(57)【要約】【課題】陽電子放出断層撮影画像化と磁気共鳴断層撮影画像化とが互いに妨害しないようにする。【解決手段】  陽電子放出断層撮影装置は、検査空間に付設された装置部分１０と第１の評価ユニット７１１とを有し、装置部分１０は電子装置ユニット１２を有するガンマ線検出器ユニット１１を含む。磁気共鳴断層撮影装置は導体２０を有するストリップ線路アンテナ装置として構成されている高周波アンテナ装置２０と、高周波アンテナ装置２０よりも検査空間４０の遠くに配置されている傾斜磁場コイルシステム２２とを有し、傾斜磁場コイルシステム２２と高周波アンテナ装置２０との間に配置された高周波シールド２１および第２の評価ユニット８０も有する。各導体２０は電子装置ユニット１２を有するガンマ線検出器ユニット１１を含む。導体２０は高周波アンテナ装置２０によって生じさせられた高周波放射を透過させないシールドカバーとして構成されている。【選択図】図１
2006280929.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
陽電子放出断層撮影装置と磁気共鳴断層撮影装置とを備え、検査空間（４０）内の検査対象（４１）の画像表示を行なうための陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置において、
陽電子放出断層撮影装置は、
検査空間（４０）に付設され、検査空間（４０）から検査対象（４１）によって放出されたガンマ線を検出しガンマ線を相応の電気信号に変換するために電子装置ユニット（１２）をそれぞれ有する少なくとも２つのガンマ線検出器ユニット（１１）を含む装置部分（１０）と、
検査対象（４１）の陽電子放出断層撮影画像のための電気信号を評価する第１の評価ユニット（７１１）と
を有し、
磁気共鳴断層撮影装置は、
少なくとも２つの導体を有するストリップ線路アンテナ装置として構成され、検査空間（４０）への高周波励起パルス（２３）の送出および／または検査空間（４０）からの検査対象（４１）の磁気共鳴信号の受信を行なう高周波アンテナ装置（２０）と、
検査空間（４０）から高周波アンテナ装置（２０）よりも遠くに配置され、検査空間（４０）に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルシステム（２２）と、
高周波アンテナ装置（２０）と傾斜磁場コイルシステム（２２）との間に配置され、高周波アンテナ装置（２０）と傾斜磁場コイルシステム（２２）との減結合を行なう高周波シールド（２１）と、
検査対象（４１）の磁気共鳴断層撮影画像のための磁気共鳴信号を評価する第２の評価ユニット（８０）と
を有し、
ストリップ線路アンテナ装置の各導体（２０）は、それぞれ、電子装置ユニット（１２）を有する１つのガンマ線検出器ユニット（１１）を含み、
ストリップ線路アンテナ装置の導体（２０）は、それぞれのガンマ線検出器ユニット（１１）およびそれらに付設された電子装置ユニット（１２）のために、高周波アンテナ装置（２０）によって生じさせられた高周波放射を透過させないシールドカバーとして構成されている
ことを特徴とする陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置。
【請求項２】
ストリップ線路アンテナ装置の各導体（２０）は第１の導電膜装置（３６）およびこれに対向配置された第２の導電膜装置（３７）を有し、
導電膜装置（３６，３７）は誘電体（３５）によって互いに隔離され、
導電膜装置（３６，３７）は電気絶縁性の隙間（３４）によって分離されている並べて配置された複数の導体路（３１）を含み、
第１の導電膜装置（３６）における隙間（３４）は第２の導電膜装置（３７）における隙間（３４）に対してずらされて配置され、
隣接する導体路（３１）は高周波電流を導く橋絡片（３２，３３）を介して互いに接続されている
ことを特徴とする請求項１記載の陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置。
【請求項３】
橋絡片（３２，３３）の少なくとも一部分は金属箔片（３２）によって形成されていることを特徴とする請求項２記載の陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置。
【請求項４】
橋絡片（３２，３３）の少なくとも一部分は静電容量（３３）によって形成されていることを特徴とする請求項２又は３に記載の陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置。
【請求項５】
第１の評価ユニット（７１１）は、陽電子放出断層撮影装置部分（１０）の内部および外部を延びる少なくとも１つの信号線（６１０，６１０ｉ）を介して陽電子放出断層撮影装置部分（１０）の電子装置ユニット（１２）に接続され、
