JP2010525857A - Ｍｒコイル吸収の補正を伴うハイブリッドｍｒ／ｐｅｔ - Google Patents

Abstract

イメージング方法は、被検体と共に配置される磁気共鳴コンポーネント３０、３０'を使用して、被検体の磁気共鳴データを取得するステップと、磁気共鳴コンポーネントが被検体と共に配置された状態で、被検体の核イメージングデータを取得するステップと、核イメージングデータの基準フレームに対して磁気共鳴コンポーネントの位置を決定するステップと、被検体の少なくとも一部の核画像６２を生成するために、核イメージングデータ６０を再構成するステップと、を含む。再構成は、磁気共鳴コンポーネントによる放射線吸収について核画像を補正するために、磁気共鳴コンポーネントの密度マップ４６及び核イメージングデータの基準フレームに対する磁気共鳴コンポーネントの決定された位置に基づいて、核イメージングデータ及び核画像の少なくとも一方を調整することを含む。

Description

本願は、イメージングの分野に技術に関する。本願は、特に組み合わされた磁気共鳴（ＭＲ）及びポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）イメージングシステムに関し、特にそれを参照して記述される。本願は更に、より一般的にいえば、ＭＲイメージングモダリティを、例えば上述したＰＥＴモダリティ、シングルフォトンエミッションコンピュータトモグラフィ（ＳＰＥＣＴ）、その他の核イメージングモダリティと組み合わせるイメージングシステムに関する。

ハイブリッドイメージングシステムにおいて、構成モダリティの利点を組み合わせてイメージングされる被検体に関するより有用な情報を取得するために、２又はそれ以上の医用イメージングモダリティが一体化されて、同じ施設若しくは部屋に又は同じスキャナハウジングに入れられる。ハイブリッドイメージングシステムは更に、ディスクリートの別個のイメージングシステムによってこのような画像を取得することと比較して、構成モダリティからの画像を空間的に且つ時間的に位置合わせことをより容易にする。別個のイメージングシステムは、研究と研究の間のより長い遅延時間を有し、研究と研究の間に患者に迷惑をかけることを最小限にすることを困難にする。商業的に入手可能なハイブリッドイメージングシステムは、Ｐｒｅｃｅｄｅｎｃｅ−ＳＰＥＣＴ／コンピュータトモグラフィ（ＣＴ）システム及びＧｅｍｉｎｉ−ＰＥＴ／ＣＴシステムを含み、両方とも、Philips Medical Systems（アイントホーヘン、オランダ）から入手可能である。

更にハイブリッドＭＲ／ＰＥＴイメージングシステムにも関心がある。Ｃｈｏ他による米国特許出願公開第２００６／００５２６８５Ａ１号明細書に開示されるようないくつかのアプローチにおいて、物理的に別個のＭＲ及びＰＥＴスキャナが提供され、患者支持体が、患者を移動させてＭＲスキャナ又はＰＥＴスキャナに入れるように構成される。他のアプローチにおいて、ＰＥＴ検出器は、ＭＲスキャナと一体化される。このような一体型のアプローチのいくつかの例として、例えば、Ｆｉｅｄｌｅｒ他による国際公開第２００６／１１１８６９号パンフレット及びＦｒａｃｈ他による第２００６／１１１８８３号パンフレットを参照されたい。Ｈａｍｍｅｒによる米国特許第４，９３９，４６４号明細書に開示されるような一体型のアプローチにおけるバリエーションは、ＰＥＴスキャナのシンチレータだけを、磁気共鳴スキャナに組み込むことである。

ハイブリッドＭＲ／ＰＥＴ又はハイブリッドＭＲ／ＳＰＥＣＴイメージングシステムの利点は、被検体がＭＲとＰＥＴイメージングの間で移動されず、又は（例えばＣｈｏ他による米国特許出願公開第２００６／００５２６８５Ａ１号明細書に示されるように）共通の被検体担体上に配置されたままで、位置付けしなおされることなく、相対的に短い距離のみ移動されることである。この利点は、例えばＳＰＥＣＴ／ＣＴ又はＰＥＴ／ＣＴのような他のハイブリッドシステムにおいても達成される。

モダリティの１つがＭＲであり、ＭＲイメージングが１又は複数の局所無線周波数コイルを用いる場合、この利点が、部分的に否定される。被検体が、ＭＲを使用してイメージングされる場合、１又は複数の局所無線周波数コイルは、磁気共鳴データを取得するための受信コイル又はコイルアレイとして使用されることができ、及び任意には、磁気共鳴を励起するために、送信モードで使用されることもできる。局所コイルは、信号対雑音比及び他のイメージングメトリックを改善する、被検体に対する近い位置の利点を有する。他方、核イメージングモダリティは、局所コイルを使用しない。ＭＲイメージングから核イメージングに切り替わるとき、局所コイルが除去されることができ、又は、同等に、核イメージングからＭＲイメージングに切り替わるとき、局所コイルが取り付けられることができる。しかしながら、ＭＲイメージングと核イメージングとの間の局所コイルの除去又は取り付けは、イメージングセッションの時間を長くし、核画像及びＳＰＥＣＴ画像の空間的な位置合わせを困難にし又はより正確さを低下させる態様で、被検体が移動しうる見込みを高める等の不利益を有する。更に、一体型のＭＲ／ＰＥＴスキャナの場合、これは、局所コイルを除去し又は取り付けるために検査領域から被検体を引き戻し、被検体を再び挿入するという、他の場合には不必要な動作を必要とする。更に、ＰＥＴ及びＭＲコンポーネントが同じハウジング内にある一体型のスキャナの利点は、ＰＥＴデータ及びＭＲデータを同時に取得する可能性であり、この場合、局所コイルは、同時に行われるＰＥＴ及びＭＲイメージング中、取り付けられていることが好ましい。

代替の選択肢として、１又は複数の局所コイルは、核イメージング中、取り付けられたままにされることができる。しかしながら、このアプローチは、１又は複数のコイルが、核イメージングにおいて使用される放射線を吸収して、陰影、シェーディング、密度勾配又は他の無関係なアーチファクトを核画像に生成することがあるという不利益を有する。これらのアーチファクトは、核画像内の関心のある被検体フィーチャを隠し又は不明瞭にすることがあり、又は被検体フィーチャと誤解され、誤診若しくは他の解釈上の誤りに至ることがある。

１つの見地によれば、被検体と共に配される磁気共鳴コンポーネントを使用して、被検体の磁気共鳴データを取得するステップと、前記磁気共鳴コンポーネントが被検体と共に配された状態で、被検体の核イメージングデータを取得するステップと、核イメージングデータの基準フレームに対して磁気共鳴コンポーネントの位置を決定するステップと、被検体の少なくとも一部の核画像を生成するために、核イメージングデータを再構成するステップと、を含むイメージング方法が開示される。前記再構成は、磁気共鳴コンポーネントによる放射線吸収について核画像を補正するために、磁気共鳴コンポーネントの密度マップ及び核イメージングデータの基準フレームに対する磁気共鳴コンポーネントの決定された位置に基いて、核イメージングデータ及び核画像の少なくとも一方を調整することを含む。

