JP5269733B2 - Ｐｅｔ−ｍｒｉ統合システム - Google Patents

Description

本発明はＰＥＴ−ＭＲＩ統合システムに係り、より詳しくはＰＥＴとＭＲＩを統合して患者のＭＲ画像と機能的画像を統合した画像を得るとともに、構造的な改善によってＰＥＴの横軸及び縦軸の視野を拡張し、ＭＲＩから発生する強磁場の影響を受けないようにするＰＥＴ−ＭＲＩ統合システムに関するものである。

ＰＥＴは、１９７５年代中盤ミズーリ州、セントルイスに位置するワシントン大学のＭ．ターポゴシアン（Ｔｅｒ−Ｐｏｇｏｓｓｉａｎ）及びＭ．フェルプス（Ｐｈｅｌｐｓ）などによって、消滅放射線同時検出原理を用いて開発された。その後、ＰＥＴはＣＰＳ−ＣＴＩを含むいくつかの商業会社によって発展され、最近にはＰＥＴ−ＣＴ統合画像装置の形態として活用度が大幅増加している。

一方、ＭＲＩは１９７３年にＰ．ローターバル（Ｌａｕｔｅｒｂｕｒ）によって開発された。これはＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）またはＰＥＴと多少類似しているが、物理学的原理の面で相違している。現在は全世界の病院で１０，０００台以上のＭＲＩが使用されている。ＭＲＩは根本的に機能的画像空間というよりは、形態学的（ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｉｃａｌ）または解剖学的（ａｎａｔｏｍｉｃａｌ）画像空間であるから、分子的特異性（ｓｐｅｃｉａｌｉｔｙ）が不足である。しかし、ＭＲＩはＰＥＴよりは高い時間的かつ解剖学的解像度を持つ。また、１９９２年には、Ｓ．オガワ（Ｏｇａｗａ）によって機能的画像を得ることができる機能がＭＲＩに付加されたｆＭＲＩが誕生した。このような機能的画像に関する機能が付け加わることによって、ｆＭＲＩは神経科学（ｎｅｕｒｏｓｃｉｅｎｃｅ）分野で最も優れた脳画像を提供することができる装置の一つになった。

ｆＭＲＩが開発されて世の中に出たとき、ｆＭＲＩは脳画像面で非常に印象的なものなので、神経科学のすべての学界はこの新装置を熱情的に受け入れた。しかし、分子的特異性に対する要求が起こってこのような興奮は長く続かず、関心は根本的に、再度、ＰＥＴに向けられた。本技術分野でよく知られたように、ＰＥＴは二つの主能力、つまり葡萄糖及びガンシクロビル（ｇａｎｃｉｃｌｏｖｉｒ）のような特異的な体内動態の代謝の親和性分布、及び神経伝達物質配位子（ｌｉｇａｎｄｓ）に対する特定神経−受容体（ｎｅｕｒｏ−ｒｅｃｅｐｔｏｒｓ）の親和性分布（ａｆｆｉｎｉｔｙ／ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ）を測定することができる能力がある。

前述したように、ＰＥＴとＭＲＩにはそれぞれ固有の利点と欠点がある。より詳しくは、ＰＥＴが人体組職の分子学的かつ機能的情報を非常に高いコントラスト（ｃｏｎｔｒａｓｔ）によって提供することができる。しかし、ＰＥＴは本質的に低解像度であるため、解剖学的情報を提供するのには限界がある。ＭＲＩの場合、人体組職に対する詳細な解剖学的情報を提供することはできるが、ＰＥＴに比べ、分子学的かつ機能的情報を提供するのには限界がある。

前記のように、ＰＥＴとＭＲＩの利点と欠点のため、ＰＥＴとＭＲＩを統合して解剖学的情報と分子学的情報を共に得ることができるようにするために開発されたＰＥＴ−ＭＲＩハイブリッドシステム（特許文献１）は、第１スキャナと第２スキャナが移送レールを介して連結されており、移送レール上には、検査対象を固定することができる支持台が備えられた構造になって、ＰＥＴ画像とＭＲＩ画像を同時に得ることができるようにした。

しかし、前記特許文献１は、患者移送レールが占める容積が大きく、患者移送レールを介して第１スキャナから第２スキャナに患者が移動される時間がかかるので、同時画像を得ることができない問題点がある。