陽電子放出断層撮影装置部分（１０）の内部を延びる信号線（６１０，６１０ｉ）の部分（６１０ｉ）は、電子装置ユニット（１２）に付設されたそれぞれ１つのフィルタ（１２２）、特に帯域通過フィルタを備えている
ことを特徴とする請求項１乃至４の１つに記載の陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置。
【請求項６】
第１の評価ユニット（７１１）は、陽電子放出断層撮影装置部分（１０）の内部および外部を延びる少なくとも１つの信号線（６１０，６１０ｉ）を介して陽電子放出断層撮影装置部分（１０）の電子装置ユニット（１２）に接続され、
陽電子放出断層撮影装置部分（１０）の内部を延びる信号線（６１０，６１０ｉ）の部分（６１０ｉ）は、電子装置ユニット（１２）に付設されたそれぞれ１つのフィルタ（１２２）、特に高域通過フィルタとノッチフィルタとのカスケードを備えている
ことを特徴とする請求項１乃至４の１つに記載の陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置。
【請求項７】
陽電子放出断層撮影装置部分（１０）の全ての構成要素は非磁性材料から構成されていることを特徴とする請求項１乃至６の１つに記載の陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置。
【請求項８】
陽電子放出断層撮影装置部分（１０）の電子装置ユニット（１２）は、磁気共鳴断層撮影装置の高周波アンテナ装置（２０）から送出された励起パルス（２３）による破壊から保護するために、それぞれ少なくとも１つの保護ダイオード（１２１）を備えていることを特徴とする請求項１乃至７の１つに記載の陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置。
【請求項９】
陽電子放出断層撮影装置と磁気共鳴断層撮影装置とを備えた陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置による検査空間（４０）内の検査対象（４１）の画像表示方法において、
陽電子放出断層撮影装置は、
検査空間（４０）に付設され、電子装置ユニット（１２）をそれぞれ有する少なくとも２つのガンマ線検出器ユニット（１１）を含み、ガンマ線検出器ユニット（１１）が検査空間（４０）から検査対象（４１）によって放出されたガンマ線を検出し、電子装置ユニット（１２）が検出されたガンマ線を相応の電気信号に変換する装置部分（１０）と、
検査対象（４１）の陽電子放出断層撮影画像のための電気信号を評価する第１の評価ユニット（７１１）と
を有し、
磁気共鳴断層撮影装置は、
少なくとも２つの導体を有するストリップ線路アンテナ装置として構成され、検査空間（４０）への高周波励起パルス（２３）の送出および／または検査空間（４０）からの検査対象（４１）の磁気共鳴信号の受信を行なう高周波アンテナ装置（２０）と、
検査空間（４０）から高周波アンテナ装置（２０）よりも遠くに配置され、検査空間（４０）に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルシステム（２２）と、
高周波アンテナ装置（２０）と傾斜磁場コイルシステム（２２）との間に配置され、高周波アンテナ装置（２０）と傾斜磁場コイルシステム（２２）との減結合を行なう高周波シールド（２１）と、
検査対象（４１）の磁気共鳴断層撮影画像のための磁気共鳴信号を評価する第２の評価ユニット（８０）と
を有し、
少なくとも高周波アンテナ装置（２０）から送出された各励起パルス（２３）の持続時間（Δｔ11）の間、第１の評価ユニット（７１１）は検査対象（４１）の陽電子放出断層撮影画像のための電気信号を評価せず、
ストリップ線路アンテナ装置の各導体（２０）は、それぞれ、電子装置ユニット（１２）を有する１つのガンマ線検出器ユニット（１１）を含み、
ストリップ線路アンテナ装置の導体（２０）は、それぞれのガンマ線検出器ユニット（１１）およびそれらに付設された電子装置ユニット（１２）のために、高周波アンテナ装置（２０）によって生じさせられた高周波放射を透過させないシールドカバーとして構成されている
ことを特徴とする陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置による検査空間内の検査対象の画像表示方法。
【請求項１０】
高周波アンテナ装置（２０）から送出された各励起パルス（２３）の持続時間（Δｔ11）の間、陽電子放出断層撮影装置部分（１０）の電子装置ユニット（１２）はエネルギーを供給されないことを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項１１】
