WO2012060305A1 - Ｐｅｔ－ｍｒｉ装置 - Google Patents

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WO2012060305A1
WO2012060305A1 PCT/JP2011/074991 JP2011074991W WO2012060305A1 WO 2012060305 A1 WO2012060305 A1 WO 2012060305A1 JP 2011074991 W JP2011074991 W JP 2011074991W WO 2012060305 A1 WO2012060305 A1 WO 2012060305A1
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pet
detection unit
magnetic field
image
imaging
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PCT/JP2011/074991
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隆行 小畠
山谷　泰賀
巌 菅野
山形　仁
高山　卓三
岡本　和也
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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
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • G01T1/1603—Measuring radiation intensity with a combination of at least two different types of detector
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    • 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
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    • 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

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.
  • a PET detector may be disposed at the center of the magnetic field, which is an effective imaging region for MR images. Such an arrangement is optimal from the viewpoint of capturing a PET image.
  • an MR image with sufficient image quality may not be obtained due to the influence of the material of the PET detector placed at the center of the magnetic field, and is not necessarily optimal.
  • the PET-MRI apparatus of the embodiment includes a static magnetic field magnet, a transmission high-frequency coil, a reception high-frequency coil, an MR image reconstruction unit, a first detection unit, a second detection unit, and a PET image reconstruction.
  • a component A static magnetic field magnet, which is a continuous structure, generates a static magnetic field in a cylindrical bore.
  • the transmitting high-frequency coil applies a high-frequency pulse to a subject placed in the static magnetic field.
  • the gradient magnetic field coil applies a gradient magnetic field to the subject to which the high-frequency pulse is applied.
  • the receiving high-frequency coil detects a magnetic resonance signal emitted from the subject by applying the high-frequency pulse 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 first detection unit and the second detection unit are formed in a ring shape and detect gamma rays emitted from the positron emitting nuclide administered to the subject.
  • the PET image reconstruction unit reconstructs a PET image from projection data generated based on the gamma rays detected by the first detection unit and the second detection unit.
  • the first detection unit and the second detection unit are arranged at an interval in the axial direction of the bore so as to sandwich the magnetic field center of the static magnetic field.
  • 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 illustrating the arrangement of each part when viewed in the axial direction of the bore around the PET detector according to the first embodiment.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating the vibration damping mechanism according to the first embodiment.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an effective imaging region in the PET-MRI apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating the arrangement of each part around the PET detector according to the second embodiment.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining step-and-shoot according to the third 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 detectors 13a and 13b, signal line 14, PET data collecting unit 15, PET image reconstruction unit 16, sequence controller 17, PET detection It has a power source 18 for equipment and a power cable 19.
  • the static magnetic field magnet 1 which is a continuous structure, 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 has a gradient magnetic field Gx, in which the magnetic field strength in the same direction (Z direction) as the static magnetic field changes linearly with respect to the subject P with respect to distances in the X, Y, and Z directions from the magnetic field center. Gy and Gz are applied.
  • 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 detectors 13a and 13b detect gamma rays emitted from the positron emitting nuclide administered to the subject P as count information.
  • These PET detectors 13 a and 13 b are formed in a ring shape and arranged on the inner peripheral side of the transmission high-frequency coil 5.
  • the PET detectors 13a and 13b are 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 a semiconductor detector such as an APD (Avalanche Photodiode) element or SiPM (Silicon Photomultiplier). Then, the PET detectors 13 a and 13 b send the detected count information to the PET data collection unit 15 via the signal line 14.
  • APD Anagonal 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 count information of the gamma rays detected by the PET detectors 13a and 13b, and combines the count information obtained by detecting the gamma rays (including annihilation radiation) emitted from the positron emitting nuclides almost simultaneously. Generated as coincidence information.
  • 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 controls the above-described units based on various imaging sequences executed during imaging.
  • the PET detector power supply 18 supplies power for driving the photodetector to the PET detectors 13 a and 13 b via the power cable 19.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating an arrangement of each part around the PET detectors 13a and 13b according to the first embodiment.
  • the point 20 shown in FIG. 2 has shown the magnetic field center of the static magnetic field.
  • An area 21 surrounded by a dotted line shown in FIG. 2 indicates an effective imaging area of the MR image.
  • the PET detectors 13 a and 13 b are arranged on the inner peripheral side of the bore 22.
  • the PET detector 13a and the PET detector 13b are arranged with an interval in the axial direction of the bore 22 so as to sandwich the magnetic field center 20 of the static magnetic field generated by the static magnetic field magnet 1. That is, in the first embodiment, the PET detectors 13a and 13b are arranged so as to avoid the periphery of the magnetic field center that is an effective imaging area of the MR image. Thereby, image quality deterioration of the MR image due to the influence of the PET detector can be suppressed.
