具有飞行时间性能的PET/MR扫描仪

摘要

在组合的扫描仪中，位于扫描仪壳体(12、18)之内或者之上的主磁体(20)和磁场梯度线圈(28)在成像区域(14)中获取空间编码的磁共振。布置在所述扫描仪壳体之中或者之上的固态辐射检测器(50、50′、50″)设置为检测从所述成像区域发射的伽马射线。飞行时间正电子发射断层摄影术(TOF－PET)处理(52、54、58、60、62)配置为基于(i)由辐射检测器输出的基本同时的伽马射线检测的定位、以及(ii)在所述基本同时伽马射线检测之间的时间间隔来确定已定位的响应化线。TOF－PET重构处理(64)重构所定位的响应线以产生TOF－PET图像。磁共振成像(MRI)重构处理(44)重构所获取的磁共振以产生MRI图像。

说明书

技术领域

下文涉及成像技术。其在使用正电子发射断层摄影术(PET)与磁共振成像(MRI)组合的医学成像中找到特定应用。

背景技术

磁共振成像(MRI)组合高磁场、磁场梯度以及射频激励脉冲以在人类患者或者其他成像对象中生成磁共振并进行空间编码。由傅立叶变换或者其他重构过程来处理磁共振以解码该空间编码并产生对象的重构图像。

在正电子发射断层摄影术(PET)中，向人类患者或者其他成像对象给予正电子发射放射性药剂。每个正电子湮没产生两个具有大约511keV能量的反向伽马射线。这两个伽马射线由定义了响应线(LOR)的环绕成像对象的辐射检测器所检测。多个这种正电子湮没事件定义了类似投影的LOR数据，该LOR数据可通过滤波反投影、迭代重构、或者其他重构技术来进行重构以产生重构图像。

MRI通常提供包括软组织对照的具有强形态学特征的图像。PET通常用于功能成像。已经认识到，MRI和PET的组合具有相互促进的优点。例如，由MRI说明的形态学可提供用于解释PET功能成像的环境。不幸地是，操作MRI对于邻近的PET扫描仪的操作具有不利影响。PET扫描仪通常采用闪烁体(scintillator)来将伽马射线转换成为光猝发(burst)，并且采用光电倍增管(PMT)来检测闪烁事件。PMT不利地受到磁场的影响，由此使得将PET扫描仪硬件直接并入到MRI扫描仪的高磁场环境中存在问题。通常，很难获取高质量的PET图像。信噪比(SNR)通常很低，这是因为考虑患者曝光而限制放射性药剂的放射性。另外，PET图像通常包括由用以产生重构图像的LOR重构处理而引入的图像噪声。对于在MR环境中操作的PET系统，由MR组件产生的热量和振动可进一步增加图像噪声。

通过使用较高密度的辐射检测器可增强PET图像的分辨率以及PET扫描仪的计数率性能。但是，较小的检测器具有较低的辐射计数率并且相应地具有较高噪声。此外，在早已经包含了诸如低温冷却的主磁体、数个磁场梯度线圈、钢垫片和/或垫片线圈、射频线圈等之类的MR部件的MRI扫描仪孔腔中，空间是有价值的东西。

下文旨在于克服了上述及其他缺点的改进装置和方法。

发明内容

根据一个方面，公开了一种成像系统。磁共振成像扫描仪至少包括包含在扫描仪壳体内或者在扫描仪壳体上的主磁体和磁场梯度线圈。磁共振成像扫描仪在成像区域中获取空间编码的磁共振。布置在扫描仪壳体内或者之上的多个固态辐射检测器设置为检测从成像区域发射的伽马射线。飞行时间(time-of-flight)正电子发射断层摄影术(TOF-PET)处理被配置为基于(i)由固态辐射检测器输出的基本上同时的伽马射线检测的位置、以及(ii)在所述基本同时的伽马射线检测之间的时间间隔来确定已定位的响应线。飞行时间正电子发射断层摄影术(TOF-PET)重构处理被配置为重构已定位的响应线来产生TOF-PET图像。磁共振成像(MRI)重构处理被配置为重构所获取的磁共振来产生MRI图像。

