WO2012060304A1 - Ｐｅｔ－ｍｒｉ装置 - Google Patents

Ｐｅｔ－ｍｒｉ装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2012060304A1
WO2012060304A1 PCT/JP2011/074990 JP2011074990W WO2012060304A1 WO 2012060304 A1 WO2012060304 A1 WO 2012060304A1 JP 2011074990 W JP2011074990 W JP 2011074990W WO 2012060304 A1 WO2012060304 A1 WO 2012060304A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
magnetic field
frequency
pet
coil
detection unit
Prior art date
Application number
PCT/JP2011/074990
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
巌 菅野
隆行 小畠
山谷　泰賀
岡本　和也
高山　卓三
山形　仁
Original Assignee
独立行政法人放射線医学総合研究所
東芝メディカルシステムズ株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 独立行政法人放射線医学総合研究所, 東芝メディカルシステムズ株式会社 filed Critical 独立行政法人放射線医学総合研究所
Priority to CN201180004166.5A priority Critical patent/CN102695450B/zh
Publication of WO2012060304A1 publication Critical patent/WO2012060304A1/ja
Priority to US13/873,706 priority patent/US9864028B2/en

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/42—Screening
    • G01R33/422—Screening of the radio frequency field
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0033—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room
    • A61B5/0035—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room adapted for acquisition of images from more than one imaging mode, e.g. combining MRI and optical tomography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/037—Emission tomography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4417—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to combined acquisition of different diagnostic modalities
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5211—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data
    • A61B6/5229—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data combining image data of a patient, e.g. combining a functional image with an anatomical image
    • A61B6/5235—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data combining image data of a patient, e.g. combining a functional image with an anatomical image combining images from the same or different ionising radiation imaging techniques, e.g. PET and CT
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5211—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data
    • A61B6/5229—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data combining image data of a patient, e.g. combining a functional image with an anatomical image
    • A61B6/5247—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data combining image data of a patient, e.g. combining a functional image with an anatomical image combining images from an ionising-radiation diagnostic technique and a non-ionising radiation diagnostic technique, e.g. X-ray and ultrasound
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/4808—Multimodal MR, e.g. MR combined with positron emission tomography [PET], MR combined with ultrasound or MR combined with computed tomography [CT]
    • G01R33/481—MR combined with positron emission tomography [PET] or single photon emission computed tomography [SPECT]
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/1603—Measuring radiation intensity with a combination of at least two different types of detector

Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to a PET (Positron Emission Tomography) -MRI (Magnetic Resonance Imaging) apparatus.
  • MRI apparatuses are often used for head inspection.
  • a PET apparatus for head examination, for example, diagnosis of Alzheimer's disease. Therefore, in recent years, realization of a PET-MRI apparatus in which a PET apparatus and an MRI apparatus are combined is expected.
  • an SNR Signal-to-Noise Ratio
  • the PET-MRI apparatus of the embodiment includes a static magnetic field magnet, a transmission high-frequency coil, a gradient magnetic field coil, a reception high-frequency coil, an MR image reconstruction unit, a detection unit, a PET image reconstruction unit, and a high frequency With a shield.
  • the static magnetic field magnet generates a static magnetic field in a substantially cylindrical bore.
  • the transmitting high-frequency coil applies a high-frequency magnetic field to a subject placed in the static magnetic field.
  • the gradient magnetic field coil applies a gradient magnetic field to the subject.
  • the receiving high-frequency coil detects a magnetic resonance signal emitted from the subject by applying the high-frequency magnetic field and the gradient magnetic field.
  • the MR image reconstruction unit reconstructs an MR image based on the magnetic resonance signal detected by the reception high-frequency coil.
  • the detection unit is formed in a ring shape, is disposed on the outer peripheral side of the high frequency coil for transmission, and is at least two PET detectors disposed at an interval in the axial direction of the bore so as to sandwich the magnetic field center of the static magnetic field A gamma ray emitted from a positron emitting nuclide administered to the subject.
  • the PET image reconstruction unit reconstructs a PET image from the projection data generated based on the gamma rays detected by the detection unit.
  • the high-frequency shield is formed in a substantially cylindrical shape, and is disposed between the transmission high-frequency coil and the detection unit, and shields a high-frequency magnetic field generated by the transmission high-frequency coil.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating the configuration of the PET-MRI apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating an arrangement of each part around the PET detector according to the first embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram (1) illustrating an arrangement of each part around the PET detector according to the second embodiment.
  • FIG. 4 is a diagram (2) illustrating an arrangement of each part around the PET detector according to the second embodiment.
  • FIG. 5 is a diagram (3) illustrating an arrangement of each part around the PET detector according to the second embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram (4) illustrating an arrangement of each part around the PET detector according to the second embodiment.
  • FIG. 7 is a diagram (5) illustrating an arrangement of each part around the PET detector according to the second embodiment.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating the configuration of the PET-MRI apparatus 100 according to the first embodiment.
  • the PET-MRI apparatus 100 includes a static magnetic field magnet 1, a bed 2, a gradient magnetic field coil 3, a gradient magnetic field coil drive circuit 4, a transmission high frequency coil 5, a transmission unit 6, and a reception high frequency coil 7.
  • Receiving unit 8, MR data collecting unit 9, computer 10, console 11, display 12, PET detector 13, signal line 14, PET data collecting unit 15, PET image reconstruction unit 16, sequence controller 17, and high frequency shield 18 Have
  • the static magnetic field magnet 1 generates a static magnetic field in a substantially cylindrical bore.
  • the bore is formed as an inner wall of a substantially cylindrical frame that accommodates the static magnetic field magnet 1 and the gradient magnetic field coil 3.
  • the bed 2 has a top 2a on which the subject P is placed. The bed 2 moves the subject P in the static magnetic field by moving the top 2a into the bore during imaging.
  • the gradient magnetic field coil 3 applies to the subject P gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz whose magnetic field strength changes linearly in the X, Y, and Z directions.
  • the gradient magnetic field coil 3 is formed in a substantially cylindrical shape and is disposed on the inner peripheral side of the static magnetic field magnet 1.
  • the gradient coil driving circuit 4 drives the gradient coil 3 under the control of the sequence controller 17.
  • the transmission high-frequency coil 5 applies a high-frequency magnetic field to the subject P placed in the static magnetic field based on the high-frequency pulse transmitted from the transmission unit 6.
  • the transmission high-frequency coil 5 is formed in a substantially cylindrical shape and is disposed on the inner peripheral side of the gradient magnetic field coil 3.
  • the transmission unit 6 transmits high frequency pulses to the transmission high frequency coil 5 under the control of the sequence controller 17.
  • the receiving high-frequency coil 7 detects a magnetic resonance signal emitted from the subject P by applying a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field.
  • the reception high-frequency coil 7 is a surface coil that is disposed on the surface of the subject P in accordance with the region to be imaged.
  • the two receiving high-frequency coils 7 are arranged at the upper and lower portions of the subject.
  • the receiving unit 8 receives the magnetic resonance signal detected by the receiving high-frequency coil 7 under the control of the sequence controller 17. Then, the receiving unit 8 sends the received magnetic resonance signal to the MR data collecting unit 9.
  • the MR data collection unit 9 collects magnetic resonance signals sent from the reception unit 8 under the control of the sequence controller 17.
  • the MR data collection unit 9 amplifies and detects the collected magnetic resonance signal, performs A / D conversion, and sends it to the computer 10.
  • the computer 10 is controlled by the console 11 and reconstructs an MR image based on the magnetic resonance signal sent from the MR data collection unit 9. Then, the computer 10 displays the reconstructed MR image on the display 12.
  • the PET detector 13 detects gamma rays (including annihilation radiation) emitted from the positron emitting nuclide administered to the subject P as counting information.
  • the PET detector 13 is formed in a ring shape and is disposed on the outer peripheral side of the transmission high-frequency coil 5.
  • the PET detector 13 is formed by arranging a detector module having a scintillator and a photodetector in a ring shape.
  • the scintillator is, for example, LYSO (Lutetium Yttrium Oxyorthosilicate), LSO (Lutetium Oxyorthosilicate), LGSO (Lutetium Gadolinium Oxyorthosilicate), or the like.
  • the photodetector is, for example, an APD (Avalanche Photodiode) element or SiPM (Silicon Photomultiplier). Then, the PET detector 13 sends the detected count information to the PET data collection unit 15 via the signal line 14.
  • APD Anavalanche Photodiode
  • SiPM Silicon Photomultiplier
  • the PET data collection unit 15 generates coincidence counting information under the control of the sequence controller 17.