  • the signal line 14 and the power cable 19 connected to the PET detectors 13a and 13b are wired so as not to pass around the magnetic field center 20 of the static magnetic field generated by the static magnetic field magnet 1.
  • the signal line 14 and the power cable 19 connected to the PET detector 13a are combined into one, and wired from the PET detector 13a to the side opposite to the magnetic field center 20.
  • the signal line 14 and the power cable 19 connected to the PET detector 13b are combined into one, and wired from the PET detector 13b to the side opposite to the magnetic field center 20.
  • the signal line 14 and the power cable 19 may be wired together with a cable connected to the transmission high-frequency coil 5.
  • the PET detectors 13a and 13b convert the signal related to the detected gamma ray from an analog signal to a digital signal, and further convert it into an optical signal and output it.
  • the PET detectors 13a and 13b may convert a signal related to the detected gamma ray from an analog signal to a digital signal, and then convert it into a radio signal and output it.
  • the signals output from the PET detectors 13a and 13b into optical signals or radio signals, it is possible to prevent noise caused by digital signals.
  • the PET-MRI apparatus 100 has a moving mechanism that moves the PET detectors 13 a and 13 b along the axial direction of the bore 22.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating an arrangement of each part when viewed in the axial direction of the bore 22 around the PET detectors 13a and 13b according to the first embodiment.
  • FIG. 3 shows the arrangement of each part when the inside of the bore is viewed from the opening on the side where the PET detector 13a is arranged.
  • the moving mechanism 23 is two rails installed on the lower inner wall surface of the bore 22.
  • the moving mechanism 23 is fitted into a rail receiving portion formed in a groove shape formed on the outer peripheral surface of the PET detector 13 a, and supports the PET detector 13 a so as to be movable along the axial direction of the bore 22.
  • a moving mechanism 23 for moving the PET detector 13b is provided on the side of the PET detector 13b.
  • the PET detectors 13a and 13b are detachable from the moving mechanism 23, and can be inserted and removed from both sides of the bore 22.
  • the PET detectors 13a and 13b detachable, it can be relatively easily incorporated into a conventional MRI apparatus and can be widely spread.
  • the moving mechanism 23 moves the PET detectors 13a and 13b according to the imaging mode under the control of the computer 10. For example, the moving mechanism 23 automatically moves the PET detectors 13a and 13b based on the imaging conditions received by the calculator 10 from the operator. Alternatively, the movement mechanism 23 may move the PET detectors 13 a and 13 b in accordance with a movement instruction input from the operator via the console 11.
  • the moving mechanism 23 moves the PET detectors 13a and 13b to the magnetic field center 20 of the static magnetic field before starting the imaging. Move to a position where Further, for example, when the imaging mode for imaging only the PET image is executed, the moving mechanism 23 moves so that the PET detectors 13a and 13b are adjacent to each other before the imaging is started. For example, the moving mechanism 23 moves the PET detectors 13a and 13b out of the static magnetic field when the imaging mode for imaging only the MR image is executed.
  • the moving mechanism 23 moves the PET detectors 13a and 13b in accordance with imaging conditions for capturing a PET image and / or imaging conditions for capturing an MRI image.
  • the movement mechanism 23 moves the PET detectors 13 a and 13 b
  • the movement mechanism 23 moves in accordance with the size of the FOV (Field Of View) set as the MR image capturing condition and the type of the reception high-frequency coil 7. The interval of each PET detector is changed.
  • FOV Field Of View
  • FIG. 4 is a diagram illustrating the vibration damping mechanism 24 according to the first embodiment. As shown in FIG. 4, for example, the vibration buffer mechanism 24 is provided in a fitting portion between the PET detector 13 a and the moving mechanism 23. Similarly, a vibration buffer mechanism 24 is provided at the fitting portion between the PET detector 13b and the moving mechanism 23.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an effective imaging region in the PET-MRI apparatus 100 according to the first embodiment.
  • a region 25a surrounded by the inner peripheral surface of the PET detector 13a and a region 25b surrounded by the inner peripheral surface of the PET detector 13b are respectively PET images. This is an effective imaging area where only the image can be captured.
  • a region 27 included in both the region 26 formed between the inner peripheral surface of the PET detector 13a and the inner peripheral surface of the PET detector 13b and the effective imaging region 21 of the MR image. Is an effective imaging region in which a PET image and an MR image can be simultaneously captured.
  • the effective imaging area 27 has a shape in which the bottom surfaces of the cones are bonded together.
  • the effective imaging region 21 capable of capturing the MRI image, the effective imaging regions 25a and 25b capable of capturing the PET image are set, respectively.
  • An effective imaging area 27 that can simultaneously capture a PET image is set.
  • 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 which is a continuous structure generates a static magnetic field in the cylindrical bore 22.
  • the transmission high-frequency coil 5 applies a high-frequency pulse 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 to which a high frequency pulse has been applied.