これを解決するために、本技術分野では、光ファイバーを備えたＰＥＴ閃光検出部及びこれを用いるＭＲＩ−ＰＥＴ統合システム（特許文献２）と、統合されたＰＥＴ／ＭＲＩイメージングシステム及び同時ＰＥＴ／ＭＲＩイメージングに使用するためのＡＰＤベースのＰＥＴ検出器（特許文献３）が開発された。

特許文献２の光ファイバーを備えたＰＥＴ閃光検出部及びこれを用いるＭＲＩ−ＰＥＴ統合システムは、ＭＲＩの内部にＰＥＴ装置の閃光検出部を装着することで、ＰＥＴ画像とＭＲＩ画像を同時に獲得するようにした。

しかし、前記特許文献２は、シンチレーション結晶と光素子が光ファイバーで連結される構造になってＰＥＴの性能が低下する問題点がある。また、光ファイバーが設置される空間的な限界のため、シンチレーション結晶の縦軸視野の拡張が難しい問題点がある。

特許文献３の統合されたＰＥＴ／ＭＲＩイメージングシステム及び同時ＰＥＴ／ＭＲＩイメージングに使用するためのＡＰＤベースのＰＥＴ検出器は、ＡＰＤ基盤のＰＥＴモジュールが統合されたＰＥＴ／ＭＲＩイメージングに使用するために提供されるものであり、それぞれの検出器は一連のＡＰＤによってリードアウトされる一連の閃光器クリスタルを含み、このモジュールはＭＲスキャナのトンネル内に位置する。同時に、人為的影響のない（ａｒｔｉｆａｃｔ−ｆｒｅｅ）イメージは、高解像度及び費用効率的な統合されたＰＥＴ／ＭＲＩシステムを引き起こすＡＰＤ基盤のＰＥＴ及びＭＲＩシステムによって獲得できる。

しかし、前記特許文献３は、前置増幅器がＭＲＩボアの内部に位置する構造になり、ＭＲＩボアの内部の空間的制約によって信号増幅回路を必ず集積化しなければならなく、ＭＲＩ環境固有の高磁場及びＲＦ影響に対する保護のための銅遮蔽体のような保護装置が必ず要求される問題点がある。また、信号増幅回路自体の発熱と傾斜コイルによる銅遮蔽体の発熱などは、時間が経つにつれて光センサーの増幅率減少及びＰＥＴ性能の低下をきたし、信号増幅回路及び同遮蔽体の挿入は傾斜磁界強度の減少とＭＲＩ画像敏感度の低下などのＭＲＩ性能低下を引き起こすおそれがある。

韓国登録特許第１０−０８４２６８２号公報 韓国登録特許第１０−０６１８６２８号公報 国際公開ＷＯ０６／０７１９２２号公報

したがって、本発明は前記のような問題点に鑑みてされたものであって、本発明の目的は、ＰＥＴ画像とＭＲＩ画像を同時にあるいは順次獲得することができるようにし、横軸及び縦軸視野の拡張を可能にするＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置を提供することにある。
また、本発明のさらに他の目的は、ＭＲＩボアで発生する磁場の影響によってＰＥＴ装置で信号撹乱が発生することを防止し、光ファイバーの使用によって発生し得るＰＥＴ性能の低下を低減するとともにＰＥＴ回路及び銅遮蔽体の発熱によるＰＥＴ性能の低下を低減し、ＭＲＩボア内にＰＥＴを位置させることにより発生するＭＲＩ性能の低下を低減することができるＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置を提供することにある。