  • the PET data collection unit 15 uses the gamma ray count information detected by the PET detector 13 to generate, as coincidence count information, a combination of count information obtained by detecting gamma rays emitted from the positron emitting nuclides almost simultaneously.
  • the PET image reconstruction unit 16 reconstructs a PET image using the coincidence counting information generated by the PET data collection unit 15 as projection data.
  • the PET image reconstructed by the PET image reconstruction unit 16 is transmitted to the computer 10 and displayed on the display 12.
  • the sequence controller 17 receives various types of imaging sequence information executed at the time of imaging from the computer 10 and controls each unit described above.
  • the high-frequency shield 18 formed in a substantially cylindrical shape is disposed between the transmission high-frequency coil 5 and the PET detector 13. That is, the high frequency shield 18 is arranged on the inner peripheral side of the PET detector 13 and shields a high frequency magnetic field generated by the transmission high frequency coil 5. Thereby, since the PET detector 13 is not exposed to the high frequency magnetic field, the loss of the high frequency magnetic field is suppressed.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating the arrangement of each part around the PET detector 13 according to the first embodiment.
  • a gradient magnetic field coil 3 is arranged on the inner peripheral side of the static magnetic field magnet 1.
  • the high frequency shield 18 is arrange
  • a transmitting high-frequency coil 5 and a receiving high-frequency coil 7 are disposed on the inner peripheral side of the high-frequency shield 18.
  • the point 20 shown in FIG. 2 has shown the magnetic field center of the static magnetic field.
  • the PET detector 13 is arranged between the high frequency shield 18 and the gradient magnetic field coil 3, interference between the high frequency magnetic field generated by the transmission high frequency coil 5 and the PET detector 13 is prevented. be able to.
  • the signal line 14 connected to the PET detector 13 is wired on the outer peripheral side of the high-frequency shield 18.
  • the signal line 14 transmits a signal output from the PET detector 13 and a control signal input to the PET detector 13. Thereby, it is possible to prevent interference between the high-frequency magnetic field generated by the transmitting high-frequency coil 5 and the signal flowing through the signal line 14.
  • the PET-MRI apparatus 100 includes the static magnetic field magnet 1, the transmission high-frequency coil 5, the gradient magnetic field coil 3, the reception high-frequency coil 7, the computer 10, and the PET detection.
  • the static magnetic field magnet 1 generates a static magnetic field in a substantially cylindrical bore.
  • the transmitting high-frequency coil 5 applies a high-frequency magnetic field to the subject P placed in a static magnetic field.
  • the gradient magnetic field coil 3 applies a gradient magnetic field to the subject P.
  • the receiving high-frequency coil 7 detects a magnetic resonance signal emitted from the subject P by applying a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field.
  • the computer 10 reconstructs the MR image based on the magnetic resonance signal detected by the reception high-frequency coil 7.
  • the PET detector 13 is formed in a ring shape and is arranged on the outer peripheral side of the transmission high-frequency coil 5 and detects gamma rays emitted from the positron emitting nuclide administered to the subject P.
  • the PET image reconstruction unit 16 reconstructs a PET image from projection data generated based on the gamma rays detected by the PET detector 13.
  • the high-frequency shield 18 is formed in a substantially cylindrical shape, is disposed between the transmission high-frequency coil 5 and the PET detector 13, and shields a high-frequency magnetic field generated by the transmission high-frequency coil 5.
  • the PET detector 13 is disposed between the high frequency shield 18 and the gradient magnetic field coil 3, interference between the high frequency magnetic field generated by the transmission high frequency coil 5 and the PET detector 13 is prevented. be able to. Therefore, according to the first embodiment, it is possible to suppress the deterioration of the image quality of the MR image due to the interference between the PET detector and the transmission high-frequency coil.
  • FIGS. 3 to 7 are diagrams showing the arrangement of each part around the PET detector 13 according to the second embodiment.
  • the high-frequency shield 18 may be disposed on the outer peripheral side of the PET detector 13.
  • the PET detector 13 is electrically connected to the inner wall of the high frequency shield 18.
  • a high frequency shield 22 is formed on the surface of the PET detector 13 so as to cover the exposed surface of the PET detector 13. Thereby, interference between the high frequency magnetic field generated by the transmission high frequency coil 5 and the PET detector 13 can be prevented.
  • the inner diameter of the high-frequency shield 18 is larger than the arrangement shown in FIG. 2, the space near the opening of the bore can be widened. Thereby, the occlusion felt by the subject P can be suppressed.
  • two PET detectors 13 may be arranged with an interval in the axial direction of the bore so as to sandwich the magnetic field center 20 of the static magnetic field.
  • the high-frequency shield 18 when the high-frequency shield 18 is disposed near the transmission high-frequency coil 5, the high-frequency magnetic field that passively flows through the high-frequency shield 18 weakens the strength of the high-frequency magnetic field that is effective for capturing MR images.
  • the distance between the high frequency shield 18 and the transmission high frequency coil 5 is set at the center of the static magnetic field magnet 1. Can be secured. Thereby, it is possible to prevent the strength of the high-frequency magnetic field in the effective imaging region 21 of the MR image from decreasing.
  • FIG. 4 shows a case where two PET detectors 13 are arranged, the number of PET detectors 13 may be three or more.
  • the signal line 14 connected to the PET detector 13 may be wired on the inner peripheral side of the high-frequency shield 18.
  • the outer conductor of the coaxial cable is electrically connected to the high-frequency shield 18 as shown in FIG.
  • the outer conductor of the coaxial cable is connected to the high-frequency shield 18 via a connection portion 23 formed of a conductor.
  • the connecting portion 23 is formed by solder, for example.
  • a high frequency shield 24 may be formed so as to cover the signal line 14. In this case, even when the signal line 25 that is not a coaxial cable is used, interference between the signal flowing through the signal line 25 and the high-frequency magnetic field can be prevented.
  • the first or second embodiment it is possible to realize a PET-MRI apparatus that can suppress deterioration in image quality of MR images due to interference between a PET detector and a transmission high-frequency coil.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Nuclear Medicine (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

