(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
陽電子放出核種から放出された消滅放射線を検出するＰＥＴ（Positron  Emission  Tomography）検出器であって相互の間隔を調整可能に設けられた第１ＰＥＴ検出器及び第２ＰＥＴ検出器と、
ＰＥＴの有効視野内であってＭＲＩ（Magnetic  Resonance  Imaging）の有効視野の辺縁部に置かれた対象物を、ＰＥＴ及びＭＲＩのそれぞれにより撮像し、ＰＥＴ画像及びＭＲ画像を生成する画像生成部と、
前記ＰＥＴ画像上で前記対象物が描出された位置の座標値と、前記ＭＲ画像上で前記対象物が描出された位置の座標値との位置関係に基づき、ＭＲ画像の歪みを補正する歪み補正係数を導出する導出部と
を備え、
前記導出部は、前記第１ＰＥＴ検出器及び前記第２ＰＥＴ検出器が配置される位置毎に、前記歪み補正係数を導出する、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項２】
前記歪み補正係数を用いてＭＲ画像を補正する補正部を更に備える、請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項３】
前記画像生成部は、前記対象物として、前記ＰＥＴの有効視野内であって前記ＭＲＩの有効視野の辺縁部に置かれたファントムを、ＰＥＴ及びＭＲＩのそれぞれにより撮像する、請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項４】
前記画像生成部は、前記対象物として、ボアの軸方向に延伸する線状のファントムを、ＰＥＴ及びＭＲＩのそれぞれにより撮像する、請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項５】
前記画像生成部は、前記ＰＥＴの空間分解能以内の太さを有する前記線状のファントムを、ＰＥＴ及びＭＲＩのそれぞれにより撮像する、請求項４に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項６】
前記画像生成部は、前記対象物として、ボアの軸方向に点在する点状のファントムを、ＰＥＴ及びＭＲＩのそれぞれにより撮像する、請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項７】
前記画像生成部は、前記ＰＥＴの空間分解能以内の大きさを有する前記点状のファントムを、ＰＥＴ及びＭＲＩのそれぞれにより撮像する、請求項６に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項８】
前記画像生成部は、前記点状のファントムの点在の間隔を、ＰＥＴ及びＭＲＩのそれぞれによる撮像の間隔と一致させる、請求項６に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項９】
前記対象物の配置位置が、前記ＰＥＴ画像及び前記ＭＲ画像のスライス面内においてボアの軸方向に沿って変化する、請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項１０】
前記画像生成部は、前記対象物として、放射性同位体及び水素原子核を内在するファントムを、ＰＥＴ及びＭＲＩのそれぞれにより撮像する、請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項１１】
前記導出部は、静磁場の不均一性に起因する歪みを生じないＰＥＴ画像に現れる前記対象物と、前記ＭＲ画像に現れる前記対象物との位置関係に基づき、ＭＲ画像の歪みを補正する、請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項１２】
前記導出部は、前記歪み補正係数を、ＭＲＩのパルスシーケンス毎に導出する、請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項１３】
前記導出部は、前記ＰＥＴ画像に現れた前記対象物の座標と、前記ＭＲ画像に現れた前記対象物の座標との座標変換行列を導出することで、前記歪み補正係数を導出する、請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【請求項１４】
