JP6088297B2 - イメージングシステム及び方法 - Google Patents

Description

本発明は、イメージング技術に関する。本発明は、特に、陽電子放出断層撮影方法（ＰＥＴ）及び磁気共鳴イメージング方法（ＭＲＩ）の組み合わせを用いる医療用イメージングにおける特定のアプリケーションに関する。

磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）は、人間の患者又は他のイメージング対象物において磁気共鳴を生成する及び空間的にエンコード化するように、高い磁場、磁場勾配及び高周波励起パルスを組み合わせる。磁気共鳴は、空間エンコードを復号し、対象物の再構成画像を生成するように、フーリエ変換又は他の再構成処理により処理される。

陽電子放出断層撮影方法（ＰＥＴ）において、陽電子放出放射性医薬品が、人間の患者又は他のイメージング対象物に投与される。各々の陽電子消滅は、約５１１ｋｅＶのエネルギーを有する２つの逆方向に向いたガンマ線を生成する。それらの２つのガンマ線は、応答線（ＬＯＲ）を規定する、イメージング対象物を取り囲む放射線検出器により検出される。多数のそのような陽電子消滅事象は、再構成画像を生成するように、フィルタリング逆投影、反復再構成又は他の再構成技術により再構成されることが可能である投影のようなＬＯＲデータを規定する。

ＭＲＩは、典型的には、軟部組織のコントラストを有する強い形態的特徴を有する画像を与える。ＰＥＴは、典型的には、機能イメージングのために用いられる。ＭＲＩ及びＰＥＴの組み合わせは、相乗的有利点を有すると認識されてきている。例えば、ＭＲＩにより明らかになる形態は、ＰＥＴ機能イメージングを解釈するための関係を与えることができる。残念ながら、ＭＲＩを操作することは、近接するＰＥＴスキャナの操作に悪影響を及ぼす。ＰＥＴスキャナは、一般に、ガンマ線を光のバーストに変換するようにシンチレータを、そしてシンチレーション事象を検出するように光電子増倍管（ＰＭＴ）を用いる。ＰＭＴは、磁場により悪影響を受け、それ故、ＭＲＩスキャナの高磁場環境へのＰＥＴスキャナのハードウェアの直接的導入を厄介なものにする。高品質のＰＥＴ画像を得ることは、一般に困難である。信号対ノイズ比（ＳＮＲ）は、典型的には、放射性医薬品の放射能が患者被爆の懸念により制限されるために、低い。更に、ＰＥＴ画像は、典型的には、再構成画像を生成するように、ＬＯＲの再構成処理によりもたらされる画像ノイズを有する。ＭＲの構成要素により発生される熱及び振動は、ＭＲ環境において動作するＰＥＴシステムについて画像ノイズを更に増加させる可能性がある。

ＰＥＴスキャナの計数速度能力及びＰＥＴ画像における分解能は、より高密度の放射線検出器を用いることにより高くなる。しかし、より小さい検出器を用いることにより、放射線の計数速度は低くなり、それに伴って、ノイズはより大きくなる。更に、極低温に冷却された主磁石、複数の磁場勾配コイル、スチール製シム及び／又はシムコイル、高周波コイル等のＭＲ構成要素を既に収容している空間は、ＭＲＩスキャナボアにおける有用な物品である。

本発明においては、上記の及び他の課題を克服する改善された方法及び装置について検討している。

一特徴にしたがって、イメージングシステムについて開示する。磁気共鳴イメージングスキャナは、スキャナハウジング内に又はそれにおいて収容されている少なくとも主磁石及び磁場勾配コイルを有する。磁気共鳴イメージングスキャナは、イメージング領域において空間的にエンコードされた磁気共鳴を取得する。スキャナハウジング内に又はそれにおいて備えられた複数の放射線固体検出器は、イメージング領域から出射されるガンマ線を検出するように備えられている。飛行時間陽電子放出断層撮影（ＴＯＦ−ＰＥＴ）処理は、（ｉ）放射線固体検出器により出力される実質的に同時のガンマ線検出の位置と、（ｉｉ）前記実質的に同時のガンマ線検出間の時間間隔とに基づいて、局所化した応答線を決定する。飛行時間陽電子放出断層撮影（ＴＯＦ−ＰＥＴ）再構成処理は、ＴＯＦ−ＰＥＴ画像を生成するように局所化した応答線を再構成する。磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）再構成処理は、ＭＲＩ画像を生成するように、取得された磁気共鳴を再構成する。

他の特徴にしたがって、イメージング方法を提供する。空間的にエンコードされる磁気共鳴がイメージング領域内から取得される。イメージング領域から出射されるガンマ線が検出される。局所化した応答線は、（ｉ）実質的に同時に検出されたガンマ線の検出位置と、（ｉｉ）前記実質的に同時に検出されたガンマ線の前記検出間の時間間隔とに基づいて決定される。局所化した応答線は、飛行時間陽電子放出断層撮影（ＴＯＦ−ＰＥＴ）画像を生成するように再構成される。取得される空間的にエンコードされた磁気共鳴は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）画像を生成するように再構成される。

他の特徴にしたがって、イメージングシステムについて開示している。磁気共鳴イメージングスキャナは、スキャナハウジング内に又はそれにおいて収容された少なくとも主磁石及び磁場勾配コイルを有する。磁気共鳴イメージングスキャナは、イメージング領域において空間的にエンコードされた磁気共鳴を取得する。スキャナハウジング内に又はそれにおいて備えられている複数の放射線固体検出器は、イメージング領域から出射されるガンマ線を検出するように備えられている。冷却システムが、主磁石及び磁場勾配コイルの少なくとも１つを冷却するように前記の主磁石及び磁場勾配コイルの少なくとも１つに熱的に結合され、放射線固体検出器を冷却するように複数の放射線固体検出器に更に熱的に結合されている。同時処理により、放射線固体検出器により出力された実質的に同時のガンマ線検出の位置に基づいて応答線を検出する。陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）再構成処理は、ＰＥＴ画像を生成するように応答線を再構成する。磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）再構成処理は、ＭＲＩ画像を生成するように取得された磁気共鳴を再構成する。

