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1、(10)申请公布号 CN 103519813 A (43)申请公布日 2014.01.22 CN 103519813 A (21)申请号 201310266016.2 (22)申请日 2013.06.28 13/539240 2012.06.29 US A61B 5/055(2006.01) A61B 6/03(2006.01) (71)申请人 通用电气公司 地址 美国纽约州 (72)发明人 胡国蕐 C.J. 哈迪 M.M. 拉文德拉 (74)专利代理机构 中国专利代理(香港)有限公 司 72001 代理人 柯广华 汤春龙 (54) 发明名称 在 MRI 视场的采集期间 PET 场的并发采集 。
2、(57) 摘要 示范性实施例针对与采集单个磁共振视场的 部分并发地对受检者的不同区采集多组正电子 发射断层摄影 （PET） 数据。正电子发射断层摄影 （PET）图像和磁共振 （MR）图像可以使用组合的 PET-MRI 扫描仪来采集， 其中， 例如， 来自 MR 视场 的MR数据的第一部分可以与PET数据的第一采集 并发地来采集， 可以响应于组合的 PET-MRI 扫描 仪中的床的位点中的变化而调整 MR 视场的位置， 并且可以与 PET 数据的第二采集并发地采集来自 MR 视场的 MR 数据的第二部分。 (30)优先权数据 (51)Int.Cl. 权利要求书 1 页 说明书 11 页 附图 8。
3、 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 权利要求书1页 说明书11页 附图8页 (10)申请公布号 CN 103519813 A CN 103519813 A 1/1 页 2 1. 一种组合的正电子发射断层摄影 （PET） 和磁共振成像 （MRI） 系统， 包括 ： PET 成像组件， 其形成所述组合的 PET-MRI 扫描仪的 PET 扫描仪部分 ； MRI 组件， 其形成所述组合的 PET-MRI 扫描仪的 MRI 扫描仪部分 ； 以及 控制器， 其与所述 PET 成像组件和所述 MRI 组件通信来控制所述 MRI 扫描仪部分以在 来自较小 PET 视场的 PET。
4、 数据采集序列上对 MRI 视场的 MR 数据采集分割并且与不同组的 PET 数据采集并发地采集所述 MRI 视场的 MR 数据。 2. 如权利要求 1 所述的系统， 进一步包括相对于 PET 空间覆盖区域和 MRI 空间覆盖区 域设置并且能移动的支承结构， 所述 PET 空间覆盖区域与所述 PET 扫描仪部分关联， 所述 MRI 空间覆盖区域与所述 MRI 扫描仪部分关联， 其中对所述控制器编程以基于所述支承结构的位置控制 PET 数据和 MR 数据的采集。 3. 如权利要求 2 所述的系统， 其中， 对所述视场的 MR 数据的采集在所述支承结构的至 少两个位置上分配， 在所述至少两个位置中。
5、的第一个处执行 PET 采集序列中的第一 PET 数 据采集， 并且在所述至少两个位置中的第二个处执行PET采集序列中的第二PET数据采集。 4. 如权利要求 3 所述的系统， 其中， 关于所述第一位置采集的 MR 数据代表 k 空间的第 一部分并且关于所述第二位置采集的所述 MR 数据代表 k 空间的第二部分。 5.如权利要求4所述的系统， 其中， 对所述控制器编程来控制所述MRI扫描仪以与所述 第一 PET 数据采集并发地采集 k 空间的所述第一部分并且与所述第二 PET 数据采集并发地 采集 k 空间的所述第二部分。 6. 如权利要求 5 所述的系统， 其中， k 空间的所述第一部分对应。
6、于 k 空间中的一半并且 k 空间的所述第二部分对应于 k 空间中的剩余一半。 7.如权利要求1所述的系统， 其中， 所述MRI扫描仪包括梯度线圈并且对所述控制器编 程来控制所述梯度线圈以对所述 MRI 视场采集 k 空间数据。 8. 如权利要求 1 所述的系统， 其中， 通过 k 空间在笛卡尔轨迹上采集所述 MR 数据或通 过 k 空间在非笛卡尔轨迹上采集所述 MR 数据。 9. 一种用组合的 PET-MRI 扫描仪捕获正电子发射断层摄影 （PET） 图像和磁共振 （MR） 图像的方法， 包括 ： 与 PET 数据的第一采集并发地从 MR 视场采集 MR 数据的第一部分 ； 响应于所述组合的。