前記画像生成部は、前記ＰＥＴ−ＭＲＩ装置の設置時に、前記対象物を、ＰＥＴ及びＭＲＩのそれぞれにより撮像する、請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、陽電子放出コンピュータ断層撮影装置（以下「ＰＥＴ（Positron  Emission  Tomography）装置」）と、磁気共鳴イメージング装置（以下「ＭＲＩ（Magnetic  Resonance  Imaging）装置」）とを組み合わせた「ＰＥＴ−ＭＲＩ装置」の活用が期待されている。例えば、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置は、アルツハイマー病の早期診断への活用などが期待されている。ところで、従来、ＭＲＩ装置による撮像において、静磁場の不均一性に起因してＭＲ画像に歪みが生じることが知られている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開２００６−１１６２１６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
本発明が解決しようとする課題は、ＭＲ画像の歪みを適切に補正することができるＰＥＴ−ＭＲＩ装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置は、第１ＰＥＴ検出器及び第２ＰＥＴ検出器と、画像生成部と、導出部とを備える。第１ＰＥＴ検出器及び第２ＰＥＴ検出器は、陽電子放出核種から放出された消滅放射線を検出するＰＥＴ検出器であって相互の間隔を調整可能に設けられる。前記画像生成部は、ＰＥＴの有効視野内であってＭＲＩの有効視野の辺縁部に置かれた対象物を、ＰＥＴ及びＭＲＩのそれぞれにより撮像し、ＰＥＴ画像及びＭＲ画像を生成する。前記導出部は、前記ＰＥＴ画像上で前記対象物が描出された位置の座標値と、前記ＭＲ画像上で前記対象物が描出された位置の座標値との位置関係に基づき、ＭＲ画像の歪みを補正する歪み補正係数を導出する。
【図面の簡単な説明】
【０００６】
【図１】図１は、本実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成を示す図である。
【図２】図２は、本実施形態に係る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】図３は、本実施形態に係るＰＥＴ検出器の周辺における各部の配置を示す図である。
【図４】図４は、本実施形態におけるＰＥＴ及びＭＲＩの有効視野を示す図である。
【図５】図５は、本実施形態に係る歪み補正係数導出処理を示すフローチャートである。
【図６Ａ】図６Ａは、本実施形態に係るファントムを説明するための図である。
【図６Ｂ】図６Ｂは、本実施形態に係るファントムを説明するための図である。
【図６Ｃ】図６Ｃは、本実施形態に係るファントムを説明するための図である。
【図７】図７は、本実施形態に係る歪み補正係数を説明するための図である。
【図８】図８は、本実施形態に係る歪み補正処理を示すフローチャートである。
【図９Ａ】図９Ａは、本実施形態の変形例に係るファントムを説明するための図である。
【図９Ｂ】図９Ｂは、本実施形態の変形例に係るファントムを説明するための図である。
【図９Ｃ】図９Ｃは、本実施形態の変形例に係るファントムを説明するための図である。
【図１０】図１０は、その他の実施形態に係るファントムを説明するための図である。
【図１１】図１１は、その他の実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【０００７】
以下、図面を参照しながら、実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置を詳細に説明する。
【０００８】
図１は、本実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００の構成を示す図である。図１に示すように、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１と、寝台２と、傾斜磁場コイル３と、傾斜磁場コイル駆動回路４と、送信用高周波コイル５と、送信部６と、受信用高周波コイル７と、受信部８と、ＭＲデータ収集部９と、計算機１０と、コンソール１１と、ディスプレイ１２と、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂと、ＰＥＴ検出器用電源１４と、ＰＥＴデータ収集部１５と、シーケンスコントローラ１６とを備える。
【０００９】
静磁場磁石１は、ボア内の空間に静磁場を発生させる。なお、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構造物である。寝台２は、被検体Ｐが載置される天板２ａを有し、天板２ａをボア内へ移動することで、被検体Ｐを静磁場内に移動させる。
【００１０】
傾斜磁場コイル３は、静磁場と同一方向の磁場強度が、磁場中心からのＸ，Ｙ，Ｚ方向の距離に対してほぼ線形に変化する傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを印加する。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１６による制御のもと、傾斜磁場コイル３を駆動する。