前記のような本発明の目的を達成するためのＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置は、撮影口内に引き込まれる患者のＭＲ画像を撮影するＭＲＩボア；前記ＭＲＩボアの前記撮影口の内部に設置され、縦軸視野が拡張できるように多数のシンチレーション結晶が環状に配列されたシンチレーション結晶アレイが長手方向に多数配列されてなるＰＥＴ検出器；前記ＭＲＩボアで発生する磁場の影響を受けないように前記ＭＲＩボアの外部に設置され、内部に信号増幅回路及び信号処理回路が備えられたＰＥＴ回路部；及び前記ＰＥＴ検出器と前記ＰＥＴ回路部を連結するケーブルを含む。
前記ＰＥＴ検出器は、前記シンチレーション結晶で検出された閃光を電荷信号に変換する光センサーを含み、前記ケーブルは前記光センサーに連結され、前記ＰＥＴ回路部に前記電荷信号を伝送することができる。
前記光センサーは半導体方式の光センサーであってもよい。
前記ＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置は、前記撮影口内に前記患者が引き込まれるようにする移送可能ベッドが装着された支持台をさらに含み、前記ＰＥＴ回路部は前記支持台の内部に設置されることができる。
前記シンチレーション結晶は、ガドリニウム（Ｇａｄｏｌｉｎｉｕｍ）成分が排除されたＢＧＯ、ＬＳＯ、ＬＹＳＯ、ＬｕＡＰ、ＬｕＹＡＰ、ＬａＢｒ_３及びＬｕＩ_３の１種でなるかあるいはそれ以上が多層状になることができる。
前記ケーブルは、前記ＭＲＩボアを外れる長さのものを使ってもＰＥＴ画像性能に影響がない低静電容量（ｌｏｗ−ｃａｐａｃｉｔａｎｃｅ）のケーブルであってもよい。
前記ケーブルは、前記ＭＲＩボアを外れる長さのものを使ってもＰＥＴ画像性能に影響がない低導体抵抗のケーブルであってもよい。
前記ケーブルは、前記ＭＲＩボアを外れる長さのものを使ってもＰＥＴ画像性能に影響がない高特性インピーダンスのケーブルであってもよい。
前記ケーブルは、ＰＥＴ及びＭＲＩ画像性能の低下が発生しないように、５ｃｍ〜９００ｃｍの長さを有することができる。
前記ケーブルは、前記光センサーで変換された電荷信号の数に対応する数のチャネルを含み、前記チャネルを介してそれぞれの電荷信号を前記ＰＥＴ回路部に伝送する多チャネルケーブルであってもよい。
前記ケーブルは、前記光センサーで変換された電荷信号の数を超える数のチャネルを含む多チャネルケーブルであり、前記電荷信号の数に対応する数のチャネルはそれぞれの電荷信号を前記ＰＥＴ回路部に伝送し、前記電荷信号の伝送を担当しないチャネルはグラウンドされて前記電荷信号のクロストーク（ｉｎｔｅｆｅｒｅｎｃｅ）を最小化することができる。
前記ケーブルは、遮蔽能力に優れた多チャネル微細同軸ケーブルであってもよい。
前記ケーブルは、クロストークが最小化する多チャネルツイストペア（ｔｗｉｓｔ ｐａｉｒ）ケーブルであってもよい。

このように、本発明によるＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置は、解剖学的画像（ＭＲＩ画像）と機能的画像（ＰＥＴ画像）を同時にあるいは順次得ることができるとともにＭＲＩボアで発生する磁場の影響によってＰＥＴ装置で信号撹乱が発生することを防止することができることになって、製品の信頼性の向上する効果がある。
また、本発明によるＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置は、シンチレーション結晶アレイを長手方向に多数配列して縦軸視野を確張しやすい利点がある。
また、本発明によるＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置は、シンチレーション結晶と光センサーをＭＲＩボアの内部に設置し、信号増幅回路と信号処理回路でなるＰＥＴ回路部はＭＲＩボアの外部に設置することにより、ＰＥＴ検出器の設置空間を縮小させることができるので、全身撮影が可能な程度にＰＥＴ検出器の口径拡大（横軸視野の拡張）が可能になる効果がある。
また、検出器が前置増幅器、整形増幅器などの信号増幅回路で発生する熱によるＰＥＴ性能低下の要因を除去することができ、従来光ファイバーを使用することによって発生するＰＥＴ性能の低下を低減することができることになる効果がある。
また、ＭＲＩボアの内部に導体的異物の挿入が減少して、ＭＲＩ画像の均一度及び信号対雑音比の低下を最小化することができる。

本発明の好適な第１実施例によるＰＥＴ−ＭＲＩ統合システムを示す断面図である。 ＭＲＩボアの内部に設置されたＰＥＴ検出器を示す斜視図である。 ＰＥＴ−ＭＲＩ統合システムの概略図である。 本発明の好適な第２実施例によるＰＥＴ−ＭＲＩ統合システムを示す断面図である。

