少部分期間對來自以下來源中的至少一個的數據進行緩存:i)指示接收到的伽瑪光子的能量的數據；ii)指示接收到的伽瑪光子的接收的時間的數據；iii)控制或狀態(tài)數據。優(yōu)選地，緩存操作在生成所述數據的PET伽瑪光子探測器的本地進行，并且甚至更優(yōu)選地，緩存靠近組合成像系統(tǒng)的成像區(qū)域發(fā)生。這樣，由與數據傳輸相關聯的電流生成的輻射場，或由與到載波頻率上以便促進其傳輸的數據調制相關聯的電流生成的輻射場被禁止，并且減少了對所述MR成像系統(tǒng)的干擾。
[0018]根據本發(fā)明的另一方面，在所述MR RF信號檢測周期之外，將所述非MR成像系統(tǒng)的至少部分的狀態(tài)設定為活動狀態(tài)；由此在這時所述MR成像系統(tǒng)不是正在檢測RF信號。這樣，對PET成像系統(tǒng)生成干擾的部分的暫時關斷被終止，并且這樣的部分返回到它們的操作的未中斷狀態(tài)，由此允許數據的傳輸、功率的傳遞、對伽瑪光子探測器數據的采樣等。
[0019]根據本發(fā)明的另一方面，還接收指示所述MR成像系統(tǒng)的準備階段的信號，并且響應于該信號，在所述MR成像系統(tǒng)在所述準備階段的時間段的至少部分期間，所述非MR成像系統(tǒng)的至少部分的狀態(tài)被設定為非活動狀態(tài)。所述MR成像系統(tǒng)的所述準備階段還是在其期間所述MR成像系統(tǒng)對RF發(fā)射尤其敏感的時間段。由此通過在該時間段期間將所述非MR成像系統(tǒng)的至少部分的狀態(tài)設定為非活動狀態(tài)，實現了對所述MR成像系統(tǒng)的干擾的進一步減少。
[0020]根據本發(fā)明的其他方面，提供了一種系統(tǒng)和計算機可讀介質，以便實施本發(fā)明的方法。
【附圖說明】
[0021]圖1圖示了根據本發(fā)明的一些方面的組合PET-MR成像系統(tǒng)。
[0022]圖2圖示了被配置為將非MR成像系統(tǒng)生成干擾的部分設定為非活動狀態(tài)的非MR活動控制單元的示范性實現方式。
[0023]圖3圖示了根據本發(fā)明的一些方面使用的示范性調制方案。
[0024]圖4圖示了對使用PET探測器模塊40a內的解調門控信號35和PET參考時鐘信號38來將PET探測器電子設備的生成干擾的部分設定為非活動狀態(tài)的示范性使用。
[0025]圖5圖示了用于在非活動狀態(tài)期間存儲被暫停傳輸的數據的示范性實現方式。
【具體實施方式】
[0026]為了提供用于減少非MR成像系統(tǒng)與附近的MR成像系統(tǒng)之間的干擾的方法和系統(tǒng)，參考具有基本同時的數據采集的示范性組合PET-MR成像系統(tǒng)來描述本發(fā)明。然而，應當意識到，本發(fā)明也適用于組合成像系統(tǒng)，在所述組合成像系統(tǒng)中MR成像系統(tǒng)被與非MR成像系統(tǒng)共同定位，并且還適用于將MR成像與其他成像模式組合的成像系統(tǒng)。這樣的組合包括但不限于SPECT-MR、諸如生物發(fā)光MR的光學-MR成像系統(tǒng)，和超聲-MR。
[0027]圖1圖示了根據本發(fā)明的一些方面的組合PET-MR成像系統(tǒng)。參考圖1，組合PET-MR成像系統(tǒng)I包括定義成像區(qū)域3的公共掃描器外殼2，要被成像的對象(例如人或動物)可以被定位在所述成像區(qū)域3內。由冷屏蔽(cryoshielding)5包圍的主磁體4在成像區(qū)域3中生成主磁場。梯度磁場線圈6被布置在外殼2上或外殼2中來生成額外的磁場以重疊在成像區(qū)域3中的主磁場上。梯度磁場線圈6典型地包括用于產生三個正交磁場梯度的線圈。在一些實施例中，具有RF屏8的全身RF線圈7被布置在外殼2中或外殼2上，以便將RF激勵脈沖注入到成像區(qū)域3中。在其他實施例中，未示出的局部線圈被用于將RF脈沖局部地注入到被成像的對象。
[0028]在MRI圖像采集期間，RF發(fā)射器9經由RF切換電路10被耦合到全身線圈7或被耦合到未示出的一個或多個局部線圈，以在成像區(qū)域3的區(qū)域中生成磁共振。梯度控制器11控制到磁場梯度線圈6的信號，以便對磁共振進行空間編碼。在一個范例中，在射頻激勵期間施加的一維磁場梯度產生對切片敏感的激勵；在對磁共振的激勵與讀出之間施加的磁場梯度提供相位編碼，并且在磁共振的讀出期間施加的磁場梯度提供頻率編碼。MRI脈沖序列可以被配置為產生笛卡爾編碼、徑向編碼或其他空間編碼。
