(57)【要約】【課題】本発明の目的は、ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置のそれぞれの開発・調整・メンテナンス時の独立性を高めることにある。さらに、従来のＭＲＩ装置と比較して同程度の大きさに留め、かつＭＲＩ装置からＰＥＴ装置への磁場の影響を低減させることができ、ＭＲＩ画像とＰＥＴ画像を同時に撮像することを可能にするような１ガントリＭＲＩ−ＰＥＴ装置を提供することにある。【解決手段】トンネル型で中央部が軸方向に分離したスプリット型の磁石装置を備えたＭＲＩ装置と、半導体検出器もしくはフォトダイオードで光電子を増倍するシンチレーション検出器を備えたリング状のＰＥＴ装置とを用い、ＭＲＩの磁石装置とＰＥＴ装置とをそれぞれ別の容器内に封入して構成する。該ＭＲＩの磁石装置のスプリット部に、該ＰＥＴ装置を挿入してＭＲＩ−ＰＥＴ装置を構成することで、上記課題を解決する。【選択図】  図１
2011030682.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁場を生成するリング状の第１の主コイルと、
漏れ磁場を低減する第１のシールドコイルと、
前記第１の主コイル及び前記第１のシールドコイルを覆うように内部に収容するリング状の第１の真空容器とを備える第１のトンネル型磁石装置と、
磁場を生成するリング状の第２の主コイルと、
漏れ磁場を低減する第２のシールドコイルと、
前記第２の主コイル及び前記第２のシールドコイルを覆うように内部に収容するリング状の第２の真空容器とを備える第２のトンネル型磁石装置と、
γ線を検出するγ線検出器と、
前記γ線検出器が出力した検出信号を処理する信号処理装置と、
前記γ線検出器及び前記信号処理装置を覆うように内部に収容するリング状のＰＥＴガントリとを備えるＰＥＴ装置を備え、
前記第１のトンネル型磁石装置，前記第２のトンネル型磁石装置及び傾斜磁場コイルによって一つのＭＲＩ装置を構成し、
被検診者をのせるベッド装置の進行方向の上流側から順に、前記第１のトンネル型磁石装置，前記ＰＥＴ装置及び前記第２のトンネル型磁石装置を配置したことを特徴とする１ガントリ型のＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
【請求項２】
前記ＭＲＩ装置の分離された前記第１のトンネル型磁石装置及び前記第２のトンネル型磁石装置の空隙部に、一体型のリング状の前記ＰＥＴ装置を設置することを特徴とする請求項１に記載の１ガントリ型のＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
【請求項３】
前記第１のトンネル型磁石装置及び前記第２のトンネル型磁石装置の間に形成される空隙部に連結部材を備え、
前記連結部材が、前記第１のトンネル型磁石装置と前記ＰＥＴ装置、及び前記第２のトンネル型磁石装置と前記ＰＥＴ装置を連結して位置決めすることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載のＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
【請求項４】
前記連結部材は、前記ＭＲＩ装置と前記ＰＥＴ装置のそれぞれの撮像空間が同じ空間領域に重なるように、前記ＭＲＩ装置及び前記ＰＥＴ装置を連結することを特徴とする請求項３に記載の１ガントリ型のＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
【請求項５】
前記ＰＥＴ装置は、前記第１のトンネル型磁石装置が生成する磁束と前記第２のトンネル型磁石装置が生成する磁束が互いに逆向きとなって弱め合う磁場の領域に設置されることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の１ガントリ型のＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
【請求項６】
前記γ線検出器は、半導体検出器であることを特徴とする請求項１乃至請求項５のいずれか１項に記載のＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
【請求項７】
前記γ線検出器は、フォトダイオードで光電子を増倍するシンチレーション検出器であることを特徴とする請求項１乃至請求項５のいずれか１項のＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
【請求項８】
前記信号処理装置は、前記第１のトンネル型磁石装置が生成する磁束と前記第２のトンネル型磁石装置が生成する磁束が互いに逆向きとなって弱め合う磁場の領域に設置されることを特徴とする請求項１乃至請求項７のいずれか１項に記載の１ガントリ型のＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