  • the receiving high-frequency coil 7 detects a magnetic resonance signal emitted from the subject P by applying a high-frequency pulse 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 detectors 13a and 13b are formed in a ring shape and detect 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 detectors 13a and 13b.
  • the PET detector 13a and the PET detector 13b are arranged with an interval in the axial direction of the bore 22 so as to sandwich the magnetic field center 20 of the static magnetic field.
  • the PET detectors 13a and 13b are arranged so as to avoid the periphery of the magnetic field center, which is an effective imaging area of the MR image. Therefore, according to the first embodiment, it is possible to suppress the deterioration of the image quality of the MR image due to the influence of the PET detector.
  • the PET detectors 13 a and 13 b are provided on the inner peripheral side of the transmission high-frequency coil 5. Thereby, the PET detectors 13a and 13b can be easily added to the conventional MRI apparatus having an imaging space on the inner peripheral side of the transmitting high-frequency coil 5, so that the PET-MRI apparatus can be easily used. Can be realized.
  • the moving mechanism 23 moves the PET detectors 13a and 13b along the axial direction of the bore 22 according to the imaging mode. Accordingly, when both or one of the PET image and the MRI image is imaged, the PET detectors 13a and 13b can be moved to an appropriate position according to the type of imaging to be performed.
  • the PET detectors 13a and 13b are moved to the magnetic field center 20 of the static magnetic field before the imaging starts. Move to the pinch position.
  • the moving mechanism 23 moves so that the PET detectors 13a and 13b are adjacent to each other before the imaging is started. Thereby, when only a PET image is imaged, a wide imaging area can be secured.
  • the moving mechanism 23 moves the PET detectors 13a and 13b out of the static magnetic field when the imaging mode for imaging only the MR image is executed. Thereby, when only an MR image is picked up, an MR image without image quality deterioration by the PET detectors 13a and 13b can be obtained.
  • the moving mechanism 23 moves the PET detectors 13a and 13b according to the imaging condition for imaging the PET image and / or the imaging condition for imaging the MRI image. Thereby, when both or one of the PET image and the MR image is captured, the interval between the PET detector 13a and the PET detector 13b can be automatically set.
  • the vibration buffer mechanism 24 fixes the positions of the PET detectors after the PET detectors 13 a and 13 b are moved to the imaging positions by the moving mechanism 23, and the gradient magnetic field coil 3. To alleviate vibration transmitted to each PET detector. Thereby, the PET detectors 13a and 13b can be protected from mechanical vibration generated by the gradient coil 3.
  • the signal line 14 and the power cable 19 connected to the PET detectors 13a and 13b are wired so as not to pass around the magnetic field center 20 of the static magnetic field. Thereby, the noise which arises by the signal output from PET detector 13a and 13b can be suppressed.
  • the PET detectors 13a and 13b convert the detected gamma ray-related signal from an analog signal to a digital signal, and then convert the signal into an optical signal for output. Thereby, the noise which arises by the signal output from PET detector 13a and 13b can be suppressed more reliably.
  • the PET detectors 13a and 13b convert the detected gamma ray-related signal from an analog signal to a digital signal, and then convert the signal into a radio signal and output it. Thereby, the noise which arises by the signal output from PET detector 13a and 13b can be suppressed more reliably.
  • Example 2 will be described.
  • the case where the PET detectors 13a and 13b are provided on the inner peripheral side of the transmission high-frequency coil 5 has been described.
  • the second embodiment a case where the PET detectors 33a and 33b are provided on the outer peripheral side of the transmission high-frequency coil 5 will be described.
  • the basic configuration of the PET-MRI apparatus according to the second embodiment is the same as that shown in FIG. 1, and only the arrangement of the PET detectors 33a and 33b is different.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating an arrangement of each part around the PET detectors 33a and 33b according to the second embodiment.
  • symbol is attached
  • the PET detectors 33 a and 33 b are provided on the outer peripheral side of the transmission high-frequency coil 5. This configuration is used, for example, when imaging a body part, where the transmission RF coil for whole body is the transmission high-frequency coil 5 and the surface coil dedicated to the body is the reception high-frequency coil 7.
  • the PET detectors 33a and 33b are provided in a fixed state at a position sandwiching the magnetic field center of the static magnetic field.
  • the PET detectors 33a and 33b may be fixed to the apparatus via a vibration buffer mechanism that relieves vibration generated by the gradient magnetic field coil 3.
  • the PET detectors 33a and 33b are fixed to the inner peripheral surface of the gradient coil 3 via a vibration buffer mechanism.
  • the PET detectors 33a and 33b can be protected from mechanical vibration caused by the gradient magnetic field coil 3.
  • the PET detectors 33a and 33b are arranged so as to avoid the periphery of the magnetic field center that is an imaging effective region of the MR image. Therefore, according to the second embodiment, as in the first embodiment, it is possible to suppress the deterioration of the image quality of the MR image due to the influence of the PET detector.
