ＰＥＴ−ＭＲＩ装置
【課題】ＰＥＴ検出器と送信用高周波コイルとの干渉によるＭＲ画像の画質劣化を抑えることが可能なＰＥＴ−ＭＲＩ装置を実現する。
【解決手段】実施形態のＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００において、送信用高周波コイル５は、静磁場内に置かれた被検体に高周波磁場を印加する。検出部１３は、リング状に形成され、送信用高周波コイル５の外周側に配置され、被検体に投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線を検出する。高周波シールド１８は、略円筒状に形成され、送信用高周波コイル５と検出部１３との間に配置され、送信用高周波コイル５により発生する高周波磁場を遮蔽する。
【解決手段】実施形態のＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００において、送信用高周波コイル５は、静磁場内に置かれた被検体に高周波磁場を印加する。検出部１３は、リング状に形成され、送信用高周波コイル５の外周側に配置され、被検体に投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線を検出する。高周波シールド１８は、略円筒状に形成され、送信用高周波コイル５と検出部１３との間に配置され、送信用高周波コイル５により発生する高周波磁場を遮蔽する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施の形態は、ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）−ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、頭部などの検査では、ＭＲＩ装置が利用される場合が多い。また、頭部の検査、例えばアルツハイマー病の診断にＰＥＴ装置を利用することが期待されている。このことから、近年では、ＰＥＴ装置とＭＲＩ装置とを組み合わせたＰＥＴ−ＭＲＩ装置の実現が期待されている。
【０００３】
しかし、ＭＲＩ装置では強い高周波磁場が用いられるため、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置を実現する場合に、従来のＰＥＴ装置で光検出器として用いられていた光電子増倍管（Photomultiplier Tube：ＰＭＴ）を使用できないなどの制約があった。そこで、例えば、ＰＭＴの替わりにＡＰＤ（Avalanche Photodiode）やＳｉＰＭ（Silicon Photomultiplier）などを用いたＰＥＴ−ＭＲＩ装置が提案されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特表２００８−５２５１６１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら、従来のＰＥＴ−ＭＲＩ装置では、ＰＥＴ装置の構成要素である検出器及び信号線とＭＲＩ装置の構成要素である送信用高周波コイルとの干渉によって、ＭＲ画像のＳＮＲ（Signal-to-Noise Ratio）が低下する場合があった。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
実施形態のＰＥＴ−ＭＲＩ装置は、静磁場磁石と、送信用高周波コイルと、傾斜磁場コイルと、受信用高周波コイルと、ＭＲ画像再構成部と、検出部と、ＰＥＴ画像再構成部と、高周波シールドとを備える。静磁場磁石は、略円筒状のボア内に静磁場を発生させる。送信用高周波コイルは、前記静磁場内に置かれた被検体に高周波磁場を印加する。傾斜磁場コイルは、前記被検体に傾斜磁場を印加する。受信用高周波コイルは、前記高周波磁場及び前記傾斜磁場の印加により前記被検体から発せられる磁気共鳴信号を検出する。ＭＲ画像再構成部は、前記受信用高周波コイルにより検出された磁気共鳴信号に基づいてＭＲ画像を再構成する。検出部は、リング状に形成され、前記送信用高周波コイルの外周側に配置され、前記被検体に投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線を検出する。ＰＥＴ画像再構成部は、前記検出部により検出されたガンマ線に基づいて生成された投影データからＰＥＴ画像を再構成する。高周波シールドは、略円筒状に形成され、前記送信用高周波コイルと前記検出部との間に配置され、前記送信用高周波コイルにより発生する高周波磁場を遮蔽する。
【図面の簡単な説明】
【０００７】
【図１】図１は、本実施例１に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成を示す図である。
【図２】図２は、本実施例１に係るＰＥＴ検出器の周辺における各部の配置を示す図である。
【図３】図３は、本実施例２に係るＰＥＴ検出器の周辺における各部の配置を示す図（１）である。
【図４】図４は、本実施例２に係るＰＥＴ検出器の周辺における各部の配置を示す図（２）である。