【請求項９】
前記連結部材は、前記ＰＥＴ装置を上部から挿入するための空隙が形成されることを特徴とする請求項１乃至請求項８のいずれか１項に記載の１ガントリ型のＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
【請求項１０】
前記連結部材は、前記ＰＥＴ装置を水平方向から挿入するための空隙が形成されることを特徴とする請求項１乃至請求項８のいずれか１項に記載の１ガントリ型のＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
【請求項１１】
前記傾斜磁場コイルは、前記第１のトンネル型磁石装置及び前記第２のトンネル型磁石装置の径方向内側であって、前記第１の真空容器及び前記第２の真空容器の外部に設置されることを特徴とする請求項１乃至請求項１０のいずれか１項に記載の１ガントリ型のＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
【請求項１２】
前記傾斜磁場コイル装置を構成する導体は、軸方向に分離して構成されることを特徴とする請求項１乃至請求項１１のいずれか１項に記載の１ガントリ型のＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
【請求項１３】
前記傾斜磁場コイル装置の主磁場を生成する主コイルを構成する導体を、軸方向の中心部で裏側に折り返し、傾斜磁場コイル装置の外側にある傾斜磁場コイル装置の主磁場とは逆の磁場を生成するシールドコイルに連結させた傾斜磁場コイル装置を備えたことを特徴とする請求項１乃至請求項１１のいずれか１項に記載の１ガントリ型のＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、陽電子放出型ＣＴ（ポジトロン・エミッション・コンピューテッド・トモグラフィ（Positron Emission computed Tomography）、以下「ＰＥＴ」という。）装置と、核磁気共鳴イメージング（ニュークレア・レゾナンス・イメージング（Nuclear Imaging Resonance）、以下「ＭＲＩ」という。）装置とを１台の装置に結合させ、共通の領域に撮像空間を有した１ガントリＭＲＩ−ＰＥＴ装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
ＰＥＴは、体内の特定の細胞（例えば腫瘍組織）に集まる性質を有する物質を陽電子放出核種で標識した放射性薬剤を被験者に投与し、その放射性薬剤が体内のどの部位で多く集積あるいは消費されているかを調べる方法である。ＰＥＴ装置に装荷されるＰＥＴカメラは、一対のγ線を同時検出する装置である。γ線を検出するγ線検出器には、従来シンチレーション検出器が用いられてきた。シンチレーション検出器はγ線を受けるとエネルギーに比例した強度の発光を示す物質で構成される。シンチレーション検出器はγ線を受けてそのエネルギーに比例した強度の光を放出するが、このままでは、信号が微弱で電気的な信号として使えるエネルギーにはならない。そこで光電子増倍管を用いて、この光信号を増幅された電気エネルギーに変換する。光電子増倍管には、光を受けると光電効果により電子を放出する物質が用いられる。この電子（１次電子）は電極間に掛けられた電圧によって加速され、電子が衝突すると複数の２次電子を放出する第１の２次電子放出電極に衝突する。この２次電子放出電極はさらに多量の２次電子を放出し、第１の２次電子放出電極と第２の２次電子放出電極との間に掛けられた電圧によって加速され、第２の２次電子放出電極に衝突する。これを繰り返すことで、大きな電子電流、即ち電気エネルギーを作り出す。このとき、もし光電子増倍管に強磁場が印加されると、ローレンツ力によって電子の軌道が曲げられるため、目的の２次電子放出電極に到達できなくなり、動作が阻害される可能性がある。
【０００３】
ＰＥＴは分子生物学レベルでの機能及び代謝の検出が可能であり、被験者の体内の機能画像を提供することができる。しかし、ＰＥＴにより得られる三次元画像は放射性薬剤の集積領域だけであるため、臓器全体の形を表現する形態画像としての機能には乏しい。ＰＥＴ診断の主たる目的に癌病巣の検出とその位置同定があるが、ＰＥＴで得られる初期の癌病巣は典型的には点状であり、そのため、ＰＥＴ単独の画像では癌病巣が臓器のどの部分であるのかを正確に判断することが難しい。
【０００４】
一方、生体の形態画像を得る手段としてはＸ線ＣＴ（Computed Tomography）とＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging)がある。
【０００５】