根据另一方面，提供了一种成像方法。从成像区域内获取空间编码的磁共振。检测从成像区域发射的伽马射线。基于(i)基本同时检测的伽马射线检测的位置、以及(ii)在所述基本同时检测的伽马射线的所述检测之间的时间间隔来确定已定位的响应线。重构已定位的响应线来产生飞行时间正电子发射断层摄影术(TOF-PET)图像。重构所获取的空间编码磁共振以产生磁共振成像(MRI)图像。

根据另一方面，公开了一种成像系统。磁共振成像扫描仪至少包括包含在扫描仪壳体内或者在扫描仪壳体上的主磁体和磁场梯度线圈。磁共振成像扫描仪在成像区域中获取空间编码的磁共振。布置在扫描仪壳体内或者之上的多个固态辐射检测器被设置为检测从成像区域发射的伽马射线。冷却系统与主磁体和磁场梯度线圈中的至少一个热耦合以冷却所述至少一个主磁体和磁场梯度线圈，并且所述冷却系统另外与多个固态辐射检测器热耦合以冷却所述固态辐射检测器。一致处理(coincidence processing)被配置为基于由固态辐射检测器输出的、基本上同时的伽马射线检测的位置来确定响应线。正电子发射断层摄影术(PET)重构处理被配置为重构响应线来产生PET图像。磁共振成像(MRI)重构处理被配置为重构所获取的磁共振来产生MRI图像。

一个优点在于提供了由PET/MR扫描仪所获取的、能经受降低噪声的重构的TOF-PET成像数据。

另一优点在于提供了生成高分辨率PET图像的PET/MR扫描仪。

另一优点在于PET/MR扫描仪的简化结构。

通过阅读下文的详细描述，本领域普通技术人员将明确各种其他优点和益处。

附图说明

本发明可采取各种部件和部件的配置的形式、并且可以采取各种处理操作和处理操作的配置的形式。附图仅用于说明优选实施方式的目的，而并不认为是对本发明的限制。

图1示意性地示出了采用固态辐射检测器用于PET数据获取的TOF-PET/MRI系统。

图2示意性地示出了采用硅光电倍增器的固态辐射检测器之一的横截面视图。

图3示意性地示出了硅光电倍增器的平面视图。

图4示出了与数字硅光电倍增器中的像素之一的雪崩光电二极管之一相关联的电路的等效电路。

图5示出了一个固态辐射检测器，该固态辐射检测器具有硅光电倍增器和多个闪烁体以提供作用深度(depth of interaction)信息。

图6示出了固态辐射检测器，所述固态辐射检测器具有多个闪烁体和对应的多个硅光电倍增器以提供作用深度信息，而并不需要不同类型的闪烁体。

图7示出了TOF-PET/MRI扫描仪的后视图，其中固态辐射检测器由壳体的孔腔垫衬(liner)所覆盖。

图8示出了TOF-PET/MRI扫描仪的后视图，其中固态辐射检测器布置在扫描仪的MR部分的鸟笼线圈的横档(rung)之间的缝隙中。

具体实施例

参考图1，组合的正电子发射断层摄影术/磁共振成像(PET/MRI)扫描仪10包括限定成像区域14(在图1中的幻像所指示)的公共扫描仪壳体12，其中患者或者其他成像对象16布置在成像区域14中。扫描仪壳体12的装饰性孔腔垫衬18划出了其中布置了成像对象16的圆柱形孔腔或者壳体的开口14。布置在壳体12中的主磁体20在成像区域14中生成主磁场。通常，主磁体20是由低温晶体管24环绕的超导磁体；然而，还可以使用阻抗性主磁体。磁场梯度线圈28布置在壳体12内或者其上以在成像区域14内的主磁场上叠加所选择的磁场梯度。通常，磁场梯度线圈包括用于产生三个正交磁场梯度(诸如x-梯度、y-梯度和z-梯度)的线圈。在某些实施方式中，在壳体12内或者之上布置了具有射频网屏30s的整体射频线圈30，以将射频激励脉冲注入到成像区域14中。在其他实施方式中，一个或者多个本地线圈(未示出)用于注入射频激励脉冲。