別の見地によれば、被検体の磁気共鳴データを取得する磁気共鳴イメージャと、被検体から核イメージングデータを取得する核イメージャと、被検体支持体上の被検体を位置付けしなおさずに、磁気共鳴イメージャによって磁気共鳴データを取得し、核イメージャによって核イメージングデータを取得するために、被検体を支持する被検体支持体と、核イメージャの基準フレームに対して決定可能な位置において、被検体支持体上に被検体と共に配される磁気共鳴コンポーネントであって、磁気共鳴データの取得中に磁気共鳴イメージャと協働する磁気共鳴コンポーネントと、被検体の少なくとも一部の核画像を生成するために、核イメージングデータを再構成する核画像再構成プロセッサであって、磁気共鳴コンポーネントによる放射線吸収について核画像を補正するために、磁気共鳴コンポーネントの密度マップに基づいて、核イメージングデータ及び核画像の少なくとも一方を調整するデータ補正器を有する核画像再構成プロセッサと、を有するイメージングシステムが開示される。

別の見地によれば、核イメージングデータの取得中、被検体と共に配置される磁気共鳴コンポーネントによる放射線吸収について、被検体から取得される核イメージングデータ及び前記核イメージングデータから導かれる被検体の少なくとも一部の核画像の少なくとも一方を補正する際に使用される情報を記憶した１又は複数のデジタル記憶媒体が開示される。記憶された情報は、磁気共鳴コンポーネントの密度マップを少なくとも含む。

別の見地によれば、磁気共鳴イメージング能力及び少なくとも１つの核イメージング能力を提供するハイブリッドイメージングシステムにおいて使用される局所磁気共鳴コンポーネントであって、磁気共鳴イメージング及び核イメージング中、被検体と共に配される本体であって、本体の少なくとも一部が、核イメージングにおいて使用される放射線を吸収し、それゆえ本体が核イメージングに影響を及ぼす、本体と、本体と共に配され、核イメージングデータの基準フレームに対する本体の位置の決定を可能にする少なくとも１つの位置識別素子と、を有する局所磁気共鳴コンポーネントを有する。

１つの利点は、ＭＲイメージングにおいて使用される局所コイルが、ＭＲイメージングの前、後、又はそれと同時に実施される核イメージング中、適当な位置に置かれたままにされることを可能にし、核画像内の付随するアーチファクトが抑制されることである。

別の利点は、核イメージング中、ＭＲイメージングにおいて使用される局所無線周波数コイルを適当な位置に保持することを容易にすることによる、より迅速なハイブリッドＭＲ／核イメージングワークフローにある。

別の利点は、同時に行われるＭＲ及び核データ取得を容易にすることにある。

別の利点は、ハイブリッドＭＲ／核イメージングシステムを使用して取得される改善された核画像にある。

当業者であれば、以下の詳細な説明を読み理解することにより、本発明の他の利点が理解されるであろう。

本発明は、さまざまな構成要素及び構成要素の取り合わせ並びにさまざまなステップ及びステップの取り合わせの形を取りうる。図面は、好適な実施例を説明する目的のためにのみあり、本発明を制限するものとして解釈されるべきではない。

磁気共鳴イメージャ及び核イメージャを有するイメージングシステムを概略的に示す図。 図１のイメージングシステムの頭部コイル及び被検体支持体の概略斜視図。 イメージングされる被検体と共に配置される頭部コイルによる放射線吸収についての補正を伴って核イメージングデータを再構成するために、図１のイメージングシステムにおいて使用されるのに適した核イメージングデータ再構成コンポーネントの第１の実施例を概略的に示す図。 頭部コイルが、被検体の胴の上下に配置され及び複数の基準マーカを含むＳＥＮＳＥ又は他のボディコイルによって置き換えられる、図１のイメージングシステムの代替実施例を概略的に示す図。 イメージングされる被検体と共に配置される頭部コイルによる放射線吸収についての補正を伴って核イメージングデータを再構成するために、図１のイメージングシステムにおいて使用されるのに適した核イメージングデータ再構成コンポーネントの第２の実施例を概略的に示す図。 イメージングされる被検体と共に配置される頭部コイルによる放射線吸収についての補正を伴って核イメージングデータを再構成するために、図１のイメージングシステムにおいて使用されるのに適した核イメージングデータ再構成コンポーネントの第３の実施例を概略的に示す図。

図１を参照して、ハイブリッドイメージングシステムは、磁気共鳴（ＭＲ）イメージャ１０、核イメージャ１２、及びＭＲイメージャ１０と核イメージャ１２との間に配置される例えば図示される患者寝台１４のような被検体支持体と、を有する。無線周波数シールドが、無線周波数隔離された部屋又は空間１６を実質的に囲み規定する。ＭＲイメージャ１０、核イメージャ１２及び患者寝台１４は、無線周波数隔離された部屋の中に配置される。Ｃｈｏ他による米国特許出願公開第２００６／００５２６８５号明細書に示されるような代替の機構において、ＭＲイメージャ及び核イメージャは、別個の部屋又は区画に配置され、任意には、ＭＲイメージャを含む部屋又は区画のみが、無線周波数シールドされる。上記文献は、参照によってここに盛り込まれるものとする。Ｆｉｅｄｌｅｒ他による国際公開第２００６／１１１８６９号パンフレット又はＦｒａｃｈ他による国際公開第２００６／１１１８８３号パンフレット又はＨａｍｍｅｒによる米国特許第４，９３９，４６４号明細書に示されるような他の代替の機構において、放射線検出器（又は放射線検出器の少なくともシンチレータ）を含む核イメージャの一部が、ＭＲイメージャに組み込まれる。これらの３つの文献はすべて、参照によってここに盛り込まれるものとする。ある実施例におけるＭＲイメージャ１０は、Philips Medical Systems（アイントホーヘン、オランダ）から入手可能なＡｃｈｉｅｖａ又はＩｎｔｅｒａ磁気共鳴スキャナのような市販のＭＲスキャナである。より一般的には、ＭＲイメージャ１０は、図示される水平円筒形ボア磁石スキャナ、オープンＭＲスキャナ、その他のような実質的に任意のタイプでありえる。