Ｘ線ＣＴは、人体を透過したＸ線の積分値を計測し、その積分値を逆投影することにより人体内の粗密分布を計算し画像化する。この画像化のためには膨大なデータを処理する必要があるが、近年のコンピュータ技術の急速な発達により、人体の断層像を高速に画像化できるようになった。
【０００６】
ＭＲＩはＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance、核磁気共鳴）現象を利用したイメージング法である。ＮＭＲイメージング法は、非電離電磁放射線（電波）と静磁場，傾斜磁場の組み合わせにより対象各種の存在密度を画像化するものである。
【０００７】
現在、ＰＥＴで得られる生体の活性部位が臓器のどの位置にあるかを捕え易くするため、Ｘ線ＣＴとＰＥＴとを一体化したＣＴ−ＰＥＴ装置が開発され、ＰＥＴで得られる機能画像とＸ線ＣＴによって得られる形態画像とを重ね合せて観察する技術が普及している。
【０００８】
一方近年、Ｘ線ＣＴの替わりにＭＲＩとＰＥＴとを一体化したＭＲＩ−ＰＥＴ装置が検討され始めた。ＭＲＩは電離放射線による被曝を受けることなく形態画像を取得できるという利点を有する。
【０００９】
しかしながらＭＲＩは強力な磁場を発生するため、ＰＥＴ装置（特にγ線の検出信号の増幅に光電子増倍管を用いるＰＥＴ装置）に重大な影響を与える可能性がある。これにより、これまで両者を近距離で結びつけた１体型の１ガントリＭＲＩ−ＰＥＴ装置の実現は困難と考えられてきた。
【００１０】
この問題を解決するため、光電子増倍管がＭＲＩの強力な磁場に晒されるのを避けるように、γ線検出器からの信号フォトンをグラスファイバーによって低磁場領域に設置した光電子増倍管まで輸送して増幅するものが考案された（例えば特許文献１及び非特許文献１参照）。またこの案を具体化した装置として、スプリット型のトンネル型磁石の隙間に多数本のＰＥＴ装置のモジュール、即ち検出器と光増幅器とを光ファイバで連結して一体化した棒状の機器を半径方向から差込み、一体化したＭＲＩ−ＰＥＴ装置が開発された（非特許文献２参照）。
【００１１】
しかし上記従来技術では、グラスファイバーを検出器のチャンネル毎に連結する必要があり、その数が膨大となる（例えば、小型とされている頭部用ＰＥＴ装置であっても数万チャンネル程度のものが必要とされる。）。従って、その製作に労力を要し、量産化や低コスト化には困難が伴う。
【００１２】
また棒状の機器を半径方向から差込む場合、ＰＥＴ装置が機器として独立化できず、ＰＥＴ装置単体での調整・メンテナンスがし難いという問題がある。また装置として半径方向に大型化するため、天井の低い一般病院の検査室に設置するには困難が伴う。
【００１３】
他方、γ線検出器として例えばＬＳＯなどのシンチレータを用い、これの光信号を増幅する装置としては磁場に弱い光電子増倍管の代わりに、アバランシェ・フォト・ダイオード（ＡＰＤ）と呼ばれる半導体を用いた光増倍デバイスを用いて、ＰＥＴリングをトンネル型のＭＲＩ磁石のボアの内側に挿入する発明が存在する（特許文献２参照）。この装置の課題としては、トンネル型のＭＲＩ磁石のボアの内側にＰＥＴリングを挿入する形態のため、ＰＥＴリングの内径は小さくならざるを得ない。そのため全身用ではなく、頭部専用装置のような形態になると考えられる。全身用の装置を求めるならば、非常に大きいボア径を有するトンネル型のＭＲＩ磁石を作らざるを得ず、その場合にはＭＲＩ磁石の外形は非常に大きなものとなることが予想される。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１４】
【特許文献１】米国特許第４９３９４６４号
【特許文献２】特表２００８−５２５２６１号公報
【非特許文献】
【００１５】
【非特許文献１】Simultaneous PET and NMR；P.K.Marsden et.al，The British Journal of Radiology，75 (2002)，S53-S59
【非特許文献２】R.E.Ansorge et．al，“Novel Split Coil Imaging Magnet”，[online]，University of Cambridge，［平成21年7月24日検索］，インターネット＜ＵＲＬ：http://www.wbic.cam.ac.uk/￣rea1/research/ENC45_poster.pdf＞
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１６】