一有利点は、低減されたノイズを伴う再構成にしたがったＰＥＴ／ＭＲスキャナにより取得されたＴＯＦ−ＰＥＴイメージングデータを提供することにある。

他の有利点は、高分解能ＰＥＴ画像を生成するＰＥＴ／ＭＲスキャナを提供することにある。

他の有利点は、ＰＥＴ／ＭＲスキャナの単純な構成にある。

以下の詳細説明を読むことにより、多くの更なる有利点及び利点を当業者は理解することができるであろう。

本発明は、種々の構成要素及び構成要素の構成において、並びに種々の処理操作及び処理操作の構成において具現化されることができる。図は単に好適な実施形態の例示目的のものであり、本発明を限定するように意図されていない。

図１を参照するに、組み合わされた陽電子放出断層撮影／磁気共鳴イメージング（ＰＥＴ／ＭＲＩ）スキャナ１０は、患者又は他のイメージング対象物１６が配置されているイメージング領域１４（図１にファントムで示している）を規定する共通スキャナハウジング１２を有する。スキャナハウジング１２の外観加工されたボアライナ１８は、イメージング対象物１６が配置されているハウジング１２の円筒形ボア又は開口の内側を覆っている。ハウジング１２において備えられている主磁石２０は、イメージング領域１４において主磁場を生成する。典型的には、主磁石２０は、クライオシュラウディング（ｃｒｙｏｓｈｒｏｕｄｉｎｇ）２４により取り囲まれた超伝導磁石である。しかしながら、抵抗（ｒｅｓｉｓｔｉｖｅ）主磁石をまた、用いることが可能である。磁場勾配コイル２８は、イメージング領域１４内の主磁場に対して選択された磁場勾配を重畳するように、ハウジング１２内に又はそれにおいて備えられている。典型的には、磁場勾配コイルは、ｘ方向勾配、ｙ方向勾配及びｚ方向勾配のような３つの直交する磁場勾配を生成するためのコイルを有する。一部の実施形態においては、高周波スクリーン３０ｓを有する全身高周波コイル３０が、イメージング領域１４に高周波励起パルスを与えるようにハウジング１２内に又はそれにおいて備えられている。他の実施形態においては、１つ又はそれ以上の局所コイル（図示せず）が、高周波励起パルスを与えるように用いられる。

ＭＲＩデータ取得中、高周波送信器３２は、イメージング領域１４に配置されているイメージング対象物１６の少なくとも一部において磁気共鳴を生成するように、図示されている高周波スイッチング回路３４を介して全身コイル３０に、又は１つ又はそれ以上の局所コイルに結合されている。勾配制御器３６は、磁気共鳴を空間的にエンコードするように磁場勾配コイル２８を操作する。例えば、高周波励起中に適用される一次元磁場勾配はスライス選択励起を生成する。磁気共鳴の励起と読み取りとの間に適用される磁場勾配は位相エンコードを与える。そして、磁気共鳴の読み取り中に適用される磁場勾配は周波数エンコードを与える。ＭＲＩパルスシーケンスは、直交、径方向、螺旋又は他の空間エンコードを生成するように構成されることが可能である。

高周波励起後、スイッチング回路３４は、イメージング領域１４内から空間的にエンコードされた磁気共鳴を取得するように、高周波送信器３２と動作的に切断され、全身コイル３０に高周波受信器４０と動作的に接続される（又は、代替として、受信器４０が局所コイル（図示せず）に接続される）。取得される空間的にエンコードされた磁気共鳴はＭＲＩデータバッファ４２に記憶され、ＭＲＩ画像メモリ４６に記憶される再構成ＭＲＩ画像を生成するようにＭＲＩ再構成処理器４４により再構成される。ＭＲＩ再構成処理器４４は、空間的にエンコードされた磁気共鳴を適切に復号化する再構成アルゴリズムを用いる。例えば、直交エンコードが用いられる場合、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）再構成アルゴリズムが適切である。

組み合わされたＰＥＴ／ＭＲＩスキャナ１０は、イメージング領域１４から放出されるガンマ線を検出するように備えられている複数の放射線固体検出器５０によるＰＥＴイメージング能力を更に有する。図１の実施形態においては、放射線検出器がボアライナ１８において備えられている。しかしながら、放射線検出器５０は、スキャナ１０におけるどこかに定位化される（他の実施例においては、放射線検出器５０の配置であり、図７及び８を参照されたい）ことが可能である。ＰＥＴイメージングにおいては、陽電子放出放射性医薬品がイメージング対象物に投与される。各々の放出された陽電子は、放射線固体検出器５０により検出される２つの逆方向の５１１ｋｅＶのガンマ線を生成するように、電子と共に消滅する。図１においては、複数の放射線固体検出器５０は複数の検出器リングとして備えられているが、他の放射線検出器の構成を用いることも可能である。

放射線検出事象は、好適には、リストモードで、事象バッファ５２に記憶される。各々の記憶される放射線事象は、典型的には、エネルギー値と、いつ放射線事象が検出されたかを示すタイムスタンプを有する。任意に、選択されたデータ処理は、放射線検出事象において実行される。例えば、Ａｎｇｅｒ論理処理が、検出された粒子のエネルギーを評価するように及び検出器において放射線検出事象の位置を定位化するように適用されることが可能である。そのようなＡｎｇｅｒ論理処理又は他のデータ処理は、放射線検出器５０と一体化された回路を用いて実行されることが可能である、又は、検出器信号を検出器５０から移植した後に実行されることが可能である（例えば、事象バッファ５２と関連するエレクトロニクスにおいて）。

