，時間分辨率通常限于 幾秒，對于一些快速弛豫過程而言可能不夠用。MR具有較高的空間分辨率，而PET具有較高 的時間分辨率。因此，將PET和MR系統(tǒng)彼此結合使用，因為兩種設備能夠相輔相成。由于兩種設備使用的是非常不同的成像技術，因此使用不同的賦形劑來產生圖像 或輔助成像。在PET中，被成像的實際物質被感興趣組織吸收，在它在那里時被成像。在MR 成像中，直接激勵組織并對其成像，而造影劑用于幫助區(qū)分感興趣組織與周圍的血管系統(tǒng)。 典型地，MR造影劑不被感興趣組織吸收，而是在血流中自由流動，直到其最終被排出。在組 合式PET/MR研究中，通常在掃描之前注射MR造影劑和PET放射性藥劑兩者，兩者對于患者 的腎臟和肝臟都是有損傷的。在一些應用中，例如對癌腫或動脈斑成像，血液容易進入感興趣區(qū)域。隨著腫瘤的 生長，生成新的血管以適應生長。在這樣的情況下，可以使用MR造影劑突出感興趣組織，而 不是從周圍血管系統(tǒng)區(qū)分出感興趣組織。不過，為了這樣做，必須要在感興趣組織上沉降并 錨定，從而可以輔助成像。常常使用活組織檢查來儲備被采樣組織的信息?；罱M織檢查能夠用于獲取關于微 血管生物學的信息，但它們僅提供了這種血管系統(tǒng)的不完全視圖?；罱M織檢查有時具有采 樣誤差，對于癌組織而言，有刺激新陳代謝活動的風險。本申請?zhí)峁┝丝朔鲜鰡栴}和其他問題的新的改進的造影劑和放射性藥劑以及 使用它們的方法和設備。根據一個方面，提供了一種造影劑。造影劑包括能夠被磁共振成像設備成像的第 一成分。造影劑的第二成分包括能夠被核成像設備成像的放射性藥劑。造影劑還包括利用 生物過程使所述造影劑匯集在靶標區(qū)域中的靶向系統(tǒng)。根據另一方面，提供了一種診斷成像方法。為受檢者注射能夠被磁共振成像和正 電子發(fā)射斷層攝影兩者成像的造影劑。在所述受檢者和所述造影劑的選定偶極子中激勵磁 共振。探測磁共振。利用探測器陣列探測指示造影劑放射性衰變事件的輻射。將所探測的 磁共振和所述輻射中的至少一個重建成所述受檢者的圖像表示；以及。顯示圖像表示。一個優(yōu)點在于改善了總體信噪比。
另一個優(yōu)點在于將從高時間分辨率獲得的動力學參數與空間分辨的3D解剖學和 形態(tài)學數據協(xié)作組合。另一個優(yōu)點在于利用時間數據加強血管的可視化。另一個優(yōu)點在于由軟件和建模工具對組合式PET-MR數據的動力學和功能處理得 到擴展。另一個優(yōu)點在于利用動態(tài)PET改善PET圖像和MR圖像的4D匹配以獲得時間特異 性數據。另一個優(yōu)點在于應用于血管生成和心臟病學。另一個優(yōu)點在于消除了平分為組合式PET/MR掃描受檢者服用的造影劑劑量的需要。另一個優(yōu)點在于早期探測癌癥和治療監(jiān)測。另一個優(yōu)點在于新血管的無創(chuàng)診斷。另一個優(yōu)點在于改善了造影劑與患者的生物相容性。在閱讀并理解了下述詳細說明的情況下，本領域技術人員將認識到本發(fā)明的進一 步的優(yōu)點?？梢酝ㄟ^各種部件或部件布置，以及通過各種步驟或步驟安排實現本發(fā)明。附圖 的作用在于對優(yōu)選實施例進行圖示，不應認為其對本發(fā)明構成限制。