本発明の目的は、ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置のそれぞれの開発・調整・メンテナンス時の独立性を高めつつ、これらを容易に組み上げて成るＭＲＩ装置とＰＥＴ装置とが一体化したＭＲＩ−ＰＥＴ装置であって、これを従来のＭＲＩ装置と比較して同程度の大きさに留め、かつＭＲＩ装置からＰＥＴ装置への磁場の影響を低減させることができ、ＭＲＩ画像とＰＥＴ画像を同時に撮像することを可能にするような１ガントリＭＲＩ−ＰＥＴ装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
上記した目的を達成する本願発明の特徴は、トンネル型で中央部が軸方向に分離したスプリット型の磁石装置を備えたＭＲＩ装置と、半導体検出器もしくはフォトダイオードで光電子を増倍するシンチレーション検出器を備えたリング状のＰＥＴ装置とを用い、ＭＲＩの磁石装置とＰＥＴ装置とはそれぞれ別の容器内に封入してこれらを独立化し、ＭＲＩの磁石装置のスプリット部に、該ＰＥＴ装置を挿入してＭＲＩ−ＰＥＴ装置を構成することにある。
【発明の効果】
【００１８】
本発明によれば、ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置のそれぞれの開発・調整・メンテナンス時の独立性を高めることができる。また、従来のＭＲＩ装置と比較して同程度の大きさに留め、かつＭＲＩ装置からＰＥＴ装置への磁場の影響を低減させることができ、ＭＲＩ画像とＰＥＴ画像を同時に撮像することできるようになる。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】本発明の一実施形態である１ガントリＭＲＩ−ＰＥＴ装置の構成を示す側面図である。
【図２】本発明の一実施形態である１ガントリＭＲＩ−ＰＥＴ装置の構成を示す正面図である。
【図３】本発明の一実施形態である１ガントリＭＲＩ−ＰＥＴ装置の組み立て方法を示す側面図である。
【図４】本発明の一実施形態である１ガントリＭＲＩ−ＰＥＴ装置の組み立て方法を示す正面図である。
【図５】本発明の一実施形態である１ガントリＭＲＩ−ＰＥＴ装置の組み立て方法を示す正面図である。
【図６】本発明の一実施形態である１ガントリＭＲＩ−ＰＥＴ装置に用いられるｚ傾斜磁場コイルの構成を示す断面図である。
【図７】本発明の一実施形態である１ガントリＭＲＩ−ＰＥＴ装置に用いられるｘ傾斜磁場コイル又はｙ傾斜磁場コイルの構成を示す断面図である。
【図８】本発明の一実施形態である１ガントリＭＲＩ−ＰＥＴ装置に用いられるｘ傾斜磁場コイル又はｙ傾斜磁場コイルの構成を示す斜視図である。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
本発明のＭＲＩ−ＰＥＴ装置は、トンネル型で中央部が軸方向に分離したスプリット型の磁石装置を備えたＭＲＩ装置と、半導体検出器もしくはフォトダイオードで光電子を増倍するシンチレーション検出器を備えたリング状のＰＥＴ装置とを用い、ＭＲＩの磁石装置とＰＥＴ装置とをそれぞれ別の容器内に封入して構成する。このＭＲＩ−ＰＥＴ装置は、該ＭＲＩの磁石装置のスプリット部に、該ＰＥＴ装置を挿入して構成される。
【実施例１】
【００２１】
以下、本発明の一実施形態であるＭＲＩ−ＰＥＴ装置について、図１乃至図６を用いて説明する。
【００２２】
本実施例は、ＰＥＴ装置のボアに十分な空間を有しながらＭＲＩ装置及びＰＥＴ装置を一体化するとともに、ＰＥＴ装置のガントリをＭＲＩ磁石の低磁場領域に配置し、ＭＲＩ装置からの磁場の影響を低減させるものである。また装置全体の大きさを通常のＭＲＩ装置並みに留め、ＰＥＴ装置とＭＲＩ装置の分離・独立性を高めてメンテナンス性等を向上させるものである。
【００２３】
上記を解決するために本発明において用いた手段を要約すると、下記の３点になる。
（１）トンネル型で中央部が軸方向に分離したスプリット型の磁石装置のスプリット部に、同軸状にＰＥＴ装置を挿入して１ガントリ型のＭＲＩ−ＰＥＴ装置を構成する。
（２）ＰＥＴ装置のγ線の検出器には、磁場に強い半導体検出器あるいはフォトダイオードで光電子を増倍するシンチレーション検出器を使用する。
（３）ＰＥＴ装置を一体のリング状容器に収容して、スプリット型の磁石装置の間隙の連結柱間の幅内に収納する構造とする。
【００２４】
本実施例のＭＲＩ−ＰＥＴ装置の構成を、図１と図２を用いて説明する。
【００２５】
図１は、本実施例におけるＭＲＩ−ＰＥＴ装置の内部構成を示す側面図である。図１に示すように、本実施例におけるＭＲＩ−ＰＥＴ装置は、トンネル型（円柱の半径方向中心部に略円筒形状の穴を設けた略円筒形状）の磁石装置を軸中心部で分割したスプリット型磁石装置１ａ，１ｂを用いる。
【００２６】