  • Example 3 will be described.
  • a case where imaging is repeated while the top plate 2a on which the subject P is placed is moved stepwise in the axial direction in the bore 22 will be described.
  • Such an imaging method is called step-and-shoot.
  • step-and-shoot a case where step-and-shoot is performed in the PET-MRI apparatus described in the first embodiment will be described.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining the step-and-shoot according to the third embodiment.
  • the bed 2 moves the subject P along the axial direction of the bore 22 by moving the top 2a.
  • the computer 10 examines the subject in the order of the approximate center position of the PET detector 13b, the approximately center position of the region sandwiched between the PET detector 13a and the PET detector 13b, and the approximately center position of the PET detector 13a.
  • the bed 2 is controlled so that the imaging region of P moves stepwise.
  • the receiving high-frequency coil 7 attached to the imaging position of the subject P moves stepwise.
  • the receiving high-frequency coil 7 moves stepwise in the axial direction of the bore 22 by a distance d that is half the distance between the center of the PET detector 13a and the center of the PET detector 13b.
  • the imaging region is sequentially in a range 41 where only PET images can be captured, a range 42 where MRI images and PET images can be captured simultaneously, and a range 41 where only PET images can be captured. Will move.
  • the computer 10 moves the PET-MRI apparatus 100 so as to capture a PET image when the imaging region moves to the approximate center position of the PET detector 13a or the approximate center position of the PET detector 13b. Control. Further, the computer 10 captures both or one of the PET image and the MRI image when the imaging region moves to the approximate center position of the region sandwiched between the PET detector 13a and the PET detector 13b.
  • the PET-MRI apparatus 100 is controlled. Accordingly, it is possible to sequentially capture the PET image and both or one of the MR image and the PET image while moving the imaging part in a stepwise manner.
  • the image quality degradation of the MR image due to the influence of the PET detector can be suppressed.
  • the embodiment of the PET-MRI apparatus is not limited to this.
  • the number of PET detectors may be three or more. That is, even when three or more PET detectors 13a and 13b are arranged, a PET image and an MR image can be simultaneously captured in a region sandwiched between the PET detectors.
  • the first, second, or third embodiment it is possible to realize a PET-MRI apparatus that can suppress deterioration in image quality of MR images due to the influence of a PET detector.

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Abstract

　実施形態のＰＥＴ－ＭＲＩ装置（１００）において、連続した構造物である静磁場磁石（１）は、円筒状のボア内に静磁場を発生させる。また、第１の検出部（１３ａ、３３ａ）及び第２の検出部（１３ｂ、３３ｂ）は、リング状に形成され、被検体に投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線を検出する。そして、第１の検出部（１３ａ、３３ａ）と第２の検出部（１３ｂ、３３ｂ）とは、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装置で検出器に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）素子や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、ＭＲ画像の有効撮像領域である磁場中心にＰＥＴ検出器が配置される場合があった。このような配置は、ＰＥＴ画像を撮像するという観点では最適である。しかし、ＭＲ画像を撮像するという観点では、磁場中心に設置されたＰＥＴ検出器の材料の影響で十分な画質のＭＲ画像が得られない場合があり、必ずしも最適ではなかった。