【図５】図５は、本実施例２に係るＰＥＴ検出器の周辺における各部の配置を示す図（３）である。
【図６】図６は、本実施例２に係るＰＥＴ検出器の周辺における各部の配置を示す図（４）である。
【図７】図７は、本実施例２に係るＰＥＴ検出器の周辺における各部の配置を示す図（５）である。
【発明を実施するための形態】
【０００８】
以下に、図面を参照して、本実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置について詳細に説明する。
【実施例１】
【０００９】
まず、本実施例１に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成について説明する。図１は、本実施例１に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００の構成を示す図である。図１に示すように、このＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、寝台２、傾斜磁場コイル３、傾斜磁場コイル駆動回路４、送信用高周波コイル５、送信部６、受信用高周波コイル７、受信部８、ＭＲデータ収集部９、計算機１０、コンソール１１、ディスプレイ１２、ＰＥＴ検出器１３、信号線１４、ＰＥＴデータ収集部１５、ＰＥＴ画像再構成部１６、シーケンスコントローラ１７、及び高周波シールド１８を有する。
【００１０】
静磁場磁石１は、略円筒状のボア内に静磁場を発生させる。ここで、ボアは、静磁場磁石１や傾斜磁場コイル３などを収容する略円筒状の架台の内壁として形成される。寝台２は、被検体Ｐが載せられる天板２ａを有する。この寝台２は、撮像時には、天板２ａをボア内へ移動することで、被検体Ｐを静磁場内に移動する。
【００１１】
傾斜磁場コイル３は、被検体Ｐに対して、磁場強度がＸ，Ｙ，Ｚ方向に直線的に変化する傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを印加する。この傾斜磁場コイル３は、略円筒状に形成され、静磁場磁石１の内周側に配置される。傾斜磁場コイル駆動回路４は、シーケンスコントローラ１７による制御のもと、傾斜磁場コイル３を駆動する。
【００１２】
送信用高周波コイル５は、送信部６から送信される高周波パルスに基づいて、静磁場内に置かれた被検体Ｐに高周波磁場を印加する。この送信用高周波コイル５は、略円筒状に形成され、傾斜磁場コイル３の内周側に配置される。送信部６は、シーケンスコントローラ１７による制御のもと、送信用高周波コイル５に高周波パルスを送信する。
【００１３】
受信用高周波コイル７は、高周波磁場及び傾斜磁場の印加により被検体Ｐから発せられる磁気共鳴信号を検出する。例えば、受信用高周波コイル７は、撮像対象の部位に応じて被検体Ｐの表面に配置される表面コイルである。例えば、被検体Ｐの体部が撮像される場合には、２つの受信用高周波コイル７が被検体の上部及び下部に配置される。受信部８は、シーケンスコントローラ１７による制御のもと、受信用高周波コイル７によって検出された磁気共鳴信号を受信する。そして、受信部８は、受信した磁気共鳴信号をＭＲデータ収集部９に送る。
【００１４】
ＭＲデータ収集部９は、シーケンスコントローラ１７による制御のもと、受信部８から送られた磁気共鳴信号を収集する。そして、ＭＲデータ収集部９は、収集した磁気共鳴信号を増幅及び検波した後にＡ／Ｄ変換し、計算機１０に送る。計算機１０は、コンソール１１により制御され、ＭＲデータ収集部９から送られた磁気共鳴信号に基づいてＭＲ画像を再構成する。そして、計算機１０は、再構成したＭＲ画像をディスプレイ１２に表示させる。
【００１５】
ＰＥＴ検出器１３は、被検体Ｐに投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線（消滅放射線を含む）を計数情報として検出する。このＰＥＴ検出器１３は、リング状に形成され、送信用高周波コイル５の外周側に配置される。例えば、ＰＥＴ検出器１３は、シンチレータと光検出器とを有する検出器モジュールをリング状に配置することで形成される。ここで、シンチレータは、例えば、ＬＹＳＯ（Lutetium Yttrium Oxyorthosilicate）、ＬＳＯ（Lutetium Oxyorthosilicate）、ＬＧＳＯ（Lutetium Gadolinium Oxyorthosilicate）などである。また、光検出器は、例えば、ＡＰＤ（Avalanche Photodiode）素子やＳｉＰＭ（Silicon Photomultiplier）などである。そして、ＰＥＴ検出器１３は、検出した計数情報を、信号線１４を介してＰＥＴデータ収集部１５に送る。
【００１６】
ＰＥＴデータ収集部１５は、シーケンスコントローラ１７による制御のもと、同時計数情報を生成する。このＰＥＴデータ収集部１５は、ＰＥＴ検出器１３によって検出されたガンマ線の計数情報を用いて、陽電子放出核種から放出されたガンマ線を略同時に検出した計数情報の組み合わせを同時計数情報として生成する。
