(57)【要約】  結合されたシステムにおいて、磁気共鳴ＭＲスキャナは、ＭＲデータが取得される少なくともＭＲ検査領域１２において静磁場Ｂ０を生成するよう構成される磁石１０、１１０を含む。放射線検出器４０、４１、１４０は、陽電子放出断層撮影ＰＥＴ検査領域７０における陽電子電子消滅イベントにより生成されるガンマ線を検出するよう構成される。放射線検出器は、静磁場Ｂ０と実質的に平行に又は逆平行に配置される電子加速ａｅの方向を持つ電子増倍管要素６０、１６０を含む。いくつかの実施形態において、上記磁石は、磁気共鳴検査領域１０の対向側に配置される第１及び第２の間隔を空けて配置される別々の磁極片１４、１５を持つオープン磁石であり、上記放射線検出器は、上記第１及び第２の間隔を空けて配置される磁極片と共に配置される放射線検出器の第１及び第２のアレイ４０、４１を含む。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
結合された磁気共鳴及び陽電子放出断層撮影データ取得システムであって、
磁気共鳴検査領域において少なくとも静磁場を生成するよう構成される磁石を含む磁気共鳴スキャナであって、磁気共鳴検査領域から磁気共鳴データを取得するよう構成される、磁気共鳴スキャナと、
陽電子放出断層撮影検査領域における陽電子電子消滅イベントにより生成されるガンマ線を検出するよう構成される放射線検出器であって、前記静磁場と実質的に平行又は逆平行に配置される電子加速の方向を持つ電子増倍管要素を含む放射線検出器とを有する、取得システム。
【請求項２】
前記陽電子放出断層撮影検査領域及び前記磁気共鳴検査領域が少なくとも部分的に重なる、請求項１に記載の取得システム。
【請求項３】
前記放射線検出器が、前記陽電子放出断層撮影検査領域を見るよう配置され、前記静磁場に直交して配置される放射線検出器の第１及び第２の平行な平面アレイを含む、請求項２に記載の取得システム。
【請求項４】
放射線検出器の各平面アレイが、
マイクロチャネルプレート光電子増倍管の平面アレイであって、前記マイクロチャネルプレート光電子増倍管の電子伝達性のあるマイクロチャネルが、前記静磁場と平行して配置される、マイクロチャネルプレート光電子増倍管の平面アレイと、
マイクロチャネルプレート光電子増倍管の前記平面アレイと平行して配置され、かつマイクロチャネルプレート光電子増倍管の前記平面アレイと前記陽電子放出断層撮影検査領域との間に配置されるシンチレータの平面アレイとを含む、請求項３に記載の取得システム。
【請求項５】
前記磁気共鳴スキャナが、無線周波数スクリーン又はシールドを含む無線周波数コイルであって、放射線検出器の前記個別の第１及び第２の平行な平面のアレイと平行して配置される第１及び第２の平面部分を持つ前記無線周波数コイルを更に含む、請求項２に記載の取得システム。
【請求項６】
前記磁気共鳴スキャナが、前記一般に円筒状の磁石のシリンダ軸と平行に指向される前記静磁場を生成する一般に円筒状の磁石を含み、前記放射線検出器は、前記一般に円筒状の磁石の内側に配置される、請求項１に記載の取得システム。
【請求項７】
前記陽電子放出断層撮影検査領域が、前記磁気共鳴検査領域と少なくとも部分的に重なる、請求項６に記載の取得システム。
【請求項８】
前記放射線検出器が、
前記一般に円筒状の磁石の内側に配置されるシンチレータと、
前記シンチレータを見るよう構成されるマイクロチャネルプレート光電子増倍管であって、前記マイクロチャネルプレート光電子増倍管の電子伝達性のあるマイクロチャネルが、前記静磁場と平行に、かつ前記一般に円筒状の磁石のシリンダ軸と平行に配置される、マイクロチャネルプレート光電子増倍管とを含む、請求項６に記載の取得システム。
【請求項９】
前記放射線検出器が、それぞれ複数の前記電子増倍管要素と光学的に結合されるシンチレータを更に含み、
前記データ取得システムは、光学的に結合される前記複数の電子増倍管要素からの検出信号に基づき、前記シンチレータの１つの内で生成される光のバーストの局所化された位置を計算するよう構成されるプロセッサを更に含む、請求項１に記載の取得システム。
【請求項１０】
前記電子増倍管要素と前記検査領域との間に配置される無線周波数シールドを更に含む、請求項９に記載の取得システム。
【請求項１１】
前記磁石が、一対の極片の間に静磁場を生成し、前記放射線検出器は、前記極片のうちの少なくとも１つに対して隣接してかつ平行に取り付けられる、請求項１に記載の取得システム。
【請求項１２】
データ取得方法において、
（ｉ）請求項１に記載の結合された磁気共鳴及び陽電子放出断層撮影データ取得システムの磁気共鳴スキャナを用いて、磁気共鳴データを取得するステップと、
（ｉｉ）請求項１に記載の結合された磁気共鳴及び陽電子放出断層撮影データ取得システムの放射線検出器を用いて、陽電子放出断層撮影データを取得するステップとを有し、
前記取得ステップ（ｉ）及び前記取得ステップ（ｉｉ）が、同時に実行される、データ取得方法。
【請求項１３】
結合された磁気共鳴及び陽電子放出断層撮影データ取得システムであって、
磁気共鳴検査領域の対向する側に配置される第１及び第２の間隔を空けて配置される磁極片を持ち、前記第１の磁極片から前記第２の磁極片へと方向付けられる磁場方向を持つ少なくとも前記磁気共鳴検査領域における静磁場を生成するよう構成されるオープン磁気共鳴スキャナと、
前記第１及び第２の間隔を空けて配置される磁極片と共に配置され、少なくとも部分的に前記磁気共鳴検査領域に重なる陽電子放出断層撮影検査領域における陽電子電子消滅イベントにより生成されるガンマ線を検出するよう構成される放射線検出器の第１及び第２のアレイとを有する、データ取得システム。
【請求項１４】
放射線検出器の前記第１及び第２のアレイが、互いに向けられ、かつ前記静磁場に対して横方向に向けられる第１及び第２の平面アレイである、請求項１３に記載のデータ取得システム。
【請求項１５】
放射線検出器の前記第１及び第２のアレイにおける前記放射線検出器が、マイクロチャネルプレート光電子増倍管、アバランシェフォトダイオード及びソリッドステートシリコン光電子増倍管の少なくとも１つを含む、請求項１４に記載のデータ取得システム。
【請求項１６】
前記オープン磁気共鳴スキャナが、放射線検出器の前記第１及び第２の平面アレイと平行して配置される第１及び第２の平面部分を持つ無線周波数コイルを含む、請求項１３に記載のデータ取得システム。
【請求項１７】
放射線検出器の前記第１及び第２のアレイの前記放射線検出器が、
前記静磁場と平行して配置される電子伝達性のあるマイクロチャネルを持つマイクロチャネルプレート光電子増倍管と、
ガンマ線との交互作用に応じて光のバーストを生成するよう構成されるシンチレータとを含み、前記マイクロチャネルプレート光電子増倍管が、前記生成された光のバーストを検出するために前記シンチレータと光学的に結合される、請求項１３に記載のデータ取得システム。
【請求項１８】
前記結合されたマイクロチャネルプレート光電子増倍管からの検出信号に基づき、前記シンチレータ内の前記光のバーストの局所化された位置を計算するよう構成されるプロセッサを更に含む、請求項１７に記載のデータ取得システム。
【請求項１９】
放射線検出器の前記第１及び第２のアレイを用いてタイムオブフライト陽電子放出断層撮影データを得るよう構成される電子部品を更に含む、請求項１３に記載のデータ取得システム。
【請求項２０】
データ取得方法において、
請求項１３に記載の結合された磁気共鳴及び陽電子放出断層撮影データ取得システムのオープン磁気共鳴スキャナを用いて、磁気共鳴データを取得するステップと、
磁気共鳴データの取得と同時に、請求項１３に記載の結合された磁気共鳴及び陽電子放出断層撮影データ取得システムの放射線検出器の前記第１及び第２のアレイを用いて、陽電子放出断層撮影データを取得するステップとを有する、データ取得方法。
【請求項２１】