　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、受信用高周波コイルと、ＭＲ画像再構成部と、第１の検出部と、第２の検出部と、ＰＥＴ画像再構成部とを備える。連続した構造物である静磁場磁石は、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パルスを印加する。傾斜磁場コイルは、前記高周波パルスが印加された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、前記高周波パルス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。第１の検出部及び第２の検出部は、リング状に形成され、前記被検体に投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線を検出する。ＰＥＴ画像再構成部は、前記第１の検出部及び前記第２の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。そして、前記第１の検出部と前記第２の検出部とは、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１に係るＰＥＴ検出器の周辺におけるボアの軸方向に見た場合の各部の配置を示す図である。 図４は、本実施例１に係る振動緩衝機構を示す図である。 図５は、本実施例１に係るＰＥＴ－ＭＲＩ装置における有効撮像領域を示す図である。 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である。 図７は、本実施例３に係るステップ・アンド・シュートを説明するための図である。
　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１３ａ及び１３ｂ、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、ＰＥＴ検出器用電源１８、及び電源ケーブル１９を有する。
　連続した構造物である静磁場磁石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、静磁場と同一方向（Ｚ方向）の磁場強度が磁場中心からのＸ，Ｙ，Ｚ方向の距離に対して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１３ａ及び１３ｂ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を計数情報として検出する。これらＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂは、リング状に形成され、送信用高周波コイル５の内周側に配置される。例えば、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂ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）などの半導体検出器である。そして、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂ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１３ａ及び１３ｂ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（消滅放射線を含む）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に基づいて、上述した各部を制御する。ＰＥＴ検出器用電源１８は、電源ケーブル１９を介して、光検出器を駆動するための電力をＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂに供給する。
　次に、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂ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１３ａ及び１３ｂの周辺における各部の配置を示す図である。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。
　図２に示すように、本実施例１では、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂは、ボア２２の内周側に配置される。そして、ＰＥＴ検出器１３ａとＰＥＴ検出器１３ｂとは、静磁場磁石１によって発生する静磁場の磁場中心２０を挟むように、ボア２２の軸方向に間隔を開けて配置される。すなわち、本実施例１では、ＭＲ画像の撮像有効領域となる磁場中心の周辺を避けて、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂが配置される。これにより、ＰＥＴ検出器の影響によるＭＲ画像の画質劣化が抑えられる。
　また、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂに接続される信号線１４及び電源ケーブル１９は、静磁場磁石１により発生する静磁場の磁場中心２０の周辺を通過しないように配線される。例えば、図２に示すように、ＰＥＴ検出器１３ａに接続される信号線１４及び電源ケーブル１９は１本にまとめられ、ＰＥＴ検出器１３ａから磁場中心２０とは逆の側に配線される。同様に、ＰＥＴ検出器１３ｂに接続される信号線１４及び電源ケーブル１９は１本にまとめられ、ＰＥＴ検出器１３ｂから磁場中心２０とは逆の側に配線される。なお、信号線１４及び電源ケーブル１９は、例えば、送信用高周波コイル５に接続されるケーブルと１本にまとめられて配線されてもよい。
　また、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂは、検出したガンマ線に関する信号をアナログ信号からデジタル信号に変換した後に、さらに光信号に変換して出力する。なお、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂは、検出した前記ガンマ線に関する信号をアナログ信号からデジタル信号に変換した後に、さらに無線信号に変換して出力してもよい。このように、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂから出力される信号を光信号又は無線信号に変換することによって、デジタル信号により生じるノイズを防ぐことができる。