核イメージャ１２は、ある実施例において、ポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）イメージャ又はシングルフォトンエミッションコンピュータトモグラフィ（ＳＰＥＣＴ）イメージャである。一般に、核イメージャ１２は、高エネルギー粒子及び高エネルギー光子の少なくとも一方を検出するように構成される。例えば、ＰＥＴイメージャは、陽電子−電子消滅イベントによって生成される５１１ｋｅＶの光子を検出し、ＳＰＥＣＴイメージングにおいて用いられるガンマカメラは、選択された放射性薬剤によって放出される選択されたガンマ線（光子）等を検出するように構成される。ある実施例において、核イメージャ１２は、Philips Medical Systems（アイントホーヘン、オランダ）から入手可能なＡｌｌｅｇｒｏ又はＭｏｓａｉｃ ＰＥＴスキャナのような市販のＰＥＴスキャナである。ある実施例において、核イメージャ１２は、Philips Medical Systems（アイントホーヘン、オランダ）から入手可能なＦｏｒｔｅ、Ｓｋｙｌｉｇｈｔ又はＢｒｉｇｈｔｖｉｅｗガンマカメラのような市販のガンマカメラである。核イメージャ１２それ自体が、２又はそれ以上の構成イメージングシステムを有することも企図される。例えば、核イメージャ１２は、Philips Medical Systems（アイントホーヘン、オランダ）から共に入手可能であるＰｒｅｃｅｄｅｎｃｅ ＳＰＥＣＴ／ＣＴシステム又はＧｅｍｉｎｉ ＰＥＴ／ＣＴシステムでありうる。ＳＰＥＣＴ及びＰＥＴイメージングデータの両方を取得するように構成される組み合わされたＰＥＴ／ＳＰＥＣＴイメージャ又はガンマカメラの形の核イメージャが、他の企図される機構である。

ＭＲイメージャ１０と核イメージャ１２との間の患者寝台１４の図示される機構は、それがＭＲ及び核イメージャ１０、１２を物理的に分離するので、有利である。この物理的な分離は、核イメージャ１２に対する、ＭＲイメージャ１０により生成される静磁界の悪影響を低減し、更に、ＭＲイメージャ１０に対する、核イメージャ１２の無線周波数干渉源及び強磁性体の悪影響を低減する。図示される患者寝台１４は、基部２０及び患者パレットの形の線形に平行移動可能な被検体支持体２２を有する。被検体支持体２２は、基部２０と結合されるとともに、ＭＲイメージングのためにＭＲイメージャ１０の検査領域２４へ、及び核イメージング（例えばＰＥＴ又はＳＰＥＣＴイメージング）のために核イメージャ１２の検査領域２６へ、選択的に移動されるように、アラインされる。図示される基部２０は、任意には、患者支持体パレット２２上に患者をより簡単にロードすることを可能にするために、患者ローディング中に下降されるように構成される。核イメージャ１２は、任意には、レール２８上に取り付けられて、核イメージャ１２がＭＲイメージャ１０から離れるほうに平行移動されることを可能にし、それにより患者ローディング、保守作業等を容易にする。このような実施例において、核イメージャ１２は、任意には、ＭＲイメージングに対する核イメージャ１２の強磁性体の影響を低減するために、ＭＲイメージング中、ＭＲイメージャ１０から離れるほうに移動される。有利には、被検体支持体１４は、患者が被検体支持体上に位置付けしなおされることなく、ＭＲイメージングのためのＭＲイメージャ１０と核イメージングのための核イメージャ１２との間で、被検体を移動させることができる。

他の企図される実施例において、核イメージャ、又は核イメージャの少なくとも放射線検出器若しくはシンチレータは、ＭＲイメージャハウジング内に一体的に収容される。いくつかの適切な一体化された機構は、例えば、Ｆｉｅｄｌｅｒ他による国際公開第２００６／１１１８６９号パンフレット、Ｆｒａｃｈ他による国際公開第２００６／１１１８８３号パンフレット及びＨａｍｍｅｒ他による米国特許第４，９３９，４６４号明細書に開示されている。このような一体的な実施例において、ＭＲイメージング及び核イメージングのための検査領域は、同じ１つのものでありえ、又はオフセットされるが空間的に重複するものでありえる。有利には、これらの実施例において、ＭＲデータ及び核イメージングデータは、被検体を動かすことなく、同時に、連続して（ＭＲデータの次に核イメージングデータがくる又はその逆）、又はインタリーブされる態様で、取得されることができる。

図１を引き続き参照して、図示されるイメージングシステムは、頭部コイル３０の形の局所無線周波数コイルを有し、かかるコイルは、受信専用コイル、送信専用コイル又は送信／受信コイルでありうる。より一般的には、１又は複数の局所無線周波数コイル又はコイルアレイが、腕、脚、手首、胴等の関心領域をイメージングするために提供されることができる。図４は、別の例として、被検体及び被検体上に配置されるＳＥＮＳＥボディコイルを示している。ＭＲイメージングは、任意には、高められた磁気共鳴コントラストのために適切な磁性造影剤の投与を伴う。核イメージングは、一般に、核イメージャ１２によるイメージングのための放射能を提供するために、放射性薬剤の投与を伴う。

局所頭部コイル３０は、例えば同軸ケーブルのような無線周波数ケーブルによって、磁気共鳴イメージャ１０の磁気共鳴受信システムの残りの部分と結合される。図１−図３において、例示の無線周波数ケーブル３２は、ＭＲイメージング及び核イメージングの双方を通じて、局所頭部コイル３０と接続されたままである。無線周波数ケーブル３２は、患者支持体パレット２２が、ＭＲイメージャ１０の検査領域２４内に移動されるとき、及び患者支持体パレット２２が、核イメージャ１２の検査領域２６内に移動されるとき、線形に平行移動可能な患者支持体パレット２２の下を通り、第１の端部が局所頭部コイル３０（図示されるように）又は頭部コイル３０と接続する装置ポートと結合されたままになるように構成される。テンショナ、スプール３６又は他の巻取機構が、任意には、ケーブルたるみを巻きとるために、基部２０内に又はその近傍に配置される。他の企図される実施例において、ケーブルは、患者支持体パレット２２が、核イメージャ１２の検査領域２６内に又はそれに向かって動かされるとき、頭部コイル３０から無線周波数ケーブルの第１の端部を分離する手動の又は自動の分離手段を備える。局所無線周波数コイルとＭＲイメージャとの間のワイヤレス接続もまた企図される。更に、局所無線周波数コイルのほかに又はそれに加えて、１又は複数の他の磁気共鳴コンポーネントが、被検体支持体１４上に被検体と共に配置されることができる。例えば、挿入磁界勾配コイルが、被検体支持体１４上に被検体と共に配置されうる。他の企図される磁気共鳴コンポーネントは、患者拘束具、コンフォートパッド又は関連するアクセサリ、電子機器又はケーブル、機能的ＭＲ研究のための視覚的又は他の刺激装置等を含む。

被検体支持体１４上に被検体と共に配置される局所無線周波数コイル又はコイルアレイ及び／又は他の磁気共鳴コンポーネントと協働するＭＲイメージャ１０を使用して、磁気共鳴イメージングを実施することは、磁気共鳴技術において認識される利点を有する。例えば、局所コイルは、より高いＳＮＲ、より低いＳＡＲ（局所送信又は局所Ｔ／Ｒコイルの場合）、挿入磁界勾配コイルの例におけるより高い磁界勾配強度／立上り時間性をもたらすより本質的な無線周波数結合、及び他の認識される利点を提供することができる。