【００１１】
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。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１６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。
【００１２】
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。受信部８は、シーケンスコントローラ１６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。また、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。
【００１３】
ＭＲデータ収集部９は、シーケンスコントローラ１６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。また、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（Analog）／Ｄ（Digital）変換してＭＲデータを生成し、生成したＭＲデータを計算機１０に送る。
【００１４】
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消滅放射線（以下「ガンマ線」）を計数情報として検出する。また、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂは、検出した計数情報をＰＥＴデータ収集部１５に送る。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や、光電子増倍管（ＰＭＴ（Photomultiplier  Tube））である。
【００１５】
ＰＥＴ検出器用電源１４は、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。ＰＥＴデータ収集部１５は、シーケンスコントローラ１６による制御のもと、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂから送られた計数情報を収集する。また、ＰＥＴデータ収集部１５は、収集した計数情報を用いて、ガンマ線を略同時に検出した計数情報の組み合わせである同時計数情報をＰＥＴデータとして生成し、生成したＰＥＴデータを計算機１０に送る。
【００１６】
シーケンスコントローラ１６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。
【００１７】
図２及び図３は、本実施形態に係る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において、点２０は、静磁場の磁場中心を示す。また、図２おいて、点線で囲まれた略球状の領域２１は、ＭＲＩの有効視野を示す。また、図２において、一点鎖線２２は、ボアの内壁を示す。
【００１８】
図２に示すように、本実施形態において、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂは、ボアの内周側に配置される。また、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂ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、ボアの軸方向に間隔を開けて配置される。すなわち、本実施形態においては、ＭＲＩの有効視野となる磁場中心２０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。
【００１９】
また、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００は、ボアの軸方向に沿ってＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを移動する移動機構を有する。図３は、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す。例えば、図３に示すように、移動機構２３は、ボアの内壁２２の下側に設置された２本のレールである。移動機構２３は、例えば、ＰＥＴ検出器１３ａの外周面に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。
【００２０】
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、ボアの開口部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。
【００２１】