在MRI数据获取期间，如所示，射频发射器32通过射频切换电路34耦合至整体线圈30、或者耦合至一个或者多个本地线圈以至少在成像对象16布置在成像区域14中的部分中生成磁共振。梯度控制器36对磁场梯度线圈28进行操作以对磁共振进行空间编码。例如，在射频激励期间施加的一维磁场梯度产生片选择激励；在磁共振的激励和读出之间施加的磁场梯度提供了相位编码；以及在磁共振的读出期间施加的磁场梯度提供了频率编码。MRI脉冲序列可被配置为产生笛卡尔、极型、螺旋型、或者其他空间编码。

在射频激励之后，切换电路34可操作地与射频发射机32断开，并且可操作地将射频接收机40连接到整体线圈30(或者可替换地，将接收机40连接到本地线圈(未示出))以从成像区域14内获取空间编码的磁共振。所获取的空间编码的磁共振存储在MRI数据缓冲器42中，并且由MRI重构处理器44重构以产生存储在MRI图像存储器46中的重构的MRI图像。MRI重构处理器44采用适用于对空间编码的磁共振进行解码的重构算法。例如，如果采用笛卡尔编码，则快速傅立叶变换(FFT)重构算法是适合的。

组合的PET/MRI扫描仪10还经由多个被布置为检测从成像区域14发射的伽马射线的多个固态辐射检测器50而包括PET成像功能。在图1的实施方式中，辐射检测器50布置在孔腔垫衬18上；然而，辐射检测器50还可位于扫描仪10中的其他位置(对于辐射检测器50的其他示例布置，参见图7和图8)。在PET成像中，将正电子发射放射药剂给与成像对象16。每个发射的正电子与电子一起湮没，以产生由固态辐射检测器50检测到的、两个反向的511keV伽马射线。在图1中，多个固态辐射检测器10布置为多个检测器环，然而，可以使用辐射检测器的其他布置。

辐射检测事件存储在事件缓冲器52中，这优选以列表模式存储。每个所存储的辐射事件通常包括能量值和指示何时检测到该辐射事件的时戳。可选地，在辐射检测事件上执行选定数据处理；例如，可应用Anger逻辑(Anger logic)处理来估算所检测粒子的能量，并且在检测器上定位辐射检测事件的位置。可使用与辐射检测器50集成的电路来执行这样的Anger或者其他数据处理，或者可以在检测器信号从检测器50转出(port off)之后执行(例如，在与事件缓冲器52相关联的电子器件中)。

伽马射线对检测电路54处理辐射检测事件以标识属于单个电子-正电子湮没事件的、基本同时的伽马射线检测对。用于标识从单个正电子-电子湮没事件所发出的伽马射线对的处理可包括例如能量窗口化(即，丢弃布置在大约511keV处的选定能量滤波窗口以外的辐射检测事件)和一致检测电路(即，丢弃彼此之间时间分离大于选定时间滤波间隔的辐射检测事件对)。当伽马射线对被标识为基本一致时，响应线(LOR)处理器58处理与这两个伽马射线检测事件相关的空间信息以标识连接这两个伽马射线检测的空间响应线(LOR)。由于由正电子-电子湮没事件所发射的两个伽马射线在空间上反向，所以已知电子-正电子湮没事件沿着LOR在某处出现。

在TOF-PET中，辐射检测器50具有足够高的时间分辨率以检测在两个“基本同时”的伽马射线检测之间的飞行时间差异。因而，飞行时间处理器60分析在两个伽马射线检测事件的时戳之间的时间差以沿LOR定位正电子-电子湮没事件。飞行时间处理器60在与大约光速乘以辐射检测器50的时间分辨率的值相对应的距离间隔内定位LOR。大量正电子-电子湮没事件累积的结果是已定位的投影数据62的集合。TOF-PET重构处理器64使用任何适用的重构算法(诸如滤波反投影或者具有校正的交互重构)来将所定位的投影数据62重构成为重构图像。结果产生的重构图像存储在TOF-PET图像存储器66中。因为重构采用根据TOF信息至少部分沿LOR定位的已定位投影数据，所以该重构的噪声显著小于处理在两个伽马射线检测之间充分延伸的LOR的传统PET图像重构。