高周波アンテナ装置（２０）から送出された各励起パルス（２３）の持続時間（Δｔ11）の間、陽電子放出断層撮影装置部分（１０）の電子装置ユニット（１２）は待機動作に切り換えられることを特徴とする請求項９記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、検査空間内の検査対象の画像表示を行なうための陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置（ＰＥＴ−ＭＲＴ複合装置）に関する。更に、本発明は、陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置による検査空間内の検査対象の画像表示方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴断層撮影（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ；ＭＲＴ）および陽電子放出断層撮影（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ；ＰＥＴ）は、今日では、多くの病気および健康上の障害の正確な診断の不可欠の方法である。当該器官または器官部分を正確に３次元で撮像し、更に当該器官または器官部分における生理学的および生化学的な経過を分子レベルまで追跡することができる。
【０００３】
ＭＲＴの長所は多くの器官を最高級の位置分解能で正確に撮像できることにある。コンピュータ断層撮影（Ｃｏｍｐｕｔｅｒ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ；ＣＴ）に比べ、この方法は潜在的に有害な電離放射線なしで済む。これに対して、ＰＥＴの長所は、特に機能的な画像化、すなわち生化学的および生理学的な活動状態の撮像にある。しかしながら、ＰＥＴは例えば約５ｍｍの比較的劣る位置分解能を持ち、この分解能は検査対象の付加的な放射線被曝なしにはもはや増大し得ない。両方法の組み合わせにより、ＭＲＴの高い位置分解能をＰＥＴからの機能的な情報と共に更に正確な診断に利用することができる。
【０００４】
ＣＴおよびＰＥＴの複合測定は専門家に既に知られている。この場合に、患者は直接に続けてＣＴ装置の検出器リングおよびＰＥＴ装置の検出器リングに通される。発生した画像はコンピュータに集められる。類似の考えが陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影についても存在する。例えばＰＥＴ装置はＭＲＴ装置の直後に配置することができる。ＰＥＴはＭＲＴの後に行なわれる。それゆえ、患者は１つの寝台上でＭＲＴ装置からＰＥＴ装置へ運ばれる。すなわち、両装置は空間的に互いに分離されており、従って両撮像法は互いに独立に時間的に前後して実行される。
【０００５】
検査空間を有する診断用ＭＲＴ装置は知られている（例えば、特許文献１参照）。このＭＲＴ装置は高周波アンテナ装置および傾斜磁場コイルシステムを含み、高周波アンテナ装置が傾斜磁場コイルシステムよりも検査空間の近くに配置されている。傾斜磁場コイルシステムと高周波アンテナ装置との間には円筒状の高周波シールドが配置されている。
【０００６】
均一磁場を発生するために簡単に調整できるＭＲＴ装置用の高周波アンテナ装置は知られている（例えば、特許文献２参照）。この種の高周波アンテナ装置は専門家の世界ではストリップ線路アンテナ装置とも呼ばれる。
【特許文献１】独国特許第４４１４３７１号明細書
【特許文献２】米国特許第４８２５１６３号明細書
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明の課題は、スペースを節約しかつＰＥＴ画像化とＭＲＴ画像化とが互いに妨害しない陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置を提供することにある。更に、本発明の他の課題は、時間を節約しかつＰＥＴ画像化とＭＲＴ画像化とが互いに妨害しない方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
ＰＥＴ−ＭＲＴ複合装置に関する課題は本発明によれば請求項１における特徴事項よって解決される。
【０００９】
本発明によれば、ＰＥＴ（陽電子放出断層撮影）装置とＭＲＴ（磁気共鳴断層撮影）装置とを備え、検査空間内の検査対象の画像表示を行なうためのＰＥＴ−ＭＲＴ複合装置において、
ＰＥＴ装置は、
検査空間に付設され、検査空間から検査対象によって放出されたガンマ線を検出しガンマ線を相応の電気信号に変換するために電子装置ユニットをそれぞれ有する少なくとも２つのガンマ線検出器ユニットを含む装置部分と、
検査対象のＰＥＴ画像のための電気信号を評価する第１の評価ユニットと