次に、図４は、本実施形態におけるＰＥＴ及びＭＲＩの有効視野を示す図である。ここで、有効視野とは、画像化対象のデータとして有効な（画質を保証する範囲の）データを収集可能な領域である。ＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００において、有効視野には、ＰＥＴ画像用に有効なデータを収集可能な「ＰＥＴの有効視野」、ＭＲ画像用に有効なデータを収集可能な「ＭＲＩの有効視野」の他に、ＰＥＴ画像及びＭＲ画像の双方に有効なデータを収集可能な「ＰＥＴ−ＭＲＩの有効視野」がある。
【００２２】
まず、図４に示すように、一般に、ＭＲＩの有効視野は、磁場中心２０を中心とする略球状の領域２１である。一方、ＰＥＴの有効視野は、ＰＥＴ検出器１３ａの内周面で囲まれた領域２４ａ、及び、ＰＥＴ検出器１３ｂの内周面で囲まれた領域２４ｂである。また、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２５も、ＰＥＴの有効視野として扱うことができる。
【００２３】
このようなことから、ＰＥＴ−ＭＲＩの有効視野は、ＰＥＴの有効視野とＭＲＩの有効視野との重複部分、すなわち、ＭＲＩの有効視野２１内であって、且つ、ＰＥＴの有効視野２４ａ、２４ｂ、及び２５との重複部分となる。なお、図４において、菱形で示す領域２６は、略円錐の底面を張り合わせた形状であり、画質保証の観点から、この領域２６をＰＥＴ−ＭＲＩの有効視野として扱ってもよい。また、ＰＥＴ−ＭＲＩの有効視野は、図４に示す例に限られない。例えば、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを移動することによっても、その有効視野は、例えば、ボアの軸方向に垂直方向の長さが変化し得るし、また、例えば、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂのサイズによってもその有効視野は変化し得る。
【００２４】
さて、上述した実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００は、ＰＥＴ画像を利用して、ＭＲ画像の歪みを補正する。ＭＲ画像には、静磁場の不均一性に起因して歪みが生じることがある。一方、ＰＥＴ画像には、このような歪みは生じない。そこで、実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置は、ＰＥＴの有効視野内に置かれた対象物を、ＰＥＴ及びＭＲＩのそれぞれにより撮像し、歪みの無いＰＥＴ画像を利用して、ＭＲ画像の歪みを補正するための歪み補正係数を導出する。
【００２５】
かかる処理は、計算機１０に備えられた各部を中心に実現される。図１に示すように、計算機１０は、ＰＥＴ画像生成部１０ａと、ＭＲ画像生成部１０ｂと、歪み補正係数導出部１０ｃと、ＭＲ画像補正部１０ｄとを備える。なお、計算機１０は、コンソール１１を介して操作者による操作を受け付ける。また、計算機１０は、ＰＥＴ画像やＭＲ画像などをディスプレイ１２に表示させる。
【００２６】
ＰＥＴ画像生成部１０ａは、ＰＥＴの有効視野内に置かれた対象物を撮像し、ＰＥＴ画像を生成する。例えば、ＰＥＴ画像生成部１０ａは、シーケンスコントローラ１６、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂ、ＰＥＴ検出器用電源１４、ＰＥＴデータ収集部１５などを制御し、対象物を撮像する。また、ＰＥＴ画像生成部１０ａは、ＰＥＴデータ収集部１５によって生成されたＰＥＴデータを再構成し、ＰＥＴ画像を生成する。一方、ＭＲ画像生成部１０ｂは、ＰＥＴ画像生成部１０ａによって撮像される対象物と同じ対象物を撮像し、ＭＲ画像を生成する。例えば、ＭＲ画像生成部１０ｂは、シーケンスコントローラ１６、傾斜磁場コイル駆動回路４、送信部６、受信部８、ＭＲデータ収集部９などを制御し、同じ対象物を撮像する。そして、また、ＭＲ画像生成部１０ｂは、ＭＲデータ収集部９によって生成されたＭＲデータを再構成し、ＭＲ画像を生成する。
【００２７】
また、歪み補正係数導出部１０ｃは、ＰＥＴ画像生成部１０ａによって生成されたＰＥＴ画像に現れる対象物と、ＭＲ画像生成部１０ｂによって生成されたＭＲ画像に現れる対象物との位置関係に基づき、ＭＲ画像の歪みを補正する歪み補正係数を導出する。また、ＭＲ画像補正部１０ｄは、歪み補正係数導出部１０ｃによって導出された歪み補正係数を用いて、ＭＲ画像を補正する。
【００２８】
以下、具体例を挙げて説明する。図５は、本実施形態に係る歪み補正係数導出処理を示すフローチャートであり、図６Ａ〜図６Ｃは、本実施形態に係るファントム３０を説明するための図である。なお、図６Ｂは、図６Ａの矢印Ａ１方向から見た図であり、図６Ｃは、図６Ａの矢印Ａ２方向から見た図である。
【００２９】