TOP-PET成像和MRI图像可以由后重构(post-reconstruction)图像处理器70对准、共同缩放和定向、组合、叠加、并排比较或者相反集成。所组合、叠加、并排或者相反集成的TOF-PET和MRI图像在用户界面72上显示，通过内部网或者因特网进行打印、存储或者传递，或相反被使用。在某些实施方式中，后重构图像处理器70使用被配置为可在PET图像或者MRI图像、或者两者之上进行操作的后重构图像处理算法。在某些实施方式中，MRI和TOF-PET重构处理器44、64使用相同的图像格式输出重构的图像，以便后重构图像处理器70可处理任一类型的图像而不必执行图像格式转换操作。

可选地，所获取的已定位投影和所获取的空间编码的磁共振数据用时戳信息标记、并且被插入到公共数据流(诸如“列表模式”数据流)中。然后，可对结果产生的重构TOF-PET和MRI图像进行时间对准。这种时间对准可用于动态数据的校正，为分子成像(房室建模(compartment modeling))提供形态学背景等。还可以通过加时戳的磁共振数据的插值获得运动对象的中间MRI图像。

参考附图2，每个固态辐射检测器50包括闪烁体74，当伽马射线由闪烁体74所停止时，该闪烁体74产生闪烁或者光猝发。由包括在硅衬底84上单片布置的检测器像素82阵列在内的固态硅光电倍增器(SiPM)80接收光猝发。有利地是，SiPM 80足够快以便执行TOF-PET成像，并且另外，其基本上不受MRI扫描仪部分中的主磁体20产生的主磁场的影响。典型的SiPM设备具有小于一纳秒的时间分辨率。选择闪烁体74以便为具有快速的闪烁猝发时间衰退的511keV伽马射线提供高的停止功率。某些适合的闪烁体材料是LYSO和LaBr。尽管图2将闪烁体74示为单个晶体，作为代替可以使用闪烁体晶体阵列。另外，在闪烁体74和SiPM 80之间可插入可选的平面光管86以提高光子传输或者将一个闪烁脉冲的光分配在多于一个SiPM像素上。可选地，将闪烁体74和可选光管86围入反射涂层88中，而该反射涂层88将闪烁光引向SiPM 80。

继续参考图2，并且进一步参考图3，SiPM 80中的每个像素82包括每个都在击穿区域中偏置的雪崩光电二极管90的阵列。光电二极管90以盖革(Geiger)模式的操作类型适当地进行操作，并且传导有限的电流直到光电二极管90吸收或者检测到光子并且该光子引起结击穿为止。当光电二极管90响应于光子检测而被击穿时，其传导由偏置电路限制的大电流。由此，光电二极管作为“导通-关闭”开关进行操作；每个光电二极管都是“关闭”的直到其检测到光子为止，然后该光电二极管导通以传导电流。图3示意性地示出了像素82的4×4阵列，其中每个像素82包括光电二极管90的10×10阵列；然而，像素(每个包括光电二极管的较大阵列)的较大阵列适于提供较高的空间分辨率。例如，在所考虑的某些实施方式中，每个像素包括10³-10⁴个光电二极管。通常，每个光电二极管90包括环绕外围的防护环(guard ring)(未示出)，以防止在光电二极管90边缘处的雪崩击穿。防护环结构适合于类似于普通反相偏置的PN二极管那样起作用，其中该PN二极管具有太低的内部场而使得雪崩击穿不发生。

在某些实施方式中，由每个像素82中的光电二极管90传导的电流以模拟方式相组合，以产生与光电二极管电流的总和或者其他组合相对应的模拟像素输出。由于在导电击穿状态下的每个光电二极管都已经检测到光子，所以光电二极管电流的模拟总和对应于由像素82所检测到的光子数目，其接着又对应于在像素82处的光的闪烁猝发强度。例如，在E.A.Georgievskya等人的“The solid state siliconphotomultiplier for a wide range of applications”，17th int′l Conf.onPhotoelectronics and Night Vision Devices，Proceedings of SPIE vol.5126(2003)；以及Golovin等人的“Novel type of avalanchephotodetector with Geiger mode operation”Nuclear Instruments&Physical Research A，volume 518，pages 560-64(2004)中描述了这种模拟SiPM设备。