以下、本発明の好適な一実施例によるＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置を添付図面に基づいて詳細に説明すれば次のようである。
図１は本発明が好適な第１実施例によるＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置を示す断面図、図２はＭＲＩボアの内部に設置されたＰＥＴ検出器を示す斜視図、及び図３はＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置の概略図である。

図示のように、本発明の好適な第１実施例によるＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置は、患者のＭＲ画像を撮影するＭＲＩボア１０と、ＭＲＩボア１０の内部に装着されるＰＥＴ検出器２０と、ＰＥＴ検出器２０に一側が連結されるケーブル３０と、ケーブル３０の他側に連結されるＰＥＴ回路部４０でなる。

ＭＲＩボア１０は、中央を貫く撮影口１１が形成され、患者が横になった状態で撮影口１１の内側に引き込まれるように患者を移送するベッド１２が装着された構造でなる。ベッド１２は支持台１４上に移送可能に設置される。

ＰＥＴ検出器２０は、患者が通過できるように、所定の内径を持つ管状になり、撮影口１１の内部に設置される。一側には多数のシンチレーション結晶２１が環状に配列されてシンチレーション結晶アレイ２２を成し、シンチレーション結晶アレイ２２はＰＥＴ検出器２０の長手方向に沿って多数配列される。シンチレーション結晶２１の他側部は光センサー２３に連結されてＰＥＴ検出器をなす。

ＰＥＴ検出器の構成に使用されるシンチレーション結晶２１は対消滅現象によって互いに反対方向に発生する５１１ｋｅＶガンマ線を検出するために、いくつかの特徴を持たなければならない。第一、システム敏感度を向上させるためにシンチレーション結晶の密度が高くてガンマ線検出効率が高くなければならない。第二、システムエネルギー分解能の向上のために、ガンマ線を閃光に変換する効率が高くなければならない。第三、システム時間分解能の向上及び不応時間の最小化のために、入射したガンマ線がシンチレーション結晶２１で短時間内に閃光に変換される時間、つまり減衰時間が短くなければならない。また、ＭＲ互換性を考慮したＰＥＴシステム設計のために、シンチレーション結晶は磁化率が低く、ＭＲＩ画像歪曲を起こしてはいけない。よって、本発明において、シンチレーション結晶はガドリニウム（Ｇａｄｏｌｉｎｉｕｍ）成分を含まないＢＧＯ（Ｂｉｓｍｕｔｈ Ｇｅｒｍａｎａｔｅ）、ＬＳＯ（Ｌｕｔｅｔｉｕｍ Ｏｘｙｏｒｔｈｏｓｉｌｉｃａｔｅ）、ＬＹＳＯ（Ｌｕｔｅｔｉｕｍ Ｙｔｔｒｉｕｍ Ｏｘｙｏｒｔｈｏｓｉｌｉｃａｔｅ）、ＬｕＡＰ（Ｌｕｔｅｔｉｕｍ Ａｌｕｍｉｎｕｍ Ｐｅｒｏｖｓｋｉｔｅ）、ＬｕＹＡＰ（Ｌｕｔｅｔｉｕｍ Ｙｔｔｒｉｕｍ Ａｌｕｍｉｎｕｍ Ｐｅｒｏｖｓｋｉｔｅ）、ＬａＢｒ_３（Ｌａｎｔｈａｎｕｍ Ｂｒｏｍｉｄｅ）及びＬｕＩ_３（Ｌｕｔｅｔｉｕｍ Ｉｏｄｉｄｅ）のいずれか１種またそれ以上の多層状になることが好ましい。

ケーブル３０の一側は光センサー２３に連結され、小型かつ多チャネルのケーブルでなることが好ましい。ケーブル３０は、ＭＲＩボア１０の幅方向端部から、ＭＲＩボアで発生する磁場の影響圏を外れる程度の距離に延長される。この際、ケーブル３０の全長は３０ｃｍ以上であるのが最適である。