7、PET-MRI扫描仪的床的位点中的变化而调整所述MR视场的位置 ； 以 及 与 PET 数据的第二采集并发地从所述 MR 视场采集 MR 数据的第二部分。 10.如权利要求9所述的方法， 其中， 从所述视场采集的MR数据的第一部分代表k空间 的第一部分并且从所述视场采集的 MR 数据的第二部分代表 k 空间的第二部分。 权 利 要 求 书 CN 103519813 A 2 1/11 页 3 在 MRI 视场的采集期间 PET 场的并发采集 背景技术 0001 正电子发射断层摄影 （PET） 成像牵涉在感兴趣受检者中创建正电子发射放射性核 的断层摄影图像。常规地， 受检者 （例如， 人类患者） 。
8、接收 PET 剂， 例如放射性药剂， 并且受检 者被定位在包括检测器和检测电子器件的 PET 成像系统内。随着 PET 剂衰退， 发射带正电 荷的反电子 （正电子） 。对于常用的 PET 剂， 正电子在与电子碰撞之前行进几毫秒通过受检 者的组织， 从而导致互相湮没。正电子 / 电子湮没导致具有近似 511 keV 能量的一对被反 向引导的 gamma 射线。 0002 当 gamma 射线撞击检测器时， 检测器发射光， 其由检测电子器件检测。对应于发射 光的信号作为 gamma 射线的入射被处理。当两个 gamma 射线在近似相同的时间冲撞定位相 对的检测器的闪烁体时， 并发发生被记录。 处理。
9、这些并发发生来识别真实的并发发生事件， 其被分组和整合来形成 PET 数据帧， 这些 PET 数据帧可以重建为描绘受检者中的 PET 剂的 分布的图像。 0003 在医学成像中采用的另一个技术是磁共振成像 （MRI） ， 其常规地使用强力磁体来 形成强的均匀的静态磁场 （即，“主磁场” ） 以使受检者组织中的氢核极化使得磁矩一般来说 沿主磁场的方向对齐。 MRI系统常规地包括梯度线圈， 其响应于电流控制信号产生幅度更小 （即， 与主磁场相比） 、 在空间上变化的磁场。典型地， 梯度线圈设计成产生磁场分量， 其一般 来说沿主磁场的轴对齐并且在幅度方面随着沿一个或多个轴的位置而不同。 梯度线圈的效。
10、 应是沿单个轴在磁场强度上形成小的斜坡并且在核自旋的共振频率上形成伴随。 具有正交 轴的三个梯度线圈典型地用于通过在身体中的每个位点处形成签名共振频率而对 MR 信号 “在空间上编码” 。射频 （RF） 线圈用于在氢核的共振频率处或附近形成 RF 能量脉冲。这些 线圈用于以受控的方式将能量添加到核自旋系统。 因为核自旋接着松弛回到它们的剩余能 量状态， 它们采用 RF 信号 （其可以作为 MR 数据被 MRI 系统检测） 的形式放弃能量， 并且与多 个额外的这样的信号组合可用于使用计算机和已知的算法重建 MR 图像。 0004 近年来， 已经开发混合或组合 PET-MRI 扫描仪使得可以使用单。
11、个医学成像扫描仪 采集 PET 和 MRI 图像。尽管这些常规的组合 PET-MRI 扫描仪可以在独立和单独 PET 扫描仪 和 MRI 扫描仪上提供效率， PET 和 MRI 扫描仪组合成单个扫描仪在实现这样的效率并且确 保高质量图像采集方面呈现困难的挑战。 发明内容 0005 本公开的示范性实施例针对与从单个磁共振视场采集数据的部分并发地对受检 者的不同区采集多组正电子发射断层摄影 （PET） 数据。因为 MR 数据采集可能比 PET 数据 采集需要更大量的时间， MR 数据采集可以跨 PET 数据采集序列分割来实现组合的 PET-MRI 扫描仪的效率。在示范性实施例中， 因为在执行 PE。
12、T 数据采集时对规定的视场采集 MR 数据 的仅一部分， 执行扫描序列所需要的总时间可以通过常规的方法而减少。 0006 在一个实施例中， 公开组合的正电子发射断层摄影 （PET） 和磁共振成像 （MRI） 系 统。该系统包括 PET 成像组件、 MRI 组件和控制器。这些 PET 成像组件形成 PET 扫描仪部 说 明 书 CN 103519813 A 3 2/11 页 4 分并且这些 MRI 组件形成组合的 PET-MRI 扫描仪的 MRI 扫描仪部分。控制器与 PET 成像组 件和 MRI 组件通信来控制 MRI 扫描仪部分以在 PET 数据采集序列上对规定的视场的 MR 数 据采集分割。