図２は、図１のＭＲＩ−ＰＥＴ装置を軸方向から見た図である。スプリット型磁石装置は、図１の左側（撮像空間３に挿入されるベッド装置の進行方向において上流側）のリング状の第１の磁石装置１ａと、右側（ベッド装置の進行方向において下流側）のリング状の第２の磁石装置１ｂの２つの磁石装置を、図２に示す連結柱２ａ，２ｂで連結し、一体の磁石装置として形成したものである。つまり、第１の磁石装置１ａ，第２の磁石装置１ｂ及び傾斜磁場コイルによって一つのＭＲＩ装置を構成する。傾斜磁場コイルのセット１１が、第１の磁石装置１ａ及び第２の磁石装置１ｂの径方向内側であって、真空容器１０１ａ，１０１ｂの外部に配置される。被検診者をのせたベッド装置（図示せず）は、磁石装置１ａ，１ｂの径方向中心部に形成された空隙に挿入され、撮像空間３を通過する。
【００２７】
ＭＲＩ装置の磁石装置１ａは、ＭＲＩ装置の撮像空間３に主磁場４を生成するリング状の主コイル群５ａ，漏れ磁場を低減させるためのリング状のシールドコイル群６ａ及びリング状の真空容器１０１ａを備える。主コイル群５ａ及びシールドコイル群６ａは、真空容器１０１ａに覆われるように、その内部に収容される。磁石装置１ｂは、ＭＲＩ装置の撮像空間３に主磁場４を生成するリング状の主コイル群５ｂ，漏れ磁場を低減させるためのリング状のシールドコイル群６ｂ及びリング状の真空容器１０１ｂを備える。主コイル群５ｂ及びシールドコイル群６ｂは、真空容器１０１ｂに覆われるように、その内部に収容される。磁石装置１ａ及び磁石装置１ｂは、磁石中心の撮像領域３に均一な軸方向の主磁場４を提供するように、内部の主コイル群５ａ，５ｂ，シールドコイル群６ａ，６ｂの大きさ，起磁力，配置を調整する。
【００２８】
このとき左側の磁石装置１ａと右側の磁石装置１ｂの間の間隙部では、左側の磁石装置１ａが生成する磁場の磁力線７ａと、右側の磁石装置１ｂが生成する磁場の磁力線７ｂとが重畳される。図１のように、間隙部の中心軸より離れた領域では、磁力線７ａと磁力線７ｂは半径方向成分が互いに反対向きになり、磁束の多くが相殺され、磁束密度が著しく低減されることになる。
【００２９】
このスプリット型の磁石装置の間隙部に、リング型のＰＥＴ装置１０２を挿入する。その際、ＭＲＩ装置の中心軸とＰＥＴガントリ８の中心軸とが、ほぼ重なるように設置する。このように構成することで、前記の機能をもってして成るＭＲＩ装置の撮像空間３と、以下に説明する機能をもってして成るＰＥＴ装置の撮像可能領域とがほぼ重なり、同じ空間にある対象物についてＭＲＩ装置とＰＥＴ装置によるそれぞれの撮像を同時に行えるようになる。
【００３０】
ＰＥＴ装置１０２は、複数のγ線検出器９，γ線検出器９に接続された信号処理装置１０及びＰＥＴガントリ８を備える。ＰＥＴガントリ８は、γ線検出器９及び信号処理装置１０を覆うように内部に収容する。ベッド装置にのせられた被検診者から放出されるγ線を検出するため、複数のγ線検出器９がＰＥＴガントリ８の内部に環状に配置される。この複数のγ線検出器９は、ベッド装置が挿入される位置を取り囲むように配置される。ＰＥＴガントリ８の径方向の内側にγ線検出器９が配置され、径方向の外側に信号処理装置１０が配置される。信号処理装置１０は、γ線検出器９から出力された検出信号を処理する。
【００３１】
ＰＥＴ装置１０２のγ線検出器９には磁場に強いカドミウムテルル半導体（ＣｄＴｅ）等で構成される半導体検出器を用いる。半導体検出器では、半導体のＰＮ接合を構成し、これに逆バイアスをかける。ＰＮ接合の接合面ではキャリアの電子と正孔が電極側に集められ、キャリアの存在しない空乏層ができる。これはコンデンサと電気的には同じで、高い電場がつくられる。放射線がここに入ると電子と正孔の対をつくるが、これらのキャリアはバンド構造の伝導帯を運動するのであまり原子に散乱されることなく電極に収集することができる。半導体検出器では放射線が入って信号パルスが生じたときに電流が流れ、一時的に電気容量が変化したようになる。この信号を図示しない電荷有感型のプリアンプで増幅する。
【００３２】
このように半導体検出器では、検出部のキャリアはバンド構造の伝導帯を運動するため、磁場の影響を比較的受け難い。また増幅部においても磁場の影響を受け易い光電子増倍管を不要とすることができる。したがって従来のシンチレーション検出器と光電子増倍管を用いるＰＥＴ装置に較べ、耐磁場性を格段に向上できるのである。半導体検出器の検出部はガリウムヒ素（ＧａＡｓ）やカドミウムテルル亜鉛（ＣＺＴ）等で構成される。信号処理装置１０は、小型化のためＡＳＩＣを用いる。ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）とは、特定用途向け集積回路のことである。信号処理装置１０が実装される、間隙部の中心軸より半径方向に離れた領域では、上記に述べた原理により磁束密度が著しく低減される。該信号処理装置１０を、間隙部の中心軸より半径方向に離れた位置で、かつ連結柱２ａと２ｂのある位置より半径方向内側に設置する。このように設置することで、信号処理装置１０は磁場による悪影響をほとんど受けることがなくなるのである。これが、ＭＲＩ磁石の間隙部にＰＥＴ装置を配置する構成を採ることによる本発明の第２の効果である。予備的な磁場計算によると、装置中心面において、最大主コイル外半径の８１％位置における磁場強度は、中心磁場強度の５０％に低減、同９４％位置における磁場強度は同２０％に低減できることがわかっている。