ガンマ線対検出回路５４は、単一の電子−陽電子消滅事象に属す実質的に同時のガンマ線検出の対を特定するように放射線検出事象を処理する。単一の陽電子−電子消滅事象から放射されるガンマ線の対を特定するための処理は、例えば、エネルギーウィンドウ化（即ち、約５１１ｋｅＶに位置している選択されたエネルギーフィルタリングウィンドウの外側の放射線検出事象を捨てる）及び一致性検出回路（即ち、選択されたフィルタリング時間間隔より大きく互いから時間的に分離された放射線検出事象の対を捨てる）を有することが可能である。ガンマ線の対が一致していることが示されるとき、応答線（ＬＯＲ）処理器５８は、それら２つのガンマ線検出を結び付ける空間応答線（ＬＯＲ）を特定するように２つのガンマ線検出事象に関係する空間情報を処理する。陽電子−電子消滅事象により放射される２つのガンマ線は空間的に逆方向を向くため、その電子−陽電子消滅事象は、ＬＯＲに沿ったどこかで生じなければならないことが知られている。

ＴＯＦ−ＰＥＴにおいて、放射線検出器５０は、２つの“実質的に同時の”ガンマ線検出の間の飛行時間差を検出するように十分高い時間分解能を有する。したがって、飛行時間処理器６０は、ＬＯＲに沿った陽電子−電子消滅事象を局所化するように２つのガンマ線検出事象のタイムスタンプ間の時間差を解析する。飛行時間処理器６０は、略光速と放射線検出器５０の時間分解能との積に対応する距離間隔内にＬＯＲを局所化する。多くの陽電子−電子消滅事象について収集した結果、局所化投影データ６２の集合が得られる。ＴＯＦ−ＰＥＴ再構成処理器６４は、フィルタリング逆投影又は補正を伴う反復再構成のような何れの適切な再構成アルゴリズムを用いて、再構成画像に局所化投影データ６２を再構成する。その結果として得られる再構成画像はＴＯＦ−ＰＥＴ画像メモリ６６に記憶される。その再構成は、ＴＯＦ情報によりＬＯＲに沿って少なくとも一部が局所化された局所化投影データを用いるため、その再構成は、２つのガンマ線検出の間全体に広がっているＬＯＲを処理する従来のＰＥＴ画像再構成より実質的にノイズが少ない。

ＴＯＦ−ＰＥＴ画像及びＭＲＩ画像は位置合わせがなされ、共通にスケーリングされ、方向付けられ、結合され、重ね合わされ、隣り合わせて比較され、又は後再構成（ポスト再構成）画像処理器７０により統合される。結合され、重ね合わされ、隣り合わせがなされ、又は統合されたＴＯＦ−ＰＥＴ及びＭＲＩ画像は、ユーザインターフェース７２に表示され、プリントされ、記憶され、イントラネットインターネットにおいて通信され、又は用いられる。一部の実施形態においては、後再構成画像処理器は、ＰＥＴ／ＭＲＩ画像か又はＭＲＩ画像のどちらか若しくはそれらの両方において動作可能である後再構成画像処理アルゴリズムを用いる。一部の実施形態においては、ＭＲＩ及びＴＯＦ−ＰＥＴ再構成処理器４４、６４は同じ画像フォーマットを用いて再構成画像を出力し、それ故、後再構成画像処理器７０は、画像フォーマット変換操作を実行することなく、何れのタイプの画像も処理することができる。

任意に、取得される局所化投影及び取得される空間的にエンコードされた磁気共鳴データは、タイムスタンプ情報が付けられ、“リストモード”データストリームのような一般のデータストリームに挿入される。その結果として得られる再構成ＴＯＦ−ＰＥＴ画像及びＭＲＩ画像は、その場合、時間的に位置合わせされる。そのような時間的位置合わせは、分子イメージング（コンパートメントモデル化）等についてのモルフォロジカルバックグラウンドを与える動的データの補正のために有用である。動いているオブジェクトの中間ＭＲＩ画像はまた、時間サンプリング磁気共鳴データの補間により得られる。

図２を参照するに、各々の放射線固体検出器５０は、ガンマ線がシンチレータ７４により停止されたとき、光のバースト又はシンチレーションをもたらすシンチレータ７４を有する。光のバーストは、シリコン基板においてモノリシックに備えられている検出器画素８２のアレイを有する固体シリコン光電子増倍管（ＳｉＰＭ）８０により受け入れられる。ＳｉＰＭ８０は、ＴＯＦ−ＰＥＴイメージングを実行するのに有利であるように十分に高速であり、更に、ＭＲＩスキャナ部の主磁石２０により生成される主磁場により実質的に影響されない。典型的なＳｉＰＭ装置は、１ｎｓｅｃ以下の時間分解能を有する。シンチレータ７４は、シンチレーションバーストの急速な時間的減衰を伴う５１１ｋｅＶのガンマ線についての高停止パワーを与えるように選択される。一部の適切なシンチレータ材料はＬＹＳＯ及びＬａＢｒである。図２は、単一の結晶としてシンチレータ７４を示しているが、シンチレータ結晶のアレイを代わりに用いることが可能である。更に、平面状ライトパイプ８６が、２つ以上のＳｉＰＭ画素において１つのシンチレーションパルスの光を分配するように又は光子の送信を改善するように、シンチレータ７４とＳｉＰＭ８０との間に挿入されることが可能である。シンチレータ７４及び任意のライトパイプ８６は、ＳｉＰＭ８０の方にシンチレーション光を方向付ける反射性コーティング８８中に任意に入れられる。