13、来与不同组的 PET 数据采集并发地采集该视场的 MR 数据。 0007 在一些实施例中， 该系统可以包括相对于PET空间覆盖区域 （与PET扫描仪部分关 联） 和 MRI 空间覆盖区域 （与 MRI 扫描仪部分关联） 设置并且能移动的支承结构 （例如， 用于 支承要成像的受检者的床或台） 。 可以对控制器编程以基于支承结构的位置来控制PET数据 和 MRI 数据的采集。对视场的 MR 数据的采集可以在支承结构的至少两个位置上分配。可 以在该至少两个位置中的第一个处执行 PET 采集序列中的第一 PET 数据采集。可以在该至 少两个位置中的第二个处执行 PET 采集序列中的第二 PET 数据采。
14、集。关于第一位置采集的 MR 数据可以代表 k 空间的第一部分 （例如， 一半） 并且关于第二位置采集的 MR 数据可以代 表 k 空间的第二部分 （例如， 剩余的一半） 。在一些实施例中， 对控制器编程来控制 MRI 扫描 仪部分以与第一 PET 数据采集并发地采集 k 空间的第一部分并且与第二 PET 数据采集并发 地采集 k 空间的第二部分。 0008 在另一个实施例中， 公开用组合的 PET-MRI 扫描仪捕获正电子发射断层摄影 （PET） 图像和磁共振 （MR） 图像的方法。该方法包括 ： 与 PET 数据的第一采集并发地从 MR 视 场采集 MR 数据的第一部分 ； 调整 MR 视。
15、场的位置来补偿组合的 PET-MRI 扫描仪的床的位点 中的变化并且从而在相同的解剖部分上维持MR视场， 同时与PET数据的第二采集并发地从 MR 视场采集 MR 数据的第二部分。在一些实施例中， 可以响应于组合的 PET-MRI 扫描仪的 床的位点中的另一个变化而调整MR视场的位置， 同时可以与PET数据的第三采集并发地从 MR 视场采集 MR 数据的第三部分。 0009 在一些实施例中， 从视场采集的MR数据的第一部分代表k空间的第一部分并且从 视场采集的 MR 数据的第二部分代表 k 空间的第二部分。k 空间的第一部分可以对应于 k 空 间中的一半并且 k 空间的第二部分可以对应于 k 。
16、空间中的剩余一半。 0010 在一些实施例中， 该方法还可以包括重建从视场采集的 MR 数据的第一部分来生 成复杂的 MR 图像的第一栈、 重建从视场采集的 MR 数据的第二部分来生成复杂的 MR 图像的 第二栈以及将第一和第二栈组合来形成 MR 图像的单个栈， 其与第一和第二栈相比具有减 少的混叠。第一和第二栈的 MR 图像可以在组合第一和第二栈之前展开。 0011 在一些实施例中， 该方法还可以包括首先将来自视场的 MR 数据的第一和第二部 分组合并且接着重建从视场采集的全组 MR 数据来生成 MR 图像栈。 0012 在一些实施例中， 对来自视场的 MR 数据采集的第二部分调整 MR 视。
17、场的位置可以 通过使视场移位来使视场与从视场采集 MR 数据的第一部分所针对的受检者的区对齐而执 行。视场可以通过调整组合的 PET-MRI 扫描仪的 MR 接收器频率或调整 MR 接收器的 MR 信 号接收的相位中的至少一个而移位。 0013 在一些实施例中， MR数据可以作为笛卡尔k空间或作为非笛卡尔k空间而被采集。 0014 提供一种组合的正电子发射断层摄影 （PET） 和磁共振成像 （MRI） 系统， 其包括 ： PET 成像组件， 其形成所述组合的 PET-MRI 扫描仪的 PET 扫描仪部分 ； MRI 组件， 其形成所述组合的 PET-MRI 扫描仪的 MRI 扫描仪部分 ； 以。
18、及 控制器， 其与所述 PET 成像组件和所述 MRI 组件通信来控制所述 MRI 扫描仪部分以在 来自较小 PET 视场的 PET 数据采集序列上对 MRI 视场的 MR 数据采集分割并且与不同组的 说 明 书 CN 103519813 A 4 3/11 页 5 PET 数据采集并发地采集所述 MRI 视场的 MR 数据。 0015 优选的， 所述系统进一步包括相对于 PET 空间覆盖区域和 MRI 空间覆盖区域设置 并且能移动的支承结构， 所述 PET 空间覆盖区域与所述 PET 扫描仪部分关联， 所述 MRI 空间 覆盖区域与所述 MRI 扫描仪部分关联， 其中对所述控制器编程以基于所述。