【００３３】
γ線検出器９としては、シンチレーション検出器に光電子増倍ダイオードを組み合わせた装置を用いても良い。
【００３４】
半導体のγ線検出器９やシンチレーション検出器に光電子増倍ダイオードを組み合わせたγ線検出器９は耐磁場性が高く、比較的磁場の高い間隙部の中心軸よりの位置でも、機能させることができる。
【００３５】
したがって、ＰＥＴガントリ８を上記のように構成すれば、図２に示すように全体としてＰＥＴガントリ８のリングの直径は、スプリット型磁石装置の連結柱２ａと連結柱２ｂの間の幅よりも小さくし得る。そのためＰＥＴガントリ８はリング状の一体のまま、連結柱内に収めることができ、また連結柱２ａと２ｂを結ぶ直線に直交する半径方向の１方向に引き抜くことが可能となる。これにより、スプリット型磁石装置とＭＲＩ−ＰＥＴ装置の分離・独立性を高めてメンテナンス性等を向上させることができる上、装置全体が小型化できる。
【００３６】
ここで、γ線検出器９にシンチレータを用い、光ファイバを連結して光電子増倍管（フォトマルチプライヤー）で信号を増幅しようとするならば、低磁場でもその動作に影響を受ける光電子増倍管（フォトマルチプライヤー）を十分に低磁場の領域に設置しなければならない。その場合、シンチレータ・光ファイバ・光電子増倍管（フォトマルチプライヤー）を一体のモジュールにしようとすれば、それらを周方向に配置したリングの最外径は、少なくとも連結柱２ａと２ｂの間の幅より大きく為らざるを得ず、本発明のようにＰＥＴガントリ８をリング状の一体のまま、連結柱内に収めることができないのである。またＰＥＴガントリのリング直径が大きくなることから、装置全体の外径が大きくならざるを得ない。
【００３７】
一方、ＭＲＩ装置においては、画像化のための位置情報を与えるために、場所により強さの異なる磁場、即ち傾斜磁場を作る必要がある。これを作るのが傾斜磁場コイルである。通常、傾斜磁場コイルは軸方向に磁場の傾斜を与えるｚ傾斜磁場コイル、軸に直交するその他２方向に磁場の傾斜を与えるｘ傾斜磁場コイルとｙ傾斜磁場コイルとがある。またこれらの傾斜磁場コイルの磁場が磁石側に漏れないようにシールドするシールド傾斜磁場コイルが、それぞれ３方向の傾斜分布を与える傾斜磁場コイルと、対を成して構成される。トンネル型のＭＲＩ装置では、これらのコイル群を厚みのある円筒状の形状に一体成形して傾斜磁場コイルのセット１１を作り、磁石のボア内に同軸状に挿入する。本実施例においては、トンネル型のＭＲＩ装置に用いる傾斜磁場コイルと同様のものを利用する。図１に示す傾斜磁場コイルのセット１１は、円筒状の形状に一体成形したものを、磁石のボア内に同軸状に設置した状態を示している。
【００３８】
ここで、これらの構成機器を一体のＭＲＩ−ＰＥＴ装置として組み上げる方法を、図３と図４を用いて説明する。
【００３９】
まず、図３に示すように、スプリット型磁石の間隙部に、リング型のＰＥＴガントリ８を上部から挿入する。図４はこの状況を軸方向（正面）から見たものである。磁石装置１ａ，１ｂを連結する連結柱２ａ，２ｂの間隔は、リング型のＰＥＴガントリ８の外径より大きいので干渉しない。次に、図３に示すように、傾斜磁場コイルのセット１１をスプリット型磁石装置のボア内に、軸方向から挿入する。このようにして、図１に示すＭＲＩ−ＰＥＴ装置が組み上がる。
【００４０】
装置のメンテナンス時には、この逆の過程で装置を分離することができる。またこれらの構成機器は、単独で動作し得るので、開発時の試験や製品の調整試験等が行い易いという利点がある。
【００４１】
本実施例によれば、半導体検出器もしくはフォトダイオードで光電子を増倍するシンチレーション検出器を備えたＰＥＴ装置を用いることで、磁場中においても検出器を動作させることができる。これによりＭＲＩ装置の中央部にＰＥＴ装置を設置して一体化することができる。また、ＰＥＴ装置を設置するＭＲＩ装置のスプリット部においては、左右に設置されたコイルが作る半径方向の磁束密度成分の符号は互いに逆になり、重畳される磁束密度は弱められ、ＰＥＴ装置の演算処理装置へ与える磁場の影響を低減させることができる。これらによりＭＲＩ装置が発生する磁場によるＰＥＴ装置の誤動作等の防止が可能な１ガントリ方式のＭＲＩ−ＰＥＴ装置を提供することができる。この１ガントリ方式では、ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置のそれぞれの撮像領域を、それぞれの装置の中央部に設定できる。結果、それぞれの装置の撮像領域は互いに重なり、ＭＲＩとＰＥＴの撮像が同位置，同時で可能となる。