　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、静磁場の磁場中心を挟むように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検出部を有し、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、２２、２４）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。

Description

ＰＥＴ－ＭＲＩ装置
　本発明の実施の形態は、ＰＥＴ（Positron　Emission　Tomography）－ＭＲＩ（Magnetic　Resonance　Imaging）装置に関する。
　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。
　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。
特表２００８－５２５１６１号公報
　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。
　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検出部を有し、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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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、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。

Claims (7)

  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検出部を有し、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
    　を備える、ＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  2. 　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、請求項１に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  3. 　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、請求項２に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  4. 　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、請求項１に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  5. 　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、請求項４に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  6. 　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、請求項５に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  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、第３の高周波シールドで覆われる、請求項５に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
PCT/JP2011/074990 2010-11-01 2011-10-28 Ｐｅｔ－ｍｒｉ装置 WO2012060304A1 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201180004166.5A CN102695450B (zh) 2010-11-01 2011-10-28 Pet‑mri装置
US13/873,706 US9864028B2 (en) 2010-11-01 2013-04-30 PET-MRI apparatus

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2010245605A JP5750684B2 (ja) 2010-11-01 2010-11-01 Ｐｅｔ−ｍｒｉ装置
JP2010-245605 2010-11-01

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US13/873,706 Continuation US9864028B2 (en) 2010-11-01 2013-04-30 PET-MRI apparatus

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2012060304A1 true WO2012060304A1 (ja) 2012-05-10

Family

ID=46024417

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2011/074990 WO2012060304A1 (ja) 2010-11-01 2011-10-28 Ｐｅｔ－ｍｒｉ装置

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9864028B2 (ja)
JP (1) JP5750684B2 (ja)
CN (1) CN102695450B (ja)
WO (1) WO2012060304A1 (ja)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2013161910A1 (ja) * 2012-04-24 2013-10-31 株式会社東芝 Ｐｅｔ－ｍｒｉ装置
JP2013250264A (ja) * 2012-05-30 2013-12-12 General Electric Co <Ge> Ｐｅｔ−ｍｒスキャナー用の分割ブリッジ
US10126391B2 (en) 2013-07-19 2018-11-13 Koninklijke Philips N.V. Reducing interference in a combined assembly for MRI and nuclear imaging
CN109696642A (zh) * 2018-12-29 2019-04-30 佛山瑞加图医疗科技有限公司 射频线圈装置及磁共振成像系统