参考图4，在其他实施方式中，SiPM是数字设备，其中每个光电二极管90在盖革模式下进行操作并且与相关联的阈值数字电路100耦合，当光电二极管90由偏置电压(V_DD)偏置处于静止状态时，该阈值数字电路100产生第一二进制数字值，而当光电二极管90转换进入传导击穿状态时，该阈值数字电路100产生第二二进制数字值。因为输出是数字值，所以可通过对具有转换至第二数字值的相关联数字电路100的像素82中的光电二极管的数目进行数字计数、而不生成光电二极管电流的模拟总和来估算像素82所接收的光的强度。

继续参考图4，当光子撞击光电二极管90时，发生雪崩击穿，这导致大电流通过光电二极管90。当光电二极管90击穿时，通过雪崩击穿过程生成大量电荷(例如，在某些雪崩光电二极管中，每个光子检测有大约10⁶个电子)。此电荷首先通过猝熄电路102，该猝熄电路102通常具有数百千欧的有效阻抗以限制流过光电二极管52的电流。在某些实施方式中，猝熄电路102是电阻，通常处于千欧至兆欧的范围中。在其他实施方式中，使用有源猝熄电路。在击穿状态下的电流改变相关的数字电路100的输入电压或者电流以导致数字电路100从静止的第一二进制数字输出值转换至激活的第二二进制数字输出值。此外，利用由猝熄电路102限制的电流，在光电二极管90中剩余的电荷进行空间分布以降低在光电二极管90的雪崩区域中的电场。这个屏蔽(screening)猝熄了雪崩过程并且导致通过漂移(drift)将剩余的载流子输送到雪崩/耗尽(depletion)区之外，这导致雪崩击穿的猝熄以及光电二极管90的恢复。

与数字电路100耦合的数字缓冲器或者计数器104对从第一二进制状态到第二二进制状态的每次转换进行计数。也就是说，数字缓冲器或者计数器104对由相关联的光电二极管90所吸收的光子进行计数。当检测到光子时，与数字电路100耦合的触发器线驱动器108使得公用触发器线110(对给定像素82中的所有光电二极管90是公用的)被置位。在导致公用触发器线108被置位的第一接收光子所启动的集成时间周期上，像素级的数字电路(未示出)启动对像素82中的光电二极管90的二进制转换的计数。在集成时间周期上的结果计数以所吸收光子计数的形式指示由像素82所接收的光的强度。最终的光子计数通过数据和控制总线112来进行片下(off-chip)传递。在某些实施方式中，数字缓冲器或者计数器104是锁存型缓冲器，其保持第二二进制数字状态以便对其进行计数。在这种实施方式中，在集成时间周期上，每个光电二极管90仅可计数单个光子，并且在集成周期的结尾由像素级数字电路来复位锁存缓冲器。在其他实施方式中，数字缓冲器或者计数器104是数字计数器，只要在接收光子之间由猝熄电路102将光电二极管90猝熄回到其静止状态，其就可对由相关联光电二极管90所检测的多个光子进行计数。数字SiPM适合于使用CMOS数字逻辑结合硅雪崩光电二极管来实现。

SiPM设备80(无论模拟还是数字)基本上不受由主磁体20产生的主磁场的影响。然而，由MRI扫描仪部分中的梯度线圈30所产生的磁场梯度可以导致热量、传导性金属轨迹中的涡流电流、或者可能不利地影响使用固态辐射检测器50获取TOF-PET数据的其他瞬时影响。

参考图1，当磁场梯度线圈28正在操作时，选通电路120可选地防止从多个固态辐射检测器50收集数据。例如，在某些实施方式中，选通电路120检测一个或者多个磁场梯度线圈28的激励(energize)，并作为响应生成防止收集或者存储由检测器50输出的辐射检测事件的禁止信号。当去除磁场梯度时，选通电路120去除禁止信号，并因此允许继续收集辐射检测事件。