図２を継続して参照し、そして図３を更に参照するに、ＳｉＰＭ８０の各々の画素８２は、降伏領域においてそれぞれバイアスされているアバランシェフォトダイオード９０のアレイを有する。フォトダイオード９０は、ガイガーモードタイプの動作で適切に動作され、光子がフォトダイオード９０により吸収され又は検出され、そして接合降伏が引き起こされるまで、限られた電流を流す。フォトダイオード９０が光子検出に応答して降伏するとき、そのフォトダイオードは、バイアス電流により制限された大きい電流を流す。それ故、フォトダイオードは、“オン−オフ”スイッチとして動作し、各々のフォトダイオードは、光子を検出するまで、“オフ”であり、“オン”に切り替わって電流を流す。図３は、各々の画素８２が１０ｘ１０のフォトダイオードのアレイを有する、４ｘ４の画素のアレイを示している。しかしながら、各々がより多いフォトダイオードのアレイを有するより多い画素のアレイは、より高い空間分解能を適切に与える。例えば、一部の検討された実施形態においては、各々の画素は１０^３乃至１０^４個のフォトダイオードを有する。典型的には、各々のフォトダイオード９０は、フォトダイオード９０のエッジにおけるアバランシェ降伏を回避する外周の周りのガードリング（図示せず）を有する。ガードリング構造は、アバランシェ降伏が起こるには低すぎる内部電界を有する通常の逆バイアスＰＮダイオードのように、適切に作用する。

一部の実施形態においては、各々の画素のフォトダイオード９０により流される電流は、フォトダイオードの電流の和又は他の組み合わせに対応するアナログ画素出力を生成するようにアナログ方式で結合される。導電降伏状態における各々のフォトダイオードは光子を検出したものであるため、フォトダイオードの電流のアナログ和は画素８２により検出される光子数に対応し、それはまた、画素８２における光のシンチレーションバースト強度に相当する。そのようなアナログＳｉＰＭ装置については、例えば、文献“Ｔｈｅ ｓｏｌｉｄ ｓｔａｔｅ ｓｉｌｉｃｏｎ ｐｈｏｔｏｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒ ｆｏｒ ａ ｗｉｄｅ ｒａｎｇｅ ｏｆ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ”，ｂｙ Ｅ．Ａ．Ｇｅｏｒｇｉｅｖｓｋｙａ ｅｔ ａｌ．，１７ｔｈ Ｉｎｔ‘ｌＣｏｎｆ．ｏｎ Ｐｈｏｔｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ ａｎｄ Ｎｉｇｈｔ Ｖｉｓｉｏｎ Ｄｅｖｉｃｅｓ，Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ＳＰＩＥ ｖｏｌ．５１２６（２００３）及び“Ｎｏｖｅｌ ｔｙｐｅ ｏｆ ａｖａｌａｎｓｃｈｅ ｐｈｏｔｏｄｅｔｅｃｔｏｒ ｗｉｔｈ Ｇｅｉｇｅｒ ｍｏｄｅ ｏｐｅｒａｔｉｏｎ”，Ｎｕｃｌｅａｒ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ ＆ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｉｎ Ｐｈｙｓｉｃａｌ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ａ，ｖｏｌｉｍｅ ５１８，ｐａｇｅｓ ５６０−５６４（２００４）に記載されている。

図４を参照するに、他の実施形態においては、ＳｉＰＭは、各々のフォトダイオード９０がガイガーモードで動作し、フォトダイオード９０がバイアス電圧（Ｖ_ＤＤ）により静止状態にバイアスされているときに第１の２値のディジタル値を、フォトダイオード９０が導電降伏状態に変わるときに第２の２値のディジタル値を生成する関連閾値ディジタル回路１００に結合されている。ディジタル値が出力されるため、画素８２により受け入れられる光強度は、フォトダイオードの電流のアナログ和を生成することによるのではなく、第２ディジタル値に変えられる関連ディジタル回路を有する画素８２のフォトダイオード数をディジタル的に計数することにより予測されることが可能である。

図４を継続して参照するに、光子がフォトダイオード９０に衝突するとき、大電流がフォトダイオード９０を通って流れるアバランシェ降伏が起こる。フォトダイオード９０が降伏するとき、アバランシェ降伏過程で、大量の電荷が（例えば、あるアバランシェフォトダイオードにおいては光子検出当たり電子約１０^６個）生成される。この電荷は、フォトダイオード５２を通って流れる電流を制限するように典型的には数百ｋΩの実効的な抵抗を有するクエンチング回路１０２を主に通って搬送される。他の実施形態においては、能動的なクエンチング回路が用いられる。降伏状態における電流は、ディジタル回路１００が第１の２値のクエンチングディジタル出力値からアクティブな第２の２値のディジタル出力値に変わるように関連ディジタル回路１００の入力電圧又は電流を変える。更に、クエンチング回路１０２により制限される電流により、フォトダイオード９０中に残っている電荷は、フォトダイオード９０のアバランシェ領域における電場を低くするように空間的に分布している。このようなスクリーニングはアバランシェ過程を抑え、残りの電荷がアバランシェ／空乏領域からのドリフトにより搬送されるようにし、アバランシェ降伏を抑え、そしてフォトダイオード９０の回復をもたらす。