【００１７】
ＰＥＴ画像再構成部１６は、ＰＥＴデータ収集部１５により生成された同時計数情報を投影データとしてＰＥＴ画像を再構成する。このＰＥＴ画像再構成部１６によって再構成されたＰＥＴ画像は、計算機１０に送信されてディスプレイ１２に表示される。シーケンスコントローラ１７は、撮像時に実行される各種撮像シーケンス情報を計算機１０より受け取り、上述した各部を制御する。
【００１８】
このような構成のもと、本実施例１では、送信用高周波コイル５とＰＥＴ検出器１３との間に、略円筒状に形成された高周波シールド１８が配置される。すなわち、高周波シールド１８は、ＰＥＴ検出器１３の内周側に配置され、送信用高周波コイル５により発生する高周波磁場を遮蔽する。これにより、ＰＥＴ検出器１３が高周波磁場に曝露されることがなくなるので、高周波磁場の損失が抑えられる。
【００１９】
次に、ＰＥＴ検出器１３の周辺における各部の配置について説明する。図２は、本実施例１に係るＰＥＴ検出器１３の周辺における各部の配置を示す図である。
【００２０】
図２に示すように、本実施例１では、静磁場磁石１の内周側に傾斜磁場コイル３が配置される。そして、傾斜磁場コイル３の内周側に、傾斜磁場コイル３との間でＰＥＴ検出器１３を挟むように、高周波シールド１８が配置される。さらに、高周波シールド１８の内周側には、送信用高周波コイル５、受信用高周波コイル７が配置される。なお、図２に示す点２０は、静磁場の磁場中心を示している。また、図２に示す点線で囲まれた領域２１は、ＭＲ画像の有効撮像領域を示している。
【００２１】
このような配置によれば、ＰＥＴ検出器１３が高周波シールド１８と傾斜磁場コイル３との間に配置されるので、送信用高周波コイル５によって発生する高周波磁場とＰＥＴ検出器１３との干渉を防ぐことができる。
【００２２】
また、図２に示すように、本実施例１では、ＰＥＴ検出器１３に接続される信号線１４は、高周波シールド１８の外周側に配線される。この信号線１４は、ＰＥＴ検出器１３から出力される信号やＰＥＴ検出器１３に入力される制御信号を伝送する。これにより、送信用高周波コイル５によって発生する高周波磁場と信号線１４を流れる信号とが干渉を起こさないようにすることができる。
【００２３】
上述したように、本実施例１に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１と、送信用高周波コイル５と、傾斜磁場コイル３と、受信用高周波コイル７と、計算機１０と、ＰＥＴ検出器１３と、ＰＥＴ画像再構成部１６と、高周波シールド１８とを備える。静磁場磁石１は、略円筒状のボア内に静磁場を発生させる。送信用高周波コイル５は、静磁場内に置かれた被検体Ｐに高周波磁場を印加する。傾斜磁場コイル３は、被検体Ｐに傾斜磁場を印加する。受信用高周波コイル７は、高周波磁場及び傾斜磁場の印加により被検体Ｐから発せられる磁気共鳴信号を検出する。計算機１０は、受信用高周波コイル７により検出された磁気共鳴信号に基づいてＭＲ画像を再構成する。ＰＥＴ検出器１３は、リング状に形成され、送信用高周波コイル５の外周側に配置され、被検体Ｐに投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線を検出する。ＰＥＴ画像再構成部１６は、ＰＥＴ検出器１３により検出されたガンマ線に基づいて生成された投影データからＰＥＴ画像を再構成する。高周波シールド１８は、略円筒状に形成され、送信用高周波コイル５とＰＥＴ検出器１３との間に配置され、送信用高周波コイル５により発生する高周波磁場を遮蔽する。このような構成によれば、ＰＥＴ検出器１３が高周波シールド１８と傾斜磁場コイル３との間に配置されるので、送信用高周波コイル５によって発生する高周波磁場とＰＥＴ検出器１３との干渉を防ぐことができる。したがって、本実施例１によれば、ＰＥＴ検出器と送信用高周波コイルとの干渉によるＭＲ画像の画質劣化を抑えることが可能になる。
【実施例２】
【００２４】
なお、ＰＥＴ検出器１３の周辺における各部の配置は、図２に示したものに限られない。以下では、実施例２として、ＰＥＴ検出器１３の周辺における各部の配置に関する他の実施例について説明する。図３〜７は、本実施例２に係るＰＥＴ検出器１３の周辺における各部の配置を示す図である。
【００２５】
図３に示すように、例えば、高周波シールド１８が、ＰＥＴ検出器１３の外周側に配置されてもよい。この場合には、ＰＥＴ検出器１３は、高周波シールド１８の内壁に電気的に接続される。さらに、ＰＥＴ検出器１３の表面には、ＰＥＴ検出器１３の露出面を覆うように高周波シールド２２が形成される。これにより、送信用高周波コイル５によって発生する高周波磁場とＰＥＴ検出器１３との干渉を防ぐことができる。さらに、図２に示した配置と比べて、高周波シールド１８の内径が大きくなるので、ボアの開口部付近の空間を広くすることができる。これにより、被検体Ｐが感じる閉塞感を抑えることができる。
【００２６】