圖1是根據本申請的組合式PET/MR掃描器的示意圖；圖2是組合式PET/MR造影劑的一個實施例；圖3是組合式PET/MR造影劑的另一個實施例；圖4是組合式PET/MR造影劑的另一個實施例；圖5是表示PET/MR圖像采集的流程圖；圖6示出了感興趣區(qū)域中的血流模式。本申請可用于心臟病研究中，例如用于血管造影檢查、局部缺血檢查和心肌檢查 中或用于易損斑塊的診斷中。它還應用于腫瘤學中，用于量化血管生成。血管生成是在各 種生理狀態(tài)下發(fā)生的新血管生長的過程。腫瘤具有刺激內皮細胞生長的能力，因此，血管生 成成為腫瘤生長、侵入周圍健康組織和新陳代謝活動的關鍵途徑。由于實體腫瘤需要進入 血流以轉移到身體周圍的繼發(fā)部位，所以腫瘤血管是重要的參數和癌癥治療的靶標。血管內皮細胞生長因子在刺激血管生成方面具有重要作用。超過大約2mm3尺寸 的腫瘤生長需要組裝出新的血管網絡。在諸如乳腺癌腫瘤、前列腺癌腫瘤和結腸-直腸癌 腫瘤的腫瘤中，血管生長和預后之間有著明確的相關。腫瘤對靶向血管內皮細胞生長因子 途徑的血管生長抑制因子有正面的響應。本申請有助于理解血管生成深層的分子途徑和治 療候選藥物的識別。治療常常包括破壞腫瘤周圍現有的血管網絡并防止形成新的血管。亦即，抗血管 劑和抗血管形成劑在腫瘤治療中都有價值。抑制血管生成是能夠支持癌癥治療的最有希望 策略之一。當前描述的多模態(tài)探測能夠進行早期診斷、治療監(jiān)測和這種治療的治療追蹤。參考圖1，示出了組合式或混合式磁共振(MR)和PET數據采集系統(tǒng)10的實施例， 其產生本征對準的PET和MR圖像。要理解的是，多模態(tài)系統(tǒng)對于時間和空間對準的圖像是 理想的；也想到過從相距遙遠或空間上有位移的不同掃描器拍攝圖像，并且類似地是可行的。圖示的掃描器10是集成系統(tǒng)，但其他掃描器取向是同樣可能的，例如并排系統(tǒng)、插入系 統(tǒng)、共軸系統(tǒng)等。圖示的磁共振掃描器包括環(huán)形磁體12，其包括多個導體線圈繞組(在圖1 中用帶交叉線的框示意性示出)，在成像區(qū)域14之內產生靜態(tài)磁場氏。磁體12在本質上可 以是超導的或電阻式的；在前一種情況下，磁體12通常設置于低溫杜瓦容器或其他冷卻系 統(tǒng)(未示出)中。圖示的磁體12是螺線管磁體，具有通過成像區(qū)域14的較為水平的Btl場。 盡管Btl場的極性被示為從右到左，但相反的極性也是適當的。在其他實施例中，磁體12可 以具有C或取向以產生垂直或其他取向的靜態(tài)磁場的其他構造。磁共振掃描器還包括磁場梯度組件，在圖1的例示性實施例中其包括梯度線圈繞 組16，梯度線圈繞組響應于對選定梯度線圈繞組16的選擇性供能合作地在靜態(tài)Btl磁場上 疊加磁場梯度。任選地，磁場梯度線圈、磁體或兩者都可以包括未示出的其他特征，用于形 成、穩(wěn)定和動態(tài)調節(jié)磁場，例如無源鐵磁墊片、有源勻場線圈等。磁共振掃描器還包括射頻 激勵和接收系統(tǒng)。射頻系統(tǒng)包括至少一個部件，例如圖示的全身射頻線圈18，在適當射頻下 能夠對其供能以在設置于成像區(qū)域14中的受檢者體內激發(fā)磁共振。線圈18還能夠作為射 頻接收機工作，以在RF激勵之后接收或探測源自成像區(qū)域14的磁共振。在一些實施例中， 使用不同的線圈進行激勵操作和接收操作。例如，可以使用內置線圈18來激勵磁共振，可 以在成像區(qū)域14中的受檢者上方、身上或附近定位不同的局部線圈或專用接收線圈(未示 出)以探測磁共振。在一個實施例中，將射頻系統(tǒng)調諧到1H的共振頻率，在另一實施例中調 諧到19F的共振頻率?？梢詾榱瞬⑿谢蝽樞?H和19F成像對射頻系統(tǒng)進行雙調諧。想到過， 可以通過不同方式，使用內置線圈、局部線圈或兩者的不同組合配置同一磁共振掃描器。梯度組件和射頻系統(tǒng)合作利用成像序列誘發(fā)磁共振，成像序列例如是快速成像序 列之一，例如梯度回波序列、快速自旋回波等。更快的成像系統(tǒng)使MR時間分辨率最大化。