しかしながら、磁気共鳴コンポーネントは、核イメージングデータ取得中、有用ではない。事実、被検体と共に配置される磁気共鳴コンポーネントは、放射線を吸収する。他方、ＭＲイメージングの後であって核イメージングの前に磁気共鳴コンポーネントを除去すること（又は反対に、核イメージングの後であってＭＲイメージングの前に磁気共鳴コンポーネントを取り付けること）は、不利益である。なぜなら、被検体が押され、動かされ、又は他の方法で妨害されることがあり、それゆえ被検体の位置が、ＭＲ及び核イメージングデータ取得の場合で実質的に異なるからである。ＭＲイメージングと核イメージングとの間の位置の大きい違いは、不利益である。なぜなら、そのような違いは、ＭＲ／核画像の位置合わせをより困難にし及びその正確さを低くし、一般に、放射線医、医師又は他の臨床医又は診断者が、名目上対応するＭＲ及び核画像を比較することを、このような比較の前に画像の空間的な位置合わせが実施されるかどうかにかかわらず、より困難にするからである。イメージングセッションの間の磁気共鳴コンポーネントの取り付け又は除去もまた、それが総イメージングセッション時間を長くするので、不利益である。

従って、図１及び図２を参照して、頭部コイル３０は、核イメージングとＭＲイメージングとの間に除去されない。取得された磁気共鳴イメージングデータは、頭部コイル３０の使用から利益を得、結果として得られるデータは、ＭＲ画像を生成するために、磁気共鳴（ＭＲ）画像再構成プロセッサ４０によって処理される。核イメージングの最中、頭部コイル３０は、核イメージングにおいて使用される放射線のいくらかを吸収することが予期されうる。例えば、核イメージャ１２が、ＰＥＴスキャナである場合、それは、反対方向の５１１ｋｅＶのガンマ線の（時間ウィンドウ内で）時間的に同時の対の放出を検出することによって動作される。ともすれば検出されるであろうこれらのガンマ線のいくらかは、代わりに、頭部コイル３０の材料によって吸収される。従って、取得される核イメージングデータは、頭部コイル３０の存在下で低下される。この問題点に対処するために、核画像再構成プロセッサ４２は、頭部コイル３０の放射線吸収特性を示すコイル密度マップ４６に基づいて、核イメージングデータの又は再構成された画像の補正を実施するデータ補正器４４を組み込む。ジオメトリプロセッサ４８は、頭部コイル３０の存在又は不存在を決定する。頭部コイル３０の位置が調整可能な場合、ジオメトリプロセッサ４８は更に、頭部コイル３０の位置を決定する。画像セレクタ又は位置合わせプロセッサ５０は、任意には、ＭＲ及び核画像を空間的に位置合わせし、核又はＭＲ画像の一方、２Ｄ又は３Ｄ画像の一方のスライス又は他の部分、時間的に連続する画像のＣＩＮＥシーケンス、又はＭＲ及び核画像のオーバレイのような組み合わせ等を選択して、例えばビデオモニタ、ＬＣＤディスプレイ、プラズマディスプレイ、プリンタ又は永久的な画像を生成する他のマーキングエンジン等の画像表示装置５２上に表示する。

コイル密度マップ４６は、さまざまな方法で生成されることができる。経験的なアプローチにおいて、較正核イメージングデータが、頭部コイル３０又は他の磁気共鳴コンポーネントから取得され、取得された較正核イメージングデータは、コイル密度マップ４６を生成するために再構成される。例えば、円筒状の一様なフラッドソースが、頭部コイルの中心軸に沿って位置付けられることができ、頭部コイルの減衰マップが生成される。任意には、被検体の効果をシミュレートし及び／又は頭部コイル３０又は他の磁気共鳴コンポーネントのための構造的支持体を提供するために、被検体のファントムが、このような較正データ取得において使用されることができる。

図２及び図３を参照して、局所コイル（例えば図１及び図２の頭部コイル３０）が、患者支持体パレット２２上で調整不可能な位置を有する場合に適切に使用される、再構成コンポーネントの実施例が示されている。この例において、ジオメトリプロセッサ４８は、頭部コイル３０が被検体支持体パレット２２に取り付けられているかどうか決定するコイル検出器を有する。図２を手短に参照して、コイル検出器は、例えば、嵌合固定具５８への頭部コイル３０の挿入を検出する接触センサ５６として具体化されることができる。接触センサ５６は、例えば、頭部コイル３０が嵌合固定具５８に挿入される場合に電気的な接触をもたらすように、ばね装填部に対して圧縮される、ばね装填されるピンでありうる。ジオメトリプロセッサ４８が、局所頭部コイル３０を検出しない場合、取得された核データ６０は、核画像６２を生成するために、データ補正器４４を呼び出すことなく核画像再構成プロセッサ４２によって再構成される。

他方、ジオメトリプロセッサ４８が、局所頭部コイル３０を検出する場合、取得された核データ６０は、上述したように核画像再構成プロセッサ４２によって再構成されるが、付加的に、補正された画像として核画像６２を生成するために、頭部コイル３０による放射線吸収について核画像を補正するために、データ補正器４４を呼び出す。補正を行うために、データ補正器４４は、核イメージングデータ６０の基準フレームに対する頭部コイル３０の位置を参照する。図３に示されるアプローチにおいて、これは、被検体支持体２２の位置６４に基づいて行われる。頭部コイル３０は、被検体支持体２２上の調整不可能な位置を有し、核イメージャ１２への被検体支持体２２の移動は、一般に、核イメージャ１２の基準フレームに関して較正される。従って、被検体支持体位置６４に基づいて、核イメージングデータ６０の基準フレームに対して頭部コイル３０の位置を決定することは、簡単明瞭である。例えば、頭部コイル３０が、位置ｚ_ｃ０を有する場合に、被検体支持体２２が、その基準位置ｚ_０にあり、そののち被検体支持体２２が、ｚの被検体支持体位置６４に進められるとき、対応するコイル位置ｚ_ｃは、ｚ_ｃ＝ｚ_ｃ０＋（ｚ−ｚ_０）である。

図３の実施例において、被検体支持体２２は、運動の単一の自由度（例えば軸方向又はｚ方向の移動）のみを有するので、データ補正器４４は、コイル位置ｚ_ｃにコイル密度マップ４６を平行移動させることによって、核イメージングデータ６０の基準フレームに対して頭部コイル３０の位置を参照する。データ補正器４４は、補正を実施するために、さまざまな方法を使用することができる。１つのアプローチにおいて、取得された核イメージングデータ６０は、補正されない画像を形成するために再構成され、コイル密度マップ４６は、頭部コイル３０の空間的な放射線吸収マップを記憶し、補正は、補正された核画像６２を生成するために、コイル密度マップ４６の密度を補正されていない再構成された核画像から減じることによって実施される。別のアプローチにおいて、コイル密度マップ４６は、各々の投影パスに沿った放射線粒子の吸収の統計的な見込みに関する情報を記憶し、この情報は、投影空間において取得された核イメージングデータを補正するために使用される。補正された投影データは、補正された核画像６２を形成するために再構成される。骨、他の放射線吸収組織、インプラント、その他について補正するために使用される技法と同様の他の技法もまた企図される。