また、図４に示すように、例えば、２つのＰＥＴ検出器１３が、静磁場の磁場中心２０を挟むようにボアの軸方向に間隔を開けて配置されてもよい。一般的に、高周波シールド１８が送信用高周波コイル５の近くに配置されると、高周波シールド１８に受動的に流れる高周波電流によって、ＭＲ画像の撮像に有効な高周波磁場の強度が弱くなってしまう。これに対し、図４に示す配置では、静磁場の磁場中心２０の付近にＰＥＴ検出器１３が配置されないので、静磁場磁石１の中心部において高周波シールド１８と送信用高周波コイル５との距離を確保することができる。これにより、ＭＲ画像の有効撮影領域２１における高周波磁場の強度の低下を防ぐことができる。なお、図４では２つのＰＥＴ検出器１３が配置される場合を示したが、ＰＥＴ検出器１３の数は３つ以上であってもよい。
【００２７】
また、図５に示すように、例えば、ＰＥＴ検出器１３に接続される信号線１４が、高周波シールド１８の内周側に配線されてもよい。このとき、例えば、信号線１４が同軸ケーブルであった場合には、図６に示すように、同軸ケーブルの外側の導体が高周波シールド１８に電気的に接続される。例えば、同軸ケーブルの外側の導体は、導体で形成された接続部２３を介して高周波シールド１８に接続される。この接続部２３は、例えば、はんだにより形成される。これにより、信号線１４を流れる信号と高周波磁場との干渉を防ぐことができる。また、例えば、図７に示すように、信号線１４を覆うように高周波シールド２４が形成されてもよい。この場合には、同軸ケーブルでない信号線２５が用いられる場合でも、信号線２５を流れる信号と高周波磁場との干渉を防ぐことができる。
【００２８】
以上のように、実施例１又は２によれば、ＰＥＴ検出器と送信用高周波コイルとの干渉によるＭＲ画像の画質劣化を抑えることが可能なＰＥＴ−ＭＲＩ装置を実現することができる。
【００２９】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【００３０】
１ 静磁場磁石
５ 送信用高周波コイル
３ 傾斜磁場コイル
７ 受信用高周波コイル
１０ 計算機
１３ ＰＥＴ検出器
１６ ＰＥＴ画像再構成部
１８ 高周波シールド
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施の形態は、ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）−ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、頭部などの検査では、ＭＲＩ装置が利用される場合が多い。また、頭部の検査、例えばアルツハイマー病の診断にＰＥＴ装置を利用することが期待されている。このことから、近年では、ＰＥＴ装置とＭＲＩ装置とを組み合わせたＰＥＴ−ＭＲＩ装置の実現が期待されている。
【０００３】
しかし、ＭＲＩ装置では強い高周波磁場が用いられるため、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置を実現する場合に、従来のＰＥＴ装置で光検出器として用いられていた光電子増倍管（Photomultiplier Tube：ＰＭＴ）を使用できないなどの制約があった。そこで、例えば、ＰＭＴの替わりにＡＰＤ（Avalanche Photodiode）やＳｉＰＭ（Silicon Photomultiplier）などを用いたＰＥＴ−ＭＲＩ装置が提案されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特表２００８−５２５１６１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら、従来のＰＥＴ−ＭＲＩ装置では、ＰＥＴ装置の構成要素である検出器及び信号線とＭＲＩ装置の構成要素である送信用高周波コイルとの干渉によって、ＭＲ画像のＳＮＲ（Signal-to-Noise Ratio）が低下する場合があった。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
実施形態のＰＥＴ−ＭＲＩ装置は、静磁場磁石と、送信用高周波コイルと、傾斜磁場コイルと、受信用高周波コイルと、ＭＲ画像再構成部と、検出部と、ＰＥＴ画像再構成部と、高周波シールドとを備える。静磁場磁石は、略円筒状のボア内に静磁場を発生させる。送信用高周波コイルは、前記静磁場内に置かれた被検体に高周波磁場を印加する。傾斜磁場コイルは、前記被検体に傾斜磁場を印加する。受信用高周波コイルは、前記高周波磁場及び前記傾斜磁場の印加により前記被検体から発せられる磁気共鳴信号を検出する。ＭＲ画像再構成部は、前記受信用高周波コイルにより検出された磁気共鳴信号に基づいてＭＲ画像を再構成する。検出部は、リング状に形成され、前記送信用高周波コイルの外周側に配置され、前記被検体に投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線を検出する。ＰＥＴ画像再構成部は、前記検出部により検出されたガンマ線に基づいて生成された投影データからＰＥＴ画像を再構成する。高周波シールドは、略円筒状に形成され、前記送信用高周波コイルと前記検出部との間に配置され、前記送信用高周波コイルにより発生する高周波磁場を遮蔽する。