本実施形態においては、図５に示す歪み補正係数導出処理をＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００の設置時に行うことを想定する。すなわち、従来、ＰＥＴ装置やＭＲＩ装置の設置時には各種調整が行われるが、例えばその調整のひとつとして図５に示す歪み補正係数導出処理が行われればよい。なお、実施形態はこれに限られるものではなく、歪み補正係数導出処理は、設置時に限らず、例えば運用中に行われてもよい。
【００３０】
また、本実施形態に係る歪み補正係数導出部１０ｃは、歪み補正係数をＭＲＩのパルスシーケンス毎に導出する。すなわち、ＭＲ画像の歪みは、静磁場の不均一性に起因するものであり、静磁場の不均一性はパルスシーケンスの種類に依存すると考えられる。例えば、ＥＰＩ（Echo  Planar  Imaging）は、１回の励起パルスによって画像再構成のための全ての磁気共鳴信号を収集する超高速撮像法であるが、磁場強度の不均一性の影響を強く受けるパルスシーケンスとして知られている。このように、静磁場の不均一性はパルスシーケンスの種類に依存すると考えられるため、本実施形態に係る歪み補正係数導出部１０ｃは、磁場強度の不均一性の影響を受ける代表的なパルスシーケンスを各種実行することで、歪み補正係数をＭＲＩのパルスシーケンス毎に導出する。
【００３１】
図５に示すように、まず、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００のボア内にファントム３０が設置される（ステップＳ１０１）。ここで、本実施形態に係るファントム３０は、ボアの軸方向に延伸する線状の形状である。例えば、ファントム３０は、図６Ａに示すように、ボアの軸方向に延伸する５本のチューブである。また、ファントム３０は、放射性同位体及び水素原子核を内在させ、ＰＥＴ及びＭＲＩの双方による画像化を可能にする。例えば、ファントム３０は、ＦＤＧ（fluorodeoxy  glucose）を溶かした水が注入されたチューブである。
【００３２】
また、ファントム３０は、図６Ｂ及び図６Ｃに示すように、ＰＥＴの有効視野内であって、且つＭＲＩの有効視野の辺縁部に置かれる。すなわち、上述したように、歪み補正係数は、ＰＥＴ画像に歪みがないという前提で導出される。このため、ファントム３０は、ＰＥＴ画像の有効視野内に置かれて撮像されることが望ましい。また、ＭＲ画像における歪みは、画像中央部よりも画像辺縁部で強く生じることが多い。このため、ファントム３０は、ＭＲＩの有効視野２１の辺縁部に置かれることが望ましい。更に、歪み補正係数は、ＰＥＴ画像に歪みがないという前提で導出されるので、ファントム３０のチューブは、ＰＥＴの空間分解能以内の太さ（例えば５ｍｍ以内）であることが望ましい。
【００３３】
続いて、図５に戻り、ＰＥＴ画像生成部１０ａ及びＭＲ画像生成部１０ｂは、ステップＳ１０１においてボア内に設置されたファントム３０を撮像し、それぞれＰＥＴ画像及びＭＲ画像を生成する（ステップＳ１０２）。例えば、ＰＥＴ画像生成部１０ａ及びＭＲ画像生成部１０ｂは、ボアの軸方向に画像化対象のスライス位置をずらしながら、複数スライスにわたりファントム３０を撮像する。なお、このＰＥＴ画像生成部１０ａによる撮像とＭＲ画像生成部１０ｂによる撮像とは同時に行われてもよいし、任意の順序で独立に行われてもよい。
【００３４】
次に、歪み補正係数導出部１０ｃは、ＰＥＴ画像に描出されたファントム３０に基づき、ＰＥＴ画像の中心位置を位置合わせする（ステップＳ１０３）。例えば、本実施形態において、ＰＥＴ画像には、図６Ｂに示すように、５つのチューブが描出される。そこで、歪み補正係数導出部１０ｃは、ＰＥＴ画像に描出された５本のチューブのうち中央のチューブが、ＰＥＴ画像の画像中心に位置付けられているか否かを判定する。そして、歪み補正係数導出部１０ｃは、中央のチューブが画像中心に位置付けられていない場合には、ＰＥＴ画像を平行移動させて、ＰＥＴ画像の中心位置を位置合わせする。また、歪み補正係数導出部１０ｃは、ＭＲ画像についても同様に、中心位置を位置合わせする。なお、中心位置の位置合わせは、一旦ＰＥＴ画像やＭＲ画像をディスプレイ１２に表示し、操作者による操作を受け付けて、手動で行われてもよい。
【００３５】
そして、歪み補正係数導出部１０ｃは、ＰＥＴ画像に描出されたファントム３０と、ＭＲ画像に描出されたファントム３０との位置関係に基づき、歪み補正係数を導出する（ステップＳ１０４）。
【００３６】
図７は、本実施形態に係る歪み補正係数を説明するための図である。例えば、図７において、白色の○印はＰＥＴ画像に描出されたファントム３０を示し、灰色の○印はＭＲ画像に描出されたファントム３０を示す。なお、本実施形態においては、ＰＥＴ画像及びＭＲ画像の双方とも中心位置の位置合わせが完了しているので、図７においては、ＰＥＴ画像に描出された中央のチューブとＭＲ画像に描出された中央のチューブとの重なりを、白色の○印で示す。