を有し、
ＭＲＴ装置は、
少なくとも２つの導体を有するストリップ線路アンテナ装置として構成され、検査空間への高周波励起パルスの送出および／または検査空間からの検査対象の磁気共鳴信号の受信を行なう高周波アンテナ装置と、
検査空間から高周波アンテナ装置よりも遠くに配置され、検査空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルシステムと（すなわち、高周波アンテナ装置が傾斜磁場コイルシステムよりも検査空間の近くに配置されている。）、
高周波アンテナ装置と傾斜磁場コイルシステムとの間に配置され、高周波アンテナ装置と傾斜磁場コイルシステムとの減結合を行なう高周波シールドと、
検査対象のＭＲＴ画像のための磁気共鳴信号を評価する第２の評価ユニットと
を有し、
ストリップ線路アンテナ装置の各導体は、それぞれ、電子装置ユニットを有する１つのガンマ線検出器ユニットを含み、
ストリップ線路アンテナ装置の導体は、それぞれのガンマ線検出器ユニットおよびそれらに付設された電子装置ユニットのために、高周波アンテナ装置によって生じさせられた高周波放射を透過させないシールドカバーとして構成されている。
【００１０】
本発明によれば、ＭＲＴ装置内へのＰＥＴ装置部分の組み込みによって、ほぼ単一のＭＲＴ装置の寸法に相当するＰＥＴ−ＭＲＴ複合装置が提供される。この場合に、ＰＥＴ放射線が高周波アンテナ装置をほぼ透過し、従ってほぼ損失なしにＰＥＴ装置部分のガンマ線検出器に達するという特性が利用される。更に、ストリップ線路アンテナ装置の導体がシールドカバーとして構成されることにより、一方では高周波アンテナ装置から出る高周波放射がＰＥＴ装置部分のガンマ線検出器に到達しないこと、他方ではＰＥＴ装置部分から出る高周波妨害放射がほとんど検査空間へ到達しないことが達成される。しかしながら、傾斜磁場に対してストリップ線路アンテナ装置の導体は透過性に構成されているので、本発明による装置の信頼できるＭＲＴ動作が保証されている。
【００１１】
本発明によるＰＥＴ−ＭＲＴ複合装置の有利な実施態様は請求項１の従属請求項に記載されている。
【００１２】
特に好ましくは、ストリップ線路アンテナ装置の各導体は第１の導電膜装置およびこれに対向配置された第２の導電膜装置を有し、両導電膜装置は誘電体によって互いに隔離され、導電膜装置は電気絶縁性の隙間によって分離されている並べて配置された複数の導体路を含み、第１の導電膜装置における隙間は第２の導電膜装置における隙間に対してずらして配置され、隣接する導体路は高周波電流を導く橋絡片を介して互いに接続されている。高周波アンテナ装置によってストリップ線路アンテナ装置の導体中に誘導された電流は隣接する導体間を主として橋絡片を介して流れる。橋絡片を適切に配置するならば、傾斜磁場コイルシステムに起因する複数の導体路を介する環状電流も、ＭＲＴ装置の動作周波数範囲にある共振周波数を有する電流も全く誘導されない。他方では、傾斜磁場コイルシステムの傾斜磁場に対するストリップ線路アンテナ装置の導体の透過性は橋絡片によっては殆ど邪魔されない。
【００１３】
橋絡片の少なくとも一部分は金属箔片によって形成されていると好ましい。それにより、隙間を設けられた基本構成に基づいてストリップ線路アンテナ装置の導体がフレキシブルに形成可能かつ適合可能である。
【００１４】
更に、橋絡片の少なくとも一部分は静電容量によって形成されていると好ましい。静電容量の大きさは、静電容量が傾斜磁場コイルシステムの動作周波数に対しては大きなインピーダンスを有し、一方高周波アンテナ装置の動作周波数に対してはインピーダンスを無視できるように選定される。これにより、ストリップ線路アンテナ装置の導体に、傾斜磁場によって誘導された閉じられた電流回路が形成されるのが回避される。
【００１５】
第１の評価ユニットは、ＰＥＴ装置部分の内部および外部を延びる少なくとも１つの信号線を介してＰＥＴ部分の電子装置ユニットに接続され、ＰＥＴ装置部分の内部を延びる信号線の部分は、電子装置ユニットに付設されたそれぞれ１つのフィルタ、特に帯域通過フィルタ、または高域通過フィルタとノッチフィルタとのカスケードを備えている。帯域通過フィルタに関して、下限周波数は、非常に低い周波数の傾斜磁場信号が信号線を介して高周波放射に対して遮蔽されたＰＥＴ装置部分には到達し得ないように選ばれている。しかしながら、ＰＥＴ信号の十分に低いスペクトル成分は、外側に向けて第１の評価ユニットに到達することができるべきである。帯域通過フィルタの上限周波数は、ＰＥＴ装置部分の高周波スペクトル成分がＭＲＴ装置の高周波信号をなんとか妨害しないように選ぶべきである。高域通過フィルタとノッチフィルタとのカスケードを有する構成については、６４ＭＨｚの中間周波数の場合例えば０．５ＭＨｚの帯域幅を有するＭＲＴ装置の高周波信号は非常に狭い帯域であることが利用される。ノッチフィルタは正確にＭＲＴ装置の高周波信号の周波数に合わせられる。更に、高域通過フィルタの限界周波数は、非常に低い周波数の傾斜磁場信号が、信号線を介して、高周波放射に対して遮蔽されたＰＥＴ装置部分に到達し得ないように選ぶことができる。その場合に、ＰＥＴ信号の十分に低いスペクトル成分は外に向けて第１の評価ユニットに到達し得るべきである。