19、支承结构的位置控制 PET 数据和 MR 数据的采集。 0016 优选的， 对所述视场的 MR 数据的采集在所述支承结构的至少两个位置上分配， 在 所述至少两个位置中的第一个处执行 PET 采集序列中的第一 PET 数据采集， 并且在所述至 少两个位置中的第二个处执行 PET 采集序列中的第二 PET 数据采集。 0017 优选的， 关于所述第一位置采集的MR数据代表k空间的第一部分并且关于所述第 二位置采集的所述 MR 数据代表 k 空间的第二部分。 0018 优选的， 对所述控制器编程来控制所述 MRI 扫描仪以与所述第一 PET 数据采集并 发地采集 k 空间的所述第一部分并且与所述第二。
20、 PET 数据采集并发地采集 k 空间的所述第 二部分。 0019 优选的， k 空间的所述第一部分对应于 k 空间中的一半并且 k 空间的所述第二部 分对应于 k 空间中的剩余一半。 0020 优选的， 所述 MRI 扫描仪包括梯度线圈并且对所述控制器编程来控制所述梯度线 圈以对所述 MRI 视场采集 k 空间数据。 0021 优选的， 通过 k 空间在笛卡尔轨迹上采集所述 MR 数据或通过 k 空间在非笛卡尔轨 迹上采集所述 MR 数据。 0022 提供一种用组合的 PET-MRI 扫描仪捕获正电子发射断层摄影 （PET） 图像和磁共振 （MR） 图像的方法， 其包括 ： 与 PET 数据。
21、的第一采集并发地从 MR 视场采集 MR 数据的第一部分 ； 响应于所述组合的PET-MRI扫描仪的床的位点中的变化而调整所述MR视场的位置 ； 以 及 与 PET 数据的第二采集并发地从所述 MR 视场采集 MR 数据的第二部分。 0023 优选的， 从所述视场采集的MR数据的第一部分代表k空间的第一部分并且从所述 视场采集的 MR 数据的第二部分代表 k 空间的第二部分。 0024 优选的， k 空间的所述第一部分对应于 k 空间中的一半并且 k 空间的所述第二部 分对应于 k 空间中的剩余一半。 0025 优选的， 所述方法进一步包括 ： 重建从所述视场采集的 MR 数据的第一部分来生成。
22、 MR 图像的第一栈 ； 重建从所述视场采集的 MR 数据的第二部分来生成 MR 图像的第二栈 ； 以及 使所述第一和第二栈组合来形成 MR 图像的单个栈， 其与所述第一和第二栈相比具有 减少的混叠。 0026 优选的， 所述方法进一步包括 ： 将所述视场的所述第一和第二部分的 MR 数据组合 ； 以及 重建对所述视场的所述第一和第二部分采集的 MR 数据来生成 MR 图像栈。 0027 优选的， 所述方法进一步包括 ： 响应于所述组合的 PET-MRI 扫描仪的床的位点中的另一个变化而调整所述 MR 视场的 说 明 书 CN 103519813 A 5 4/11 页 6 位置 ； 以及 与 。
23、PET 数据的第三采集并发地从所述 MR 视场采集 MR 数据的第三部分。 0028 预想实施例的任何组合或排列。 其他目的和特征将从下列与附图结合来考虑的详 细描述变得明显。然而， 要理解图仅作为图示而不是作为对本发明的限制的定义来设计。 附图说明 0029 图 1 图示根据本公开的示范性实施例的示范性组合的 PET-MRI 扫描仪。 0030 图 2 图示图 1 的扫描仪在相对于 PET 成像组件的空间覆盖以及与 MRI 组件关联的 空间覆盖的第一位置处的实施例的床。 0031 图 3 图示图 1 的扫描仪在相对于 PET 成像组件的空间覆盖以及与 MRI 组件关联的 空间覆盖的第二位置处。
24、的实施例的床。 0032 图 4A 图示 k 空间数据 （其对应于磁共振图像捕获的读出） 的示范性线。 0033 图4B图示k空间数据中的一半 （其对应于规定的床位置处的磁共振图像捕获的读 出） 的示范性线。 0034 图 4C 图示对图 4B 的 k 空间数据中的互补一半 （其对应于另一个规定的床位置处 的磁共振图像捕获的读出） 的示范性线。 0035 图 5 是根据本公开的示范性实施例的示范性图像捕获过程的流程图。 0036 图 6 是用于实现本公开的示范性实施例的示范性计算系统。 具体实施方式 0037 本公开的示范性实施例针对与从单个磁共振视场采集数据的部分并发地对受检 者的不同区采集。
25、多组正电子发射断层摄影 （PET） 数据。例如， 本公开的示范性实施例可以 与 PET 数据的第一采集并发地从 MR 视场采集 MR 数据的第一部分并且可以与 PET 数据的第 二采集并发地从 MR 视场采集 MR 数据的第二部分。床的位置可以在采集之间改变使得在可 以在不同的床位置上采集对应于受检者的相同或大致上相同的区的 MR 数据时可以采集受 检者的不同区的 PET 数据。 0038 通过对跨 PET 数据采集序列的 MR 数据采集分割， 组合的 PET-MRI 扫描仪的效率可 以因为 MR 数据采集可比 PET 数据采集需要更大量的时间而实现。在示范性实施例中， 因为 在执行PET数据。