在 磁共振采樣存儲器20中存儲接收的磁共振樣本。磁共振重建處理器22應用適當的重建算 法以重建磁共振樣本，形成重建圖像或成系列按時間遞增的圖像，其被存儲于磁共振圖像 存儲器或緩存器M中。重建處理器22應用與產生磁共振數據時使用的選定空間編碼相稱 的重建算法。例如，傅里葉變換重建算法可以適于重建笛卡爾編碼的磁共振數據。任選地， 可以在數據存儲和完成重建之前在線進行MR重建的一部分。繼續(xù)參考圖1，圖示的組合式或混合式MR和PET數據采集系統(tǒng)10還包括用于進 行PET數據采集的輻射探測器。在圖1的例示性范例中，輻射探測器30的環(huán)形陣列圍繞混 合式系統(tǒng)的膛。圖示的陣列30包括閃爍體層和一層基于電子倍增管的光子探測器，不過， 也想到了其他探測器構造，例如繞著成像區(qū)域14設置的平面探測器陣列。也想到了固態(tài)輻 射探測器和固態(tài)光探測器。輻射探測器陣列30被配置成探測由正電子/電子湮沒事件發(fā) 射的511keV伽馬射線。在PET數據采集中，假設兩個基本同時的511keV伽馬射線探測事 件源自同一正電子/電子湮沒事件，其沿著連接兩個基本同時的511keV伽馬射線探測事件 的“響應線”(LOR)位于某處。有時也將這條響應線稱為投射或射線，將收集的PET數據稱 為投射數據。在常規(guī)PET中，基本同時的511keV伽馬射線探測事件被定義為發(fā)生在選定短時間 窗口之內，例如彼此相距四納秒之內發(fā)生的兩個511keV伽馬射線探測事件。任何并非發(fā)生 在視場(FOV)中心的正電子湮沒都將在相對的探測器元件上具有小的到達時間差，該時間 差與伽馬射線的傳播時間差成正比，在FOV的邊緣處大約為四納秒。被稱為飛行時間PET或TOF-PET的相關技術利用這一小時間差來沿著LOR以亞納秒精度進一步定位正電子/電 子湮沒事件。混合式系統(tǒng)10的輻射探測器陣列30用于采集PET或TOF-PET數據。伽馬射線探 測事件被PET數字化單元32和單次事件(singles)處理單元34處理，其中PET數字化單 元執(zhí)行探測事件的時間到數字轉換(TDC)和模擬到數字轉換(ADC)，而單次事件處理單元 34執(zhí)行群集、能量估算、時間戳和定位。單次事件處理單元34任選地濾除位于針對期望的 511keV伽馬射線能量的選擇能量窗之外的探測。在一些實施例中，輻射探測器被像素化。 在其他實施例中，由諸如Anger邏輯等塊讀出算法進行群集以提供界定投射的伽馬射線探 測事件的進一步空間定位細化。符合探測處理器36采用時域開窗來識別基本同時發(fā)生的 伽馬射線探測事件，因此類似地對應于公共正電子/電子湮沒事件并因此界定投射或響應 線。為了 TOF處理，使用所識別基本同時或符合探測事件之間的時間差沿著響應線在 空間上估計正電子/電子湮沒事件。在PET數據存儲器38中存儲所得的PET或TOF-PET數據。要理解的是，可以在符 合確定之前或之后存儲PET數據。PET重建處理器40利用適當的重建算法處理LOR或局域 化投射數據以產生一系列時間遞增的重建圖像，它們被存儲在PET圖像存儲器或緩存器42 中。在一個實施例中，以列表模式存儲PET數據，S卩，每個存儲的LOR都帶有時間戳。這樣 能夠在數據中調節(jié)(一個或多個)時域窗口，使得每個重建圖像落在選定且可調的時間窗 口中。任選地，并行執(zhí)行MR采集和PET采集。這樣能夠使MR掃描的出眾空間分辨率由 PET掃描的出眾時間分辨率加強，產生比任一種模態(tài)自己產生的表示更完整的4D表示。備 選地或此外，可以順序(例如首先是MR接著是PET，或反之亦然)進行或可以交織MR和PET 采集。