ディジタル回路１００と結合しているディジタルバッファ又はカウンタ１０４は、第１の２値のディジタル状態から第２の２値のディジタル状態への各々の遷移を計数する。即ち、ディジタルバッファ又はカウンタ１０４は、関連フォトダイオード９０により吸収された光子を計数する。ディジタル回路１００に結合しているトリガラインドライバ１０８は、光子が検出されるときに共通トリガライン１１０（所定の画素８２のフォトダイオード９０全てに共通）が設定されるようにする。画素レベルディジタル回路（図示せず）は、共通トリガライン１０８が設定されるようにする第１の受け入れられた光子により開始される積分時間期間に亘って画素８２のフォトダイオード９０の２値の遷移の計数を開始する。積分時間期間に亘って得られる計数は、吸収された光子計数について画素８２により受け入れられた光の強度を表す。最終的な光子の計数については、データ及び制御バス１１２により外部に通信される。一部の実施形態においては、ディジタルバッファ又はカウンタ１０４は、光子が計数されるように第２の２値のディジタル状態を維持するラッチ式バッファである。一部の実施形態においては、各々のフォトダイオード９０は、積分時間期間に亘って単一の光子のみを計数することができ、ラッチ式バッファは、画素レベルディジタル回路により積分期間の終了時にリセットされる。他の実施形態においては、ディジタルバッファ又はカウンタ１０４は、フォトダイオード９０が受け入れられる光子の間でクエンチング回路１０２により静止状態に戻るように抑えられる限り、関連フォトダイオード９０により検出される複数光子を計数することができるディジタルカウンタである。ディジタルＳｉＰＭは、シリコンアバランシェフォトダイオードと連動するＣＭＯＳディジタル論理を用いて適切に実施される。

ＳｉＰＭ装置８０（アナログ又はディジタル）は、主磁石２０により生成される主磁場により実質的に影響されない。しかしながら、ＭＲＩスキャナ部の勾配コイル３０により生成される磁場勾配は、放射線固体検出器５０を用いてのＴＯＦ−ＰＥＴデータの取得に悪影響を及ぼす可能性がある、熱、導電性金属トレースにおける渦電流又は他の過渡的な影響をもたらす可能性がある。

図１を参照するに、ゲーティング回路１２０は、磁場勾配コイル２８が動作しているとき、複数の放射線固体検出器５０からのデータの収集を任意に回避する。例えば、一部の実施形態においては、ゲーティング回路１２０は、磁場勾配コイル２８の１つ又はそれ以上の電力供給を検出し、それに応じて、検出器５０により出力される放射線検出事象の収集又は記憶を回避する抑制信号を生成する。磁場勾配が取り除かれるとき、ゲーティング回路１２０は抑制信号を取り除き、それ故、放射線検出事象の収集が再開するようにする。

心臓イメージングについて、ゲーティング回路１２０は、心電図１２２又は他の心臓モニタを用いて心周期を任意にモニタする。ゲーティング回路１２０は、ＴＯＦ−ＰＥＴイメージング及びＭＲＩイメージングの各々が心周期の異なる選択された部分の間のデータを取得することを確実にするように、ＰＥＴ／ＭＲＩスキャナ１０のＭＲＩスキャナ部分及びＴＯＦ−ＰＥＴスキャナ部分の両方についてタイミング信号を供給する。他の生理作用、例えば、呼吸が同様にゲーティングされることが可能である。生理ゲーティングはまた、ＭＲＩイメージングの一部の間に生成される磁場勾配がＴＯＦ−ＰＥＴイメージングと干渉しないようにする。更に、生理学的状態によるゲーティングは、形態的特徴が比較的変化しない生理的周期の静止部分にＭＲＩイメージングの部分を属させ、生理的周期の作用的に関心のある過渡的部分の方にＴＯＦ−ＰＥＴイメージングの部分を方向付ける。

一部の実施形態においては、ゲーティングは遡及的に実行される。ＭＲＩデータ及びＴＯＦ−ＰＥＴデータの両方は連続的に取得され、ゲーティング回路１２０は、心臓の状態、呼吸の状態、適用される磁場勾配、高周波励起若しくは他のゲーティングパラメータ又は複数のパラメータに関するデータにタグを付ける又は註釈を付ける。註釈は、バッファ４２、５２におけるデータと共に記憶される。画像再構成中、データは、例えば、心周期の選択された一部の間に取得されたＴＯＦ−ＰＥＴデータのみが再構成されるように、選択的にフィルタリングされることが可能である。

図５を参照するに、ＴＯＦ−ＰＥＴにおいて分解能は、放射線検出事象の相互作用の深さを判定するための機構を備えることにより更に高くなることが可能である。図５は、一方法を示している。放射線固体検出器５０′は、第１シンチレータ７４ａがイメージング領域１４に対して最も近い一方、第２シンチレータ７４ｂはイメージング領域１４から遠いように示されている２つのシンチレータ７４ａ、７４ｂを有する。シンチレータ７４ａ、７４ｂは、異なるシンチレーションの立ち上がり時間又は立ち下がり時間、異なる放出される陽電子のエネルギー等の検出における異なる光学的特性を有する。ＳｉＰＭ８０′（図２のＳｉＰＭ８０と実質的に同じ）は、シンチレータ７４ａ、７４ｂのどちらかから光のシンチレーションバーストを受け入れるように平面状ライトパイプ８６点を介してシンチレータ７４ａ、７４ｂと光学的に結合されている。相互作用の深さは、２つのシンチレータ７４ａ、７４ｂにより生成されるシンチレーションの検出における異なる光学的特性により表されるように、第１シンチレータ７４ａがガンマ線検出を生成したか又は第２シンチレータ７４ｂがガンマ線検出を生成したかのどちらであるかにより決定される。

図示している検出器５０′は、２つのレベルの相互作用の深さの情報を与える２つのシンチレータ７４ａ、７４ｂを有する。３つのレベルの又はより高いレベルの相互作用の深さの情報は、原理的には、３つ又はそれ以上のシンチレータを重ね合わさることにより与えられることが可能である。しかしながら、図５の構成にしたがって積み重ねられる３つの又はそれ以上のシンチレータは特定の困難性を有する。各々のシンチレータは、その積み重ねの他のシンチレータから検出において区別可能である光学的特性を有する必要がある。更に、イメージング領域１４に最も近接しているシンチレータからの光は、ＳｉＰＭ８０′に達するために中間のシンチレータ全てを通る必要があり、そのことは、光損失又は散乱及び付随するエネルギー及び／又は時間分解能の損失に繋がる可能性がある。反射性コーティング８８′（シンチレータ７４ａ、７４ｂを覆う、図２の反射性コーティングに類似している）を備えることにより、光収集を改善することができるが、異なるシンチレータ７４ａ、７４ｂの界面における光損失又は散乱は、尚も課題として存在している。