26、采集时对规定的视场仅采集MR数据的一部分， 执行扫描序列所需要的总时 间可以通过常规的方法而减少。 0039 如本文使用的，“并发” 指在相同的时段内采集 PET 数据和 MRI 数据。可以同时采 集 （即， 在相同的时间） 、 可以大致上同时采集 （即， 在近似相同的时间） 、 可以以在 PET 数据采 集与 MR 数据采集之间来回转换采集这样的交错方式采集和 / 或可以用别的方式在相同的 时段内采集数据。 0040 图 1 说明混合或组合的正电子发射断层摄影 （PET） - 磁共振成像 （MRI） 扫描仪 10。 该扫描仪 10 一般来说可以沿纵轴 L 从近端 12 纵向延伸到远端 14。。
27、扫描仪 10 可以包括 ： 形 成 MRI 扫描仪部分的 MRI 组件 16， 其配置成采集 MR 数据 ； 形成 PET 图像扫描仪部分的 PET 成像组件 18， 其配置成采集 PET 图像数据 ； 和支承结构， 例如床 20（或台） ， 其配置成沿纵轴 L 从近端 12 平移到远端 14 来将床 20 相对于 MRI 组件 16 和 PET 成像组件 18 而定位。在一 说 明 书 CN 103519813 A 6 5/11 页 7 些实施例中， 与 MRI 组件 16 关联的空间覆盖区域 （例如， 可以在其上执行单个 MR 数据采集 的最大纵向距离） 以及与 PET 组件 18 关联的。
28、空间覆盖 （例如， 可以在其上执行单个 PET 采集 的最大纵向距离） 可不同。例如， 在一个示范性实施例中， 在纵向方向上， 单个 MR 数据采集 可以覆盖， 例如近似 60cm， 而单个 PET 采集可以覆盖， 例如近似 25cm。 0041 MRI 组件 16 可以包括磁体组装件 22 和梯度线圈组装件 24， 其可以独立或作为磁 体组装件 22 的一部分而实现。磁体组装件 22 可以包括极化主磁体 26 和线圈组装件 28， 其可以实现为射频 （RF） 线圈和相控阵接收线圈。磁体组装件 22 的线圈组装件 28 可以配 置成发送刺激脉冲并且响应于这些刺激脉冲而接收从受检者辐射的激励脉冲。
29、。 梯度组装件 24 可以包括一个或多个物理梯度线圈 （例如， 具有正交轴的三个梯度线圈） ， 用于产生磁场 梯度以根据 k 空间或原始数据矩阵在空间上对从扫描仪 10 输出的采集 MR 数据编码。在示 范性实施例中， 可以实现一个或多个 k 轨迹例如笛卡尔 k 轨迹、 螺旋 k 轨迹、 锥形 k 轨迹、 径 向 k 轨迹和 / 或任何其他适合的 k 轨迹。 0042 扫描仪 10 的 PET 成像组件 18 可以包括正电子发射检测器 30， 其配置成检测来自 正电子湮没的 gamma 射线 （从受检者发射） 。检测器 30 可以包括闪烁体和光电检测电子器 件。 检测器30可以具有任何适合的构。
30、造并且具有用于采集PET数据的任何适合的布置。 例 如， 在示范性实施例中， 检测器 30 可以具有环形配置。由检测器 30 的闪烁体检测的 gamma 射线入射可以由检测器 30 的光电检测电子器件变换成电信号， 其可以被调节和处理来输 出可以将 gamma 射线检测匹配为潜在的同时发生事件的数字信号。当两个 gamma 射线近似 彼此相对地冲撞检测器时， 在沿检测器之间的线的一些地方发生正电子湮没， 这是可能的 （没有随机噪声与单个 gamma 射线检测的相互作用） 。同时发生可以被分类并且整合为 PET 数据， 其可以经由计算系统 40 被处理和 / 或存储。 0043 在示范性实施例中。
31、， 扫描仪 10 可以包括控制系统 50， 其具有处理装置 （例如控制 器 52） 用于控制扫描仪的操作。可以对控制系统 50 的控制器 52 编程来控制 MRI 组件 16、 PET 组件 18 和 / 或床 20 的操作。尽管控制系统 50 描绘为被包括在扫描仪 10 中， 本领域内 技术人员将认识到控制系统或其部分可以独立或与扫描仪 10 分离地实现并且可以通信地 耦合于扫描仪 10。控制系统 50 可以与计算装置 40 通信使得可以经由计算系统 40（其通 信地耦合于控制系统 50） 控制扫描仪 10 来向控制系统传送数据和 / 或命令以控制扫描仪 10 的操作。在一些实施例中， 计算。