Families Citing this family (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10292617B2 (en) 2010-09-30 2019-05-21 Aspect Imaging Ltd. Automated tuning and frequency matching with motor movement of RF coil in a magnetic resonance laboratory animal handling system
JP6234698B2 (ja) 2012-04-24 2017-11-22 東芝メディカルシステムズ株式会社 医用画像診断装置及びｐｅｔ−ｍｒｉ装置
JP2013228226A (ja) 2012-04-24 2013-11-07 Toshiba Corp Ｐｅｔ−ｍｒｉ装置
CN103619246B (zh) 2012-04-24 2017-05-17 东芝医疗系统株式会社 医用图像诊断装置
KR102038629B1 (ko) * 2013-02-04 2019-10-30 삼성전자주식회사 Ｍｒｉ-ｐｅｔ시스템
CN105051562B (zh) * 2013-02-06 2019-03-01 皇家飞利浦有限公司 针对具有机架的磁共振成像系统中的场畸变部件的主动补偿
JP6750973B2 (ja) 2016-07-26 2020-09-02 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｐｅｔ−ｍｒｉ装置及び高周波コイル
US20180074144A1 (en) * 2016-09-11 2018-03-15 Aspect Imaging Ltd. Combining simultaneous magnetic resonance imaging (mri) and positron-emission tomography (pet)
EP3351955A1 (en) * 2017-01-20 2018-07-25 Dennis Klomp Rf-shielded hybrid mr system
CN108261200B (zh) * 2018-01-17 2022-07-26 上海联影医疗科技股份有限公司 Mr-pet扫描装置
US11564575B2 (en) 2018-01-17 2023-01-31 Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. Magnetic resonance-positron emission tomography imaging apparatus
US11227588B2 (en) * 2018-12-07 2022-01-18 Nuance Communications, Inc. System and method for feature based beam steering
US11090012B2 (en) 2019-01-29 2021-08-17 Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. Positron emission tomography-magnetic resonance imaging apparatus
CN110559004B (zh) * 2019-09-18 2024-05-10 上海联影医疗科技股份有限公司 一种医学系统
JPWO2021060286A1 (ja) * 2019-09-24 2021-04-01
CN113785211A (zh) * 2019-11-13 2021-12-10 中加健康工程研究院(合肥)有限公司 同步MRI和PET成像的BrainPET系统
CN111956253B (zh) * 2020-09-14 2023-05-23 明峰医疗系统股份有限公司 一种非匹配式pet扫描和重建方法
US11402451B2 (en) * 2020-09-24 2022-08-02 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Timing signal distribution to pet imaging components via optical path

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005505361A (ja) * 2001-10-09 2005-02-24 コーニンクレッカ　フィリップス　エレクトロニクス　エヌ　ヴィ Ｍｒｉシステム用のワイヤレス制御器及びアプリケーションインタフェース
JP2006296826A (ja) * 2005-04-22 2006-11-02 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 切換装置、ｒｆコイル及び磁気共鳴撮像装置
JP2008206977A (ja) * 2007-02-26 2008-09-11 Siemens Ag 磁気共鳴断層撮影画像と陽電子放出断層撮影画像との重ね表示装置
JP2010508079A (ja) * 2006-10-31 2010-03-18 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Ｐｅｔ／ｍｒ撮像システム用の患者ベッド
JP2010523191A (ja) * 2007-04-04 2010-07-15 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 分割勾配コイル及びこれを用いるｐｅｔ／ｍｒｉハイブリッドシステム
WO2010103644A1 (ja) * 2009-03-12 2010-09-16 独立行政法人放射線医学総合研究所 オープンｐｅｔ／ｍｒｉ複合機
WO2010103645A1 (ja) * 2009-03-12 2010-09-16 独立行政法人放射線医学総合研究所 多目的ｐｅｔ装置

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2006071922A2 (en) 2004-12-29 2006-07-06 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Combined pet/mr imaging system and apd-bassed pet detector for use in simultaneous pet/mr imaging
DE102005015071B4 (de) * 2005-04-01 2008-06-19 Siemens Ag Kombiniertes Positronen-Emissions-Tomographie- und Magnetresonanz-Tomographie-Gerät
DE102005015070B4 (de) * 2005-04-01 2017-02-02 Siemens Healthcare Gmbh Kombiniertes Positronen-Emissions-Tomographie-und Magnetresonanz-Tomographie-Gerät
DE102006045427A1 (de) * 2006-09-26 2008-04-10 Siemens Ag Detektionseinheit zur Anordnung in einer Felderzeugungseinheit eines MR-Geräts
US7945079B2 (en) * 2006-11-22 2011-05-17 The General Hospital Corporation Motion correction of PET images using navigator data acquired with an MRI system
US7667457B2 (en) * 2006-12-22 2010-02-23 General Electric Co. System and apparatus for detecting gamma rays in a PET/MRI scanner
EP2174161B1 (en) * 2007-07-25 2015-03-25 Koninklijke Philips N.V. Mr/pet imaging systems
CN102317806B (zh) * 2009-02-17 2014-12-17 皇家飞利浦电子股份有限公司 大膛孔pet/mr系统
KR101031483B1 (ko) * 2009-02-24 2011-04-26 성균관대학교산학협력단 Ｐｅｔ-ｍｒｉ 융합시스템