　また、ＰＥＴ－ＭＲＩ装置１００は、ボア２２の軸方向に沿ってＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを移動する移動機構を有する。図３は、本実施例１に係るＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂの周辺におけるボア２２の軸方向に見た場合の各部の配置を示す図である。この図３は、ＰＥＴ検出器１３ａが配置された側の開口部からボア内を見た場合の各部の配置を示している。
　図３に示すように、例えば、移動機構２３は、ボア２２の下側の内壁面に設置された２本のレールである。この移動機構２３は、例えば、ＰＥＴ検出器１３ａの外周面に形成された溝状に形成されたレール受け部に嵌合し、ＰＥＴ検出器１３ａをボア２２の軸方向に沿って移動可能に支持する。なお、ＰＥＴ検出器１３ｂの側にも同様に、ＰＥＴ検出器１３ｂを移動するための移動機構２３が設けられる。
　ここで、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂは、それぞれ移動機構２３から着脱可能であり、ボア２２の両側から挿入したり取り出したりすることができる。このように、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを着脱可能な構造にすることで、従来のＭＲＩ装置に組込むことが比較的容易となり、広く普及が図れる。
　そして、移動機構２３は、計算機１０による制御のもと、撮像モードに応じてＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを移動する。例えば、移動機構２３は、計算機１０が操作者から受け付けた撮像条件に基づいて、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを自動的に移動する。または、移動機構２３は、コンソール１１を介して操作者から入力された移動指示に応じて、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを移動してもよい。
　具体的な例として、例えば、移動機構２３は、ＰＥＴ画像及びＭＲＩ画像を同時に撮像する撮像モードが実行される場合には、撮像開始前に、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを静磁場の磁場中心２０を挟む位置に移動する。また、例えば、移動機構２３は、ＰＥＴ画像のみを撮像する撮像モードが実行される場合には、撮像開始前に、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを隣接させるように移動する。また、例えば、移動機構２３は、ＭＲ画像のみを撮像する撮像モードが実行される場合には、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを静磁場の外へ移動する。
　また、例えば、移動機構２３は、ＰＥＴ画像を撮像する撮像条件及び／又はＭＲＩ画像を撮像する撮像条件に応じて、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを移動する。例えば、移動機構２３は、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを移動する際に、ＭＲ画像の撮像条件として設定されるＦＯＶ（Field　Of　View）の大きさや受信用高周波コイル７の種類に応じて、移動後の各ＰＥＴ検出器の間隔を変化させる。
　また、ＰＥＴ－ＭＲＩ装置１００は、移動機構２３によってＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂが撮像用の位置に移動された後に、各ＰＥＴ検出器の位置を固定するとともに、傾斜磁場コイル３から各ＰＥＴ検出器に伝わる振動を緩和する振動緩衝機構を有する。図４は、本実施例１に係る振動緩衝機構２４を示す図である。図４に示すように、例えば、振動緩衝機構２４は、ＰＥＴ検出器１３ａと移動機構２３との嵌合部に設けられる。また、ＰＥＴ検出器１３ｂと移動機構２３との嵌合部にも同様に振動緩衝機構２４が設けられる。
　次に、本実施例１に係るＰＥＴ－ＭＲＩ装置１００における有効撮像領域について説明する。図５は、本実施例１に係るＰＥＴ－ＭＲＩ装置１００における有効撮像領域を示す図である。図５に示すように、ＰＥＴ－ＭＲＩ装置１００では、ＰＥＴ検出器１３ａの内周面で囲まれた領域２５ａと、ＰＥＴ検出器１３ｂの内周面で囲まれた領域２５ｂとが、それぞれＰＥＴ画像のみを撮像可能な有効撮像領域となる。
　さらに、図５に示すように、ＰＥＴ検出器１３ａの内周面とＰＥＴ検出器１３ｂの内周面との間に形成される領域２６及びＭＲ画像の有効撮像領域２１の両方に含まれる領域２７が、ＰＥＴ画像及びＭＲ画像を同時に撮像可能な有効撮像領域となる。この有効撮像領域２７は、円錐の底面を張り合わせた形状になる。
　このように、本実施例１に係るＰＥＴ－ＭＲＩ装置１００では、ＭＲＩ画像を撮像可能な有効撮像領域２１、ＰＥＴ画像を撮像可能な有効撮像領域２５ａ及び２５ｂがそれぞれ設定され、さらに、ＭＲＩ画像及びＰＥＴ画像を同時に撮像可能な有効撮像領域２７が設定される。
　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１３ａ及び１３ｂと、ＰＥＴ画像再構成部１６とを備える。連続した構造物である静磁場磁石１は、円筒状のボア２２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に高周波パルスを印加する。傾斜磁場コイル３は、高周波パルスが印加された被検体Ｐに傾斜磁場を印加する。受信用高周波コイル７は、高周波パルス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１３ａ及び１３ｂは、リング状に形成され、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１３ａ及び１３ｂ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。そして、ＰＥＴ検出器１３ａとＰＥＴ検出器１３ｂとは、静磁場の磁場中心２０を挟むようにボア２２の軸方向に間隔を開けて配置される。このように、本実施例１では、ＭＲ画像の撮像有効領域となる磁場中心の周辺を避けて、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂが配置される。したがって、本実施例１によれば、ＰＥＴ検出器の影響によるＭＲ画像の画質劣化を抑えることができる。
　また、本実施例１では、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂが、送信用高周波コイル５の内周側に設けられる。これにより、送信用高周波コイル５の内周側に撮像用の空間を有する従来のＭＲＩ装置に対して、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを容易に追加することができるので、ＰＥＴ－ＭＲＩ装置を容易に実現することができる。
　また、本実施例１では、移動機構２３が、撮像モードに応じて、ボア２２の軸方向に沿ってＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを移動する。これにより、ＰＥＴ画像及びＭＲＩ画像の両方又は一方が撮像される場合に、実施される撮像の種類に応じて、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを適切な位置に移動することができる。