对于心脏成像，将选通电路120可选地配置为使用心电图122或者其他心脏监视器来监视心脏循环。选通电路120为PET/MRI扫描仪10中的MRI和TOF-PET扫描仪部分二者提供定时信号，从而确保TOF-PET成像和MRI成像中的每个都在心脏循环的不同选定部分获取数据。可类似地选通(gate)其他生理学功能，诸如呼吸。生理学选通还防止在MRI成像部分期间生成的磁场梯度受到TOF-PET成像的干扰。此外，根据生理学状态进行选通可将TOF-PET成像部分引到生理学循环的功能感兴趣瞬时部分，而使MRI成像部分转移至生理学循环的消音部分，在该消音部分中，形态学特征相对没有改变。

在某些实施方式中，追溯地执行选通。连续地获取MRI和TOF-PET数据二者，而选通电路120标记或者注释与心脏状态、呼吸状态、施加的磁场梯度、射频激励、或者其他选通参数或者多个参数相关的数据。所述注释随数据一起存储在缓冲器42、52中。在图像重构期间，可选择性地过滤数据，以便例如仅对在心脏循环的选定部分期间获取的TOF-PET进行重构。

参考图5，可通过提供用于确定辐射检测事件的作用深度的机制来进一步提高TOF-PET分辨率。图5示出了一种方法。固态辐射检测器50′包括两个层叠的闪烁体74a、74b，以便第一闪烁体74a最为靠近成像区域14，而第二闪烁体74b远离成像区域14。闪烁体74a、74b具有可检测的不同光学特征，诸如不同的闪烁上升时间或者衰退时间、不同的发射光子能量等。SiPM 80′(其与图2的SiPM 80基本相同)经由平面光管86′与闪烁体74a、74b光学耦合以接收来自闪烁体74a、74b中的任一项的光闪烁猝发。通过是第一闪烁体74a还是第二闪烁体74b产生了伽马射线检测来确定作用深度，这由两个闪烁体74a、74b产生的闪烁体可检测的不同光学特征来指示。

所示出的检测器50′包括两个闪烁体74a、74b，其提供两个级别的作用深度信息。原则上，可通过层叠三个或者更多闪烁体来提供三个级别或者更高级别的作用深度信息。然而，根据图5的配置来层叠三个或者更多闪烁体具有一定难度。每个闪烁体必须具有可检测地与该叠层中的其他闪烁体相区别的光学特征。另外，来自最靠近成像区域1 4的闪烁体的光必须通过所有介于其间的闪烁体而到达SiPM 80′，这可导致光损失或者散射并伴随能量和/或时间分辨率的损失。提供反射涂层88′(类似于图2的反射涂层，覆盖闪烁体74a、74b两者)可增强光收集，但是在不同闪烁体74a、74b的接口处的光损失或者散射仍然是个问题。

在某些考虑的实施方式中，提供作用深度信息的闪烁体的水平横向相对偏移达像素间距(pitch)的一部分(例如，两层闪烁体像素相对偏移达像素间距的一半)。在此布置中，使用Anger逻辑由通过光管耦合的SiPM来读出闪烁体像素的偏移层。

参考图6，描述了一种用于实现深度分辨率的可替换方法，其中利用了SiPM检测器的相对薄度以及由此导致的辐射透明度的优点。固态辐射检测器50″包括三个层叠的闪烁体74₁、74₂和74₃，以便第一闪烁体74₁最为靠近成像区域14，第三闪烁体74₃最远离成像区域14，而第二闪烁体74₂布置在第一闪烁体74₁和第三闪烁体74₃之间。闪烁体74₁、74₂、74₃可以是相同类型，因为不需要让每个闪烁体具有可检测的不同光学特征。闪烁体74₁与布置在第一闪烁体74₁和第二闪烁体74₂之间的第一SiPM 80₁光学耦合，其中该第一SiPM 80₁的光敏表面面向第一闪烁体74₁。反射涂层88₁涂在第一闪烁体74₁上。因此，将在第一闪烁体74₁中生成的光子引导至第一SiPM 80₁，其中光子在硅衬底中被检测或者被吸收。(还考虑在未被光电二极管所占据的硅衬底的那些部分上布置反射涂层，以便在未被光电二极管所覆盖的区域中恢复某些撞击SiPM 80₁的光子)。