図４を参照して、いくつかの局所コイルが、調整可能に位置付けられることができる。例えば、図４は、ＳＥＮＳＥアレイ又は他のパラレルイメージングアレイとして適切に使用される複数の平坦シングルループコイルのアレイである胴コイル３０'を示している。図示される胴コイル３０'は、被検体支持体２２上に配置されるいくつかの平坦シングルループコイル素子を有する後セクション（図４に不図示）と、被検体の前胴の上に配置されるいくつかの付加の平坦シングルループコイル素子を有する前セクション７０と、を有する。ストラップ７２は、被検体に対して胴コイル３０'を圧縮的に保持する。前及び後セクションの間の分離が、被検体の幅又は「厚み」に依存して変化し、被検体支持体２０に沿った胴コイル３０'の位置が、患者ローディングごとに変化しうる点において、胴コイル３０'は、調整可能に位置付けられる。胴コイルの腹側及び背側部分の一部は、被検体の左右周囲に巻きつくことができることに注意されたい。ある例において、コイルの背側部分は、可撓性でなく、患者支持体に一時的に又は永久的に固定されることができる。調整可能に位置決めできる局所コイルの例において、図３のシステムは不十分である。

図４及び図５を参照して、局所コイル（例えば図４の胴コイル３０）が患者支持体パレット２２上に調整可能に位置決めできる場合に適切に使用される、再構成コンポーネントの実施例が示されている。図５の説明的な実施例において、ジオメトリプロセッサ４８は、磁気共鳴イメージングから提供される入力に基づいてコイル３０'の位置を決定する。取得された磁気共鳴データ７６は、局所コイル３０'内の又はその上の材料をイメージングし、又は局所コイル３０'内又はその上に配置されるＭＲ基準マーカ８０をイメージングする磁気共鳴画像を生成するために、磁気共鳴プロセッサ４０によって再構成される。概して、磁気共鳴イメージングは、ＭＲイメージングデータを収集するために使用されるコイル又はコイルアレイを「見ない」。従って、ＭＲイメージャ１０によって取得される胴の診断又は臨床ＭＲ画像は、局所コイル３０'の位置を決定するのに適した局所コイル３０'からの情報を提供しない。この問題を克服する１つのやり方は、局所コイル３０'内又はその上に配置される基準マーカ８０を有することである。この例において、診断又は臨床ＭＲ画像は、ＭＲ基準マーカ８０に対応するコントラストを含む。

ある実施例において、ＭＲイメージングは、優勢^１Ｈ核種からイメージングデータを取得し、ＭＲ基準マーカ８０は、^１Ｈ核種のほかの又はそれに加えて、別の核種を含み、かかる別の核種は、所望のＭＲ可視性を提供するためにＭＲイメージャ１０によって検出可能である。例えば、多核ＭＲイメージングシーケンスは、^１Ｈ画像及び第２の核種の画像を取得して、^１Ｈ ＭＲ画像に示されるマトリックスに対してＭＲ基準マーカ８０を識別するために、使用されることができる。別のアプローチにおいて、ＭＲ基準マーカ８０は、^１Ｈ核種の通常のＭＲイメージングにおいてイメージングされる水又は別の物質を含む。このような実施例において、ＭＲ基準マーカ８０は、形状、サイズ、密度、又はＭＲ画像内の基準マーカを識別するためにＭＲ画像内で検出可能な他の特性を適切に有する。ある実施例において、単一のＭＲ基準マーカと同じくらい少ないものを用いることが企図される。しかしながら、有利には、図４に示されるように２、３又はより多くのＭＲ基準マーカ８０を使用することが、導かれるべきより正確であってより詳細な位置情報を実現可能にする。例えば、単一の基準マーカは、概して、局所コイル３０'に関する傾斜、回転又は他の非並進の位置情報を決定するには不十分である。代替として、基準マーカは、核イメージャが局所コイルの位置を決定することができるようにするために、核イメージャによってイメージング可能でありえる。任意には、基準マーカは、運動補償を実施するための基準のしるしを提供すること、呼吸ゲーティング等の他の目的にも役立ちうる。

ジオメトリプロセッサ４８は、被検体支持体２２上の局所コイル３０'の位置を決定し、この決定は、胴コイル３０'の前セクション及び後セクションの間の間隔を決定し、任意には、被検体の胴の形状による前セクション７２の傾斜、回転又は他の角度又は他の位置情報を決定することを含む。ジオメトリプロセッサ４８は、ＭＲイメージャ１０の基準フレームに対して、局所コイル３０'の位置を決定する。ＭＲイメージャ１０への被検体支持体２２の移動は一般に、ＭＲイメージャ１０の基準フレームに対して較正されるので、これは、被検体が配置される被検体支持体２２の基準フレームに対して容易に参照される。

局所コイル３０'の位置情報は、図３の実施例と関連して示されるように補正を実施するために、データ補正器４４によって使用される。核イメージング中に核イメージャ１２に対して較正される被検体支持体位置６４は、取得された核イメージングデータ６０の基準フレームに対して、（ＭＲデータ及び／又は核データから決定される）被検体支持体に対する局所コイル３０'の位置情報を参照するために、使用される。コイル密度マップ４６は、ＭＲイメージングから決定されるものとして、並進、及び任意には、局所コイル３０'の傾斜、回転又は他の角度を説明するために、コイル密度マップ４６の適切な調整により補正を実施するために適用される。別の実施例において、基準マーカは、ＭＲ及び核システムの両方によってイメージングされる。ＭＲイメージャ１０は、局所コイル３０'のより高い解像度マップを決定することができ、核イメージャ１２は、ＭＲデータ取得と核データ取得との間又は核データ取得の最中の任意の移動についてマップを調整されるために、使用されることができる。