より詳細に説明すれば、ＰＥＴ装置の性能低下を発生させる重要な要因の一つは信号増幅回路４１に到逹する入力ノイズである。これを定量的に表現すると、検出器から発生した電気的ノイズの大きさをＥＮＣ（Ｅｑｕｉｖａｌｅｎｔ Ｎｏｉｓｅ Ｃｈａｒｇｅ）と表現する。ＥＮＣ数式によって信号増幅回路４１の入力ノイズを最小化する方法は光センサー２３と信号増幅回路４１間の静電容量を減らすものなので、一般に光センサー２３と信号増幅回路４１は最大限近く設置する。しかし、ＰＥＴ／ＭＲＩ統合装置の場合、半導体信号増幅回路を近く設置したとき、信号増幅回路の発熱、強いＭＲ信号によるＰＥＴ性能の低下と導体物質挿入によるＭＲＩ性能の低下が発生し得る。

光センサー２３の出力電荷信号の伝送に用いるケーブル３０は次の特性を持つことが好ましい。ケーブル３０は、光センサー２３のバイアス電圧供給及び出力信号伝送が可能な多チャネルケーブル、光センサーが一定の増幅率を持つようにケーブルの長さが増加しても供給電圧減衰が発生しないケーブル、静電容量が小さくて長さが増加してもＥＮＣ値の増加に大きな影響を及ぼさないためＰＥＴ性能の低下がないケーブル、ＭＲＩボアの内部に挿入されてもＭＲ画像性能の低下がないケーブル、ＭＲ構造変更がない全身用ＰＥＴ／ＭＲＩの構成が可能な小型ケーブル、及びコネクターである。

チャネル間のクロストークを最小化することができるフラットケーブル（ｆｌａｔ ｃａｂｌｅ）、ツイストペアケーブル（ｔｗｉｓｔ ｐａｉｒ ｃａｂｌｅ）、同軸ケーブル（ｃｏ−ａｘｉａｌ ｃａｂｌｅ）が使用可能である。

光センサー出力電荷信号伝送方法を活用したＰＥＴ／ＭＲＩ装置は次の設計方法が好ましい。多チャネルケーブルにおいて、ケーブル３０である信号伝送線（ｓｉｇｎａｌ ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ ｌｉｎｅ）の全チャネルの両側にグラウンドライン（ｇｒｏｕｎｄ ｌｉｎｅ）を付け加えることで、多チャネル信号で発生し得るクロストーク（ｉｎｔｅｆｅｒｅｎｃｅ）を最小化するように設計されたフラットケーブルまたは、個別信号伝送線が遮蔽された微細同軸ケーブルを使用する信号伝送システム設計、ＭＲＩボアを外れることができるしＰＥＴ性能の低下を引き起こさないケーブル３０の長さを使用したシステム設計である。このときのケーブルは、低静電容量、低い導体抵抗、高い特性インピーダンスの条件を満足すれば効果的な設計になるであろう。

前述した設計条件を満足する５ｃｍ〜５００ｃｍの長さを有するケーブル３０を使ってＰＥＴ基本性能を実験した結果、出力信号の大きさ、エネルギー分解能、時間分解能の変動係数は５％以下に測定された。これは測定装備及びシステムの誤差範囲内であり、本実験で使用した５００ｃｍケーブルの外に、さらに実験した９００ｃｍケーブルを用いてＰＥＴ装置を構成してもＰＥＴ装置の性能低下がないことを検証した。また、本実験で使用したＰＥＴ検出器とケーブルをＭＲＩボアの内部に挿入してもＭＲ画像性能の低下がないことを確認した。

ＰＥＴ回路部４０は、ケーブル３０の他端に連結される信号増幅回路４１と該信号増幅回路４１に連結される信号処理回路４２とからなる。
前記のように構成された本発明の好適な一実施例によるＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置が作動する過程は次のようである。

患者がベッド１２に横になった状態で撮影口１１の内部に引き込まれると、患者の患部がＰＥＴ検出器２０の内部を通過しているうち、ＭＲＩボア１０ではＭＲ画像を撮影すると同時に、ＰＥＴ検出器２０では機能的画像を撮影することになる。また、必要によって、同時撮影でなく、それぞれ別に撮影することもできる。

ＭＲＩボア１０で撮影されて得られた画像信号はＭＲＩ画像処理器１３に伝送され、それぞれの出力信号が画像に変換される。変換された画像は統合画像処理器５０に伝送される。