一部の検討した実施形態においては、相互作用の深さの情報を与えるシンチレータのレベルは、一部の画素ピッチにより相対的に横方向にオフセットされる（例えば、画素ピッチの半分だけ相対的にオフセットされたシンチレータの画素の２つの層）。この構成においては、シンチレータの画素のオフセット層は、Ａｎｇｅｒ論理を用いてライトパイプを介して結合されているＳｉＰＭにより読み取られる。

図６を参照するに、分解能の深さを達成するための代替の方法について示していて、その方法は、比較的薄く、その結果として放射線透過性のＳｉＰＭ検出器を利用している。放射線固体検出器５０′′は、第１シンチレータ７４_１がイメージング領域１４に最も近接していて、第３シンチレータ７４_３がイメージング領域１４から最も遠く、第２シンチレータは第１シンチレータ７４_１と第３シンチレータ７４_３との間に備えられるように積み重ねられた３つのシンチレータ７４_１、７４_２、７４_３を有する。シンチレータ７４_１、７４_２、７４_３は、各々のシンチレータが検出において異なる光学特性を有する必要はないために、同じ種類であることが可能である。シンチレータ７４_１は、第１シンチレータ７４_１と第１シンチレータ７４_１と対向する光感応表面を有する第２シンチレータ７４_２との間に備えられている第１ＳｉＰＭ８０_１と光学的に結合されている。それ故、第１シンチレータ７４_１において生成された光子は第１ＳｉＰＭ８０_１の方に方向付けられ、光子は検出されるか又はシリコン基板において吸収される。（フォトダイオードにより覆われていない領域においてＳｉＰＭ８０_１に衝突する光子の一部を回復するように、フォトダイオードにより占められていないシリコン基板の部分に反射性コーティングを備えることがまた、検討されている）。

同様に、シンチレータ７４_２は、第２シンチレータ７４_２と第２シンチレータと対向する光感応表面を有する第３シンチレータ７４_３との間に備えられている第２ＳｉＰＭ８０_２と光学的に結合されている。反射性コーティング８８_２は、第２シンチレータ７４_２において生成された光子が第２ＳｉＰＭ８０_２の方に方向付けられるように、第２シンチレータ７４_２にコーティングされている。シンチレータ７４_３は、第３シンチレータ７４_３と対向している光感応表面を有する第２ＳｉＰＭ８０_２から遠いシンチレータ７４_３の側部に備えられている第３ＳｉＰＭ８０_３と光学的に結合されている。反射性コーティング８８_３は、第３シンチレータ７４_３において生成された光子が第３ＳｉＰＭ８０_３の方に方向付けられるように、第３シンチレータ７４_３にコーティングされている。それ故、ＳｉＰＭ装置８０_１、８０_２、８０_３の各々は、相互作用の深さの簡単な決定を可能にする１つのみの対応するシンチレータ７４_１、７４_２、７４_３に光学的に結合されている。

図６の積み重ねられた放射線検出器５０′′は、ガンマ線が、一般に、遮るものがないＳｉＰＭ装置を透過するようにＳｉＰＭ装置が十分に薄いことにより可能になっている。他方、シンチレーション事象により生成された光子はＳｉＰＭ装置の基板により吸収され、それ故、シンチレータ／ＳｉＰＭユニット間のクロストークを回避する。積み重ねられた放射線検出器５０′′においては、ＳｉＰＭ装置８０_１、８０_２、８０_３は、ライトパイプを挿入することなく、対応するシンチレータ７４_１、７４_２、７４_３と光学的に直接、結合されている。しかしながら、ライトパイプは、光学的結合を改善するように含まれることがまた、可能である。積み重ねられた３つのシンチレータ７４_１、７４_２、７４_３（３つの相互作用の深さの分解能を与える）が図示されているが、積み重ねられるシンチレータの数は２つ又は４つ以上であることが可能である。更に、ＳｉＰＭ装置は、シンチレータ間ではなく、シンチレータのガンマ線受け入れ表面に対して横断するようにシンチレータの側面に、又はシンチレータとの適切な光学的結合を与える他の位置に備えられることが可能である。

図１においては、放射線検出器５０は、スキャナ１０のボアライナ１８において備えられている。この配置においては、検出器５０とイメージング対象物１６との間の視野方向に遮るものがない。しかしながら、検出器が露出していると、美的満足が得られず、イメージング対象物１６との接触により損傷を受ける可能性がある。

図７を参照するに、一部の代替の実施形態においては、放射線検出器５０は、ボアライナ１８の内側に、例えば、高周波コイル３０とボアライナ１８との間に備えられている。この配置においては、一般に、美的満足が得られ、放射線検出器５０のための保護が施されている。ボアライナ１８は、一般に、５１１ｋｅＶのガンマ線に対して実質的に透過性であるプラスチック、ガラス繊維等から成る。したがって、ボアライナ１８の内側の放射線検出器５０の配置は、放射線検出効率を実質的には低下させないものとなっている。

図８を参照するに、他の代替の実施形態においては、放射線検出器５０は、更にハウジング１２内に備えられている。図８の実施形態においては、高周波コイル３０は１２個のラング（ｒｕｎｇ）を有するバードケージコイルとして実施され、複数の放射線固体検出器５０が、それらのラング間のギャップにおける高周波コイル３０と略同じ半径で備えられている。この配置は、ハウジング１２内の限られた空間の有効利用をもたらすことができる。