圖像配準和增強處理器50在空間上配準，并任選地在時間上配準重建的MR圖像和 PET圖像。在相互配準圖像存儲器或緩存器52中存儲相互配準的圖像。此外，可以利用其 他模態(tài)增強各個PET或MR圖像，并可以將其存儲在各自的存儲器M、42中。在顯示裝置M 上適當顯示這樣配準或增強的圖像，利用適當的二維或三維繪制軟件進行繪制，或以其他 方式處理。精確知道醫(yī)療圖像深層的分子生化過程的一個優(yōu)點是能夠在無創(chuàng)活體內設置下 表征特定的組織類型，例如癌癥。動態(tài)對比增強(DCE)MRI通過測量MR信號強度與血管內 注射造影劑相關聯(lián)的時間變化提供了癌腫的解剖學和微血管生物學兩者的直觀表示。造影 劑動力學中的空間異質性被認為反映了組織灌注、微血管通透性和生成新血管以適應生長 的腫瘤(血管生成)的變化。生成的微血管支持著生長的癌細胞?？梢圆糠值赝ㄟ^導致對 小分子的通透性更高的更大內皮細胞形成來識別這樣的微血管。釓(Gd3+)是目前使用的小 分子MR造影劑。Gd3+能夠從血管空間進入空隙中的細胞間隙，但不會通過細胞膜。Gd3+進 入細胞間隙的速率取決于腫瘤灌注和毛細血管通透性。由于Gd3+能夠在細胞間隙中聚集， 因此其在識別與惡性腫瘤生長相關聯(lián)的新血管發(fā)展中是有用的。在PET中，因為PET的空間分辨率較低，所以難以分辨給定感興趣體積(V)中的異 質性。在動態(tài)PET(dPET)中，通常給受檢者進行注射，并對數據點連帶其關聯(lián)時間戳一起采 集。在一些時延之后，采集更多具有時間戳的數據點。于是，在示蹤劑前進到感興趣區(qū)域期
8間采集到4D數據集。dPET中測量的體素之內的總活動(Q s(t))是dPET唯一可獲得的可 觀察量。Q s(t)是細胞外、血管外空間(Vees)中的可觀察量，可以通過下式計算它
Qobs (t) = VeesCobs ⑴=(1- β ) Vees [Cees (t) +Ct (t) ] + β VeesCp (t)其中β是血管結構的血容量分數，CP(t)是血漿輸入函數，Ct (t)是特異性結合在 體素中的顯影劑濃度，而Cees (t)是區(qū)域中未特異性結合的顯影劑。血管項0VEESCP(t)在參 數圖估計中發(fā)揮重要作用，如果忽略可能導致系統(tǒng)誤差。由處理器56計算總活動QffiS。此外，表示可靠的藥物代謝動力學分析所需的自由、未結合顯影劑的濃度的血漿 輸入函數未必由直接從左心室測量的活動給出，因為這可能僅表示血漿中的自由造影劑的 量。然而，MRI造影劑未結合到血漿，不能通過血液/組織屏障。因此，可以將其作為純粹 細胞外血池標記處理。期望能夠可靠地量化顯影劑動力學，以便更好地量化病灶組織的生理參數，例如 血管通透性、血流和血液滲漏量。DCE-MR和19F-MR都產生關于體素之內血管組成的附加 形態(tài)學信息。dPET和MR模態(tài)的組合探測從該附加信息能夠增加額外可觀察量，亦即，(由 dPET測量的)實測總活動的血容量分數58。這種關于血管組成的額外信息可能在癌癥分級和治療中非常有用。通常，腫瘤部 位周圍的血管網絡越大，腫瘤就越嚴重。更嚴重的腫瘤常常發(fā)展出壞死的內核，它們與腫瘤 的其余部分細胞組成相同，但這些內核中的細胞幾乎停止了任何代謝活動或復制。這樣的 內核幾乎不受治療影響，因為典型的治療依賴于癌細胞復制的過度豐富的性質。知道了已 經在這樣的核心周圍發(fā)展起來并正在為周圍的癌組織供應營養(yǎng)的新血管網絡組成，就可以 識別能治療的組織(例如迅速復制的癌細胞和新血管自身)并將其靶向為治療領域的一部 分。dPET和MR組合的另一個優(yōu)點是信噪比得到顯著改善，例如允許進行部分體積校 正。