ＰＥＴ装置での信号処理過程は次のようである。まず、シンチレーション結晶アレイ２２をなすシンチレーション結晶２１は、生体内から放出されるガンマ線を検出し、これを閃光に変換する。この際、シンチレーション結晶アレイ２２は、図示のように多数が長手方向に沿って配列される構造になって、縦軸視野が拡張される特徴がある。また、ＭＲＩボアの構造変更なしにも横軸視野及び縦軸視野の拡張が可能である。

シンチレーション結晶２１で検出された閃光は光センサー２３に伝送されて電荷信号に変換される。既存の発明では、光センサーとして主にＰＭＴ（Ｐｈｏｔｏ−Ｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒ Ｔｕｂｅ）を使って来た。しかし、ＰＭＴはＭＲＩの内部で使用することができない問題点があるので、ＭＲＩボア１０の内部で使用するためには半導体方式の光センサーを利用する。半導体方式の光センサー２３で変換された電荷信号はケーブル３０を通じてＭＲＩボア１０の外部に位置する信号増幅回路４１に伝送される。信号増幅器４１を通過しているうち、微細な電荷信号は電圧信号に変換／増幅され、増幅された電気信号は信号処理回路４２によってアナログ及びデジタル信号に変換／分離される。変換された画像は統合画像処理器５０に伝送されて一つの画像に統合される。すなわち、解剖学的画像と機能的画像が統合された画像を得ることになる。また、統合画像処理器５０は、選択的にそれぞれの画像を一つの画像に統合するか、あるいは別途の画像に分離することができる。

同様に、本発明の好適な第２実施例によるＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置は、図４に示すように、ケーブル３０が支持台１４’側に伸び、ケーブル３０に連結されるＰＥＴ回路部４０が支持台１４’の内部に設置される構造であって、ＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置が占める設置面積を減少させる特徴がある。その外の構造及び動作は本発明の好適な第１実施例と同様である。

このように、本発明によるＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置は、構造的にシンチレーション結晶アレイ２２を長手方向に沿って多数配列することが可能なので、ＭＲＩボア１０の構造変更なしにも縦軸視野が容易に確張される利点がある。
また、光ファイバー使用によるＰＥＴ性能の低下、及び信号増幅回路や銅遮蔽体の発熱によるＰＥＴ性能の低下が低減される特徴がある。
また、限定されたＭＲＩボア１０の内部空間に設置されるＰＥＴ検出器２０の縦軸視野の拡張が可能であり、全身用システム設計が可能である。

ＰＥＴ信号増幅回路及び信号処理回路がＭＲＩボアの内部に位置する場合には、ＭＲＩ ｍａｇｎｅｔ、ｇｒａｄｉｅｎｔ ｃｏｉｌ、ＲＦ ｐｕｌｓｅからＰＥＴシステムを保護するために必ず遮蔽装置が要求される。
しかし、本発明によれば、ＭＲＩの高磁場から信号増幅／処理回路保護のための銅遮蔽方法が容易になり、相対的に厚い銅を用いる磁場遮蔽が可能である。そして、銅遮蔽物質によるガンマ線減衰、散乱作用がなく、ＭＲ傾斜磁界によって銅遮蔽体で発生する渦電流（ｅｄｄｙ ｃｕｒｒｅｎｔ）によってＰＥＴ検出器２０の温度上昇がない。信号増幅回路集積化が必須でないので、装置の開発期間や費用を減らすことができ、ＰＥＴ回路部４０で発生する熱によるＰＥＴ検出器２０の温度上昇がないので、ＰＥＴ性能の低下がなくて別途の冷却システムが不要である。

また、ＭＲＩ装置においては、ＰＥＴ導体物質の挿入によって、傾斜磁界勾配の減少効果がなく、敏感度の低下効果が低減される。特に、全身用ＰＥＴ／ＭＲＩで発生し得るＭＲ画像の均一度及び信号対雑音比の低下を最小化することができる。

本発明は以上に説明した特定の好適な実施例に限定されなく、請求範囲で請求する本発明の要旨を逸脱することなしに、発明が属する技術分野で通常の知識を持った者であれば誰でも多様な変形実施が可能であることはもちろんのこと、そのような変更は請求範囲に記載の範囲内に属するものである。

本発明は、ＰＥＴとＭＲＩを統合して患者のＭＲ画像と機能的画像を統合した画像を得るとともに、構造的な改善によってＰＥＴの横軸及び縦軸の視野を確張し、ＭＲＩから発生する強磁場の影響を受けないようにするＰＥＴ−ＭＲＩ統合システムに適用可能である。