更に、任意の勾配コイル冷却システム１３０が、磁場勾配コイル２８を冷却するように磁場勾配コイル２８と熱的に結合されている。高周波コイル３０と近接したそれらの配置のために、放射線固体検出器５０はまた、放射線固体検出器を冷却するように勾配コイル冷却システム１３０と熱的に結合されている。他の実施形態においては、主磁石２０のための冷却システム（例えば、クライオシュラウディング２４）が、放射線検出器５０のための冷却をまた、与えるように同様に適合される。放射線検出器５０の冷却は、勾配コイル２８又は主磁石２０の冷却より実質的には少ないことが可能である。ＳｉＰＭ装置の温度における数度の低下は、実質的に暗電流を低下させることができる。

本発明においては、上記で好適な実施形態に関して詳述した。明らかに、上記の詳細説明を読んで、理解することにより、当業者は多くの修正及び変形が可能であることが分かるであろう。同時提出の特許請求の範囲における範囲又はそれと同等の範囲から逸脱することなく、本発明はそのような修正及び変形全てを網羅するように意図されている。

ＰＥＴデータ取得のために放射線固体検出器を用いるＴＯＦ−ＰＥＴ／ＭＲＩシステムを示す図である。 シリコン光電子増倍管を用いる放射線固体検出器の１つの断面図である。 シリコン光電子増倍管の平面図である。 ディジタルシリコン光電子増倍管の画素の１つのアバランシェフォトダイオードの１つに関連する回路構成の等価回路を示す図である。 相互作用の深さの情報を与えるように複数のシンチレータ及びシリコン光電子増倍管を有する放射線固体検出器を示す図である。 異なる種類のシンチレータを必要とすることなく、相互作用の深さの情報を与えるように対応する複数のシリコン光電子増倍管及び複数のシンチレータを有する放射線固体検出器を示す図である。 放射線固体検出器がハウジングのボアライナにより覆われているＴＯＦ−ＰＥＴ／ＭＲＩの端部断面図である。 放射線固体検出器がスキャナのＭＲ部分のバードケージコイルのラング間のギャップにおいて備えられているＴＯＦ−ＰＥＴ／ＭＲＩスキャナの端部断面図である。

Claims (20)