【図面の簡単な説明】
【０００７】
【図１】図１は、本実施例１に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成を示す図である。
【図２】図２は、本実施例１に係るＰＥＴ検出器の周辺における各部の配置を示す図である。
【図３】図３は、本実施例２に係るＰＥＴ検出器の周辺における各部の配置を示す図（１）である。
【図４】図４は、本実施例２に係るＰＥＴ検出器の周辺における各部の配置を示す図（２）である。
【図５】図５は、本実施例２に係るＰＥＴ検出器の周辺における各部の配置を示す図（３）である。
【図６】図６は、本実施例２に係るＰＥＴ検出器の周辺における各部の配置を示す図（４）である。
【図７】図７は、本実施例２に係るＰＥＴ検出器の周辺における各部の配置を示す図（５）である。
【発明を実施するための形態】
【０００８】
以下に、図面を参照して、本実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置について詳細に説明する。
【実施例１】
【０００９】
まず、本実施例１に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成について説明する。図１は、本実施例１に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００の構成を示す図である。図１に示すように、このＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、寝台２、傾斜磁場コイル３、傾斜磁場コイル駆動回路４、送信用高周波コイル５、送信部６、受信用高周波コイル７、受信部８、ＭＲデータ収集部９、計算機１０、コンソール１１、ディスプレイ１２、ＰＥＴ検出器１３、信号線１４、ＰＥＴデータ収集部１５、ＰＥＴ画像再構成部１６、シーケンスコントローラ１７、及び高周波シールド１８を有する。
【００１０】
静磁場磁石１は、略円筒状のボア内に静磁場を発生させる。ここで、ボアは、静磁場磁石１や傾斜磁場コイル３などを収容する略円筒状の架台の内壁として形成される。寝台２は、被検体Ｐが載せられる天板２ａを有する。この寝台２は、撮像時には、天板２ａをボア内へ移動することで、被検体Ｐを静磁場内に移動する。
【００１１】
傾斜磁場コイル３は、被検体Ｐに対して、磁場強度がＸ，Ｙ，Ｚ方向に直線的に変化する傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを印加する。この傾斜磁場コイル３は、略円筒状に形成され、静磁場磁石１の内周側に配置される。傾斜磁場コイル駆動回路４は、シーケンスコントローラ１７による制御のもと、傾斜磁場コイル３を駆動する。
【００１２】
送信用高周波コイル５は、送信部６から送信される高周波パルスに基づいて、静磁場内に置かれた被検体Ｐに高周波磁場を印加する。この送信用高周波コイル５は、略円筒状に形成され、傾斜磁場コイル３の内周側に配置される。送信部６は、シーケンスコントローラ１７による制御のもと、送信用高周波コイル５に高周波パルスを送信する。
【００１３】
受信用高周波コイル７は、高周波磁場及び傾斜磁場の印加により被検体Ｐから発せられる磁気共鳴信号を検出する。例えば、受信用高周波コイル７は、撮像対象の部位に応じて被検体Ｐの表面に配置される表面コイルである。例えば、被検体Ｐの体部が撮像される場合には、２つの受信用高周波コイル７が被検体の上部及び下部に配置される。受信部８は、シーケンスコントローラ１７による制御のもと、受信用高周波コイル７によって検出された磁気共鳴信号を受信する。そして、受信部８は、受信した磁気共鳴信号をＭＲデータ収集部９に送る。
【００１４】
ＭＲデータ収集部９は、シーケンスコントローラ１７による制御のもと、受信部８から送られた磁気共鳴信号を収集する。そして、ＭＲデータ収集部９は、収集した磁気共鳴信号を増幅及び検波した後にＡ／Ｄ変換し、計算機１０に送る。計算機１０は、コンソール１１により制御され、ＭＲデータ収集部９から送られた磁気共鳴信号に基づいてＭＲ画像を再構成する。そして、計算機１０は、再構成したＭＲ画像をディスプレイ１２に表示させる。
【００１５】
ＰＥＴ検出器１３は、被検体Ｐに投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線（消滅放射線を含む）を計数情報として検出する。このＰＥＴ検出器１３は、リング状に形成され、送信用高周波コイル５の外周側に配置される。例えば、ＰＥＴ検出器１３は、シンチレータと光検出器とを有する検出器モジュールをリング状に配置することで形成される。ここで、シンチレータは、例えば、ＬＹＳＯ（Lutetium Yttrium Oxyorthosilicate）、ＬＳＯ（Lutetium Oxyorthosilicate）、ＬＧＳＯ（Lutetium Gadolinium Oxyorthosilicate）などである。また、光検出器は、例えば、ＡＰＤ（Avalanche Photodiode）素子やＳｉＰＭ（Silicon Photomultiplier）などである。そして、ＰＥＴ検出器１３は、検出した計数情報を、信号線１４を介してＰＥＴデータ収集部１５に送る。