32、装置 40 可以经由通信网络 54 与控制系统 50 通信。 0044 在示范性实施例中， 计算系统40可以配置控制系统50和/或对其编程来控制MRI 组件 16、 PET 组件 18 和 / 或床 20 以响应于由计算装置 40 传送到控制系统 50 的指令、 命令 和 / 或请求而执行扫描序列。例如， 用于采集 MR 图像的扫描序列的 RF 脉冲可以具有对应 于要采集 MR 数据所在的数据采集窗的定时和长度的定时、 强度和形状。可以在 MR 数据采 集期间通过控制梯度线圈组装件 24 中的一个或多个物理梯度线圈产生梯度脉冲来产生磁 场梯度以在空间上在 k 空间中的一个或多个线中对从扫描仪 。
33、10 输出的采集 MR 数据编码。 由激励脉冲产生、 由受检者中的激发核发射的MR信号可以被线圈组装件28感测， 并且可以 提供给计算系统用于处理。可以收集 MR 数据并且将其作为一组或多组原始 k 空间数据而 输出。该原始 k 空间数据可以在重建 （例如， 经由傅里叶变换） MR 图像中被计算装置 40 和 / 或另一个装置所利用。 0045 MR 数据采集的视场 （FOV） 可以由控制系统 50（例如， 经由计算装置 40） 控制。在 说 明 书 CN 103519813 A 7 6/11 页 8 示范性实施例中， 当在不同的床位置上采集单个 MR FOV 时， MR 组件可以由控制系统 。
34、50 响 应于床位置中的变化而控制以基于床移动的距离而使 FOV 移位。FOV 可以与 MRI 空间覆盖 区域同延或可以规定为小于 MRI 空间覆盖区域。FOV 限定 MRI 扫描仪的成像区使得在 FOV 内的受检者的部分通过MRI扫描仪而成像。 FOV的位点可以例如通过控制MR接收器的频率 和 / 或 MR 接收器的相位而控制 （例如， 经由计算装置 40 和 / 或控制系统 50） 。 0046 在示范性实施例中， 可以对控制系统 50 编程来采集 PET 图像序列并且与每个 PET 图像采集并发 （例如， 同时、 交错， 等） 地采集 MR k 空间的一部分。k 空间中的每个部分的采 集。
35、可以与采集 PET 图像并发地执行使得可以对单个 MR 图像栈采集多个 PET 图像。例如， 受 检者 （例如， 患者） 可以靠在床 20 上并且床可以在近端 12 处沿纵轴 L 移到扫描仪 10 内以 将受检者定位在相对于 MRI 组件 16 和 PET 组件 18 的空间覆盖区域的第一位点处。可以在 PET 空间覆盖区域上采集 PET 图像来对受检者的第一部分成像并且可以采集对应于 MRI 空 间覆盖区域的 MR 数据 （k 空间） 的一部分。随后， 床 20 可以沿纵轴 L 进一步移入扫描仪 10 以将受检者定位在相对于 MRI 组件 16 和 PET 组件 18 的空间覆盖区域的第二位。
36、点处。可以 在 PET 空间覆盖区域上 （其中受检者在该位点处） 采集第二 PET 图像来对受检者的第二部分 成像并且可以采集对应于 MRI 空间覆盖区域的 MR 数据的一部分。MR 数据的部分可以组合 来填充 k 空间以便重建 MR 图像。通过在多个 PET 数据采集上对 k 空间的采集分段， 可以有 效地利用组合的 PET-MRI 扫描仪 10， 这是因为完整的 k 空间数据集的采集可以比 PET 图像 的采集花费更长的时间。 0047 图 2 和 3 图示扫描仪 10 的床 20 相对于与 MR 组件 16（图 1） 关联的示范性 MRI 空 间覆盖区域 60 和与 PET 成像组件 1。
37、8（图 1） 关联的 PET 空间覆盖区域 62 的示范性位置。 参考图 2 和 3， 虚线矩形 61 说明 MRI 空间覆盖区域 60 的周边并且虚线矩形 63 说明 PET 空 间覆盖区域 62 的周边。如在图 2 和 3 中示出的， MRI 空间覆盖区域 60 可以比 PET 空间覆 盖区域 62 更长并且 MRI 空间覆盖区域 60 和 PET 空间覆盖区域 62 可以重叠和 / 或 MRI 空 间覆盖区域 60 可以包含 PET 空间覆盖区域 62。由于在本实施例中 MRI 空间覆盖区域 60 比 PET 空间覆盖区域 62 更长， MRI 组件 16 可以比 PET 组件 18 采。