【００３７】
上述したように、ＰＥＴ画像には歪みがないので、白色の○印と灰色の○印とのずれはＭＲ画像の歪みによって生じていると考えられる。そこで、歪み補正係数導出部１０ｃは、ＭＲ画像上に描出された灰色の○印をＰＥＴ画像上に描出された白色の○印に一致させるための座標変換の関数を求めることで、歪み補正係数を導出する。例えば、歪み補正係数導出部１０ｃは、第１象限の座標（x1´，y1´）を座標（x1，y1）に変換し、第２象限の座標（x2´，y2´）を座標（x2，y2）に変換し、第３象限の座標（x3´，y3´）を座標（x3，y3）に変換し、第４象限の座標（x4´，y4´）を座標（x4，y4）に変換するための座標変換行列を導出する。
【００３８】
その後、歪み補正係数導出部１０ｃは、ステップＳ１０４において導出した歪み補正係数を、パルスシーケンスの識別情報に対応付けて、図示しない記憶部に格納した後（ステップＳ１０５）、パルスシーケンスを変更するか否かを判定する（ステップＳ１０６）。そして、歪み補正係数導出部１０ｃは、未実行のパルスシーケンスがある場合には（ステップＳ１０６肯定）、パルスシーケンスを変更して、ステップＳ１０２の処理に戻る。一方、歪み補正係数導出部１０ｃは、全てのパルスシーケンスについて歪み補正係数導出処理を終了した場合には（ステップＳ１０６否定）、そのまま処理を終了する。
【００３９】
さて、このように導出され、記憶部に格納された歪み補正係数は、その後、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００の設置が完了し、運用が開始された後に利用される。すなわち、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００によってＭＲＩが撮像され、ＭＲＩ画像が収集されると、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００は、設置時に導出した歪み補正係数を用いて、ＭＲ画像の歪みを補正する。
【００４０】
図８は、本実施形態に係る歪み補正処理を示すフローチャートである。図８に示すように、ＭＲ画像生成部１０ｂは、シーケンスコントローラ１６、傾斜磁場コイル駆動回路４、送信部６、受信部８、ＭＲデータ収集部９などを制御して被検体Ｐを撮像し、ＭＲデータを収集する（ステップＳ２０１）。続いて、ＭＲ画像生成部１０ｂは、ＭＲデータ収集部９によって生成されたＭＲデータを再構成し、ＭＲ画像を生成する（ステップＳ２０２）。
【００４１】
次に、ＭＲ画像補正部１０ｄが、図示しない記憶部から、ステップＳ２０１におけるＭＲデータの収集に用いられたパルスシーケンスの識別情報に対応付けられた歪み補正係数を取得し、取得した歪み補正係数を用いて、ステップＳ２０２において生成されたＭＲ画像を補正する（ステップＳ２０３）。
【００４２】
その後、計算機１０は、ステップＳ２０３において補正したＭＲ画像をディスプレイ１２に表示させたり（ステップＳ２０４）、ステップＳ２０３において補正したＭＲ画像に対して後処理を実行したりし（ステップＳ２０５）、その後、ＭＲ画像を記憶部に格納する（ステップＳ２０６）。なお、例えば、ステップＳ２０４〜２０６の処理は、適宜省略してもよく、また、順序を変更してもよい。
【００４３】
こうして、本実施形態によれば、歪みのないＰＥＴ画像を利用して、ＭＲ画像の歪みを補正するので、ＭＲ画像の歪みを適切に補正することができる。
【００４４】
なお、本実施形態においては、ボアの軸方向に延伸する線状の形状のファントム３０を例に挙げて説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。
【００４５】
図９Ａ〜図９Ｃは、本実施形態の変形例に係るファントム３１を説明するための図である。なお、図９Ｂは、図６Ｂと同様、図６Ａの矢印Ａ１方向から見た図であり、図９Ｃは、図６Ｃと同様、図６Ａの矢印Ａ２方向から見た図である。例えば、本実施形態の変形例に係るファントム３１は、図９Ａに示すように、ボアの軸方向に点在する点状の形状である。また、ファントム３０と同様、ファントム３１は、放射性同位体及び水素原子核を内在させ、ＰＥＴ及びＭＲＩの双方による画像化を可能にする。例えば、ファントム３１は、ＦＤＧを溶かした水が注入された球である。
【００４６】
また、ファントム３０と同様、ファントム３１は、図９Ｂ及び図９Ｃに示すように、ＰＥＴの有効視野内であって、且つＭＲＩの有効視野の辺縁部に置かれる。また、ファントム３０と同様、ファントム３１の球の直径は、ＰＥＴの空間分解能以内の大きさ（例えば５ｍｍ以内）であることが望ましい。更に、ファントム３１の点在の間隔は、例えば、ＰＥＴやＭＲＩによる撮像の間隔（スライス間隔）と一致させることが望ましい。
【００４７】