　また、本実施例１では、移動機構２３が、ＰＥＴ画像及びＭＲＩ画像を同時に撮像する撮像モードが実行される場合には、撮像開始前にＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを静磁場の磁場中心２０を挟む位置に移動する。これにより、ＰＥＴ画像及びＭＲＩ画像が同時に撮像される場合に、高画質のＭＲ画像を容易に撮像することができる。
　また、本実施例１では、移動機構２３が、ＰＥＴ画像のみを撮像する撮像モードが実行される場合には、撮像開始前にＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを隣接させるように移動する。これにより、ＰＥＴ画像のみが撮像される場合に、広い撮像領域を確保することができる。
　また、本実施例１では、移動機構２３が、ＭＲ画像のみを撮像する撮像モードが実行される場合には、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを静磁場の外へ移動する。これにより、ＭＲ画像のみが撮像される場合に、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂによる画質劣化が無いＭＲ画像を得ることができる。
　また、本実施例１では、移動機構２３が、ＰＥＴ画像を撮像する撮像条件及び／又はＭＲＩ画像を撮像する撮像条件に応じて、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを移動する。これにより、ＰＥＴ画像及びＭＲ画像の両方又は一方が撮像される場合に、ＰＥＴ検出器１３ａとＰＥＴ検出器１３ｂとの間隔を自動的に設定することができる。
　また、本実施例１では、振動緩衝機構２４が、移動機構２３によってＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂが撮像用の位置に移動された後に、各ＰＥＴ検出器の位置を固定するとともに、傾斜磁場コイル３から各ＰＥＴ検出器に伝わる振動を緩和する。これにより、傾斜磁場コイル３によって生じる機械振動からＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを保護することができる。
　また、本実施例１では、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂに接続される信号線１４及び電源ケーブル１９が、静磁場の磁場中心２０の周辺を通過しないように配線される。これにより、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂから出力される信号により生じるノイズを抑えることができる。
　また、本実施例１では、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂが、検出したガンマ線に関する信号をアナログ信号からデジタル信号に変換した後に、さらに光信号に変換して出力する。これにより、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂから出力される信号により生じるノイズをより確実に抑えることができる。
　また、本実施例１では、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂが、検出したガンマ線に関する信号をアナログ信号からデジタル信号に変換した後に、さらに無線信号に変換して出力する。これにより、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂから出力される信号により生じるノイズをより確実に抑えることができる。
　次に、実施例２について説明する。実施例１では、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂが送信用高周波コイル５の内周側に設けられる場合について説明した。これに対し、実施例２では、ＰＥＴ検出器３３ａ及び３３ｂが送信用高周波コイル５の外周側に設けられる場合について説明する。なお、本実施例２に係るＰＥＴ－ＭＲＩ装置の基本的な構成は図１に示したものと同じであり、ＰＥＴ検出器３３ａ及び３３ｂの配置のみが異なる。
　図６は、本実施例２に係るＰＥＴ検出器３３ａ及び３３ｂの周辺における各部の配置を示す図である。なお、ここでは、図２に示した各部と同じ機能を果たす部については、同じ符号を付すこととして詳細な説明を省略する。図６に示すように、本実施例２では、ＰＥＴ検出器３３ａ及び３３ｂは、送信用高周波コイル５の外周側に設けられる。この構成は、例えば、体部を撮像する場合に全身用送信用ＲＦコイルを送信用高周波コイル５とし、体部専用の表面コイルを受信用高周波コイル７とする場合などに用いられる。
　この構成では、例えば、ＰＥＴ検出器３３ａ及び３３ｂは、静磁場の磁場中心を挟む位置に固定された状態で設けられる。ここで、ＰＥＴ検出器３３ａ及び３３ｂは、実施例１と同様に、傾斜磁場コイル３により生じる振動を緩和する振動緩衝機構を介して、装置に固定されてもよい。例えば、ＰＥＴ検出器３３ａ及び３３ｂは、傾斜磁場コイル３の内周面に振動緩衝機構を介して固定される。これにより、本実施例２でも、傾斜磁場コイル３によって生じる機械振動からＰＥＴ検出器３３ａ及び３３ｂを保護することができる。
　このように、本実施例２でも、ＭＲ画像の撮像有効領域となる磁場中心の周辺を避けて、ＰＥＴ検出器３３ａ及び３３ｂが配置される。したがって、本実施例２によれば、実施例１と同様に、ＰＥＴ検出器の影響によるＭＲ画像の画質劣化を抑えることができる。
　次に、実施例３について説明する。実施例３では、上記実施例１又は２で説明したＰＥＴ－ＭＲＩ装置において、被検体Ｐが置かれた天板２ａをボア２２内の軸方向に段階的に移動しながら撮像を繰り返す場合について説明する。このような撮像法は、ステップ・アンド・シュートと呼ばれる。なお、ここでは、実施例１で説明したＰＥＴ－ＭＲＩ装置においてステップ・アンド・シュートが行われる場合について説明する。
　図７は、本実施例３に係るステップ・アンド・シュートを説明するための図である。本実施例３に係るステップ・アンド・シュートでは、寝台２が、天板２ａを移動させることで、ボア２２の軸方向に沿って被検体Ｐを移動する。また、計算機１０が、ＰＥＴ検出器１３ｂの略中心位置、ＰＥＴ検出器１３ａとＰＥＴ検出器１３ｂとの間に挟まれた領域の略中心位置、ＰＥＴ検出器１３ａの略中心位置の順で被検体Ｐの撮像部位が段階的に移動するように、寝台２を制御する。
　これにより、図７に示すように、被検体Ｐの撮像位置に付けられた受信用高周波コイル７が段階的に移動する。具体的には、受信用高周波コイル７は、ボア２２の軸方向に、ＰＥＴ検出器１３ａの中心とＰＥＴ検出器１３ｂの中心との間隔の半分の距離ｄだけ段階的に移動する。この結果、撮像部位は、ボア２２の軸方向に、ＰＥＴ画像のみが撮像可能な範囲４１、ＭＲＩ画像及びＰＥＴ画像を同時に撮像可能な範囲４２、及び、ＰＥＴ画像のみが撮像可能な範囲４１に順に移動することになる。