1. イメージング領域において空間的にエンコードされた磁気共鳴を取得するスキャナハウジングに備えられている少なくとも主磁石及び磁場勾配コイルを有する磁気共鳴イメージングスキャナ；
   前記スキャナハウジングに備えられ、前記イメージング領域から放出されるガンマ線を検出するように構成されている、シリコン光電子増倍管を有する複数の放射線固体検出器；
   （ｉ）前記放射線固体検出器により出力された、実質的に同時に検出されるガンマ線の検出位置と、
   （ｉｉ）前記実質的に同時に検出されるガンマ線の検出間の時間間隔と、に基づいて、局在化した応答線を決定する飛行時間陽電子放射断層撮影（ＴＯＦ−ＰＥＴ）処理部；
   ＴＯＦ−ＰＥＴ画像を生成するように前記局在化した応答線を再構成する飛行時間陽電子放射断層撮影（ＴＯＦ−ＰＥＴ）再構成処理部；
   ＭＲＩ画像を生成するように前記取得された磁気共鳴を再構成する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）再構成処理部；並びに、
   モニタされた、適用された磁場勾配に関するデータに基づいて、前記磁場勾配コイルが動作していたときの、前記ＴＯＦ−ＰＥＴ画像の生成のためのイメージングデータを使用しないよう、ＴＯＦ−ＰＥＴ再構成処理部を遡及的にゲーティングするゲーティング回路；
   を有するイメージングシステム。
2. 前記複数の放射線固体検出器はシリコン光電子増倍管のアレイを有する、請求項１に記載のイメージングシステム。
3. 前記放射線固体検出器は、１ｎｓｅｃ以下の時間分解能を有する、請求項１に記載のイメージングシステム。
4. 各々の放射線固体検出器は：
   前記イメージング領域から放出されたガンマ線を吸収するように備えられている１つ又はそれ以上のシンチレータ；及び
   前記１つ又はそれ以上のシンチレータにより生成された光を検出するように備えられている１つ又はそれ以上のシリコン光電子増倍管であって、各々のシリコン光電子増倍管はガイガーモードの動作においてバイアスされた複数のアバランシェフォトダイオードを有する、シリコン光電子増倍管；
   を有する、請求項１に記載のイメージングシステム。
5. 前記アバランシェフォトダイオードは画素を規定する群に対して配置され、各々の画素は、該画素を規定するアバランシェフォトダイオードの群により流される電流の組み合わせに対応するアナログ信号を出力する、請求項４に記載のイメージングシステム。
6. 前記アバランシェフォトダイオードは画素を規定する群に対して配置され、前記シリコン光電子増倍管は：
   各々のアバランシェフォトダイオードに関連するディジタル回路であって、ディジタル遷移を、関連する前記アバランシェフォトダイオードによる光子の検出に応答させる、ディジタル回路；
   各々の画素のアバランシェフォトダイオードによる光子の検出に応答して積分時間期間を規定する各々の画素に関連するトリガ回路；及び
   前記積分時間期間において各々の画素の前記ディジタル回路の遷移を計数する各々の画素に関連するディジタル計数回路；
   を有する、請求項４に記載のイメージングシステム。
7. 各々の放射線固体検出器は：
   前記イメージング領域から放出されたガンマ線を吸収するように備えられている複数の重ねられたシンチレータ；
   前記複数の重ねられたシンチレータにより生成された光を検出するように備えられている１つ又はそれ以上のシリコン光電子増倍管；及び
   前記複数の重ねられたシンチレータのどれがガンマ線検出を生成したかにより示される相互作用の深さを明らかにするＴＯＦ−ＰＥＴ処理部；
   を有する、請求項１に記載のイメージングシステム。
8. 前記１つ又はそれ以上のシリコン光電子増倍管は：
   各々のシンチレータによって及び他のシンチレータによらずに生成された光を検出するように備えられている各々のシンチレータに対応するシリコン光電子増倍管であって、前記ＴＯＦ−ＰＥＴ処理部は、前記シリコン光電子増倍管のどれがガンマ線検出を生成したかに基づいて前記の相互作用の深さを決定する、シリコン光電子増倍管；
   を有する、請求項７に記載のイメージングシステム。
9. 前記シリコン光電子増倍管の少なくとも１つは対応するシンチレータと前記重ねられたシンチレータの他のシンチレータとの間に挿入されている、請求項８に記載のイメージングシステム。
10. 前記放射線固体検出器の前記複数のシンチレータの各々は検出可能な異なる光学特性を有し、前記ＴＯＦ−ＰＥＴ処理部は、ガンマ線検出の検出された光学特性に基づいて前記の相互作用の深さを決定する、請求項７に記載のイメージングシステム。
11. 生理的周期をモニタし、前記生理的周期の第１部分の間に磁気共鳴の収集を可能にし、前記生理的周期の第２部分の間に前記イメージング領域から放出されるガンマ線を検出するゲーティング回路；
    を更に有する請求項１に記載のイメージングシステム。
12. イメージングデータ取得中にモニタされた１つ又はそれ以上の生理的パラメータに基づいて、ＴＯＦ−ＰＥＴ再構成処理部及びＭＲＩ再構成処理部の少なくとも一を遡及的にゲーティングするゲーティング回路；
    を更に有する請求項１に記載のイメージングシステム。
13. 前記放射線固体検出器は：
    前記主磁石及び前記磁場勾配コイルの少なくとも一を冷却するように前記主磁石及び前記磁場勾配コイルの前記少なくとも一と熱的に結合されている冷却システムであって、前記複数の放射線固体検出器はまた、前記放射線固体検出器を冷却するように前記冷却システムと熱的に結合されている、冷却システム；
    を有する、請求項１に記載のイメージングシステム。
14. （ｉ）ＴＯＦ−ＰＥＴ画像及び（ｉｉ）ＭＲＩ画像の選択された一又は両方を処理する後再構成画像処理器；
    を更に有する請求項１に記載のイメージングシステム。
15. 前記後再構成画像処理器は前記ＴＯＦ−ＰＥＴ画像及び前記ＭＲＩ画像を重ね合わせる、請求項１４に記載のイメージングシステム。
16. 磁場勾配コイルを用いて空間的にエンコードされた磁気共鳴を、イメージング領域内から取得する段階；
    シリコン光電子増倍管を有する放射線固体検出器により、前記イメージング領域から放出されるガンマ線を検出する段階；
    （ｉ）実質的に同時に検出されるガンマ線と、（ｉｉ）前記実質的に同時に検出されるガンマ線の前記検出の間の時間間隔と、に基づいて、局在化した応答線を決定する段階；
    飛行時間陽電子放出断層撮影（ＴＯＦ−ＰＥＴ）画像を生成するように前記局在化した応答線を再構成する段階；並びに
    磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）画像を生成するように前記取得された空間的にエンコードされた磁気共鳴を再構成する段階；
    を有し、
    前記局在化した応答線を再構成する段階は、モニタされた、適用された磁場勾配に関するデータに基づいて、前記磁場勾配コイルが動作していたときの、前記ＴＯＦ−ＰＥＴ画像の生成のためのイメージングデータを使用しないよう、飛行時間陽電子放出断層撮影（ＴＯＦ−ＰＥＴ）再構成処理を遡及的にゲーティングすることを含む、
    イメージング方法。
17. 前記のガンマ線の検出は１ｎｓｅｃ以下の時間分解能を有し、前記の局在化した応答線の決定は、略光速と前記検出の前記時間分解能との積に対応する前記応答線に沿った距離間隔まで、前記応答線を局在化する、請求項１６に記載のイメージング方法。
18. 前記のガンマ線を検出する段階は：
    各々のガンマ線に対応する光のバーストを生成する段階；及び
    複数のディジタル的に相互接続されたアバランシェフォトダイオードを用いて、前記の光のバーストの光子をディジタル的に計数する段階；
    を有する、請求項１６に記載のイメージング方法。
19. 前記ＴＯＦ−ＰＥＴ画像又は前記ＭＲＩ画像の何れか上で動作可能である後再構成画像処理アルゴリズムを用いて、（ｉ）前記ＴＯＦ−ＰＥＴ画像及び（ｉｉ）前記ＭＲＩ画像の少なくとも一の後再構成画像処理を実行する段階；
    を更に有する、請求項１６に記載のイメージング方法。
20. イメージング領域において空間的にエンコードされた磁気共鳴を取得するスキャナハウジングに備えられている少なくとも主磁石及び磁場勾配コイルを有する磁気共鳴イメージングスキャナ；
    前記スキャナハウジングに備えられ、前記イメージング領域から放出されるガンマ線を検出するように構成されている、シリコン光電子増倍管を有する複数の放射線固体検出器；
    前記主磁石及び前記磁場勾配コイルの少なくとも一を冷却するように前記主磁石及び前記磁場勾配コイルの前記少なくとも一と熱的に結合され、前記複数の放射線固体検出器を冷却するように前記複数の放射線固体検出器と更に熱的に結合されている冷却システム；
    前記放射線固体検出器により出力された、実質的に同時に検出されたガンマ線の検出位置に基づいて応答線を決定する一致性処理部；
    ＰＥＴ画像を生成するように前記応答線を再構成する陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）再構成処理部；
    ＭＲＩ画像を生成するように前記取得された磁気共鳴を再構成する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）再構成処理部；並びに
    モニタされた、適用された磁場勾配に関するデータに基づいて、前記磁場勾配コイルが動作していたときの、前記ＰＥＴ画像の生成のためのイメージングデータを使用しないよう、ＰＥＴ再構成処理部を遡及的にゲーティングするゲーティング回路；
    を有するイメージングシステム。

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