38、集更大的成像区。尽管在本 实施例中 MRI 空间覆盖区域 60 和 PET 空间覆盖区域 62 重叠， 本领域内技术人员将认识到 可以实现扫描仪 10 的实施例使得空间覆盖区域 60、 62 远离彼此被间隔开。此外， 本领域内 技术人员将认识到空间覆盖区域 60、 62 的尺寸对于不同的扫描仪 10 的实施例可不同。 0048 在示范性实施例中， 当要由 PET 扫描仪组件 18 扫描的人体 70 的区 64 （例如， 心脏 66 和肝脏 68） 超出 PET 空间覆盖区域 62 时， 扫描仪 10 的床 20 可以相继被定位 （经由控制 系统 50） 以使人体 70 相对于 PET 空间覆盖。
39、区域 62 移动。例如， 床 20 可以定位在沿纵轴 L 的第一位点处来采集 PET 数据， 其对应于 PET 空间覆盖区域 62（图 2） 内的人体 70 的第一 部分， 并且可以定位在沿纵轴的第二位点处来采集PET数据， 其对应于在PET空间覆盖区域 62（图 3） 内的人体 70 的第二相邻部分， 使得床 20 可以相继被定位以对齐并且对人体 70 的不同区采集 PET 图像。例如， 图 2 图示在相对于 PET 空间覆盖区域 62 的第一位置处用于 采集心脏 66 的 PET 图像的扫描仪 10 的床 20（和人体 70） 并且图 3 图示在相对于 PET 空间 覆盖区域 62 的第二。
40、位置处用于采集肝脏 68 的 PET 图像的床 20（和人体 70） 。可以规定床 20 的第一和第二位置使得身体 70 的相邻区被扫描。在一些实施例中， 在床 20 的第一和第 二位置之间可以存在重叠使得在床 20 的第一和第二位置两者中对于身体 70 的部分 （其在 说 明 书 CN 103519813 A 8 7/11 页 9 PET 空间覆盖区域内） 的 PET 数据被采集两次。在一些实施例中， 在床 20 的第一和第二位 置之间没有重叠。 0049 在本实施例中， 心脏 66 和肝脏 68 可以包含在 MRI 空间覆盖区域 60 内使得可以采 集 MR 数据来生成心脏 66 和肝脏 。
41、68 的 MR 图像而不用重新定位床 20。在 MRI 空间覆盖区域 60 中对 FOV 采集 MR 数据所在的时段 （例如， 采集对应于 MRI 空间覆盖区域内的 FOV 的完整 k空间数据集所需要的时间） 可以大于对PET空间覆盖区域62采集PET数据所在的时段， 使 得 MR 数据和 PET 数据在它们相应的空间覆盖区域 60、 62 上的并发采集的持续时间可以取 决于对 MRI 空间覆盖区域采集 MR 数据所在的时段。例如， 参考图 2， 在相对于 MRI 空间覆盖 区域用于采集 FOV 的 MR 图像 （其包括心脏 66 和肝脏 68） 以及相对于 PET 空间覆盖区域 62 用于并。
42、发采集心脏 66 的 PET 图像的第一位置处的扫描仪 10 的床 20（和人体 70） 。随后， 参考图 3， 床 20（和人体 70） 可以移到第二位置来使肝脏与 PET 空间覆盖 62 对齐并且可以 采集肝脏 68 的 PET 图像。上文的方法可以导致低效且耗时的图像采集过程 ； 特别地， 在要 对身体 70 的不同区 （例如， 心脏 66 和肝脏 68） 采集 PET 图像时也如此。 0050 在本公开的示范性实施例中， 参考图 2 和 3， 可以对扫描仪 10 编程 （例如， 通过计 算装置 40） 来将规定的 FOV 的 MR 数据的采集分割成暂时分离的采集序列使得在第一时段 期间。
43、采集规定的 FOV 的 MR 数据的一部分并且在一个或多个随后的时段期间和 / 或在床的 位置改变时采集规定的 FOV 的 MR 数据的一个或多个其他部分。可以在时段中的一个或多 个期间采集对应于 PET 空间覆盖区域 62 的 PET 数据。例如， 可以与 PET 数据采集并发地执 行 MR 数据的每个部分的采集使得可以对单个 FOV 的 MR 数据采集来采集多组 PET 数据。例 如， 参考图 2， 扫描仪 10 的床 20（和人体 70） 可以移到相对于 MRI 空间覆盖区域 60 和 PET 空间覆盖区域 62 的第一位置来采集对应于 FOV 的 k 空间的第一部分 （其包括心脏 66。