【００１６】
陽電子放出断層撮影装置部分の全ての構成要素は非磁性材料から構成されていると特に好ましい。それにより、ＰＥＴ−ＭＲＴ複合装置内の、特に検査空間内の磁場の不均一性が回避される。
【００１７】
ＰＥＴ装置部分の電子装置ユニットがそれぞれ少なくとも１つの保護ダイオードを備えているならば特に有利である。それにより、電子装置ユニットに付設された少なくとも１つの保護ダイオードは、ＭＲＴ装置の高周波アンテナ装置から出る高い破壊的な場の強さを有し得る励起パルスによる破壊から電子装置ユニットを守る。
【００１８】
方法に関する課題は本発明によれば請求項９における特徴事項によって解決される。
【００１９】
本発明によれば、ＰＥＴ装置とＭＲＴ装置とを備えたＰＥＴ−ＭＲＴ複合装置による検査空間内の検査対象の画像表示方法において、
ＰＥＴ装置は、
検査空間に付設され、電子装置ユニットをそれぞれ有する少なくとも２つのガンマ線検出器ユニットを含み、ガンマ線検出器ユニットが検査空間から検査対象によって放出されたガンマ線を検出し、電子装置ユニットが検出されたガンマ線を相応の電気信号に変換する装置部分と、
検査対象の陽電子放出断層撮影画像のための電気信号を評価する第１の評価ユニットと
を有し、
ＭＲＴ装置は、
少なくとも２つの導体を有するストリップ線路アンテナ装置として構成され、検査空間への高周波励起パルスの送出および／または検査空間からの検査対象の磁気共鳴信号の受信を行なう高周波アンテナ装置と、
検査空間から高周波アンテナ装置よりも遠くに配置され、検査空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルシステムと（すなわち、高周波アンテナ装置が傾斜磁場コイルシステムよりも検査空間の近くに配置されている。）、
高周波アンテナ装置と傾斜磁場コイルシステムとの間に配置され、高周波アンテナ装置と傾斜磁場コイルシステムとの減結合を行なう高周波シールドと、
検査対象の磁気共鳴断層撮影画像のための磁気共鳴信号を評価する第２の評価ユニットと
を有し、
少なくとも高周波アンテナ装置から送出された各励起パルスの持続時間の間、第１の評価ユニットは検査対象のＰＥＴ画像のための電気信号を評価せず、
ストリップ線路アンテナ装置の各導体は、それぞれ、電子装置ユニットを有する１つのガンマ線検出器ユニットを含み、
ストリップ線路アンテナ装置の導体は、それぞれのガンマ線検出器ユニットおよびそれらに付設された電子装置ユニットのために、高周波アンテナ装置によって生じさせられた高周波放射を透過させないシールドカバーとして構成されている。
【００２０】
第１の評価ユニットが、少なくとも高周波アンテナ装置から送出された各励起パルスの持続時間の間に測定されたＰＥＴ信号を評価しないことによって、評価ユニットによって受信された信号が実際にもＰＥＴ放射に由来し、ＭＲＴ装置の高周波アンテナ装置から出る高周波妨害放射に由来しないことが保証されている。それにより、本発明による装置の信頼できるＰＥＴ動作が保証されている。更に、本発明による方法においては、本発明によるＰＥＴ−ＭＲＴ装置におけると同じ利点がもたらされる。
【００２１】
本発明による方法の有利な実施態様は請求項９の従属請求項に記載されている。
【００２２】
高周波アンテナ装置から送出された各励起パルスの持続時間の間、ＰＥＴ装置部分の電子装置ユニットはエネルギーを供給されないと特に好ましい。それにより、ＰＥＴ装置部分における電力損失の低減が達成される。
【００２３】
しかし、高周波アンテナ装置から送出された各励起パルスの持続時間の間、ＰＥＴ装置部分の電子装置ユニットが待機動作に切り換えられると有利である。待機動作、すなわちエネルギーを節約した準備動作において、一方ではＰＥＴ装置部分における電力損失の低減が達成され、他方ではＰＥＴ装置部分が高速で応答可能であり、大きな遅延なしに撮影モードに切換可能である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２４】
以下において本発明の有利な装置の実施例を図面に基づいて更に詳細に説明するが、本発明はこの装置に決して限定されない。具体的に説明するために、図面は縮尺通りに示されておらず、特定の特徴を概略的に示している。
図１は陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）−磁気共鳴断層撮影（ＭＲＴ）複合装置の概略図を示し、