１０ ＭＲＩボア
１１ 撮影口
１２ ベッド
２０ ＰＥＴ検出器
２１ シンチレーション結晶
２２ シンチレーション結晶アレイ
２３ 光センサー
３０ ケーブル
４０ ＰＥＴ回路部
４１ 信号増幅回路
４２ 信号処理回路

Claims (10)

1. ＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置において、
   撮影口内に引き込まれる患者のＭＲ画像を撮影するＭＲＩボア；
   前記ＭＲＩボアの前記撮影口の内部に設置され、縦軸視野が拡張できるように多数のシンチレーション結晶が環状に配列されたシンチレーション結晶アレイが長手方向に多数配列されてなるＰＥＴ検出器；
   前記ＭＲＩボアで発生する磁場の影響を受けないように前記ＭＲＩボアの外部に設置され、内部に信号増幅回路及び信号処理回路が備えられたＰＥＴ回路部；及び
   前記ＰＥＴ検出器と前記ＰＥＴ回路部を連結するケーブル；を含み、
   前記ＰＥＴ検出器は光センサーを含み、前記信号増幅回路は前置増幅器および整形増幅器を含み、
   前記ケーブルは、前記光センサーと前記信号増幅回路とを接続しており該光センサーから該信号増幅回路へ電荷信号を伝送するものとなっており、かつ、前記ＭＲＩボア内から外に出る長さを有していながらもＰＥＴ画像性能に影響がない特性インピーダンスを有しているものとなっており、
   前記光センサーは、前記シンチレーション結晶で検出された閃光を前記電荷信号に変換するものであり、
   前記ケーブルは、前記光センサーで変換された電荷信号の数を超える数のチャネルを含む多チャネルケーブルであり、
   前記電荷信号の数に対応する数のチャネルは、それぞれの電荷信号を前記ＰＥＴ回路部に伝送し、前記電荷信号の伝送を担当しないチャネルは、接地されて前記電荷信号のクロストーク(ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ)を最小化することを特徴とする、
   ＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置。
2. 前記光センサーは半導体光センサーであることを特徴とする、請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置。
3. 前記ＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置は、前記撮影口内に前記患者が引き込まれるようにする移送可能ベッドが装着された支持台をさらに含み、
   前記ＰＥＴ回路部は前記支持台の内部に設置されることを特徴とする、請求項１または２に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置。
4. 前記シンチレーション結晶は、ＢＧＯ、ＬＳＯ、ＬＹＳＯ、ＬｕＡＰ、ＬｕＹＡＰ、ＬａＢｒ_３及びＬｕＩ_３のいずれか１種であるか、あるいはそれらの多層構造であることを特徴とする、請求項３に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置。
5. 前記ケーブルは、ＰＥＴ及びＭＲＩ画像性能の低下が発生しないように、５ｃｍ〜５００ｃｍの長さを有することを特徴とする、請求項１または２に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置。
6. 前記シンチレーション結晶は、ＢＧＯ、ＬＳＯ、ＬＹＳＯ、ＬｕＡＰ、ＬｕＹＡＰ、ＬａＢｒ_３及びＬｕＩ_３の１種であるか、あるいはそれらの多層構造であることを特徴とする、請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置。
7. 前記ケーブルは、前記光センサーで変換された電荷信号の数に対応する数のチャネルを含み、前記チャネルを介してそれぞれの電荷信号を前記ＰＥＴ回路部に伝送する多チャネルケーブルであることを特徴とする、請求項１または２に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置。
8. 前記ケーブルは、多チャネル微細同軸ケーブルであることを特徴とする、請求項１または２に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置。
9. 前記ケーブルは、多チャネルツイストペア（ｔｗｉｓｔ ｐａｉｒ）ケーブルであることを特徴とする、請求項１または２に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置。
10. 前記シンチレーション結晶は、ＢＧＯ、ＬＳＯ、ＬＹＳＯ、ＬｕＡＰ、ＬｕＹＡＰ、ＬａＢｒ_３及びＬｕＩ_３の１種であるか、あるいはそれらの多層構造であることを特徴とする、請求項１または２に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ統合装置。

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