基準マーカ８０は、有利には、局所コイル３０'に関連する位置情報が診断又は臨床画像から決定されることを可能にする。この例において、基準マーカは、ＭＲ画像内で病変又は他の組織異常として誤解されうるＦｏＶ外からの基準マーカ信号のエイリアシングを有さないように、常に、特定のコイル／ＭＲコンポーネントにより通常実施されるＭＲ画像取得のイメージング視野（ＦｏＶ）内にあるように、基準マーカの数及び位置が制限されることが好ましい。別のアプローチにおいて、別個のコイルイメージング動作が、局所コイル３０'に関係する位置情報を決定するために、ＭＲイメージャ１０を使用して実施される。この代替のアプローチは、任意には、ＭＲ基準マーカ８０に依存せず、実際に、ＭＲ基準マーカ８０は、この代替実施例において任意に省かれることができる。このアプローチは、局所コイル３０'の材料の１つ又は複数をイメージングするＭＲイメージング技法を使用する。前述したように、このような材料は、一般に、ＭＲイメージングプロセスに対するそれらの透明性に関して選択される。しかしながら、例えば超短時間エコー（ＵＴＥ）イメージングのような特化した磁気共鳴イメージングプロセスを使用することによって、プラスチック及びラバーのような一般的なコイル材料が、ＭＲイメージャ１０を使用してイメージングされることができる。ＵＴＥイメージングは、例えばＲｏｂｓｏｎ他による「Magnetic Resonance: An Introduction to Ultrashort TE (UTE) Imaging」（J Comput Assist Tomogr vol. 27, no. 6, pp. 825-46 (2003)）に記述されており、その内容は、参照によってここに盛り込まれるものとする。

ＵＴＥイメージングは、例えば特定のラバー及びプラスチックのようなサブミリ秒Ｔ_２材料に関して効果的である。こうして、局所コイル３０'が、一般に使用されるようなプラスチック又はラバーケースを有する場合、ＵＴＥイメージングは、局所コイル３０'又はその実質的な部分若しくは構成要素の画像を提供することができる。代替として、コイル材料が、実際に達成可能な超短エコー時間によってＵＴＥイメージングできないものであれば、ＵＴＥエコー時間の実際に達成可能なレンジ内でイメージング可能な基準マーカが、使用されることができる。ジオメトリプロセッサ４８は、ＭＲ再構成プロセッサ４０によって生成されたＵＴＥ画像を処理して、被検体支持体２２の基準フレームに対する局所コイル３０'の位置を決定し、データ補正器４４は、この位置情報、核イメージャ１２内の被検体支持体位置６４、及び以前に記述されたようなコイル密度マップ４６に基づいて、核画像を補正する。

図５の実施例において、取得されたＭＲデータ（例えばＵＴＥイメージングデータ、ＭＲ基準マーカ８０と関連して取得された診断又は臨床イメージングデータ、又はＵＴＥイメージングデータでなく、診断又は臨床イメージングデータでもない、ＭＲ基準マーカ８０と関連して取得された別個のＭＲデータ）が、被検体支持体２２に対するＭＲコイルの位置を決定するために使用され、ついで、核画像を補正するために使用される。しかしながら、核イメージングデータは、ＭＲデータの前又は後のいずれかに取得されることができ、又はＭＲ及び核データ取得は、時間的にインタリーブされることができることが理解されるべきである。一体化されたＭＲ／核スキャナの場合、ＭＲ及び核イメージングデータを同時に取得することが企図される。

図６を参照して、局所コイル３０'を補正するための代替のアプローチが記述される。図６のアプローチにおいて、局所コイル３０'についての位置情報は、取得された核イメージングデータ６０から抽出される。核画像再構成プロセッサ４２は、データ補正器４４を呼び出すことなく、最初の再構成を実施する。この再構成の結果は、補正のない核画像８４である。ジオメトリプロセッサ４８は、局所コイル３０'についての位置情報を抽出するために、補正されていない核画像８４を解析する。ある実施例において、この解析は、例えば図４に示されるＭＲ基準マーカ８０と適切に置き換わることができる核基準マーカ９０を利用する。ある実施例において、核基準マーカ９０は、補正されていない核画像８４内の所望の可視性を提供するために、核イメージャ１２によって検出可能な放射性同位元素を放出する放射線を含む。イメージング放射性同位元素とは異なるエネルギーの放射線を放出するマーカを使用することによって、基準データが、イメージングデータから容易にセグメント化される。ある実施例において、単一の核基準マーカと同じ少ないものを用いることが企図される。しかしながら、有利には、２、３又はより多くの核基準マーカ９０を使用することが、より正確であってより詳細な位置情報が導かれることを可能にする。

他の企図される実施例において、局所コイル３０'又はその一部は、それが補正されていない核画像８４内で識別可能な構造を生成するのに十分な放射線吸収を有し、かかる補正されていない核画像８４から、局所コイル３０'の位置が決定されることができる。

図６を引き続き参照して、ジオメトリプロセッサ４８は、イメージングされた核基準マーカ９０に基づいて又は補正されていない核画像８４内の局所コイル３０'自体の直接的な画像に基づいて、補正されていない核画像８４から、局所コイル３０'の位置を決定する。有利には、本実施例において、局所コイル３０'からの位置情報は、取得された核イメージングデータ６０から直接的に導かれ、それゆえ、本質的に、取得された核イメージングデータの基準フレーム内にある。位置情報が局所コイル３０'から決定されると、プロセスフローは、核画像再構成プロセッサ４２にループして戻り、核画像再構成プロセッサ４２は、補正された核画像６２を生成するために、コイル密度マップ４６及びジオメトリプロセッサ４８によって決定された局所コイル３０'の位置情報と関連して、データ補正器４４を呼び出す更新された画像再構成を実施する。

図６に示される実施例において、同じ取得された核イメージングデータ６０が、最初に、補正されていない核画像８４を形成するために再構成され、その後、補正された画像６２を生成するためにデータ補正器４４を呼び出して、再び再構成される。他の実施例において、２つの異なる核イメージングデータ取得が使用されることができる。例えば、第１の核イメージングデータ取得は、ジオメトリプロセッサが核イメージングデータからコイル位置情報を導出する該核イメージングデータを取得するために実施されることができ、そののち、補正された核画像を生成するためにデータ補正器と関連して再構成されるイメージングデータを取得する第２の核イメージングデータ取得が続く。別個の核データ取得を使用するこの後者のアプローチにおいて、第１の核データ取得は、局所コイル３０'を示すコントラストを提供するように最適化されることができる。例えば、核イメージングにおいて非常に可視性の高い核基準マーカ９０が使用される場合、短時間の核データ取得は、コイル位置情報を決定するのに十分な情報を取得するために十分でありうる。このような基準マーカは、患者移動を監視するためにも使用されることができる。他方、局所コイルの直接的なイメージングに依存する場合、第１の核イメージング取得は、コイル位置情報を決定する際のスピード及び精度に関して取得されたデータを最適化するために、より長くてもよく、又はＳＰＥＣＴの例においてより低い解像度及びより少ない角度位置等を使用することができる。