データ取得方法において、
少なくとも磁気共鳴検査領域において静磁場を生成するステップと、
前記磁気共鳴検査領域から磁気共鳴データを取得するステップと、
前記磁気共鳴検査領域に少なくとも部分的に重なる陽電子放出断層撮影検査領域から陽電子放出断層撮影データを取得するステップであって、前記電子増倍処理の加速電子速度と前記静磁場とのクロス積が実質的にゼロにされるよう、電子増倍処理による放射線検出イベント信号を増幅するステップとを有する、データ取得方法。
【請求項２２】
前記磁気共鳴データを取得するステップ及び前記陽電子放出断層撮影データを取得するステップが同時に実行される、請求項２１に記載のデータ取得方法。
【請求項２３】
陽電子放出断層撮影データ取得システムであって、
検査領域を囲み、ガンマ線との交互作用に応じてシンチレーションイベントを生成するよう構成されるシンチレータのアレイと、
前記シンチレーションイベントを検出するため、前記シンチレータと光学的に結合される複数のマイクロチャネル光電子増倍管と、
前記検出されたシンチレーションイベントから得られる投影データ又は空間的に局所化された投影データを再構成された陽電子放出断層撮影画像へと再構成するよう構成されるプロセッサとを有する、陽電子放出断層撮影データ取得システム。
【請求項２４】
人工的な磁場であって、前記マイクロチャネル光電子増倍管が、前記人工的な磁場と平行に指向されるマイクロチャネルを用いて配置される、人工的な磁場を更に含む、請求項２３に記載の陽電子放出断層撮影データ取得システム。
【請求項２５】
前記人工的な磁場を生成する磁石を含む磁気共鳴スキャナを更に含む、請求項２４に記載の陽電子放出断層撮影データ取得システム。
【請求項２６】
前記シンチレータのアレイ及び前記マイクロチャネル光電子増倍管が、ハイブリッド陽電子放出断層撮影／磁気共鳴スキャナを規定するために、前記磁気共鳴スキャナに取り付けられ、前記シンチレータのアレイ及び前記マイクロチャネル光電子増倍管は共に、少なくとも部分的に重なる検査領域からデータを受信する、請求項２５に記載の陽電子放出断層撮影データ取得システム。
【請求項２７】
結合された磁気共鳴及び陽電子放出断層撮影データ取得システムであって、
第１及び第２の間隔を空けて配置される磁極片を含み、対象物の磁気共鳴映像を得るよう構成されるオープン磁気共鳴スキャナと、
前記対象物を不完全に囲み、前記対象物から放射される５１１ｋｅＶのガンマ線を検出するよう構成される放射線検出器の不連続なアレイと、
（ｉ）放射線検出器の前記不連続なアレイを用いてタイムオブフライト局所化された陽電子放出断層撮影投影データを取得し、（ｉｉ）前記タイムオブフライト局所化された陽電子放出断層撮影投影データから前記対象物の陽電子放出断層撮影画像を再構成するよう構成される電子部品とを有する、取得システム。
【請求項２８】
イメージング方法において、
不完全に対象物を囲む放射線検出器のアレイを用いて、前記対象物からタイムオブフライト局所化された陽電子放出断層撮影投影データを取得するステップと、
前記取得されたタイムオブフライト局所化された陽電子放出断層撮影投影データから前記対象物の画像を再構成するステップとを有し、
前記放射線検出器のアレイによる前記対象物の前記不完全な包囲が原因で欠落する情報が、前記タイムオブフライト局所化により提供される追加的な情報により補償される、イメージング方法。
【請求項２９】
前記投影データが、断続的に取得され、前記イメージング方法は、
前記間欠的な投影データ取得の間の時間ギャップの間、磁気共鳴データを取得するステップと、
前記取得された磁気共鳴データから前記対象物の画像を再構成するステップとを更に含む、請求項２８に記載のイメージング方法。
【請求項３０】
磁気共鳴イメージングに用いられる無線周波数コイルであって、
磁気共鳴周波数と調和する共鳴周波数を持つ共振構造と、
前記共振構造に固定される複数のシンチレータと、
前記シンチレータから放射されるシンチレーションイベントを検出するよう構成される光学検出器とを有する、無線周波数コイル。
【請求項３１】
前記シンチレータが、前記共振構造の無線周波数シールド又はスクリーンを規定する導電性スクリーンメッシュのギャップと揃うようピクセルの大きさに形成される、請求項３０に記載の無線周波数コイル。
【請求項３２】
前記共振構造が、プリント回路基板に配置される導体を含み、前記シンチレータは、前記プリント回路基板上に又は基板内に配置される、請求項３０に記載の無線周波数コイル。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
以下は、イメージング、診断及び関連技術に関する。本願は、同時的な磁気共鳴（ＭＲ）イメージング及び陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）イメージングにおいて特定の用途を発見し、特にそれを参照して記載される。しかしながら、本願は、同時的に、シーケンシャルに、時間インターリーブされた態様で、又は、それらのいくつかの組み合わせの態様で実行される一般的な対象物からのＰＥＴ及びＭＲデータの取得において、及びイメージング、磁気共鳴分光法等といったこれらのデータを用いる診断処理に対して、より一般的な用途を発見する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲ及びＰＥＴイメージングは、どちらかのモダリティが単独で動作するより、強調して動作することでより多くの情報を提供することができるイメージングモダリティである。結合されたＭＲ及びＰＥＴイメージングの相乗効果を最大化するために、ＭＲ及びＰＥＴイメージングを同時に実行する、又は少なくとも比較的短い時間間隔においてＭＲ及びＰＥＴイメージングを一緒に実行することが有益である。例えば、対象物が共通の患者ベッド上に静止した状態にある間に短い時間間隔で実行される。斯かる一体化されたデータ取得は、ＭＲ及びＰＥＴにより取得される画像の空間的及びオプションの時間的位置合せを単純化し、ＭＲ及びＰＥＴイメージングデータ取得の間の患者又は他の対象物における動きによる有意な変化の発生の可能性を減らす。結合されたＰＥＴ／ＭＲイメージングの他の利点は、ＰＥＴイメージングに用いられる減衰マップを作るのにＭＲを使用することができること、及び動き補償に関してＭＲ及びＰＥＴを一緒に使用することを含む。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
しかしながら、結合されたＰＥＴ／ＭＲスキャナ（ハイブリッドＰＥＴ／ＭＲスキャナと呼ばれることもある）の構築は、ＰＥＴ取得サブシステムの光電子増倍管（ＰＭＴ）検出器における、ＭＲ取得サブシステムの磁場の有害な影響により、これまで妨げられていた。ＰＭＴ検出器は、電子のアバランシェ増倍により作動する。典型的なＰＭＴ装置において、光電陰極は、負にバイアスされる。光電陰極にぶつかる光子が、第１のダイノードに向かって真空を介して進行する１つ又は複数の電子の初期バーストを生成する。これらの電子が、第２のダイノードに向かって真空を介して進行するより大きな数の電子の生成を誘発する。これは、アバランシェ増倍された電子バーストが陽極に達するまで起こる。ＰＥＴ用途に対して、ＰＭＴ検出器は通常、陽電子電子消滅イベントにより生成される５１１ｋｅＶのガンマ光子との交互作用に対して反応的な光（即ち、紫外線、可視及び／又は、赤外線光子）のバーストを生成するシンチレータを見るよう構成される。
【０００４】
ＰＭＴ処理が、真空を介する電子（これは、荷電粒子である）の移動に基づかれるので、電子電荷及び電子速度の積と磁場とのクロス積に比例する力が及ぼされる。この力は、例えば、
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といった式で示されることができる。ここで、ｑは、電子電荷であり、