【００１６】
ＰＥＴデータ収集部１５は、シーケンスコントローラ１７による制御のもと、同時計数情報を生成する。このＰＥＴデータ収集部１５は、ＰＥＴ検出器１３によって検出されたガンマ線の計数情報を用いて、陽電子放出核種から放出されたガンマ線を略同時に検出した計数情報の組み合わせを同時計数情報として生成する。
【００１７】
ＰＥＴ画像再構成部１６は、ＰＥＴデータ収集部１５により生成された同時計数情報を投影データとしてＰＥＴ画像を再構成する。このＰＥＴ画像再構成部１６によって再構成されたＰＥＴ画像は、計算機１０に送信されてディスプレイ１２に表示される。シーケンスコントローラ１７は、撮像時に実行される各種撮像シーケンス情報を計算機１０より受け取り、上述した各部を制御する。
【００１８】
このような構成のもと、本実施例１では、送信用高周波コイル５とＰＥＴ検出器１３との間に、略円筒状に形成された高周波シールド１８が配置される。すなわち、高周波シールド１８は、ＰＥＴ検出器１３の内周側に配置され、送信用高周波コイル５により発生する高周波磁場を遮蔽する。これにより、ＰＥＴ検出器１３が高周波磁場に曝露されることがなくなるので、高周波磁場の損失が抑えられる。
【００１９】
次に、ＰＥＴ検出器１３の周辺における各部の配置について説明する。図２は、本実施例１に係るＰＥＴ検出器１３の周辺における各部の配置を示す図である。
【００２０】
図２に示すように、本実施例１では、静磁場磁石１の内周側に傾斜磁場コイル３が配置される。そして、傾斜磁場コイル３の内周側に、傾斜磁場コイル３との間でＰＥＴ検出器１３を挟むように、高周波シールド１８が配置される。さらに、高周波シールド１８の内周側には、送信用高周波コイル５、受信用高周波コイル７が配置される。なお、図２に示す点２０は、静磁場の磁場中心を示している。また、図２に示す点線で囲まれた領域２１は、ＭＲ画像の有効撮像領域を示している。
【００２１】
このような配置によれば、ＰＥＴ検出器１３が高周波シールド１８と傾斜磁場コイル３との間に配置されるので、送信用高周波コイル５によって発生する高周波磁場とＰＥＴ検出器１３との干渉を防ぐことができる。
【００２２】
また、図２に示すように、本実施例１では、ＰＥＴ検出器１３に接続される信号線１４は、高周波シールド１８の外周側に配線される。この信号線１４は、ＰＥＴ検出器１３から出力される信号やＰＥＴ検出器１３に入力される制御信号を伝送する。これにより、送信用高周波コイル５によって発生する高周波磁場と信号線１４を流れる信号とが干渉を起こさないようにすることができる。
【００２３】
上述したように、本実施例１に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１と、送信用高周波コイル５と、傾斜磁場コイル３と、受信用高周波コイル７と、計算機１０と、ＰＥＴ検出器１３と、ＰＥＴ画像再構成部１６と、高周波シールド１８とを備える。静磁場磁石１は、略円筒状のボア内に静磁場を発生させる。送信用高周波コイル５は、静磁場内に置かれた被検体Ｐに高周波磁場を印加する。傾斜磁場コイル３は、被検体Ｐに傾斜磁場を印加する。受信用高周波コイル７は、高周波磁場及び傾斜磁場の印加により被検体Ｐから発せられる磁気共鳴信号を検出する。計算機１０は、受信用高周波コイル７により検出された磁気共鳴信号に基づいてＭＲ画像を再構成する。ＰＥＴ検出器１３は、リング状に形成され、送信用高周波コイル５の外周側に配置され、被検体Ｐに投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線を検出する。ＰＥＴ画像再構成部１６は、ＰＥＴ検出器１３により検出されたガンマ線に基づいて生成された投影データからＰＥＴ画像を再構成する。高周波シールド１８は、略円筒状に形成され、送信用高周波コイル５とＰＥＴ検出器１３との間に配置され、送信用高周波コイル５により発生する高周波磁場を遮蔽する。このような構成によれば、ＰＥＴ検出器１３が高周波シールド１８と傾斜磁場コイル３との間に配置されるので、送信用高周波コイル５によって発生する高周波磁場とＰＥＴ検出器１３との干渉を防ぐことができる。したがって、本実施例１によれば、ＰＥＴ検出器と送信用高周波コイルとの干渉によるＭＲ画像の画質劣化を抑えることが可能になる。
【実施例２】
【００２４】
なお、ＰＥＴ検出器１３の周辺における各部の配置は、図２に示したものに限られない。以下では、実施例２として、ＰＥＴ検出器１３の周辺における各部の配置に関する他の実施例について説明する。図３〜７は、本実施例２に係るＰＥＴ検出器１３の周辺における各部の配置を示す図である。
【００２５】