なお、ファントムの実施形態は、図６Ａ〜図６Ｃや、図９Ａ〜図９Ｃの例に限られるものではない。例えば、ファントムの長さや数、形状や配置、あるいは向きなどは、任意に変更することができる。例えば、図６Ａ〜図６Ｃにおいては円柱状のファントム３０を示し、図９Ａ〜図９Ｃにおいては球状のファントム３１を示したが、例えば、角柱状のファントムや直方体状のファントム、その他の形状のファントムであってもよい。また、例えば、図６Ａ〜図６Ｃや図９Ａ〜図９Ｃにおいては、ＭＲＩの有効視野２１内であって領域２６の外側にファントムを配置する例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、ＭＲＩの有効視野２１内であって領域２６の内側にファントムを配置してもよい。
【００４８】
また、上述した実施形態やその変形例においては、全てのファントムがＰＥＴ画像及びＭＲＩ画像の双方に描出されるように、全てのファントムに放射性同位体及び水素原子核を内在させる例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、ＭＲ画像における中心位置の位置合わせを省略する場合には、中央のチューブや球には水素原子核（例えば水）を内在させなくてもよい。また、ＰＥＴ画像には歪みがないので、例えば、中央以外のチューブや球には放射性同位体を内在させなくてもよい。例えば、ＰＥＴ画像には中央のチューブや球のみが現れ、ＭＲ画像には中央以外のチューブや球のみが現れるとする。この場合、例えば、まず、ＰＥＴ画像に現れた中央のチューブによってＰＥＴ画像の中心位置の位置合わせを行い、その後計算によって残りの４つのチューブのＰＥＴ画像上の位置を割り出す。そして、ＰＥＴ画像上に割り出した４つのチューブと、ＭＲ画像上に現れた４つのチューブとの位置関係に基づいて、歪み補正係数を導出すればよい。
このように、必ずしも全てのファントムがＰＥＴ画像及びＭＲＩ画像の双方に描出される必要はないので、ファントムに内在させる材料も、適宜選択すればよい。
【００４９】
（その他の実施形態）
なお、実施形態は、上述した実施形態やその変形例に限られるものではない。
【００５０】
図１０は、その他の実施形態に係るファントム３２を説明するための図である。例えば、ボリュームデータの収集を想定した場合、ＭＲ画像の歪みはボアの軸方向に対しても生じるおそれがある。この場合には、スライス面におけるファントムの配置位置が軸方向に沿って変化するように、ファントム３２を配置すればよい。例えば、図１０に示すように、軸方向の位置に応じて中央のチューブからの距離が変化するように辺縁部のチューブを徐々に傾けて配置した線状のファントム３２を用いてもよい。そして、この場合、ＰＥＴ画像生成部１０ａ及びＭＲ画像生成部１０ｂは、例えば、図１０に示すように、ＲＯ（Read  Out）方向の異なる２つの方向から、それぞれＰＥＴデータ及びＭＲデータを収集すればよい。２つの方向から情報を収集することで、ＭＲ画像に描出されたファントム３２の歪みが、スライス面内における歪みであるのか、あるいはボアの軸方向に対して生じた歪みであるのかを識別することができる。なお、図１０において、「ＰＥ」は、フェーズエンコード（Phase  Encode）方向を示す。また、この場合にも、線状のファントム３２に替えて点状のファントムを用いてもよい。
【００５１】
また、図１１は、その他の実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置２００の構成を示す図である。上述した実施形態やその変形例においては、２つのＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂを備えるＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００を例に挙げて説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、図１１に示すように、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置２００は、１つのＰＥＴ検出器１３ｃを備える構成でもよい。この場合、ＰＥＴの有効視野は、ＰＥＴ検出器１３ｃの内周面で囲まれた領域である。
【００５２】
また、上述した実施形態やその変形例においては、歪み補正係数導出処理をＰＥＴ−ＭＲＩ装置の設置時に行うことを想定し、ＰＥＴ及びＭＲＩのそれぞれによりファントムを撮像する例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置の運用中、通常の撮像時に、ＰＥＴの有効視野内に置かれた被検体の撮像対象物を、ＰＥＴ及びＭＲＩのそれぞれにより撮像し、このＰＥＴ画像を利用して、歪み補正係数を導出してもよい。
【００５３】