闪烁体74₂以类似方式与布置在第二闪烁体74₂和第三闪烁体74₃之间的第二SiPM 80₂光耦合，第二SiPM 80₂的光敏表面面向第二闪烁体74₂。反射涂层88₂涂在第二闪烁体74₂上，以便将在第二闪烁体74₂中生成的光子引导至第二SiPM 80₂。闪烁体74₃与布置在远离第二SiPM 80₂的闪烁体74₃侧面上的第三SiPM 80₃光耦合，第三SiPM 80₃的光敏表面面向第三闪烁体74₃。反射涂层88₃涂在第三闪烁体74₃上，以便将在第三闪烁体74₃中生成的光子引导至第三SiPM 80₃。因此，SiPM设备80₁、80₂、80₃中的每个仅与一个对应的闪烁体74₁、74₂、74₃光耦合，这使得能够直接进行作用深度的确定。

通过以下事实来使得能用图6中的层叠辐射检测器50″，即SiPM设备充分薄以便伽马射线通常不受阻碍地通过SiPM设备。另一方面，由闪烁事件生成的光子由SiPM设备的衬底所吸收，由此防止在闪烁体/SiPM单元之间串扰。在层叠辐射检测器50″中，SiPM设备80₁、80₂、80₃与相应的闪烁体74₁、74₂、74₃直接光耦合，而不必插入光管；然而，也可以包括光管来提高光耦合。尽管示出了三个闪烁体74₁、74₂、74₃的叠层(这提供了三个级别的作用深度分辨率)，但层叠闪烁体的数目可以是两个或者多于三个。此外，SiPM设备可布置在横截闪烁体的伽马射线接收表面的闪烁体侧面上，或者位于提供与闪烁体的适当光耦合的其他位置，而不是位于闪烁体之间。

在图1中，辐射检测器50布置在PET/MRI扫描仪10的孔腔衬垫18上。此布置在检测器50以及成像对象16之间提供了不受阻挡的视线(line-of-sight)。然而，暴露的检测器不美观并且易于通过与成像对象16的接触而损坏。

参考图7，在某些可替换实施方式中，辐射检测器50布置在孔腔衬垫18的内侧，例如在射频线圈30和孔腔衬垫18之间。通常，此设置较为美观，并且为辐射检测器50提供保护。孔腔衬垫18通常由塑料、玻璃纤维、或者对于511keV伽马射线基本透明的其他材料制成；因而，将辐射检测器50布置在孔腔衬垫18内部预计不会实际降低辐射检测的效率。

参考图8，在其它可替换实施方式中，辐射检测器50进一步布置在壳体12中。在图8的实施方式中，射频线圈30具体实现为十二横档鸟笼线圈(twelve-rung birdcage coil)，而多个固态辐射检测器50以与射频线圈30大约相同的半径布置在横档之间的间隙中。此设置充分利用了壳体12内的有限空间。

另外，可选梯度线圈冷却系统130与磁场梯度线圈28热耦合以冷却磁场梯度线圈28。因为它们的布置邻近于射频线圈30，固态辐射检测器50也与梯度线圈冷却系统130热耦合以冷却该固态辐射检测器。在其他实施方式中，类似地修改用于主磁体20(诸如低温覆盖24)的冷却系统以便为辐射检测器50提供冷却。应该理解，对辐射检测器50的冷却实际上可以小于对梯度线圈28或者主磁体20的冷却，但仍然是有效的。SiPM设备的几度温度降低可以显著地降低暗电流。

已经参考优选实施方式描述了本发明。通常，通过阅读和理解上述详细描述，其他人可进行修改和替换。本发明意图包括在所附权利要求书或者其等效的范围之内的所有这种修改和替换。