使用兩種模態(tài)和通用細胞外示蹤劑的組合序列成功結合了 MRI模態(tài)的高空間分辨率和 dPET的高時間分辨率。在一個實施例中，組合的示蹤劑使用靶向的分子，其具有DCE-MR或MR造影劑(例 如Gd3+或19F)和PET示蹤劑(例如18F)的有效載荷。本申請現在轉向雙PET/MR造影劑的若干實施例。造影劑的一個實施例促進了 dPET和DCE-MRI或19F-MRI信號兩者。如圖2所示，造影劑包括分子80。分子80包括作為 放射性PET示蹤劑的載體82。在本實施例中，載體為18F。分子80還包括靶向系統(tǒng)84。靶 向系統(tǒng)84使分子80在感興趣區(qū)域中聚集。用于靶向系統(tǒng)84的可能候選者是單克隆抗體、 適配子(adaptameiOJi^ft (ρ印tidomimetics)、多糖等。分子還包括有效載荷86，有效載荷 包括DCE-MRI造影劑，例如Gd3+。也想到過諸如藥物的其他有效載荷。圖2的實施例包括 DCE-MRI造影劑和dPET示蹤劑兩者，使其適于組合式dPET/DCE_MRI成像程序。典型地，在 組合式PET/MR掃描中，必須要將造影劑和PET示蹤劑的劑量二等分，以免對受檢者腎臟和 肝臟造成過大負擔。由于受檢者服用兩種物質，所以每種僅可以給予一半。通過組合示蹤 劑，可以給受檢者每種全劑量的等效量，實際上不會使受檢者腎臟和肝臟的工作量加倍。這 導致信噪比的總體改善。在另一實施例中，如圖3所示，示出了另一種造影劑分子90。在這一實施例中，分 子90包括載體92，載體92既具有放射性PET示蹤劑9 (例如18F)，又具有19F-MRI示蹤劑92b，這是19F。分子90還包括類似于圖2的分子80的靶向系統(tǒng)84的靶向系統(tǒng)94。圖3 的分子90適于dPET/19F-MRI成像程序?，F在參考圖4，示出了分子100的另一實施例。像分子90那樣，分子100具有組合 載體102，其包括PET示蹤劑102a (18F)和19F-MRI造影劑102b (19F)。此外，類似于前面的 實施例，分子100包括靶向系統(tǒng)104。本實施例還具有DCE造影劑的有效載荷106。于是， 圖5的實施例適于dPET/19F-MRI成像程序或dPET/DCE_MRI成像程序?，F在參考圖5，將如前所述的造影劑注射110到受檢者體內。造影劑構成成分的性 質是已知的。能夠以相對確定性預計，造影劑將保留在細胞外部，成為不進入紅細胞、不與 血漿蛋白結合、不能通過血液組織屏障的純血池標記。在注射之后，造影劑通過血管系統(tǒng)再 分布112，直到其到達感興趣區(qū)域，例如腫瘤細胞導致的病灶?？拷≡顣r，造影劑通過受損 毛細血管壁滲漏114到間質區(qū)域中，該區(qū)域既是細胞外區(qū)域又是血管外區(qū)域。一些量的時 間之后，造影劑結合116到其靶標。并行進行圖像數據采集。在dPET中，隨著時間流逝連續(xù)收集數據或在順序的時間 步驟中收集數據，從而能夠觀察造影劑隨時間的發(fā)展。這與靜態(tài)PET相反，在靜態(tài)PET中， 允許示蹤劑進入感興趣區(qū)域中，在示蹤劑已經到達之后開始數據采集。在一個實施例中，同 時進行PET和MR采集。這樣可以將從PET采集收集的定時數據應用于MR數據。然后重建 120各自的圖像。接下來使用圖像互相補充。由來自另一圖像的數據增強122所采集圖像 之一或兩者。這個步驟還包括創(chuàng)建混合式PET-MR圖像。最后，為用戶提供IM增強的或混 合數據以進行分析。在一個實施例中，用戶能夠選擇觀察哪些圖像，例如原來的或混合的， PET和MR圖像的相對加權并決定是否需要附加的增強。