図３に示すように、例えば、高周波シールド１８が、ＰＥＴ検出器１３の外周側に配置されてもよい。この場合には、ＰＥＴ検出器１３は、高周波シールド１８の内壁に電気的に接続される。さらに、ＰＥＴ検出器１３の表面には、ＰＥＴ検出器１３の露出面を覆うように高周波シールド２２が形成される。これにより、送信用高周波コイル５によって発生する高周波磁場とＰＥＴ検出器１３との干渉を防ぐことができる。さらに、図２に示した配置と比べて、高周波シールド１８の内径が大きくなるので、ボアの開口部付近の空間を広くすることができる。これにより、被検体Ｐが感じる閉塞感を抑えることができる。
【００２６】
また、図４に示すように、例えば、２つのＰＥＴ検出器１３が、静磁場の磁場中心２０を挟むようにボアの軸方向に間隔を開けて配置されてもよい。一般的に、高周波シールド１８が送信用高周波コイル５の近くに配置されると、高周波シールド１８に受動的に流れる高周波電流によって、ＭＲ画像の撮像に有効な高周波磁場の強度が弱くなってしまう。これに対し、図４に示す配置では、静磁場の磁場中心２０の付近にＰＥＴ検出器１３が配置されないので、静磁場磁石１の中心部において高周波シールド１８と送信用高周波コイル５との距離を確保することができる。これにより、ＭＲ画像の有効撮影領域２１における高周波磁場の強度の低下を防ぐことができる。なお、図４では２つのＰＥＴ検出器１３が配置される場合を示したが、ＰＥＴ検出器１３の数は３つ以上であってもよい。
【００２７】
また、図５に示すように、例えば、ＰＥＴ検出器１３に接続される信号線１４が、高周波シールド１８の内周側に配線されてもよい。このとき、例えば、信号線１４が同軸ケーブルであった場合には、図６に示すように、同軸ケーブルの外側の導体が高周波シールド１８に電気的に接続される。例えば、同軸ケーブルの外側の導体は、導体で形成された接続部２３を介して高周波シールド１８に接続される。この接続部２３は、例えば、はんだにより形成される。これにより、信号線１４を流れる信号と高周波磁場との干渉を防ぐことができる。また、例えば、図７に示すように、信号線１４を覆うように高周波シールド２４が形成されてもよい。この場合には、同軸ケーブルでない信号線２５が用いられる場合でも、信号線２５を流れる信号と高周波磁場との干渉を防ぐことができる。
【００２８】
以上のように、実施例１又は２によれば、ＰＥＴ検出器と送信用高周波コイルとの干渉によるＭＲ画像の画質劣化を抑えることが可能なＰＥＴ−ＭＲＩ装置を実現することができる。
【００２９】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【００３０】
１ 静磁場磁石
５ 送信用高周波コイル
３ 傾斜磁場コイル
７ 受信用高周波コイル
１０ 計算機
１３ ＰＥＴ検出器
１６ ＰＥＴ画像再構成部
１８ 高周波シールド
【特許請求の範囲】
【請求項１】
略円筒状のボア内に静磁場を発生させる静磁場磁石と、
前記静磁場内に置かれた被検体に高周波磁場を印加する送信用高周波コイルと、
前記被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイルと、
前記高周波磁場及び前記傾斜磁場の印加により前記被検体から発せられる磁気共鳴信号を検出する受信用高周波コイルと、
前記受信用高周波コイルにより検出された磁気共鳴信号に基づいてＭＲ画像を再構成するＭＲ画像再構成部と、
前記送信用高周波コイルの外周側に配置され、前記被検体に投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線を検出するリング状の検出部と、
前記検出部により検出されたガンマ線に基づいて生成された投影データからＰＥＴ画像を再構成するＰＥＴ画像再構成部と、
前記送信用高周波コイルと前記検出部との間に配置され、前記送信用高周波コイルにより発生する高周波磁場を遮蔽する略円筒状の高周波シールドと
を備えたことを特徴とするＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項２】
前記静磁場の磁場中心を挟むように前記ボアの軸方向に間隔を開けて配置された少なくとも２つのＰＥＴ検出部を有することを特徴とする請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項３】
前記高周波シールドは、前記検出部の内周側に配置されることを特徴とする請求項１又は２に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項４】
前記検出部に接続される信号線は、前記高周波シールドの外周側に配線されることを特徴とする請求項３に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項５】
前記検出部の外周側に配置された略円筒状の第１の高周波シールドと、
前記検出部の露出面を覆うように形成された第２の高周波シールドと
を有することを特徴とする請求項１又は２に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項６】