図２Ａは金属箔片からなる橋絡片を有するストリップ線路アンテナ装置の導体の横断面図を示し、
図２Ｂは金属箔片および静電容量からなる橋絡片を有するストリップ線路アンテナ装置の導体の部分平面図を示し、
図３は図１によるＰＥＴ−ＭＲＴ複合装置の切抜き部分図を示し、
図４はＰＥＴ−ＭＲＴ複合画像化方法のためのＰＥＴ−ＭＲＴ複合装置の作動時の時間的経過を概略的に示す。
【００２５】
図１乃至図４において互いに対応する部分は同一の符号を付されている。
【００２６】
図１には検査空間４０内の検査対象４１の画像表示を行なうためのＰＥＴ−ＭＲＴ複合装置が横断面図で示されている。ＰＥＴ−ＭＲＴ複合装置は、ＭＲＴ装置と、ＰＥＴ装置部分１０が組み込まれているＰＥＴ装置とから構成されている。
【００２７】
図を見やすくするために、ＭＲＴ装置に必須であり検査空間４０内に静磁場を発生するコイルは示されていない。座標系１００によるｘ，ｙ，ｚ方向の独立の互いに垂直な傾斜磁場を発生するために、ＭＲＴ装置は傾斜磁場コイルシステム２２を含み、このコイルシステムはここでは単純化されて概略的に示されている。更にＭＲＴ装置に付設されて、検査空間４０内への励起パルスの発生および／または検査空間４０からの検査対象４１の磁気共鳴信号の受信を行なう高周波アンテナ装置２０が示されている。ここに示されている高周波アンテナ装置２０の実施形態は、検査空間４０の周りに湾曲させられた複数の平形導体から構成されている。この種の高周波アンテナ装置２０はストリップ線路アンテナ装置とも呼ばれる。図１には例として１つのストリップ線路アンテナ装置の４つの導体２０が示されている。傾斜磁場コイルシステム２２と高周波アンテナ装置２０との間には、傾斜磁場コイルシステム２２から高周波アンテナ装置２０を特に電磁的に減結合させるための円筒状の高周波シールド２１が示されている。高周波シールド２１は、傾斜磁場コイルシステム２２によって発生された信号を低周波領域では透過させ、高周波アンテナ装置２０よって発生された信号を高周波領域では透過させないように構成されている。
【００２８】
ＰＥＴ装置部分１０はこの実施例においては４つのガンマ線検出器１１を含む。検査対象４１から放出されたＰＥＴ放射がこれらのガンマ線検出器１１により検出され、ガンマ線検出器１１に付設された電子装置ユニット１２により相応の電気信号が発生される。ガンマ線検出器１１として、例えば検査空間４０に向けられた多数のシンチレーション検出器１１１（図３参照）が使用される。
【００２９】
電子装置ユニット１２を有する個々のガンマ線検出器１１は、それぞれ、ストリップ線路アンテナ装置の導体２０の内部に配置されている。このために、導体２０はある程度のボリュームまで広げられている。導体２０は高周波放射をほとんど透過させないように構成されている。しかし、傾斜磁場に関して、導体２０は透過性であるように構成されている。
【００３０】
電気的なＰＥＴ信号は、信号線６１０を介してＰＥＴ装置部分１０の端子１３に接続されている評価ユニット７１１に達する。評価ユニット７１１はプロセスコンピュータを有し、このプロセスコンピュータにより電気的なＰＥＴ信号からＰＥＴ画像が求められる。ＰＥＴ装置部分１０のエネルギー供給は、ＰＥＴ装置部分１０、特にＰＥＴ装置部分１０の電子装置ユニット１２に接続されているオンオフ可能な電源装置７１０によって確保される。ＩＩＩで示されている切抜き部分の詳細は図３から明らかである。電子装置ユニット１２を有する個々のガンマ線検出器１１は、評価ユニット７１１のために１つの共通端子１３を有するように一括接続されている。同様に、ガンマ線検出器１１およびそれに付設された電子装置ユニット１２のエネルギー供給は電源装置７１０への個別接続線を介して行なわれる。ガンマ線検出器１１と電子装置ユニット１２との相互の接続は図１には図を見やすくするために描かれていない。電子装置ユニット１２を有する各ガンマ線検出器１１は個々に評価ユニット７１１に接続され、電子装置ユニット１２を有する各ガンマ線検出器１１は個々に電源装置７１０からエネルギー供給されることも考え得る。
【００３１】
ＭＲＴ装置の作動は、同様にプロセスコンピュータを有する他の評価ユニット８０を介して行なわれる。高周波アンテナ装置２０は、高周波送信−受信ユニット７２０を介して評価ユニット８０に接続されている。高周波アンテナ装置２０は、評価ユニット８０によって制御されて、高周波送信−受信ユニット７２０によって励起パルスを送出するために励振される。それに従って高周波アンテナ装置２０によって受信された磁気共鳴信号は、再び高周波送信−受信ユニット７２０を介して、場合によって高周波送信−受信ユニット７２０内に組み込まれた増幅器により増幅されて、評価ユニット８０に伝達される。評価ユニット８０は磁気共鳴信号からＭＲＴ信号を求める。