數據也可以采取參數圖的形式，示 出流梯度Vk2Ajnk415用戶還可以觀看該區(qū)域的體積分數圖或示出了造影劑作為時間函 數的行為的時間活動曲線。可以遵循隔室(compartmental)方法在數學上描述這種生理過程?，F在同時由 dPET和MRI模態(tài)在同一時間段內跟蹤患者體內造影劑的分布。利用不同的互補模態(tài)同時測 量同一量，即造影劑的濃度，改善了信號的總體信噪比特性，因為不同模態(tài)會產生不同的噪 聲模式。參考圖6，造影劑隨著血液流經位于感興趣體素132中的毛細血管130。毛細血管 130的內壁由實線表示，而外壁由虛線表示。造影劑能夠通過血管的內皮134進入血管外、 細胞外空間(EES，((1-β)ν))136。由1^表示從毛細血管130進入EES 136的流。相反， 由1 表示從EES 136進入毛細血管130的流。在EES 136的體積Vees之內，造影劑可以是 自由的138，亦即，未特異性結合到任何對象，由CEES(t)表示。EES 136之內的造影劑還能 夠結合到靶標組織140的表面，由Ct (t)表示。由k3表示EES 136之內造影劑從未結合狀 態(tài)138到結合狀態(tài)140的變化，由k4表示EES 124之內造影劑從結合狀態(tài)140到未結合狀 態(tài)138的變化。換言之指示造影劑灌注，而k3指示區(qū)域中的吸收。知道了動力學速率， 就可以改善參數圖中的分辨率，亦即，知道關于空間中造影劑動力學的更多信息。這實現了 PET/MR系統(tǒng)空間分辨率的總體改善。那么可以通過以下線性微分方程描述圖6的隔室拓撲的數學描述疋，(0= ~{k2 + k3)CEES (O + k4CT(t) + 1^1
出^ EES
10
權利要求
1.一種造影劑，包括能夠被磁共振成像設備成像的第一成分(86)；包括能夠被核成像設備成像的放射性藥劑的第二成分(82)；利用生物過程使所述造影劑匯集在靶標區(qū)域中的靶向系統(tǒng)(84)。
2.根據權利要求1所述的造影劑，還包括能夠通過毛細血管內皮但不能進入細胞的載體部分。
3.根據權利要求1或2所述的造影劑，其中，所述第一成分為氟-19或釓。
4.根據前述權利要求中的任一項所述的造影劑，其中，所述第二成分為氟-18。
5.根據前述權利要求中的任一項所述的造影劑，其中，所述靶向系統(tǒng)包括附著于特定 類型的細胞壁上的單克隆抗體和血纖維蛋白特異性順磁納米顆粒中的至少一種。
6. 一種使用權利要求1-5中的任一項所述的造影劑進行對比增強成像的診斷成像設 備，所述設備包括磁共振部分，所述磁共振部分包括用于在所述設備的成像區(qū)域(14)中產生主磁場的主磁線圈組件(12)； 用于在所述主磁場上疊加梯度磁場的梯度線圈組件(16)； 用于至少向所述成像區(qū)域中發(fā)射RF信號的RF線圈組件(18)； 正電子發(fā)射斷層攝影部分，所述正電子發(fā)射斷層攝影部分包括 用于探測指示核衰變事件的輻射的探測器陣列(30)；至少一個重建處理器(22，40)，所述至少一個重建處理器用于從源自收集在所述成像 區(qū)域中的如前述權利要求1-5中的任一項所述的造影劑的所探測信號產生圖像表示；以及 用于顯示經重建的圖像表示的顯示器(54)。
7. —種診斷成像方法，包括為受檢者注射根據權利要求1-5中的任一項所述的造影劑(80)； 在所述受檢者和所述造影劑(80)的選定偶極子中激勵磁共振； 探測所述磁共振；利用探測器陣列(30)探測指示所述造影劑的放射性衰變事件的輻射； 將所探測的磁共振和所述輻射中的至少一個重建成所述受檢者的圖像表示；以及 顯示所述圖像表示。