また、上述した実施形態やその変形例においては、歪み補正係数をＭＲＩのパルスシーケンス毎に導出する手法を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。シンチレータは、磁性を有する元素であることが多いため、シンチレータを用いたＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂは、静磁場の不均一性に影響を与え得る。そして、上述したように、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂがボアの軸方向に沿って移動可能な場合、静磁場の磁場分布は、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂの位置に応じて、異なる磁場分布を形成し得る。ひいては、静磁場の不均一性に起因してＭＲ画像に生じる歪みも、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂの位置に応じて異なる。
【００５４】
このため、歪み補正係数は、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂの位置毎に導出されてもよい。図５に示した補正係数導出処理手順においては、パルスシーケンスを変更しながら、歪み補正係数を導出したが、同様に、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂの位置を変更しながら、歪み補正係数を導出すればよい。この場合、歪み補正係数は、少なくとも２通りの配置状態について導出されればよく、残りの配置状態については、補間計算等によって導出されればよい。例えば、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂそれぞれを、ボアの軸方向の最も外側、即ち２台の検出器間の距離が最も長くなる位置に配置した配置状態と、ボアの軸方向の最も内側、即ち２台の検出器間の距離が最も短くなる位置に配置した配置状態との、少なくとも２つの状態について、歪み補正係数が導出されればよい。
【００５５】
なお、補間計算等によって導出するのではなく、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂの配置状態を少しずつ変化させながら、図５に示した補正係数導出処理手順を繰り返し、配置状態毎に、歪み補正係数を細かく導出してもよい。また、２つの検出器をボアの軸方向の一端にまとめて配置した場合等、他の配置状態についても、歪み補正係数を導出してもよい。更に、歪み補正係数は、ＰＥＴ検出器１３ａ及び１３ｂの位置と、ＭＲＩのパルスシーケンスとの組み合わせ毎に導出されてもよい。
【００５６】
以上述べた少なくとも一つの実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置によれば、ＭＲ画像の歪みを適切に補正することができる。
【００５７】
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、特許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。
【符号の説明】
【００５８】
１００  ＰＥＴ−ＭＲＩ装置
１０ａ  ＰＥＴ画像生成部
１０ｂ  ＭＲ画像生成部
１０ｃ  歪み補正係数導出部
１０ｄ  ＭＲ画像補正部
【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６Ａ】
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【図６Ｂ】
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【図６Ｃ】
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【図７】
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【図８】
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【図９Ａ】
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【図９Ｂ】
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【図９Ｃ】
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【図１０】
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【図１１】
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