このことにより、トータルの撮像時間を短縮できるだけでなく、ＭＲＩ画像とＰＥＴ画像において同じ時刻に現われるそれぞれの事象を重ね合わせることで、それぞれの画像で捉えられる特徴的な生理的活性状態の時間変化を対応づけることが可能になるのである。またＭＲＩの磁石装置とＰＥＴ装置とをそれぞれ別の容器内に保持する構成を採ることにより、これらは独立かつ並列に開発・製造・調整することが可能となり、開発・製造・調整における効率を向上できる。従来、医療現場ではＸ線ＣＴ装置とＰＥＴ装置を組み合わせた１ガントリＣＴ−ＰＥＴを用いて、Ｘ線ＣＴ装置で得られる形態画像とＰＥＴ装置で得られる機能画像とを合成し、またそれらを関連付けて観察してきた。本発明の１ガントリ方式のＭＲＩ−ＰＥＴ装置を用いれば、ＣＴ−ＰＥＴ装置に較べて１回の撮像の被曝量を低減できるため、例えば腫瘍の手術前後の経過観察などでは、一人の患者について多数回の撮像ができるようになり、治療効果の観察がより精度良くできるようになる。
【実施例２】
【００４２】
本発明の第２の実施例であるＭＲＩ−ＰＥＴ装置の構成を、図５を用いて説明する。以下、実施例１のＭＲＩ−ＰＥＴ装置と異なる構成について説明する。
【００４３】
実施例１では、連結柱２ａ，２ｂをスプリット型磁石装置のボアの左右に配置したが、本実施例では連結柱２ｃ，２ｄをスプリット型磁石装置のボアの上下に配置する。本実施例のＭＲＩ−ＰＥＴ装置は、リング型のＰＥＴガントリ８を横方向から挿入可能な構成を有している。
【００４４】
本実施例によれば、ＰＥＴガントリ８を横方向から挿入することができるため、天井が低く、クレーン等による吊り上げができない設置環境の場合であっても、組み立て可能となる。
【００４５】
本実施例によれば、半導体検出器もしくはフォトダイオードで光電子を増倍するシンチレーション検出器を備えたＰＥＴ装置を用いることで、磁場中においても検出器を動作させることができる。これによりＭＲＩ装置の中央部にＰＥＴ装置を設置して一体化することができる。また、ＰＥＴ装置を設置するＭＲＩ装置のスプリット部においては、左右に設置されたコイルが作る半径方向の磁束密度成分の符号は互いに逆になり、重畳される磁束密度は弱められ、ＰＥＴ装置の演算処理装置へ与える磁場の影響を低減させることができる。これらによりＭＲＩ装置が発生する磁場によるＰＥＴ装置の誤動作等の防止が可能な１ガントリ方式のＭＲＩ−ＰＥＴ装置を提供することができる。この１ガントリ方式では、ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置のそれぞれの撮像領域を、それぞれの装置の中央部に設定できる。結果、それぞれの装置の撮像領域は互いに重なり、ＭＲＩとＰＥＴの撮像が同位置，同時で可能となる。このことにより、トータルの撮像時間を短縮できるだけでなく、ＭＲＩ画像とＰＥＴ画像において同じ時刻に現われるそれぞれの事象を重ね合わせることで、それぞれの画像で捉えられる特徴的な生理的活性状態の時間変化を対応づけることが可能になるのである。またＭＲＩの磁石装置とＰＥＴ装置とをそれぞれ別の容器内に保持する構成を採ることにより、これらは独立かつ並列に開発・製造・調整することが可能となり、開発・製造・調整における効率を向上できる。従来、医療現場ではＸ線ＣＴ装置とＰＥＴ装置を組み合わせた１ガントリＣＴ−ＰＥＴを用いて、Ｘ線ＣＴ装置で得られる形態画像とＰＥＴ装置で得られる機能画像とを合成し、またそれらを関連付けて観察してきた。本発明の１ガントリ方式のＭＲＩ−ＰＥＴ装置を用いれば、ＣＴ−ＰＥＴ装置に較べて１回の撮像の被曝量を低減できるため、例えば腫瘍の手術前後の経過観察などでは、一人の患者について多数回の撮像ができるようになり、治療効果の観察がより精度良くできるようになる。
【実施例３】
【００４６】
本発明の第３の実施例であるＭＲＩ−ＰＥＴ装置の構成を、図６及び図７を用いて説明する。以下、実施例１のＭＲＩ−ＰＥＴ装置と異なる構成について説明する。
【００４７】
実施例１で説明した傾斜磁場コイルは、従来のトンネル型ＭＲＩ装置に用いられるものと同等の傾斜磁場コイルを想定した。この場合、被験者から放出されたγ線がＰＥＴ装置の検出器まで到達するまでの間に、傾斜磁場コイルを透過する必要がある。傾斜磁場コイルは、数ミリの厚みを持つ平板状の導体で構成されている。各ターンの銅線は互いに隙間を有しているが、前述のように傾斜磁場コイルのセットは、ｘ傾斜磁場コイル，ｙ傾斜磁場コイル，ｚ傾斜磁場コイルの３種の傾斜磁場コイルで構成されており、さらにそれぞれ主傾斜磁場コイルとシールド傾斜磁場コイルを有するため、場所によっては６層のコイルが重なることになる。このように傾斜磁場コイルの導体が多層重なる領域ではγ線の減衰が著しく、そのためＰＥＴ装置の検出器に入るγ線の量が減って、検出感度が低下する恐れがある。
【００４８】