　そして、例えば、計算機１０は、撮像部位がＰＥＴ検出器１３ａの略中心位置、又は、ＰＥＴ検出器１３ｂの略中心位置に移動した際には、ＰＥＴ画像を撮像するようにＰＥＴ－ＭＲＩ装置１００を制御する。また、計算機１０は、撮像部位がＰＥＴ検出器１３ａとＰＥＴ検出器１３ｂとの間に挟まれた領域の略中心位置に移動した際には、ＰＥＴ画像及びＭＲＩ画像の両方又は一方を撮像するようにＰＥＴ－ＭＲＩ装置１００を制御する。これにより、撮像部位を段階的に移動しながら、ＰＥＴ画像と、ＭＲ画像及びＰＥＴ画像の両方又は一方とを順に撮像することができる。かかる実施例３でも、実施例１及び２と同様に、ＰＥＴ検出器の影響によるＭＲ画像の画質劣化が抑えられる。
　なお、上記実施例１～３では、２つのＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂが配置される場合について説明した。しかし、ＰＥＴ－ＭＲＩ装置の実施形態はこれに限られない。例えば、ＰＥＴ検出器の数は３つ以上であってもよい。すなわち、３つ以上のＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂが配置された場合でも、各ＰＥＴ検出器の間に挟まれる領域において、ＰＥＴ画像とＭＲ画像とを同時に撮像することができる。
　以上のように、実施例１、２又は３によれば、ＰＥＴ検出器の影響による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 (15)

  1. 　円筒状のボア内に静磁場を発生させる連続した構造物である静磁場磁石と、
    　前記静磁場内に置かれた被検体に高周波パルスを印加する送信用高周波コイルと、
    　前記高周波パルスが印加された前記被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイルと、
    　前記高周波パルス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第１の検出部及び第２の検出部と、
    　前記第１の検出部及び前記第２の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画像再構成部とを備え、
    　前記第１の検出部と前記第２の検出部とは、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る、ＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  2. 　前記第１の検出部及び前記第２の検出部は、前記送信用高周波コイルの内周側に設けられる、請求項１に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  3. 　前記第１の検出部及び前記第２の検出部は、前記送信用高周波コイルの外周側に設けられる、請求項１に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  4. 　撮像モードに応じて、前記ボアの軸方向に沿って前記第１の検出部及び前記第２の検出部を移動する移動部をさらに備える、請求項１、２又は３に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  5. 　前記移動部は、ＰＥＴ画像及びＭＲＩ画像を同時に撮像する撮像モードが実行される場合には、撮像開始前に前記第１の検出部及び前記第２の検出部を前記静磁場の磁場中心を挟む位置に移動する、請求項４に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  6. 　前記移動部は、ＰＥＴ画像のみを撮像する撮像モードが実行される場合には、撮像開始前に前記第１の検出部及び前記第２の検出部を隣接させるように移動する、請求項４に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  7. 　前記移動部は、ＭＲ画像のみを撮像する撮像モードが実行される場合には、前記第１の検出部及び前記第２の検出部を前記静磁場の外へ移動する、請求項４に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  8. 　前記移動部は、ＰＥＴ画像を撮像する撮像条件及び／又はＭＲＩ画像を撮像する撮像条件に応じて、前記第１の検出部及び前記第２の検出部を移動する、請求項４に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  9. 　前記移動部によって前記第１の検出部及び前記第２の検出部が撮像用の位置に移動された後に、各検出部の位置を固定するとともに、前記傾斜磁場コイルから各検出部に伝わる振動を緩和する振動緩衝部をさらに備える、請求項４に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  10. 　前記第１の検出部及び前記第２の検出部は、前記静磁場の磁場中心を挟む位置に固定された状態で設けられる、請求項１、２又は３に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  11. 　前記第１の検出部及び前記第２の検出部は、前記傾斜磁場コイルにより生じる振動を緩和する振動緩衝部を介して装置に固定される、請求項１０に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  12. 　前記第１の検出部及び前記第２の検出部に接続される信号線及び電源線は、前記静磁場の磁場中心の周辺を通過しないように配線される、請求項１、２又は３に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  13. 　前記第１の検出部及び前記第２の検出部は、検出した前記ガンマ線に関する信号をアナログ信号からデジタル信号に変換した後に、さらに光信号に変換して出力する、請求項１、２又は３に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  14. 　前記第１の検出部及び前記第２の検出部は、検出した前記ガンマ線に関する信号をアナログ信号からデジタル信号に変換した後に、さらに無線信号に変換して出力する、請求項１、２又は３に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
  15. 　前記被検体が置かれた天板を前記ボアの軸方向に沿って移動させる寝台部と、
    　前記第１の検出部の略中心位置、前記第１の検出部と前記第２の検出部との間に挟まれた領域の略中心位置、及び、前記第２の検出部の略中心位置に前記被検体の撮像部位が段階的に移動するように前記寝台部を制御し、前記撮像部位が前記第１の検出部又は前記第２の検出部の略中心位置に移動した際には前記ＭＲ画像及び前記ＰＥＴ画像の両方又は一方が撮像されるように制御し、前記撮像部位が前記第１の検出部と前記第３の検出部との間に挟まれた領域の略中心位置に移動した際には前記ＰＥＴ画像が撮像されるように制御する制御部と
    　をさらに備える、請求項１、２又は３に記載のＰＥＴ－ＭＲＩ装置。
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