2010515517.tif 000004
は、電子速度ベクトルであり、
2010515517.tif 000005
は、磁場ベクトルであり、
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は、磁場
2010515517.tif 000007
により、速度
2010515517.tif 000008
で進行する電子に及ぼされる力である。ＰＭＴ処理に関する磁場の効果は、以下適切に説明される。電子増倍の処理は、ＰＭＴにおける静電場
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を介して実行される。静磁場
2010515517.tif 000010
も存在する場合、電子上の力は
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により与えられ、
2010515517.tif 000012
である加速電場
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の方向に沿ってもはや電子が加速することはない。結果として、電子の加速、従って増倍は、磁場
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の存在により乱される。例えば、加速電場に対して直交する磁場を仮定して、電子の速度が時間の関数として計算される場合、電子の速度は、時間における特定の点でゼロであることがわかる。この特定の点は、加速のリスタートに対応する。典型的なＰＭＴ検出器の極端な感度は、地球の磁場でさえ（通常は約３ｘ１０−５Ｔから６ｘ１０−５Ｔ）、ＰＭＴ処理を劣化させるのに十分な大きさとなる。小さな地磁場は、ＰＭＴ検出器の適切な較正により補償されることができる。対照的に、開発中の高磁場ＭＲスキャナでの主磁石の強度に基づき、通常のＭＲスキャナは、０．２Ｔから７Ｔの静的（Ｂ０）磁場を生成する。ＰＭＴ処理に関するこのかなりより大きなＢ０磁場の効果は、較正により適切に補償されることができない。
【０００５】
この問題を解決するための１つ手法は、ＰＭＴベースの検出器と比較して磁場に対する感度がより低いソリッドステート放射線検出器を使用することである。例えば、国際公開ＷＯ２００６／１１１８６９号は、ソリッドステートシリコン光電子増倍管（ＳｉＰＭ）又はアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）を放射線検出器として使用するＰＥＴ／ＭＲスキャナを開示する。このソリューションは、ＳｉＰＭ、ＡＰＤ又は他の従来型でない検出器の使用を含む。
【０００６】
ＰＭＴ／ＭＲ磁場交互作用を克服するための別の手法は、ＰＭＴ検出器をＭＲ取得システムの外へと移し、従って高磁場から離すことである。シンチレータは、ＭＲ取得システム内又はその近くに残り、ファイバ光学接続を使用してリモートＰＭＴ検出器に結合される。この手法は、従来のＰＭＴベースの検出器を保持するが、システムの複雑さが増加されるという不都合を持つ。タイムオブフライト（ＴＯＦ）ＰＥＴイメージングに関する追加的な不都合は、ファイバ光学接続が、ＴＯＦ計算に悪影響を与える有意な光損失及び移動時間拡散を増加させるということである。波長依存の分散は、これらのＴＯＦ計算を更に難しくし、ファイバ光学接続を用いて達成可能な時間的分解能を制限する。
【０００７】
以下、上述した問題その他を克服する新たな及び改善された装置及び方法が提供される。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
１つの側面によれば、結合された磁気共鳴（ＭＲ）及び陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）データ取得システムが開示される。磁気共鳴スキャナは、磁気共鳴検査領域において少なくとも静磁場を生成するよう構成される磁石を含む。磁気共鳴スキャナは、磁気共鳴検査領域から、磁気共鳴データを取得するよう構成される。放射線検出器は、陽電子放出断層撮影の検査領域において陽電子電子消滅イベントにより生成されるガンマ線を検出するよう構成される。放射線検出器は、静磁場に実質的に平行又は逆行して構成される電子加速の方向を持つ電子増倍管要素を含む。
【０００９】
別の側面によれば、データ取得方法が、開示される。磁気共鳴データは、前段の上記結合されたＭＲ及びＰＥＴデータ取得システムの上記磁気共鳴スキャナを用いて取得される。ＰＥＴデータは、前段の上記結合されたＭＲ及びＰＥＴデータ取得システムの上記放射線検出器を用いて取得される。ＭＲ及びＰＥＴ取得処理は、同時に実行される。
【００１０】
別の側面によれば、結合された磁気共鳴（ＭＲ）及び陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）データ取得システムが開示される。オープン磁気共鳴スキャナは、磁気共鳴検査領域の対向する側に配置される第１及び第２の間隔を空けて配置される磁極片を持ち、上記第１の磁極片から上記第２の磁極片へと方向付けられる磁場方向を持つ少なくとも上記磁気共鳴検査領域における静磁場を生成するよう構成される。放射線検出器の第１及び第２のアレイは、上記第１及び第２の間隔を空けて配置される磁極片と共に配置され、少なくとも部分的に上記磁気共鳴検査領域に重なる陽電子放出断層撮影の検査領域における陽電子電子消滅イベントにより生成されるガンマ線を検出するよう構成される。
【００１１】
別の側面によれば、データ取得方法が開示される。磁気共鳴データが、前段の上記結合されたＭＲ及びＰＥＴデータ取得システムの上記オープン磁気共鳴スキャナを用いて取得される。上記磁気共鳴データの取得と同時に、ＰＥＴデータが、前段の上記結合されたＭＲ及びＰＥＴデータ取得システムの放射線検出器の上記第１及び第２のアレイを用いて取得される。
【００１２】
別の側面によれば、データ取得方法が開示される。静磁場が、少なくとも磁気共鳴（ＭＲ）検査領域において生成される。ＭＲデータが、上記ＭＲ検査領域から取得される。陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）データは、少なくとも部分的に上記ＭＲ検査領域に重なるＰＥＴ検査領域から取得される。ＰＥＴデータを取得するステップが、上記電子増倍処理の加速電子速度と上記静磁場とのクロス積が実質的にゼロにされるよう構成される電子増倍処理による放射線検出イベント信号を増幅するステップを含む。
【００１３】
別の側面によれば、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）データ取得システムが開示される。シンチレータのアレイは、検査領域を囲み、ガンマ線との相互作用に応じてシンチレーションイベントを生成するよう構成される。複数のマイクロチャネル光電子増倍管は、上記シンチレーションイベントを検出するため、上記シンチレータと光学的に結合される。プロセッサが、上記検出されたシンチレーションイベントから得られる投影データ又は空間的に局所化された投影データを再構成された陽電子放出断層撮影画像へと再構成するよう構成される。
【００１４】
別の側面によれば、結合された磁気共鳴（ＭＲ）及び陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）データ取得システムが開示され、第１及び第２の間隔を空けて配置される磁極片を含み、対象物の磁気共鳴映像を得るよう構成されるオープン磁気共鳴スキャナと、上記対象物を不完全に囲み、上記対象物から放射される５１１ｋｅＶのガンマ線を検出するよう構成される放射線検出器の不連続なアレイと、（ｉ）放射線検出器の上記不連続なアレイを用いてタイムオブフライト局所化された陽電子放出断層撮影投影データを取得し、（ｉｉ）上記タイムオブフライト局所化された陽電子放出断層撮影投影データから上記対象物の陽電子放出断層撮影画像を再構成するよう構成される電子部品とを有する。