【００３２】
傾斜磁場コイルシステム２２の電流供給は、図１における実施例によれば、同様に評価ユニット８０によって制御されて、傾斜磁場コイルシステム２２に接続されている電流供給手段７２２により行なわれる。ＰＥＴ装置部分１０に付設された第１の評価ユニット７１１と、ＭＲＴ装置に付設された第２の評価ユニット８０との間の接続も存在し、この接続を介して第１の評価ユニット７１１に第２の評価ユニット８０から信号が伝達され、これらの信号は励起パルスの持続中に第１の評価ユニット７１１における評価中断を生じさせる。更に、場合によっては、特にＰＥＴ装置部分１０の電子装置ユニット１２にエネルギーを供給するオンオフ可能な電源装置７１０がＭＲＴ装置の駆動に依存して同様に駆動されるようにするために、電源装置７１０は評価ユニット８０にも接続されている。
【００３３】
評価ユニット７１１，８０により得られたＰＥＴ断層画像およびＭＲＴ断層画像は、好ましくは画像出力を有するプロセスコンピュータ９０に伝達され、プロセスコンピュータ９０により断層画像が計算により重ねられ、ＰＥＴ−ＭＲＴ複合画像として出力される。
【００３４】
図２Ａにはストリップ線路アンテナ装置の導体２０の一部分が横断面図で示されている。ストリップ線路アンテナ装置の導体２０は、それぞれ並べて配置された複数の導体路３１からなる２つの特に銅製の金属膜装置３６，３７を含む。各導体路３１は電気絶縁性の隙間３４によって分離されている。両金属膜装置３６，３７は、金属膜装置３６，３７間に配置されている誘電体３５、特にガラス繊維組織で強化されたエポキシ材料もしくはテフロン（登録商標）材料からなる誘電体３５上に形成されている。両金属膜装置３６，３７はそれらの導体路３１および隙間３４がずらされて配置されている。
【００３５】
図２Ｂはストリップ線路アンテナ装置の導体２０の一部の平面図を示す。描かれた導体路３１はここでは例として互いに平行に構成されている。上側の金属膜装置３６は高周波アンテナ装置２０側の金属膜装置３６である。上側の金属膜装置３６の隣接する導体路３１は、高周波電流を導く橋絡片３２，３３を介して互い接続されている。高周波アンテナ装置２０によって上側の金属膜装置３６に誘導された電流は隣接する導体路３１間を橋絡片３２，３３を介して流れる。橋絡片３２，３３の一部は、それぞれ隣接する導体路３１を電気的に互いに接続する金属箔３２として構成することができる。この電気的接続は例えば半田付け、点溶接あるいは圧接により形成することができる。傾斜磁場コイルシステム２２によって上側の金属膜装置３６に誘導された電流が複数の導体路３１を介する閉じられた電流路を形成しないようにするために、いくつかの橋絡片３２，３３は静電容量３３、特にセラミックコンデンサとして構成されている。静電容量３３の大きさは、高周波アンテナ２０によって誘導された高周波電流にとっては静電容量３３が無視できるインピーダンスとなり、一方傾斜磁場コイルシステム２２によって誘導された電流にとってはインピーダンスが非常に高くなるように選ばれている。橋絡片３２，３３の図２Ｂに示された配置は具体的な説明として用いたにすぎない。橋絡片３２，３３の配置の選択時には、傾斜磁場コイルシステム２２によって誘導された環状電流が複数の導体路を介して流れることができないように、しかも磁気共鳴装置の動作周波数の範囲にある共鳴周波数を有する電流も流れることができないようにすることに注意すべきである。下側の金属膜装置３７は描かれた実施例では橋絡片を備えていない。しかし、下側の金属膜装置３７の導体路３１を上側の金属膜装置３６に対応させて同様に橋絡片３２，３３で接続することも考え得る。図を見やすくするために、図２Ｂには誘電体３５が描かれていない。ストリップ線路アンテナ装置の導体２０のここに更には図示されていない他の実施例において、この導体は橋絡片３２，３３を備えた唯一の金属膜装置３６のみを有する。この構成のシールド特性および高周波特性は、図２Ａおよび２Ｂに示された構成の良好なシールド特性および高周波特性よりも劣る。しかし、このような構成は簡単に低コストで作ることができる。
【００３６】
図３は図１にＩＩＩを付した切抜き部分を具体的に示す。ＰＥＴ装置部分１０は端子１３を介して信号線６１０により評価ユニット７１１に接続されている。ＰＥＴ装置部分１０の内部には、電子装置ユニット１２を有するガンマ線検出器１１が配置されている。ＰＥＴ装置部分１０はストリップ線路アンテナ装置のここでは概略的に示された導体２０により囲われている。ガンマ線検出器１１は並べて配置された複数のシンチレーション検出器１１１を有する。高周波アンテナ装置２０から出る比較的高い場強さによる破壊から保護するために、電子装置ユニット１２は少なくとも１つの保護ダイオード１２１を備えている。電子装置ユニット１２は、フィルタ１２２、特に帯域通過フィルタを介して、または高域通過フィルタとノッチフィルタとのカスケードとして構成されたフィルタを介して、信号線６１０ｉによりＰＥＴ装置部分１０の端子１３に接続されている。電子装置ユニット１２を有する個々のガンマ線検出器１１の間で電子装置ユニット１２を有するガンマ線検出器１１をまとめて接続する信号線（ここには図示されていない）においても、それぞれ１つの相応のフィルタ１２２が設けられる。