[0029]在RF激勵之后，RF切換電路10能斷開RF發(fā)射器9，并且將RF接收器12連接到全身RF線圈7以采集來自成像區(qū)域3內的空間編碼的磁共振。備選地，將RF接收器12連接到未示出的局部線圈中的一個或多個。采集到的磁共振被存儲在MRI數據緩存器13中，并且由MRI重建處理器14重建，得到被存儲在MRI圖像存儲器15中的經重建的MRI圖像。當使用笛卡兒編碼時，MRI重建處理器14使用諸如快速傅里葉變換(FFT)重建算法的算法。
[0030]組合PET-MR成像系統(tǒng)I還包括經由多個伽瑪光子探測器16的PET成像功能，所述多個伽瑪光子探測器16被圍繞成像區(qū)域3徑向設置，以便接收其中發(fā)射的伽瑪光子。盡管在圖1中輻射探測器被圖示在MR成像系統(tǒng)的內襯內，但是也預期其他的配置，包括圓柱形主磁體4中的間隙內的輻射探測器的位置。在另一預期的配置中，PET伽瑪光子探測器形成模塊的部分，所述模塊被可移動地插入到MR成像系統(tǒng)的膛中，以在臨床前PET-MR成像中使用。
[0031]在PET成像中，在成像區(qū)域3中的定位對象之前，向諸如患者或動物的對象施予放射性示蹤劑。放射性示蹤劑優(yōu)選地由對象中的區(qū)域吸收，并且在攝取周期之后對其分布進行成像。放射性示蹤劑經歷導致正電子的產生的放射性衰變。每個衰變事件產生一個正電子，所述正電子在人體組織中行進幾mm，在那里其隨后在煙滅事件中與電子相互作用，所述煙滅事件產生兩個反向伽瑪光子。兩個伽瑪光子每個具有511keV的能量，并且隨后由多個伽瑪光子探測器16探測到，多個伽瑪光子探測器16被圍繞成像區(qū)域3徑向設置，當由伽瑪光子撞擊時多個伽瑪光子檢測器16中的每個產生電信號。在圖1所示的實施例中，將指示接收到的伽瑪光子的電信號傳遞到被定位在成像區(qū)域之外的PET事件緩存器。在備選的實現方式中，事件緩存器是在伽瑪光子探測器16本地的，并且因此更接近成像區(qū)域3。PET事件緩存器17中的數據優(yōu)選地是列表模式的格式，并且至少包括指示多個伽瑪光子的接收的時間的信息。時間信息可以是絕對時間，或者備選地，每個事件可以被識別為已經被基本同時探測到的伽瑪光子對的成員。所述數據還可以包括指示接收到的伽瑪光子的能量的信息。能與PET事件緩存器17通信的一致性確定單元18將數據分類為基本同時被接收的一致事件對。如果兩個伽瑪光子的時間戳發(fā)生在彼此的窄時間間隔內，典型地如果它們在+/-3ns內被探測到，則兩個伽瑪光子被識別為一致的。接收到一致的伽瑪光子的兩探測器的位置定義了空間中的線，煙滅事件沿所述線發(fā)生，所述線被稱為響應線(LOR)。將來自一致性確定單元18的一致事件對傳遞到識別空間LOR的LOR處理器19，所述事件沿著所述空間LOR發(fā)生。在飛行時間(TOF)PET中，兩個檢測到的事件之間的小時間差還被用于使沿LOR的發(fā)生煙滅事件的位置局部化，并且由此更準確地定位引起衰變事件的放射性示蹤劑的空間位置。如果生成了接收到的事件的絕對時間，則任選的TOF處理器20使用在每對中的事件之間的時間差來更準確地定位引起衰變事件的放射性示蹤劑的空間位置。得到的數據是PET投影數據集21，由PET重建處理器22使用諸如濾波反投影和迭代重建的技術將PET投影數據集21重建為圖示放射性示蹤劑在成像區(qū)域內的分布的PET圖像。得到的PET圖像被存儲在PET圖像存儲器23中。隨后可以由后重建圖像處理器24來處理來自MR成像模態(tài)和PET成像模態(tài)的數據，例如以使圖像對齊、將圖像分割成不同的解剖區(qū)劃、并且確定在區(qū)劃內放射性示蹤劑的攝取等。用戶界面25允許用戶與掃描過程以及后圖像重建處理器24交互，例如以允許用戶將圖像對齊并操縱圖像、啟動和停止掃描、設定掃描參數(例如掃描時間、在MR成像過程中使用的RF梯度場的性質)、并且識別待掃描的成像區(qū)域的范圍。
[0032]在圖1所示的實施例中，至少PET成像系統(tǒng)的伽瑪光子探測器16典型地被定位在靠近成像區(qū)域，它們從所述成像區(qū)域接收伽瑪光子。未示出但與伽瑪光子探測器12相關聯的控制電路和局部數據處理電路也可以被定位在靠近伽瑪光子探測器，以便維持信號完整性并且提高系統(tǒng)緊湊性。事件緩存器17也可以被定位在靠近成像區(qū)域。然而，靠近MR成像系統(tǒng)的膛的電子電路的操作冒著由這樣的電子電路引起的電磁發(fā)射被敏感全身RF線圈7，或備選地被在圖1中未示出的局部線圈中的一個或多個拾取，并且隨后由RF接收器12探測到的風險，其中