【００１５】
別の側面によれば、イメージング方法が開示され、不完全に対象物を囲む放射線検出器のアレイを用いて、上記対象物からタイムオブフライト局所化された陽電子放出断層撮影投影データを取得するステップと、上記取得されたタイムオブフライト局所化された陽電子放出断層撮影投影データから上記対象物の画像を再構成するステップとを有し、放射線検出器の上記アレイによる上記対象物の上記不完全な包囲が原因で欠落する情報が、上記タイムオブフライト局所化により提供される追加的な情報により補償される。
【００１６】
別の側面によれば、磁気共鳴イメージングに用いられる無線周波数コイルが開示され、磁気共鳴周波数と調和する共鳴周波数を持つ共振構造と、上記共振構造に固定される複数のシンチレータと、上記シンチレータから放射されるシンチレーションイベントを検出するよう構成される光学検出器とを有する。
【００１７】
１つの利点は、同時的ＰＥＴ及びＭＲデータ取得を容易にする点にある。
【００１８】
別の利点は、光電子増倍管（ＰＭＴ）ベースの放射線検出器を使用するＰＥＴ／ＭＲスキャナを提供する点にある。
【００１９】
別の利点は、オープンＰＥＴ／ＭＲスキャナを提供する点にある。
【００２０】
別の利点は、光電子増倍管を含むＰＥＴ検出器をＭＲスキャナに一体化することを促進する点にある。
【図面の簡単な説明】
【００２１】
【図１】オープンＭＲスキャナ部分を含む結合された磁気共鳴（ＭＲ）及び陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）データ取得システムを概略的に示す図である。
【図２】図１のハイブリッドデータ取得システムに結合される説明的な画像処理及び表示要素を概略的に示す図である。
【図３】図１のシステムのＰＥＴデータ取得部の放射線検出器の下部の平面アレイの一部を概略的に示す図である。
【図４】電子増倍管要素がマイクロチャネルプレート光電子増倍管を含むような、図４の放射線検出器の下部の平面アレイの電子増倍管要素の実施形態を概略的に示す図である。
【図５】ブロック読出し構成を採用する放射線検出器の平面アレイの側面表示を概略的に示す図である。
【図６】シンチレータが空間全体で無線周波数コイルと一体化されるような、図１のシステムのＰＥＴデータ取得部の放射線検出器の下部の平面アレイの代替的実施形態の一部を示す図である。
【図７】シンチレータが空間の一部で無線周波数コイルと一体化されるような、図１のシステムのＰＥＴデータ取得部の放射線検出器の下部の平面アレイの代替的実施形態の一部を示す図である。
【図８】クローズ型ボアタイプＭＲスキャナ部分を含む結合された磁気共鳴（ＭＲ）及び陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）データ取得システムの透視図及び端部断面図をそれぞれ概略的に示す図である。
【図９】クローズ型ボアタイプＭＲスキャナ部分を含む結合された磁気共鳴（ＭＲ）及び陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）データ取得システムの透視図及び端部断面図をそれぞれ概略的に示す図である。
【図１０】ボアから外に向かって見られる図８及び図９のシステムのＰＥＴデータ取得部分の放射線検出器のアレイの一部を概略的に示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００２２】
本発明の更に追加的な利点は、以下の詳細な説明を読み及び理解することにより当業者に認識されるだろう。
【００２３】
図１を参照すると、結合された又はハイブリッド磁気共鳴（ＭＲ）及び陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）データ取得システム８が説明的な例として記載される。磁気共鳴スキャナは、少なくとも磁気共鳴検査領域１２に含まれる静磁場
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を生成するため、電流によりエネルギーを与えられる複数の導体コイル巻線１１（図１においてクロスする線を持つボックスにより図式的に描かれる）を含むオープン磁石１０を含む。磁気共鳴検査領域１２は、破線の境界線により示され、図示された実施形態においては円形である。しかしながら、磁気共鳴検査領域は一般に、円形、楕円、又は他の形状とすることができる。導体コイル巻線１１は、超伝導又は抵抗性巻線とすることができる。前者の場合、巻線は、通常は低温容器又は他の冷却システム（図示省略）に配置される。図示される磁石１０は、例えば図示された上部の極片１４及びより下部の極片１５といった第１及び第２の極片を持つオープン磁石であり、磁気共鳴検査領域１２を含むギャップにより分離される。図示されるオープン磁石１０は、垂直な（例えば、上又は下）磁場方向を持つ静磁場
2010515517.tif 000016
を生成する垂直磁石である。図示される静磁場Ｂ０は、上から下に向けられる。従って、上部極片１４がＮ極であり、下部極片１５はＳ極である。反対の極性も、適切である。他の実施形態において、オープン磁石は、水平又は他の方向の静磁場を生成するため、他の態様で方向付けられることができる。図１に示される実施形態において、少なくとも上部極片１４、そして通常は下部極片１５も、垂直フレーム部分１６、１７により支持され、及び隔てられる。フレーム部分１６、１７は、説明的な例である。他の機械的なサポート構成も考えられる。
【００２４】
磁気共鳴スキャナは、傾斜磁場アセンブリも含む。このアセンブリは、図１の説明的な実施形態において、選択された傾斜コイル巻線への選択的エネルギー供給に応じて協調的に静磁場
2010515517.tif 000017
上に傾斜磁場を重畳する上部及び下部傾斜コイル巻線２０、２１を含む。オプションで、傾斜磁場コイル、磁石又はその両方は、磁場を形成する、安定させる、及び、動的に調整するための図示省略された他の特徴を含むことができる。例えば、受動強磁性シム、能動シムコイル等である。磁気共鳴スキャナは、無線周波数励起及び受信システムを更に含む。これは、上下の一般に平面部分２４、２５を持ち、かつ上部及び下部のスクリーン又はシールド部分２６、２７（破線により図式的に示される）を含む無線周波数スクリーン又はシールドを含む、例えば図示されるような内蔵型無線周波数コイル（図式的に示される）である。無線周波数システムは、磁気共鳴検査領域１２に配置される対象物における磁気共鳴を励起するために適切な無線周波数でエネルギーを与えられることができる図示される無線周波数コイル２４、２５といった少なくとも１つの要素を含み、通常、磁気共鳴検査領域１２から生じる磁気共鳴を受信又は検出する無線周波数受信機として作動することができる図示される無線周波数コイル２４、２５といった少なくとも１つの要素を含む。いくつかの実施形態では、励起及び受信処理に異なるコイルが使用される。例えば、内蔵型コイル２４、２５が、磁気共鳴を励起するために使用されることができ、異なる、局所コイル（図示省略）が、磁気共鳴を検出するため磁気共鳴検査領域１２における対象物の上に又は対象物の近くに配置されることができる。内蔵型コイル、局部コイル又はその両方の異なる組合せを用いて異なる態様で、同じ磁気共鳴スキャナが構成可能であることも想定される。
【００２５】