そこで本実施例では、各傾斜磁場コイルを軸方向の中心で分割し、隙間を開ける。図６に本実施例のＭＲＩ−ＰＥＴ装置に用いられるｚ傾斜磁場コイルの断面を示す。本実施例のｚ傾斜磁場コイルでは、コイルの円筒形の支持体１２ａ，１２ｂを軸方向の中心で分割し、隙間１３を設ける。コイルの支持体１２ａ，１２ｂには、それぞれ平板状のｚ傾斜磁場コイル導体１４ａ，１４ｂが周巻され、ｚ傾斜磁場コイル電流１５ａ，１５ｂが流される。ｚ傾斜磁場コイルは、このように導体１４ａ，１４ｂが周回方向に巻かれるため、軸方向に中心で隙間１３を設けても何ら問題がない。
【００４９】
図７には、本実施例のＭＲＩ−ＰＥＴ装置に用いられるｘ傾斜磁場コイル又はｙ傾斜磁場コイルを示す。本実施例では、同様にコイルの円筒形の支持体１２ａ，１２ｂを軸方向の中心で分割し、隙間１３を設ける。ｘ傾斜磁場コイル又はｙ傾斜磁場コイルでは、図７のように、円筒面に沿って軸方向に周回する導体を巻くことが必要である。このとき隙間１３を設けると導体１６ａ，１６ｂが繋がらなくなり、電流１７ａ，１７ｂが流れなくなるという問題がある。そこで、本実施例では、図８に示す構成によって、この問題を解決する。図８は、ｘ傾斜磁場コイル又はｙ傾斜磁場コイルの軸方向の片側、かつ集方向の半分の領域の構成を示す。図８のように、ｘ傾斜磁場コイル又はｙ傾斜磁場コイルの主傾斜磁場コイルの導体１６ｂを、隙間１３の部分で裏側のシールド傾斜磁場コイルの導体１８ｂに繋げる。これにより、主傾斜磁場コイルの電流１７ｂはシールド傾斜磁場コイルの電流１９ｂへと受け継がれ、全体を流れることができる。
【００５０】
本実施例によれば、前述のような傾斜磁場コイルを用いるため、コイルの円筒形の支持体１２ａ，１２ｂを軸方向の中心で分割して隙間１３を設けることができ、その結果、ＰＥＴ装置の検出器に入るγ線の量を確保することができる。
【００５１】
本実施例によれば、半導体検出器もしくはフォトダイオードで光電子を増倍するシンチレーション検出器を備えたＰＥＴ装置を用いることで、磁場中においても検出器を動作させることができる。これによりＭＲＩ装置の中央部にＰＥＴ装置を設置して一体化することができる。また、ＰＥＴ装置を設置するＭＲＩ装置のスプリット部においては、左右に設置されたコイルが作る半径方向の磁束密度成分の符号は互いに逆になり、重畳される磁束密度は弱められ、ＰＥＴ装置の演算処理装置へ与える磁場の影響を低減させることができる。これらによりＭＲＩ装置が発生する磁場によるＰＥＴ装置の誤動作等の防止が可能な１ガントリ方式のＭＲＩ−ＰＥＴ装置を提供することができる。この１ガントリ方式では、ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置のそれぞれの撮像領域を、それぞれの装置の中央部に設定できる。結果、それぞれの装置の撮像領域は互いに重なり、ＭＲＩとＰＥＴの撮像が同位置，同時で可能となる。このことにより、トータルの撮像時間を短縮できるだけでなく、ＭＲＩ画像とＰＥＴ画像において同じ時刻に現われるそれぞれの事象を重ね合わせることで、それぞれの画像で捉えられる特徴的な生理的活性状態の時間変化を対応づけることが可能になるのである。またＭＲＩの磁石装置とＰＥＴ装置とをそれぞれ別の容器内に保持する構成を採ることにより、これらは独立かつ並列に開発・製造・調整することが可能となり、開発・製造・調整における効率を向上できる。従来、医療現場ではＸ線ＣＴ装置とＰＥＴ装置を組み合わせた１ガントリＣＴ−ＰＥＴを用いて、Ｘ線ＣＴ装置で得られる形態画像とＰＥＴ装置で得られる機能画像とを合成し、またそれらを関連付けて観察してきた。本発明の１ガントリ方式のＭＲＩ−ＰＥＴ装置を用いれば、ＣＴ−ＰＥＴ装置に較べて１回の撮像の被曝量を低減できるため、例えば腫瘍の手術前後の経過観察などでは、一人の患者について多数回の撮像ができるようになり、治療効果の観察がより精度良くできるようになる。
【符号の説明】
【００５２】
１ａ，１ｂ，１ｃ，１ｄ  磁石装置
２ａ，２ｂ  連結柱
３  撮像空間
４  主磁場
５ａ，５ｂ  主コイル群
６ａ，６ｂ  シールドコイル群
７ａ，７ｂ  磁力線
８  ＰＥＴガントリ
９  γ線検出器
１０  信号処理装置
１１  傾斜磁場コイルのセット
１２ａ，１２ｂ  コイルの支持体
１３  隙間
１４ａ，１４ｂ  ｚ傾斜磁場コイルの導体
１５ａ，１５ｂ  ｚ傾斜磁場コイルの電流
１６ａ，１６ｂ  ｘ傾斜磁場コイル又はｙ傾斜磁場コイルの導体
１７ａ，１７ｂ  ｘ傾斜磁場コイル又はｙ傾斜磁場コイルの電流
１８ｂ  ｘ傾斜磁場コイル又はｙ傾斜磁場コイルのシールドコイルの導体
１９ｂ  ｘ傾斜磁場コイル又はｙ傾斜磁場コイルのシールドコイルの電流
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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