44、 和肝 脏 68） 并且并发采集心脏 66 和 PET 空间覆盖区域 60 内的周围区的 PET 数据。随后， 参考 图 3， 床 20（和人体 70） 可以移到相对于 MRI 空间覆盖区域 60 和 PET 空间覆盖区域 62 的 第二位置来采集对应于 FOV 的 k 空间的第二部分 （其包括心脏 66 和肝脏 68） 并且并发采集 肝脏 68 和 PET 空间覆盖区域 62 内的周围区的 PET 数据。 0051 图 2 和 3 中的线 72 说明可以在每个采集时段期间并且根据本公开的一个实施例 采集 k 空间的第一和第二部分所在的示范性 MRI 视场 （FOV） 。MRI FOV 的位点。
45、可以通过控 制 MR 接收器的频率和 / 或相位 （例如， 经由计算装置 40 和 / 或控制系统 50） 而确定。对应 于 FOV 的 k 空间的第一和第二部分可以组合并且可以用于重建心脏 66 和肝脏 68 的 MR 图 像栈。为了对不同的床位置维持大致上相同的 FOV 位点， FOV 可以在 MRI 空间覆盖区域 60 内移位使得可以使用 MRI 组件 16 在不同的床位置处对规定的身体 70 的区成像。如果对心 脏66和肝脏68采集MR数据， 在床20处于第一和第二位置中时可以使用梯度线圈规定FOV 来采集对应于心脏 66 和肝脏 68 的身体 70 的区的 MR 数据。例如， 当床 。
46、20 处于第一位置中 时， FOV 可以在沿纵轴的一个方向上远离磁体等中心而移位， 并且当床 20 移到第二位置时， FOV可以在相反的方向上移位使得FOV在两个床位置中覆盖身体70的大致上相同的区。 如 果 MRI 脉冲序列的梯度读出方向是在头 - 脚方向上 （例如， 沿纵轴） ， FOV 移位可以通过在读 出期间改变 MR 接收器频率而实现。如果梯度读出方向与头 - 脚方向正交 （例如， 对纵轴是 横的） ， FOV 中的移位可以通过改变 MR 信号接收的相位而实现。 0052 图 4A-C 说明 3D k 空间 82 的线 80 中的 MR 数据采集。图 4A 图示 3D k 空间中的 。
47、说 明 书 CN 103519813 A 9 8/11 页 10 全 MR 数据采集 （例如， 采集 k 空间的线中的全部） 。图 4B 图示当床 20 处于在图 2 中示出的 第一位置中时在 3D k 空间中对规定的 FOV 的一半 MR 数据采集 （例如， 采集 k 空间中的线中 的第一半） 。图 4C 图示当床 20 处于在图 3 中示出的第二位置中时与图 4B 相比在 3D k 空间 中对规定的 FOV 的互补 MR 数据采集 （例如， 对规定的 FOV 采集 k 空间中的线中的第二半） 。 在一些实施例中， 在每个床位置处采集的 k 空间中的线的数量可以改变。作为一个示例， k 空间。
48、中的线中的三分之二可以在床 20 的第一位置中采集并且 k 空间中的线中的剩余的三 分之一可以在床 20 的第二位置中采集或反之亦然。 0053 在示范性实施例中， 可以利用在头 - 脚方向上 （例如， 沿纵轴） 取向的梯度读出、 利 用原始数据或如在图 4B-C 中示出的那样填充的 k 空间来运行 3D 快速梯度回波序列。接收 器频率可以偏移以对于在床处于第一位置时采集的 k 空间 82 中的那些线 80 使 FOV 在一个 方向上移位， 并且频率在相反的方向上偏移大致上相同的量以对于在床处于第二位置时采 集的 k 空间 82 中的那些线 80 使 FOV 在相反方向上移位。如果梯度是线性的。
49、， MR 数据集可 以组合并且重建来形成图像栈。 0054 如果 MR 采集的梯度不是线性的， 在床 20 处于不同的位置中时采集的 k 空间的线 可以至少部分彼此不兼容。当在不同的床位置之间对 k 空间采样分割时， 来自每个床位置 的线可以被傅里叶变换来产生欠采样的复杂图像 （其典型地示出混叠伪像） ， 并且混叠的复 杂图像的每个栈可以被展开。 当添加来自每个切片位置的两个欠采样的复杂图像或它们被 组合时， 混叠伪像可以消除， 并且充分采样的图像栈产生， 其相对于单独栈具有改进的信噪 比 （SNR） 。 0055 备选地， 对于在图 4B-C 中示出的采样方案， 在第一床位置 （图 4B） 中采集的 k 空间 线可以使用例如零差重建的半傅里叶方法和应用以矫直图像的梯度展开算法而重建为 MR 图像栈。第二组 k 空间线 （图 4C） 可以相似地重建为 MR 图像栈并且被展开来矫直 MR 图像。 可以添加来自每个床位置的 MR 图像来提供最后的图像栈。尽管图 4A-C 说明笛卡尔 k 空间 轨迹， 本领域内技术人员将认识到可以实现非笛卡尔轨迹。例如， 在示范性实施例中。