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005505361A (ja) * 2001-10-09 2005-02-24 コーニンクレッカ　フィリップス　エレクトロニクス　エヌ　ヴィ Ｍｒｉシステム用のワイヤレス制御器及びアプリケーションインタフェース
JP2006296826A (ja) * 2005-04-22 2006-11-02 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 切換装置、ｒｆコイル及び磁気共鳴撮像装置
JP2010508079A (ja) * 2006-10-31 2010-03-18 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Ｐｅｔ／ｍｒ撮像システム用の患者ベッド
JP2008206977A (ja) * 2007-02-26 2008-09-11 Siemens Ag 磁気共鳴断層撮影画像と陽電子放出断層撮影画像との重ね表示装置
JP2010523191A (ja) * 2007-04-04 2010-07-15 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 分割勾配コイル及びこれを用いるｐｅｔ／ｍｒｉハイブリッドシステム
WO2010103644A1 (ja) * 2009-03-12 2010-09-16 独立行政法人放射線医学総合研究所 オープンｐｅｔ／ｍｒｉ複合機
WO2010103645A1 (ja) * 2009-03-12 2010-09-16 独立行政法人放射線医学総合研究所 多目的ｐｅｔ装置

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2013161910A1 (ja) * 2012-04-24 2013-10-31 株式会社東芝 Ｐｅｔ－ｍｒｉ装置
US10197654B2 (en) 2012-04-24 2019-02-05 Toshiba Medical Systems Corporation PET-MRI device
JP2013250264A (ja) * 2012-05-30 2013-12-12 General Electric Co <Ge> Ｐｅｔ−ｍｒスキャナー用の分割ブリッジ
US10126391B2 (en) 2013-07-19 2018-11-13 Koninklijke Philips N.V. Reducing interference in a combined assembly for MRI and nuclear imaging
CN109696642A (zh) * 2018-12-29 2019-04-30 佛山瑞加图医疗科技有限公司 射频线圈装置及磁共振成像系统

Also Published As

Publication number Publication date
JP2012095819A (ja) 2012-05-24
CN102695450B (zh) 2017-02-15
US9864028B2 (en) 2018-01-09
CN102695450A (zh) 2012-09-26
US20130234710A1 (en) 2013-09-12
JP5750684B2 (ja) 2015-07-22

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5750684B2 (ja) Ｐｅｔ−ｍｒｉ装置
JP5789861B2 (ja) Ｐｅｔ−ｍｒｉ装置
US10067207B2 (en) PET-MRI apparatus
JP5792075B2 (ja) ビッグボアｐｅｔ／ｍｒｉシステム
JP5892795B2 (ja) Ｐｅｔ−ｍｒｉ装置
JP5593330B2 (ja) Ｐｅｔまたはｓｐｅｃｔおよびｍｒの同時画像を形成するためのコンパクトでハイブリッドで統合的なガンマ／ｒｆシステム
US10799142B2 (en) PET-MRI apparatus and radio frequency coil
US20110270078A1 (en) Methods and systems of combining magnetic resonance and nuclear imaging
US20080265887A1 (en) System and apparatus for detecting gamma rays in a pet/mri scanner
JP6234698B2 (ja) 医用画像診断装置及びｐｅｔ−ｍｒｉ装置
US20120169341A1 (en) Integrated gamma ray detector ring and rf body coil
JP6139246B2 (ja) Ｐｅｔ−ｍｒｉ装置
KR20080105442A (ko) 개방형 ｐｅｔ－ｍｒｉ통합 유닛
JP6288938B2 (ja) Ｐｅｔ−ｍｒｉ装置
KR101252817B1 (ko) Ｐｅｔ 모듈과 이를 갖는 ｐｅｔ―ｍｒｉ
Kang et al. Multi Imaging Devices: PET/MRI

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 11837954

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 11837954

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1