8.根據權利要求7所述的方法，還包括為所述造影劑(80)匯集在感興趣區(qū)域中留出時間，所述感興趣區(qū)域是由所述造影劑 (80)的靶向系統(tǒng)(86)指定的。
9.根據權利要求7或8所述的方法，還包括同時執(zhí)行探測所述磁共振的步驟和探測輻射的步驟。
10.根據權利要求9的任一項所述的方法，還包括利用從同時收集的正電子發(fā)射斷層攝影數據集收集的定時信息增強磁共振數據集。
11.根據權利要求9或10所述的方法，還包括利用同時收集的磁共振數據集增強正電子發(fā)射斷層攝影數據集的空間分辨率。
12.根據權利要求7-11中的任一項所述的方法，還包括 利用如下關系計算體素(132)中的活動量Qffis (t)
13.根據權利要求12所述的方法，還包括利用如下微分關系計算所述體素(132)的隔室拓撲
14.根據權利要求12所述的方法，還包括探測所述造影劑進入和離開所述細胞外、血管外空間(136)的體積的灌注；以及 探測所述造影劑在所述細胞外、血管外空間(136)的體積中的保持。
15.根據權利要求7-14中的任一項所述的方法，還包括將至少一個新血管區(qū)域識別為要破壞的靶標，作為惡性腫瘤治療領域的一部分。
16.根據權利要求7-15中的任一項所述的方法，還包括 創(chuàng)建三維參數圖以在診斷和治療之一中使用。
17.一種混合式磁共振、正電子發(fā)射斷層攝影掃描器，其執(zhí)行根據權利要求7-16中的 任一項所述的方法。
18.一種計算機可讀介質，其承載有軟件，所述軟件用于控制混合式磁共振/正電子發(fā) 射掃描器的處理器以執(zhí)行根據權利要求7-16中的任一項所述的方法。
19.一種醫(yī)療成像設備，包括 磁共振部分，所述磁共振部分包括用于在所述設備的成像區(qū)域(14)中產生主磁場的主磁線圈組件(12)； 用于在所述主磁場上疊加梯度磁場的梯度線圈組件(16)； 用于至少向所述成像區(qū)域中發(fā)射RF信號的RF線圈組件(18)； 正電子發(fā)射斷層攝影部分，所述正電子發(fā)射斷層攝影部分包括 用于探測指示核衰變事件的輻射的探測器陣列(30)；至少一個重建處理器02，40)，其用于從源自收集在所述成像區(qū)域中的組合式正電子 發(fā)射斷層攝影/磁共振造影劑的所探測信號產生圖像表示；用于計算發(fā)生于所述成像區(qū)域之內空間的體素中的總可觀察活動值的活動處理器 (56)；以及用于顯示經重建的圖像表示的顯示器(54)。
20.根據權利要求19所述的醫(yī)療成像設備，其中，所述活動處理器(56)利用如下關系計算總可觀察活動值Qqbs (t)
21.根據權利要求19和20之一所述的醫(yī)療成像設備，其中，所述活動處理器(56)利用 如下微分關系計算所述體素(132)的隔室拓撲
全文摘要
磁共振(MR)成像典型地具有極好的空間分辨率，但時間分辨率較差。相反，正電子發(fā)射斷層攝影(PET)典型地具有極好的時間分辨率，但相對于MR空間分辨率較差。因此，有利的做法是使用組合式PET-MR成像序列來產生獲得兩種模態(tài)益處的混合式或增強圖像?？梢栽谶@種組合式模態(tài)設置中使用包括PET示蹤劑(82)和MR對比增強(86)的造影劑(80)。造影劑(80)還包括使造影劑(80)能夠聚集在感興趣區(qū)域中的靶向系統(tǒng)(84)。
文檔編號G01R33/28GK102089670SQ200980126414
公開日2011年6月8日 申請日期2009年6月22日 優(yōu)先權日2008年7月9日
發(fā)明者D-N·佩利格拉德 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司