【００３７】
図４には、ＰＥＴ−ＭＲＴ複合画像化方法のための本発明によるＰＥＴ−ＭＲＴ複合装置の作動時における時間的経過がダイアグラムに概略的に示されている。横軸は時間軸ｔを表し、縦軸は励起パルス２３の強さＩを表す。単位は任意である。このダイアグラムには更に破線１４が描かれている。この破線１４は、ＰＥＴ装置に付設された評価ユニット７１１と場合によってはＰＥＴ装置部分１０に付設された電源装置７1０との作動状態を再現しようとするものである。破線１４は、どの時間帯で評価ユニット７１１がＰＥＴ画像のためのＰＥＴ信号を評価し、場合によってはどの時間帯で電源装置７１０がＰＥＴ装置部分１０、特に電子装置ユニット１２にエネルギーを供給するかを示している。励起パルス２３のパルス期間Δｔ11の期間中に評価ユニット７１１はＰＥＴ信号を評価せず、電源装置７１０は場合によっては遮断されるかまたは待機動作に切り換えられる。時間間隔Δｔ12を有する２つの励起パルス２３間において、時間Δｔ2（Δｔ2＜Δｔ12）の間、評価ユニット７１１が評価モードにあり、かつ電源装置７１０が投入され、ＰＥＴ装置部分１０、特に電子装置ユニット１２がエネルギーを供給される。ＭＲＴ装置のパルス列に依存して評価ユニット７１１および場合によっては電源装置７１０を制御することは、図１によれば、ＰＥＴ装置部分１０に付設された評価ユニット７１１および場合によっては電源装置７１０が評価ユニット８０によって制御されることによって行なわれる。評価ユニット８０は同様にＭＲＴ装置に付設された高周波送信−受信ユニット７２０を制御する。
【００３８】
従って、ＰＥＴ−ＭＲＴ複合画像化方法により、ＰＥＴ画像およびＭＲＴ画像の同時撮影が行なわれる。この複合撮影は、ＭＲＴ画像の単独撮影と同じ長さの時間だけしかかからない。なぜならば、いずれにせよＭＲＴ画像化時に存在する２つの励起パルス２３の間における期間Δｔ12をＰＥＴ画像の撮影に利用することができるからである。
【図面の簡単な説明】
【００３９】
【図１】陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）−磁気共鳴断層撮影（ＭＲＴ）複合装置の概略図
【図２Ａ】金属箔片からなる橋絡片を有するストリップ線路アンテナ装置の導体の横断面図
【図２Ｂ】金属箔片および静電容量からなる橋絡片を有するストリップ線路アンテナ装置の導体の部分平面図
【図３】図１によるＰＥＴ−ＭＲＴ複合装置からの切抜き部分図
【図４】ＰＥＴ−ＭＲＴ複合画像化方法のためのＰＥＴ−ＭＲＴ複合装置の作動時の時間的経過を概略的に示すダイアグラム
【符号の説明】
【００４０】
１０        ＰＥＴ装置部分
１１        ガンマ線検出器
１２        電子装置ユニット
１３        端子
１４        破線
２０        高周波アンテナ装置
２１        高周波シールド
２２        傾斜磁場コイルシステム
２３        励起パルス
３１        導体路
３２        橋絡片
３３        橋絡片
３４        隙間
３５        誘電体
３６        金属膜装置
３７        金属膜装置
４０        検査空間
４１        検査対象
８０        評価ユニット
９０        プロセスコンピュータ
１００      座標系
１１１      シンチレーション検出器
１２１      保護ダイオード
１２２      フィルタ
６１０      信号線
６１０ｉ    信号線
７１０      電源装置
７１１      評価ユニット
７２０      高周波送信−受信ユニット
７２２      電流供給手段
【図１】
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【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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【図３】
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【図４】
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