図１を再び参照して、図示される再構成プロセッサ４０、４２、データ補正器４４、ジオメトリプロセッサ４８、及び画像セレクタ又は位置合わせプロセッサ５０のような開示される処理コンポーネントは、さまざまなやり方で物理的に実現されることができる。ある実施例において、コンポーネントは、図示された処理コンポーネント４０、４２、４４、４８、５０によって実現される選択された方法を実施するための実行可能な命令を記憶する１又は複数の記憶媒体と関連して、例えばマイクロプロセッサ、マイクロコントローラ、又はマイクロプロセッサ又はマイクロコントローラの組み合わせのような汎用プロセッサによって実現される。このような１又は複数の記憶媒体又は他の１又は複数の記憶媒体が、同様に、コイル密度マップ４６を適切に記憶する。記憶媒体は、例えば光学ディスク、磁気ディスク、磁気テープ、フラッシュメモリ、ネットワークサーバメモリ等の不揮発メモリ、例えばランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）のような揮発記憶装置又はメモリ、又はそれらのさまざまな組み合わせでありうる。ある実施例において、処理コンポーネント４４、５０、６０、７０の１つ、幾つか又は全部が、特定用途の集積回路（ＡＳＩＣ）コンポーネントとして実現される。ある実施例において、処理コンポーネント４０、４２、４４、４８、５０の１つ、幾つか又は全てが、画像表示装置５２をも提供するコンピュータと一体化される。このようなコンピュータは、任意には、図示される処理コンポーネント４０、４２、４４、４８、５０によって実現される選択された方法を実施するようにコンピュータの１又は複数のプロセッサによって実行可能な命令を記憶するハードドライブ又は他の記憶媒体を有する。さまざまな処理コンポーネント４０、４２、４４、４８、５０が、さまざまなやり方で部分的に又は全体的に一体化されることができ、例えば、単一のコンピュータが、処理コンポーネント４０、４２、４４、４８、５０の一部又は全部を包含しうる。このようなコンピュータは、任意には、ネットワーク又はインターネット上に論理的に配置される。これらは、いくつかの説明的な実現例にすぎず、処理コンポーネント４０、４２、４４、４８、５０は、ハードウェア、ソフトウェア、ファームウェア又はそれらのさまざまな組み合わせの他の構成として実現されることができる。

本発明は、好適な実施例に関して記述された。当業者であれば、変形及び変更が、上述の詳細な説明を読み理解することによって思いつくことができる。添付の特許請求の範囲又はそれと等価なものの範囲内にある限り、本発明は、すべてのこのような変形及び変更を含むものとして解釈されることが意図されている。

Claims (29)