引き続き図１を参照しつつ図２を簡単に参照すると、磁気共鳴イメージングセッション例において、無線周波数励起システム２４、２５が、対象物における磁気共鳴を励起するために使用される。一方、磁気共鳴励起前、励起中、又は励起後に傾斜システム２０、２１により適用される傾斜磁場が、励起された磁気共鳴を空間的に局所化するか、又は周波数エンコード、位相エンコード等により、励起された磁気共鳴をエンコードする。励起され、空間的にエンコードされた磁気共鳴が、無線周波数受信システム２４、２５を用いて受信され（この例では、同じコイル２４、２５が、励起及び受信の両方に使用されるが、一般には、異なるコイルが使用されることができる）、受信される磁気共鳴サンプルが、磁気共鳴サンプリングストレージ３０に格納される。磁気共鳴再構成プロセッサ３２は、磁気共鳴画像メモリ３４に格納される再構成画像を形成するべく磁気共鳴サンプルを再構成するために、適切な再構成アルゴリズムを適用する。再構成プロセッサ３２は、磁気共鳴データを生成する際に使用される選択された空間的エンコーディングと適合する再構成アルゴリズムを適用する。例えば、デカルトエンコードされた磁気共鳴データを再構成するには、フーリエ変換再構成アルゴリズムが適している。
【００２６】
図１及び図２を引き続き参照すると、結合された又はハイブリッドＭＲ及びＰＥＴデータ取得システム８は、ＰＥＴデータ取得を実行するための放射線検出器を更に含む。図１の説明的な例において、放射線検出器は、放射線検出器の第１及び第２の一般に平面のアレイ４０、４１を含む。後述するように、図示された一般に平面の検出器アレイ４０、４１の各々は、シンチレータ層５６及び電子増倍管ベースの光子検出器６０の層を含む。しかしながら、アレイ４０、４１として使用される他の検出器構成も想定される。放射線検出器の第１の一般に平面のアレイ４０は、第１の磁極片１４と無線周波数コイルの第１の部分２４との間に配置される。放射線検出器の第２の一般に平面のアレイ４１は、第２の磁極片１５と無線周波数コイルの第２の部分２５との間に配置される。放射線検出器の一般に平面のアレイ４０、４１の各々は、陽電子−電子消滅イベントにより放出される５１１ｋｅＶのガンマ線を検出するように構成される。従来において知られるように、電子及び陽電子が衝突するとき、それらは消滅する。そして、運動量保存の法則に従い、逆方向に向かう２つの５１１ｋｅＶのガンマ線が放出される。（ここでも運動量保存の法則に基づき、消滅前の電子及び陽電子の担持された衝撃が原因で、正確な反対方向からわずかにずれる場合がある）。ＰＥＴデータ取得において、２つの実質的に同時に起こる５１１ｋｅＶのガンマ線検出イベントが、同じ陽電子電子消滅イベントから生じたと推定される。従って、消滅イベントは、２つの実質的に同時に起こった５１１ｋｅＶのガンマ線検出イベントを接続する「ラインオブレスポンス」に沿ったどこかに位置する。このラインオブレスポンスは、時々投影とも呼ばれ、収集されたＰＥＴデータは、投影データと呼ばれる。
【００２７】
従来のＰＥＴにおいて、実質的に同時に起こる５１１ｋｅＶのガンマ線検出イベントは、例えば互いに１ナノ秒内といった選択された短い時間ウィンドウ内に起こる２つの５１１ｋｅＶのガンマ線検出イベントとして規定される。検出器要素に対する可変の消滅位置が原因で、実質的に同時に起こるガンマ光子検出イベント間の小さな（例えば、サブナノ秒の）時間差が発生する。タイムオブフライトＰＥＴ又はＴＯＦ−ＰＥＴと呼ばれる関連技術は、ラインオブレスポンスに沿った陽電子電子消滅イベントを更に局所化するため、この小さな時間差を利用する。一般に、消滅イベントは、最初に発生したガンマ線検出イベントにより近い点での投影に沿って起こる。２つのガンマ線検出イベントが検出器の時間分解能内で同時に起こる場合、消滅イベントは投影の中間点で起きている。投影に沿って達成可能なＴＯＦ空間局所化は、放射線検出器の時間分解能、ジッタ及び他の時間的特性に依存する。投影に沿ったＴＯＦ空間局所化を用いる投影は、本願明細書で空間的に局所化された投影と呼ばれる。
【００２８】
図１及び図２を引き続き参照すると、ハイブリッドシステム８の放射線検出器アレイ４０、４１が、ＰＥＴ又はＴＯＦ−ＰＥＴデータ（即ち、投影データ又は空間的に局所化された投影データ）を得るために使用される。ガンマ線検出イベントは、検出イベントの時間デジタル変換（ＴＤＣ）及びアナログデジタル変換（ＡＤＣ）を実行するＰＥＴデジタル化ユニット４２と、クラスター化、エネルギー推定、タイムスタンピング及び位置決めを実行するシングル処理ユニット４３とにより処理される。シングル処理ユニット４３は、オプションで、予想される５１１ｋｅＶのガンマ線エネルギーにほぼ中心化される選択エネルギーウィンドウの外にある検出をフィルタリングする。いくつかの実施形態において、放射線検出器はピクセル化される。その結果、投影を規定するガンマ線検出イベントの空間局所化が、放射線検出器アレイ４０、４１の放射線検出器のピクセルサイズ（即ち、物理サイズ）に対応する。他の実施形態において、クラスター化は、投影を規定するガンマ線検出イベントの更なる空間局所化改善を提供するＡｎｇｅｒロジックその他といったブロック読出しアルゴリズムによって適用される。一致検出プロセッサ４４は、実質的に同時に起こった、それ故、共通の陽電子電子消滅イベントに一致する可能性が高い、更に従って投影又はラインオブレスポンスを規定するガンマ線検出イベントを特定するために、時間的ウィンドウ化を使用する。
【００２９】
ＴＯＦ処理に関して、投影又はラインオブレスポンスに沿って陽電子電子消滅イベントを空間的に局所化するために、特定された実質的に同時に起こった又は一致する検出イベント間の時間差が使用されることができるよう、シングル処理４３及び一致検出処理４４は、交換又は交互配置されることができる。局所化は、オプションでガウス分布又は他の統計的局所化の形式をとる。１つの手法において、対応するブロック検出器の局所空間座標を与えるため、クラスター化されたイベントが（例えばルックアップテーブルを用いて実現される）３次元位置推定アルゴリズムに入力される。中央化された一致処理は、ラインオブレスポンスを特定する。イベント情報は、洗練された位置決めを提供するため、一致する放射線検出イベントからオプションで相関され、並びに、イベント合成及びランダム性減少のため、コンプトン散乱円錐についての知識を用いて隣接ブロックからオプションで相関される。
【００３０】
結果として生じるＰＥＴ又はＴＯＦ−ＰＥＴデータは、ＰＥＴデータストレージ４５に格納される。ＰＥＴ再構成プロセッサ４７は、ＰＥＴ画像ストレージ４８に格納される再構成画像を生成するために、適切な再構成アルゴリズムを用いて投影又は局所化された投影データを処理する。例えば、フィルター補正逆投影法アルゴリズム又は反復再構成アルゴリズムが使用されることができる。図１のシステムは、対象物を完全には囲まないＰＥＴのためのオープン磁気共鳴スキャナ及び不連続な放射線検出器アレイ４０、４１を含む。包囲が不完全であることは、「失われる」投影又はラインオブレスポンスが原因でイメージングアーチファクトをもたらす可能性がある。例えば、図１のシステムにおいて、完全に水平な投影は集められない。従って、斯かる水平方向の投影により通常提供される垂直位置に関する情報は利用できない。有利なことに、タイムオブフライトＰＥＴデータが取得され、再構成される場合、タイムオブフライト局所化は、不完全な包囲により失われる情報を補償する追加的な情報を提供する。定性的な例として、垂直位置に関する上述した失われた情報は、ＴＯＦ局所化された垂直投影により補償されることができる。なぜなら、垂直投影に沿った電子−陽電子消滅イベントの時間的局所化が、その垂直位置に関する情報を提供するからである。
【００３１】