前記検出部に接続される信号線は、前記第１の高周波シールドの外周側に配線されることを特徴とする請求項５に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項７】
前記検出部に接続される信号線は、前記高周波シールドの内周側に配線され、
該信号線は、同軸ケーブルであり、外側の導体が前記第１の高周波シールドに電気的に接続されることを特徴とする請求項６に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項８】
前記検出部に接続される信号線は、前記高周波シールドの内周側に配線され、
該信号線は、第３の高周波シールドで覆われることを特徴とする請求項６に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項１】
略円筒状のボア内に静磁場を発生させる静磁場磁石と、
前記静磁場内に置かれた被検体に高周波磁場を印加する送信用高周波コイルと、
前記被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイルと、
前記高周波磁場及び前記傾斜磁場の印加により前記被検体から発せられる磁気共鳴信号を検出する受信用高周波コイルと、
前記受信用高周波コイルにより検出された磁気共鳴信号に基づいてＭＲ画像を再構成するＭＲ画像再構成部と、
前記送信用高周波コイルの外周側に配置され、前記被検体に投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線を検出するリング状の検出部と、
前記検出部により検出されたガンマ線に基づいて生成された投影データからＰＥＴ画像を再構成するＰＥＴ画像再構成部と、
前記送信用高周波コイルと前記検出部との間に配置され、前記送信用高周波コイルにより発生する高周波磁場を遮蔽する略円筒状の高周波シールドと
を備えたことを特徴とするＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項２】
前記静磁場の磁場中心を挟むように前記ボアの軸方向に間隔を開けて配置された少なくとも２つのＰＥＴ検出部を有することを特徴とする請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項３】
前記高周波シールドは、前記検出部の内周側に配置されることを特徴とする請求項１又は２に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項４】
前記検出部に接続される信号線は、前記高周波シールドの外周側に配線されることを特徴とする請求項３に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項５】
前記検出部の外周側に配置された略円筒状の第１の高周波シールドと、
前記検出部の露出面を覆うように形成された第２の高周波シールドと
を有することを特徴とする請求項１又は２に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項６】
前記検出部に接続される信号線は、前記第１の高周波シールドの外周側に配線されることを特徴とする請求項５に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項７】
前記検出部に接続される信号線は、前記高周波シールドの内周側に配線され、
該信号線は、同軸ケーブルであり、外側の導体が前記第１の高周波シールドに電気的に接続されることを特徴とする請求項６に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項８】
前記検出部に接続される信号線は、前記高周波シールドの内周側に配線され、
該信号線は、第３の高周波シールドで覆われることを特徴とする請求項６に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【公開番号】特開２０１２−９５８１９（Ｐ２０１２−９５８１９Ａ）
【公開日】平成２４年５月２４日（２０１２．５．２４）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１０−２４５６０５（Ｐ２０１０−２４５６０５）
【出願日】平成２２年１１月１日（２０１０．１１．１）
【出願人】（３０１０３２９４２）独立行政法人放射線医学総合研究所 (149)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年５月２４日（２０１２．５．２４）
【国際特許分類】
【出願日】平成２２年１１月１日（２０１０．１１．１）
【出願人】（３０１０３２９４２）独立行政法人放射線医学総合研究所 (149)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
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