1. 被検体と共に配される磁気共鳴コンポーネンを使用して、前記被検体の磁気共鳴データを取得するステップと、
   前記磁気共鳴コンポーネントが前記被検体と共に配された状態で、前記被検体の核イメージングデータを取得するステップと、
   前記核イメージングデータの基準フレームに対して、前記磁気共鳴コンポーネントの位置を決定するステップと、
   前記被検体の少なくとも一部の核画像を生成するために、前記核イメージングデータを再構成するステップであって、前記再構成は、前記磁気共鳴コンポーネントによる放射線吸収について前記核画像を補正するために、前記磁気共鳴コンポーネントの密度マップ、及び前記核イメージングデータの前記基準フレームに対する前記磁気共鳴コンポーネントの前記決定された位置に基づいて、前記核イメージングデータ及び前記核画像の少なくとも一方を調整することを含む、ステップと、
   を含むイメージング方法。
2. 前記被検体の少なくとも一部の磁気共鳴画像を生成するために、前記磁気共鳴データを再構成するステップを更に含む、請求項１に記載のイメージング方法。
3. 前記磁気共鳴コンポーネントは、前記磁気共鳴データの取得中及び前記核イメージングデータの取得中、前記被検体及び前記磁気共鳴コンポーネントを支持する被検体支持体と接続され、
   前記決定するステップは、前記核イメージングデータの前記基準フレームに対する前記被検体支持体の位置及び前記被検体支持体に対する前記磁気共鳴コンポーネントの予め決められた位置に基づいて、前記核イメージングデータの前記基準フレームに対して前記磁気共鳴コンポーネントの前記位置を決定することを含む、請求項１に記載のイメージング方法。
4. 前記磁気共鳴コンポーネントの前記被検体支持体との接続を検出するステップを更に含み、前記核イメージングデータ及び前記核画像の少なくとも一方の前記調整が、前記検出に応じて実施される、請求項３に記載のイメージング方法。
5. 前記決定するステップが、
   前記取得された核イメージングデータから、前記磁気共鳴コンポーネント上に配された１又は複数の基準マーカの位置を特定するステップと、
   前記１又は複数の基準マーカの前記位置から、前記核イメージングデータの前記基準フレームに対する前記磁気共鳴コンポーネントの前記位置を導くステップと、
   を含む、請求項１に記載のイメージング方法。
6. 前記特定するステップは、
   補正されていない核画像を生成するために、前記核イメージングデータを再構成するステップと、
   前記補正されていない核画像内の前記１又は複数の基準マーカの位置を識別するステップと、
   を含む、請求項５に記載のイメージング方法。
7. 前記決定するステップは、
   前記取得された核イメージングデータ及び前記磁気共鳴データの少なくとも一方から、前記磁気共鳴コンポーネントに配される１又は複数の基準マーカの位置を特定するステップと、
   前記１又は複数の基準マーカの前記特定された位置から、前記核イメージングデータの前記基準フレームに対する前記磁気共鳴コンポーネントの前記位置を導くステップと、
   を含む、請求項１に記載のイメージング方法。
8. 前記決定するステップは、
   前記被検体及び前記被検体と共に配される前記磁気共鳴コンポーネントの超短時間エコー磁気共鳴イメージングデータを取得するステップと、
   前記磁気共鳴コンポーネントの少なくとも一部に対応するコントラストを含む超短時間エコー画像を生成するために、前記超短時間エコー磁気共鳴イメージングデータを再構成するステップと、
   前記超短時間エコー画像に基づいて、前記核イメージングデータの前記基準フレームに対する前記磁気共鳴コンポーネントの前記位置を決定するステップと、
   を含む、請求項１に記載のイメージング方法。
9. 前記磁気共鳴コンポーネントの較正核イメージングデータを取得するステップと、
   前記磁気共鳴コンポーネントの前記密度マップを生成するために、前記較正核イメージングデータを再構成するステップと、
   を更に含む、請求項１に記載のイメージング方法。
10. 前記磁気共鳴データの前記取得及び前記核イメージングデータの前記取得は、前記被検体が移動されない時間間隔において実施される、請求項１に記載のイメージング方法。
11. 前記被検体及び前記被検体と共に配される前記磁気共鳴コンポーネントを、前記磁気共鳴データの前記取得を実施するために使用される磁気共鳴イメージャから、前記核イメージングデータの前記取得を実施するために使用される核イメージャへ移動させるステップ、
    前記被検体及び前記被検体と共に配される前記磁気共鳴コンポーネントを、前記核イメージングデータの前記取得を実施するために使用される核イメージャから、前記磁気共鳴データの前記取得を実施するために使用される磁気共鳴イメージャへ移動させるステップと、
    の一方を更に含む、請求項１に記載のイメージング方法。
12. 被検体の磁気共鳴データを取得する磁気共鳴イメージャと、
    前記被検体から核イメージングデータを取得する核イメージャと、
    被検体支持体上で前記被検体を位置付けしなおさずに、前記磁気共鳴イメージャにより前記磁気共鳴データを取得し、前記核イメージャにより前記核イメージングデータを取得するために、前記被検体を支持する被検体支持体と、
    前記核イメージャの基準フレームに対して決定可能な位置において、前記被検体支持体上に前記被検体と共に配される磁気共鳴コンポーネントであって、前記磁気共鳴データの取得中、前記磁気共鳴イメージャと協働する磁気共鳴コンポーネントと、
    前記被検体の少なくとも一部の核画像を生成するために、前記核イメージングデータを再構成する核画像再構成プロセッサであって、前記磁気共鳴コンポーネントによる放射線吸収について前記核画像を補正するために、前記磁気共鳴コンポーネントの密度マップに基づいて、前記核イメージングデータ及び前記核画像の少なくとも一方を調整するデータ補正器を有する、核画像再構成プロセッサと、
    を有するイメージングシステム。
13. 前記磁気共鳴コンポーネントは、（ｉ）１又は複数の無線周波数コイル、及び（ｉｉ）挿入磁界勾配コイル、の少なくとも一方を有する、請求項１２に記載のイメージングシステム。
14. 前記被検体支持体に対して前記磁気共鳴コンポーネントをアラインするアライメント素子を更に有し、前記核イメージャの前記基準フレームに対する前記磁気共鳴コンポーネントの前記位置は、前記被検体支持体に対する前記磁気共鳴コンポーネントの前記位置から決定可能である、請求項１２に記載のイメージングシステム。
15. 前記磁気共鳴コンポーネントに配される１又は複数の基準マーカを更に有し、前記１又は複数の基準マーカは、前記核イメージャの前記基準フレームに対する前記磁気共鳴コンポーネントの前記位置を決定するために、前記核イメージャによって検出可能である、請求項１２に記載のイメージングシステム。
16. 前記１又は複数の基準マーカは、前記核イメージャによって検出可能な放射性同位元素を放出する放射線を含む、請求項１５に記載のイメージングシステム。
17. 前記磁気共鳴コンポーネントに配される１又は複数の基準マーカを更に有し、前記１又は複数の基準マーカは、前記被検体支持体の前記基準フレームに対する前記磁気共鳴コンポーネントの前記位置を決定するために、前記磁気共鳴イメージャによって検出可能であり、前記核イメージャの前記基準フレームに対する前記磁気共鳴コンポーネントの前記位置は、前記被検体支持体に対する前記磁気共鳴コンポーネントの前記位置から決定可能である、請求項１２に記載のイメージングシステム。
18. 前記基準マーカは、それらが、前記磁気共鳴イメージング中に正常にイメージングされる視野内にあるように、前記磁気共鳴コンポーネント内又はその上に配される、請求項１７に記載のイメージングシステム。
19. 前記磁気共鳴イメージャは、^１Ｈ磁気共鳴をイメージングし、前記１又は複数の基準マーカは、前記^１Ｈ核種のほかに又はそれに加えて、前記磁気共鳴イメージャによって検出可能な別の核種を含む、請求項１７に記載のイメージングシステム。
20. 前記磁気共鳴コンポーネントは、サブミリ秒Ｔ_２材料を含み、
    前記磁気共鳴イメージャは、前記磁気共鳴コンポーネントの前記サブミリ秒Ｔ_２材料をイメージングして、前記被検体支持体の前記基準フレームに対する前記磁気共鳴コンポーネントの前記位置を決定するために、超短時間エコーイメージングを実施し、
    前記核イメージャの前記基準フレームに対する前記磁気共鳴コンポーネントの前記位置は、前記被検体支持体に対する前記磁気共鳴コンポーネントの前記位置から決定可能である、請求項１２に記載のイメージングシステム。
21. 前記磁気共鳴コンポーネントの前記サブミリ秒Ｔ_２材料は、ラバー材料及びプラスチック材料の少なくとも一方を含む、請求項２０に記載のイメージングシステム。
22. 前記磁気共鳴イメージャ及び前記核イメージャは、
    前記被検体支持体が、前記被検体の磁気共鳴イメージングのために前記磁気共鳴イメージャに選択的に挿入可能であり、前記被検体の核イメージングのために前記核イメージャに選択的に挿入可能である、間隙をもつ機構と、
    前記被検体支持体が、前記磁気共鳴イメージャ及び前記核イメージャの両方によって前記被検体がイメージングされることが可能な共通位置を有する、一体化された機構と、
    を含むグループから選択される個々の機構を有する、請求項１２に記載のイメージングシステム。
23. 被検体から取得される核イメージングデータ及び前記核イメージングデータから導かれる前記被検体の少なくとも一部の核画像のうち少なくとも一方を、前記核イメージングデータの取得中、前記被検体と共に配される磁気共鳴コンポーネントによる放射線吸収について補正するために使用される情報を記憶した１又は複数のデジタル記憶媒体であって、前記記憶された情報は、前記磁気共鳴コンポーネントの密度マップを少なくとも含む、デジタル記憶媒体。
24. 前記記憶された情報は、前記被検体の少なくとも一部の前記核画像を生成するために、前記核イメージングデータを再構成することを含む方法を実施するための実行可能な命令を更に含み、前記再構成は、前記補正を含む、請求項２３に記載のデジタル記憶媒体。
25. 磁気共鳴イメージング能力及び少なくとも１つの核イメージング能力の双方を提供するハイブリッドイメージングシステムにおいて使用される局所磁気共鳴コンポーネントであって、
    磁気共鳴イメージング及び核イメージングの両方の最中、前記被検体と共に配される本体であって、前記本体の少なくとも一部が、前記核イメージングにおいて使用される放射線を吸収し、それゆえ前記本体が、前記核イメージングに影響を及ぼす、本体と、
    前記本体と共に配され、核イメージングデータの基準フレームに対する前記本体の位置の決定を可能にする少なくとも１つの位置識別素子と、
    を有する局所磁気共鳴コンポーネント。
26. 前記本体は、局所無線周波数コイルを有する、請求項２５に記載の局所磁気共鳴コンポーネント。
27. 前記少なくとも１つの位置識別素子は、前記ハイブリッドイメージングシステムの前記磁気共鳴能力によってイメージング可能な基準マーカを有する、請求項２５に記載の局所磁気共鳴コンポーネント。
28. 前記少なくとも１つの位置識別素子は、前記ハイブリッドイメージングシステムの前記核イメージング能力によってイメージング可能な基準マーカを有する、請求項２５に記載の局所磁気共鳴コンポーネント。
29. 前記少なくとも１つの位置識別素子は、前記被検体と共に配される前記本体の取り付けを検出するセンサを有する、請求項２５に記載の局所磁気共鳴コンポーネント。

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