ＭＲ及びＰＥＴ取得は、オプションで同時に実行される。後述するように、ＰＥＴ取得サブシステムの放射線検出器アレイ４０、４１と磁気共鳴取得サブシステムの磁石１０により生成される静磁場Ｂ０との間の有害な交互作用を減らす又は除去するようハイブリッド取得システム８を構成することにより、この同時的取得が可能にされる。代替的又は追加的に、ＭＲ及びＰＥＴ取得は、シーケンシャルに行われることができる（例えば、最初にＭＲで次にＰＥＴ又はその逆）か、又は交互配置されることができる（例えば、ＭＲ画像、ＰＥＴ画像を得て、その後、モータ駆動の寝台又は他の支持台を用いて次のイメージング位置へと患者を並進させ、ＭＲ及びＰＥＴ取得を繰り返す）。画像位置合せプロセッサ５０は、再構成されたＭＲ及びＰＥＴ画像をオプションで空間的に位置合わせし、オプションで時間的に位置合わせする。このように位置合わせされた画像が、適切な２次元又は３次元レンダリングソフトウェアを用いてレンダリングされ、又は他の態様で処理されて、画像表示デバイス５２に適切に表示又は格納される。
【００３２】
図１を参照しつつ更に図３を参照すると、ＰＥＴ取得サブシステムの放射線検出器アレイ４０、４１の実施形態が記載される。図３は、下部（又は第２の）放射線検出器アレイ４１の小さな部分を表す。放射線検出器の第１及び第２の一般に平面のアレイ４０、４１は、図示された実施形態において対称的であり、各アレイは、シンチレータ５６の平面アレイ及び電子増倍管要素６０の平面アレイを含む。タイムオブフライトＰＥＴデータ取得のため、シンチレータ５６は適切には、ＬａＢｒ３、ＬＹＳＯ、ＬＧＳＯ、ＣｅＢｒ３、ＬｕＩ、ＬＳＯ等の結晶である。シンチレータ５６は、磁気共鳴取得に対して比較的透過的であるよう都合よく選択され、かつタイムオブフライト測定に関して高速なシンチレーション減衰時間を提供するべきである。他のシンチレータ物質が使用されることもできる。電子増倍管要素６０は、シンチレータ５６と光学的に結合され、電子増倍処理を介して光学的に結合されるシンチレータにおける光のバーストに応じて、増幅された電気信号を生成する。図示省略されるが、いくつかの実施形態において、平面の光ガイドは、シンチレータ５６と電子増倍管６０との間に配置される。シールド２７はシンチレータ上端部に示されるが、下端部に、又は上側と下端との間に配置されることができる点を理解されたい。
【００３３】
図３を引き続き参照し、図４を更に参照すると、図示された実施形態において、電子増倍管要素６０は、マイクロチャネルプレート光電子増倍管を含む。市販のマイクロチャネルプレート光電子増倍管は、「マイクロチャネルプレート光電子増倍管」又は「ＭＣＰ−ＰＭＴ」と呼ばれることがある。図４において最も良く見られるように、これらのデバイスは、高い光電性及び２次電子放出特性を備える物質のマイクロチャネルプレート６２を持つ。複数の平行なマイクロチャネル６４が、マイクロチャネルプレート６２へと形成される。マイクロチャネル６４は、孔、チューブ又は他の平行な狭い開口部である。電極６６、６７は、マイクロチャネル６４の長さにわたり、電気バイアスを生成する。例えば光電陰極（図示省略）における光子の衝突に反応する光電効果により、マイクロチャネルのオープン端部の近くで生成される電子が、電極６６、６７上の電気バイアスが原因でマイクロチャネル６４の下へ駆動される。電子はマイクロチャネル６４を通り進行するので、電子は時々マイクロチャネル６４の側面と衝突する。２次電子放出が、斯かる衝突により生成され、こうして電子増倍が提供される。マイクロチャネル下端において、増倍された電子は、陽極（図示省略）により収集される増幅された電子信号を形成する。通常は、適切な光電陰極及び陽極と共に電子増倍管要素６０は、真空気密なハウジングに収納される。いくつかの実施形態において、電子増倍管６０の物質は、初期電子を生成するために、光電効果に関する物質を提供することができる。いくつかの実施形態において、マイクロチャネルは、傾けられる、（図４に示されるように）ジグザグにされる、湾曲される、又は、電子−マイクロチャネル壁衝突の頻度を上げるために他の態様で構成されることができる。図示された構成とは別のバイアス構成を使用することも想定される。
【００３４】
マイクロチャネルプレート光電子増倍管は通常、写真撮影、暗視ゴーグル又は他の用途において使用される。他の用途においては、マイクロチャネルの自然な２次元構成が、内蔵型の増幅機能を備えるアドレス指定可能な２次元光学検出器アレイを容易に提供する。放射線検出器アレイ４０、４１は、マイクロチャネルプレート構成の異なる利点を使用する。マイクロチャネルプレート光電子増倍管６０のマイクロチャネルプレート６２は、静磁場
2010515517.tif 000018
と平行なマイクロチャネル６４を用いて配置される。この構成において、マイクロチャネル６４は、直接シンチレータ５６を効果的に見るよう配置され、その上、マイクロチャネル６４の軸に沿った電子加速の方向
2010515517.tif 000019
が、静磁場
2010515517.tif 000020
と平行又は逆行して配置される。この幾何学を用いると、マイクロチャネル６２における電子増倍処理の電子を加速する速度と静磁場
2010515517.tif 000021
とのクロス積は、実質的にゼロである。結果として、マイクロチャネルプレート光電子増倍管６０が強い静磁場
2010515517.tif 000022
の中に配置される場合であっても、マイクロチャネルプレート光電子増倍管６０上の静磁場
2010515517.tif 000023
の効果は、実質的に減らされ又は除去される。
【００３５】
図５を参照すると、いくつかの実施形態において、ブロック読出し構成が使用される。この場合、各シンチレータ５６は、マイクロチャネルプレート光電子増倍管又はＳｉＰＭｓのアレイにより見られるブロックである。図５において、マイクロチャネル６４と共に使用されるマイクロチャネルプレート光電子増倍管６０が、図式的に示される。シングル処理部４３の一部として適切なブロック読出しアルゴリズムを適用することにより、実質的な空間分解能が実現可能である。例えば、アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）を用いて、約２ｍｍの空間分解能が、ブロック読出し処理を用いる２０ｘ１０ｘ１０ｍｍ３ＬＳＯシンチレータブロック内で実現可能であることが示された。参照により全体が本願明細書に含まれる、Maasらによる「Experimental Characterization of Monolithic-Crystal Small Animal PET Detectors Read Out by APD Arrays」、IEEE Trans. Nucl. Sci. vol. 53 no. 3, pp. 1071-77 (2006)を参照されたい。図５の説明的な構成において、第１のプリント回路基板６８は、図１のイベントプロセッサ４２、４３又はそのいくつかの部分を実現するマイクロプロセッサ、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、メモリチップ等の電子部品をサポートする。例えば、いくつかの実施形態において、第１のプリント回路基板６８の電子部品は、ＴＤＣ／ＡＤＣユニット４２を実現する。一方、一致検出部４４と共にシングル処理部４３は、リモートで実行される。図５に示される構成において、第２のプリント回路基板６９は、第１のプリント回路基板６８の電子部品により生成される信号を読み出して基板外に送るため、適切な電子部品及びプリント回路をサポートする読出しバックプレーンを規定する。
【００３６】
図１及び図３を参照すると、上部及び下部の光検出器アレイ４０、４１は、無線周波数コイルの上部及び下部それぞれの一般に平面の部分２４、２５を通り陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）検査領域７０を見るよう配置される。ＰＥＴ検査領域７０は、鎖点入りの境界線により示され、図示された実施形態においては円形である。しかしながら、ＰＥＴ検査領域は、一般に円形、楕円、又は他の態様で成形されることができる。図３の説明的な例において、無線周波数コイルは、例えば図示されるプリントされた導体部分７４のような、前面に形成されるプリントされた導体を持つプリント回路基板７２を含む。無線周波数シールド又はスクリーン２７は、独立型ワイヤメッシュ、又はプリント回路基板７２、若しくは他の基板上にプリント若しくは他の態様で配置される導体メッシュ等とすることができる。無線周波数コイルの上部の平面の部分２４は、同じ構成を適切に持つ。無線周波数コイル２４、２５が光検出器アレイ４０、４１によってＰＥＴ検査領域７０の視野(view)をブロックしないよう、図示される構成において、無線周波数コイル２４、２５は、５１１ｋｅＶのガンマ線に対して実質的に透過的であるべきである。図示される実施形態において、ＰＥＴ検査領域７０は、ＭＲ検査領域１２よりわずかに小さい。他の実施形態において、ＭＲ検査領域は、より小さな領域とすることができるか、又はＭＲ検査の重心及びＰＥＴ検査領域の重心が、互いから相対的にオフセットされる、等とできる。ＭＲ及びＰＥＴ検査領域の少なくとも一部が重複する場合、ＭＲ及びＰＥＴ取得の間に対象物を移動させることなしに、対象物の同じ部分のＭＲ及びＰＥＴイメージングデータ両方を取得することが可能である。実際、同時に又は交互配置された態様で、対象物の同じ領域からＰＥＴ及びＭＲイメージングデータを取得することが想定される。
【００３７】
図１を参照すると、光検出器アレイ４０、４１は、電子増倍管要素６０を読み出すための個別の適切な回路８０、８１を更に含む。例えば、回路８０、８１は、ガンマ線検出イベントを示す増幅信号のエネルギーをデジタル化するためのＰＥＴデジタル化処理４２及びオプションでシングル処理部４３を含むことができる。イベント情報は、局所的に取り付けられた隣接ロジック又はアナログ回路を用いることにより、自己起動されるか、又は共通に起動されることができる。このデータを収集する処理ユニットはオプションで、オフセット、利得、タイムウォーク、又は他の訂正だけでなく、オプションのソート及びオプションのイベントクラスタ化を実行する。図示されたオープンＭＲスキャナ構成において、磁石１０における通り道は、電力の伝達、オプションの検出器冷却、信号伝送のための導管８２、８３等を提供する。いくつかの実施形態において、回路８０、８１のいくつかは、電子増倍管要素６０から離れて位置されることができる。
【００３８】
図１及び図３に示される構成の利点は、コンパクトさである。即ち、平面の光検出器アレイ４０、４１は、Ｎ極及びＳ極１４、１５の間のギャップにおいてあまり多くの空間を占めない。
【００３９】
図６を参照すると、Ｎ極及びＳ極１４、１５の間のギャップにおいて平面の光検出器アレイ４０、４１が更に少ない空間を占める、修正された実施形態が示される。本実施形態において、シンチレータ５６は、修正された無線周波数コイル２５'に一体化される。例えば、シンチレータ５６は、無線周波数コイルの導体７４を支持するプリント回路基板７２に組み込まれることができる。いくつかの実施形態において、シンチレータ５６は、オプションで無線周波数シールド又はスクリーン２７を形成する導電性メッシュのギャップと揃うようピクセルサイズとして形成される。いくつかの実施形態において、ワイヤメッシュは、傾斜磁場コイル２１により生成される傾斜磁場に対する高インピーダンスと、無線周波数コイルにより生成される無線周波数場に対する低インピーダンスとを提供する共振回路を組み込む。約１．５テスラ又はこれより大きい静磁場
2010515517.tif 000024
に対して、無線周波数シールド又はスクリーンを形成する導電性メッシュのワイヤの直径は、０．１ミリメートルより小さくすることができる。平面の光ガイド（図示省略）がシンチレータ５６と電子増倍管要素６０との間に挿入される場合、光ガイドがワイヤメッシュを支持するための基板として使用されることができ、このワイヤメッシュは、シンチレータ５６のブロックを位置決めする整列のための特徴を規定することができる。
【００４０】
図７を参照すると、中間的な実施形態が図示され、図７では、平面の光検出器アレイ４０、４１が、Ｎ極及びＳ極１４、１５の間のギャップにおいて中間的な量の空間を占める。本実施形態において、シンチレータ５６は、修正された無線周波数コイル２５''に、部分的に一体化される。例えば、シンチレータ５６は、無線周波数コイルの導体７４を支持するプリント回路基板７２の凹部に突出することができる。
【００４１】
図８及び図９を参照すると、ハイブリッド又は結合された磁気共鳴（ＭＲ）及び陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）データ取得システム１０８が示される。磁気共鳴スキャナは、ハウジングにより規定される一般に円筒状のボア開口部１１２内でこの開口部の軸に平行な静磁場
2010515517.tif 000025
を生成するよう構成される複数の導体コイル巻線を持つソレノイドのタイプ磁石１１０を含むクローズ型のボアタイプスキャナハウジング１０９を含む。磁石は、超伝導又は抵抗性磁石とすることができる。前者の場合、磁石は通常、ボアタイプスキャナハウジング１１０内の低温容器又は他の冷却システムに配置される。スキャナハウジング１１０は、傾斜磁場アセンブリ１２０も含む。例えば、選択された傾斜コイル巻線の選択的なエネルギー供給に応じて静磁場
2010515517.tif 000026
上に傾斜磁場を協調して重畳する傾斜磁場コイルを含む。オプションで、傾斜磁場コイル、磁石又はその両方は、磁場を形成する、安定させる、及び、動的に調整するための図示省略された他の特徴を含むことができる。例えば、受動強磁性シム、能動シムコイル等である。
【００４２】
磁気共鳴スキャナは、更に、無線周波数励起及び受信システムを含む。例えば、ラング又はロッド１２４を持つ図示された内蔵型鳥かご又は横方向電磁（ＴＥＭ）タイプの「全身」無線周波数コイル、及び無線周波数スクリーン又はシールド１２６を含む。鳥かごタイプコイルにおいて、ラング１２４は、ボア開口部１１２の実質的な領域にわたり磁気共鳴を生成し、オプションで磁気共鳴を検出するために、端部リング１２５により接続される。（１つの端部リング１２５が、図８において例として表される。図９においては、何の端部リングも図示されない。）ＴＥＭタイプの全身コイルにおいて、端部リング１２５は省略され、ロッド１２４は、ボア開口部１１２の実質的な領域の磁気共鳴を生成し、オプションでそれを検出するために無線周波数シールド又はスクリーン１２６にその端部で接続される。鳥かご又はＴＥＭタイプコイルにおいて、無線周波数シールド又はスクリーン１２６は通常、薄い円筒状導電性メッシュ又は共振スクリーンである。他の実施形態においては、１つ又は複数の局所無線周波数コイル（図示省略）が、磁気共鳴励起及び／又は検出に関して排他的に又は全身コイル１２４、１２６と共に使用される。
【００４３】
図８及び図９を引き続き参照すると、結合された又はハイブリッドＭＲ及びＰＥＴデータ取得システム１０８が、ＰＥＴデータ取得を実行するための放射線検出器１４０を更に含む。図８及び図９の説明的な例において、これらの放射線検出器１４０は、ＭＲ磁石のアイソセンタの周りで中心化される短軸円筒状アレイとして構成される。図８において、放射線検出器１４０は説明の便宜上ファントムにおいて示される。しかし、放射線検出器１４０が通常、スキャナハウジング１０９による視野からブロックされることを理解されたい。放射線検出器１４０の円筒状アレイは、ＭＲスキャナのボア開口部１１２を囲み、この開口部と同軸である。図９に示されるように、図示された実施形態において、放射線検出器１４０は、（ｉ）傾斜アセンブリ１２０の半径より小さく、（ｉｉ）無線周波数スクリーン又はシールド１２６の半径より大きな半径である。すなわち、放射線検出器１４０は、傾斜アセンブリ１２０と無線周波数スクリーン又はシールド１２６との間に配置される。代替的に、放射線検出器１４０は、シールド１２６の内側（即ち、シールドより小さな半径で）、かつラング又はロッド１２４の外側に（即ち、これらより大きな半径で）配置されることができる。他の実施形態において、放射線検出器１４０は、シールド１２６の内側、かつラング又はロッド１２４の内側に配置される。他の実施形態において、放射線検出器１４０は、ラング又はロッド１２６とおよそ同じ半径で、例えばラング又はロッドの間に配置される。放射線検出器１４０が配置されるとしても、放射線検出器１４０は、５１１ｋｅＶのガンマ線に対してボア開口部１１２に含まれる検査領域の実質的に妨げられてない視野を持つべきである。介在する要素は、狭いものであるべきである（例えば、ラング又はロッド１２４）か、又は５１１ｋｅＶのガンマ線に対して実質的に透過的であるべきである（例えば、無線周波数スクリーン又はシールド１２６）。
【００４４】
図８及び図９を引き続き参照し、図１０を更に参照すると、ＰＥＴ取得サブシステムの放射線検出器１４０の実施形態が記載される。図１０は、１０個のシンチレータブロック１５６及び対応する電子増倍管要素１６０を含む放射線検出器１４０のアレイの小さな部分を表す。図示された電子増倍管要素１６０は、マイクロチャネルプレート光電子増倍管を含む。例えば、「マイクロチャネルプレート光電子増倍管」又は「ＭＣＰ−ＰＭＴ」と呼ばれことのある市販のマイクロチャネルプレート光電子増倍管を含む。電子増倍管要素１６０は、図４に表される電子増倍管６０に適切に類似し、マイクロチャネル１６４を含む。取得システム８の場合の様に、取得システム１０８のマイクロチャネルプレート光電子増倍管１６０は好ましくは、静磁場
2010515517.tif 000027
と平行又は逆平行な電子加速
2010515517.tif 000028
の方向で配置される。図１０に示される放射線検出器１４０の構成に関して、上端層において、電子加速
2010515517.tif 000029
の方向は、静磁場
2010515517.tif 000030
の方向と逆平行である。一方、下端層において、電子加速
2010515517.tif 000031
の方向は、静磁場
2010515517.tif 000032
の方向と平行である。図１０において、マイクロチャネル１６４の長さに沿ってマイクロチャネルプレート光電子増倍管１６０の電極のバイアスにより生成される電界が、静磁場
2010515517.tif 000033
と平行又は逆平して指向される電子加速
2010515517.tif 000034
を生成するよう、マイクロチャネル１６４が、図式的に示され、静磁場
2010515517.tif 000035
と平行に配置される。結果として生じる幾何学的配置は、それらの個別のシンチレータ１５６の側面に配置されるマイクロチャネルプレート光電子増倍管１６０を持つ。この並んでいる構成は、これらのマイクロチャネルプレート光電子増倍管１６０及び関連付けられる電子部品又は回路を収容するために、シンチレータ１５６間のギャップを生じさせる。これらのギャップに対処するために、図１０に示される放射線検出器１４０は、ギャップを満たすため、第２の層におけるシンチレータ１５６が第１の層のシンチレータからオフセットされて配置される２つの層で配置される。マイクロチャネルプレート光電子増倍管１６０が５１１ｋｅＶのガンマ線に対して実質的に透過的である場合、この手法は適切である。より一般的には、シンチレータ１５６及びマイクロチャネルプレート光電子増倍管１６０は、１つ又は複数の検出器層においてオプションで交互配置される。この場合、各検出器層は、静磁場
2010515517.tif 000036
の方向を横断する方向を向く表面法線を持つ。円筒状磁石に対して、１つ又は複数の交互配置された検出器層はそれぞれ、一般に円筒状磁石１１０と同軸状に配置される一般に円筒状シェルを規定する。マイクロチャネルプレート光電子増倍管が十分に透過的でない場合、分解能がいくらか損失されるが、単一の層が使用されることができる。
【００４５】
図示される実施形態において、各シンチレータ１５６は、マイクロチャネルプレート光電子増倍管１６０の８ｘ８アレイにより側面から見られるブロックである。Ａｎｇｅｒロジック又は別の適切なブロック読出しアルゴリズムが、マイクロチャネルプレート光電子増倍管１６０の８ｘ８アレイの要素により受信される相対的な信号に基づき空間分解能を上げるために使用される。他の実施形態において、ピクセル化されたシンチレータが使用されることができるか、又はブロックシンチレータが、他のサイズのマイクロチャネルプレート光電子増倍管アレイを見るのに使用されることができる。電子増倍管要素１６０を読み出すための適切な回路１８０は、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）又はマイクロプロセッサ要素として放射線検出器１４０に一体化される。例えば、回路１８０は、ガンマ線検出イベントを示す増幅信号のエネルギーをデジタル化するためのアナログデジタル変換器（ＡＤＣ）、ガンマ線検出イベントに関してデジタルタイムスタンプを生成するための時間デジタル変換器（ＴＤＣ）等を含むことができる。イベント情報は、局所的に取り付けられた隣接ロジック又はアナログ回路を用いることにより、自己起動されるか、又は共通に起動されることができる。このデータを収集する処理ユニットはオプションで、オフセット、利得、タイムウォーク、又は他の訂正だけでなく、オプションのソート及びオプションのイベントクラスタ化を実行する。オプションで、回路１８０は、ＰＥＴイベント処理４２、４３の一部又は全てを含む。
【００４６】
取得システム８のように、ＭＲ及びＰＥＴ検査領域が少なくとも部分的に重複する場合、取得システム１０８はオプションで、同時的ＭＲ及びＰＥＴイメージングのために構成される。追加的に又は代替的に、例えばスライス毎に基づき、ＭＲ及びＰＥＴイメージングが、連続して実行されることができるか、又は交互配置されることができる。
【００４７】
図示される実施形態は、磁気共鳴スキャナにより生成される静磁場
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の磁場方向と実質的に平行又は逆平行な電子加速
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の方向で有利には配置される電子増倍管要素５６、１５６を使用する。他の想定される実施形態では、磁場に対する感度が比較的低い検出器が、電子増倍管要素と置き換えられる。斯かる検出器は、例えば、アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）又はソリッドステートシリコン光電子増倍管（ＳｉＰＭ）を含むことができる。いくつかの適切なＳｉＰＭ検出器は、国際公開ＷＯ２００６／１１１８６９号、及び国際公開ＷＯ２００６／１１１８８３号に記載される。オプションで、放射線検出器４０、４１、１４０（又は選択されたユニット又はその部分）は、検出器及び電子部品を保護する取り囲まれた無線周波数気密な及び耐光性シールド（図示省略）である。ミューメタルシールド（図示省略）が、同様にオプションで含まれる。図示されたオープン及びボアタイプ磁気共鳴スキャナは説明的な例であり、他のタイプのＭＲスキャナも想定される。
【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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【図９】
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【図１０】
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【国際調査報告】
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