JP2008048923A - Ｍｒｉ−ｐｅｔ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】本発明の目的は、ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置とを一体化したＭＲＩ−ＰＥＴ装置であって、ＭＲＩ装置からＰＥＴ装置へ与える磁場の影響を十分に低減させることができるＭＲＩ−ＰＥＴ装置を提供することにある。
【解決手段】ＭＲＩガントリを有するＭＲＩ装置と、ＰＥＴガントリを有するＰＥＴ装置とを備えたＭＲＩ−ＰＥＴ装置であって、ＰＥＴガントリに磁性材を配置する。本発明によれば、ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置とを一体化した場合であっても、ＭＲＩ装置からＰＥＴ装置へ与える磁場の影響を十分に低減させることができる。従って、ＭＲＩ装置が発生する磁場によるＰＥＴ装置の誤動作等の防止を可能としたＭＲＩ−ＰＥＴ装置を提供することができる。
【選択図】図１

Description

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たＭＲＩ−ＰＥＴ装置に関するものである。

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、光電子増倍管に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。

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。

一方、生体の形態画像を得る手段としてＭＲＩがある。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。

ＰＥＴで得られる機能画像とＭＲＩによって得られる形態画像とを重ね合せ、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、ＭＲＩとＰＥＴとを一体化したＭＲＩ−ＰＥＴ装置が検討されている。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。

これに対して、ＭＲＩの強力な磁場を考慮して、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ある（例えば、特許文献１及び非特許文献１参照。）。

ＭＲＩは強力な静磁場のほか、時間変動する傾斜磁場も発生する。さらに核磁気共鳴を起こすための高周波（ＲＦ波）も照射する。

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、その複雑な製作性とコストには課題がある。

ＵＳ４９３９４６４ Simultaneous PET and NMR ;P.K.Marsden et.al ,The British Journal of Radiology,75 (2002),S53-S59

本発明の目的は、ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置とを一体化したＭＲＩ−ＰＥＴ装置であって、ＭＲＩ装置からＰＥＴ装置へ与える磁場の影響を十分に低減させることができるＭＲＩ−ＰＥＴ装置を提供することにある。

ＭＲＩガントリを有するＭＲＩ装置と、ＰＥＴガントリを有するＰＥＴ装置とを備えたＭＲＩ−ＰＥＴ装置であって、ＰＥＴガントリに磁性材を配置する。

本発明によれば、ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置とを一体化した場合であっても、ＭＲＩ装置からＰＥＴ装置へ与える磁場の影響を十分に低減させることができる。従って、ＭＲＩ装置が発生する磁場によるＰＥＴ装置の誤動作等の防止を可能としたＭＲＩ−ＰＥＴ装置を提供することができる。

本発明のＭＲＩ−ＰＥＴ装置においては、ＰＥＴ装置のガントリに磁性材（磁気シールド）を配置する。この磁性材により、ＭＲＩ装置からの磁場の影響を効果的に低減することができる。ＭＲＩ装置からの磁場の影響を低減することにより、ＰＥＴ装置の誤動作等を防止することができる。

以下、本発明におけるＭＲＩ−ＰＥＴ装置について、図１乃至図６を用いて説明する。本実施例は、ＭＲＩ装置及びＰＥＴ装置を一体化するとともに、ＰＥＴ装置のガントリに磁性材を配置し、ＭＲＩ装置からの磁場の影響を低減させるものである。

放射線を利用した検査技術は、被験者の内部を非破壊で検査することができる。人体を被験者とする放射線検査装置としては、Ｘ線ＣＴ装置，ＰＥＴ装置及び単光子放出型ＣＴ装置等がある。これらの技術はいずれも、人体から放出された放射線の積分値(飛翔方向)の物理量を計測し、その積分値を逆投影することにより人体内の各ボクセルの物理量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・高精細に提供できるようになった。

ＰＥＴは、陽電子放出核種（１５Ｏ，１３Ｎ，１１Ｃ，１８Ｆ等）、及び体内の特定の細胞に集まる性質を有する物質を含む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は、Ｘ線ＣＴ等では検出できない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。放射性薬剤の一例として、フルオロデオキシグルコース(２-[F-18]fluoro-２-deoxy-D-glucose、18FDG) がある。１８ＦＤＧは、糖代謝により腫瘍組織に高集積するため、腫瘍部位の特定に使用される。特定の個所に集積した陽電子放出核種から放出された陽電子が、付近の細胞の電子と結合して消滅し、５１１ｋｅＶのエネルギーを有する一対のγ線を放射する。これらのγ線は、互いにほぼ正反対の方向(１８０°±０.６°) に放射される。この一対のγ線をγ線検出器で検知すれば、どの２つのγ線検出器の間で陽電子が放出されたかがわかる。それらの多数のγ線対を検知することで、放射性薬剤を多く消費する場所を特定することができる。例えば、１８
ＦＤＧは前述のように糖代謝の激しい癌細胞に集まるため、ＰＥＴにより癌病巣を発見することが可能となる。なお、得られたデータは各ボクセルの放射線発生密度に変換され、γ線の発生位置（放射線核種が集積する位置、すなわち癌細胞の位置）が画像化される。ＰＥＴに用いられる１５Ｏ，１３Ｎ，１１Ｃ，１８Ｆは２分から１１０分の短半減期の放射性同位元素である。

ＰＥＴにより得られる三次元画像は１８ＦＤＧ等の集積領域だけであり、臓器全体にこれが集まる脳・膀胱などを除くと、臓器全体の形を表現する形態画像としての機能に乏しい。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かを正確に判断することが難しい。ＰＥＴで得られる画像は、生体の機能を反映した画像であるため、機能画像とも呼ばれる。

一方、生体の形態画像を得る手段として磁気共鳴イメージング(ＭＲＩ)がある。ＭＲＩはＮＭＲ現象を利用したイメージング法である。ＮＭＲは、ある種の原子核(ＮＭＲ核種)を均一な静磁場中に置いた場合に、特定の周波数（ラーモア周波数）のＲＦを選択的に吸収する現象である。

医療用ＭＲＩは、主に生体における水素原子核の核磁気共鳴信号の三次元分布を画像化する。このため生体組織の水素原子の含有量に応じた画像濃淡を得ることができ、その結果、組織の形、即ち形態画像を得ることができる。また、物質の水素原子密度に応じて画像の濃淡を得るため、水素原子密度の差が大きい組織の撮像に適する。このことから、脳の画像については、ＭＲＩの方がＸ線ＣＴ等よりも優れていると評価される。

ＭＲＩは、時間変化しない静磁場，時間変化する傾斜磁場、及びＲＦパルスを人体に照射するだけで、３次元の内部形態画像を得ることができ、Ｘ線等を用いる診断装置に較べ、放射線被曝がないというメリットを有する。

形態画像を得るＭＲＩ装置と機能画像を得るＰＥＴ装置とを組み合わせたものとして
ＭＲＩ−ＰＥＴ装置が検討されている。ＰＥＴにより得られる機能画像とＭＲＩにより得られる形態画像とを重ね合せることにより、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。またＰＥＴ装置とＭＲＩ装置とを一体化させたＭＲＩ−ＰＥＴ装置により、画像の重ね合せの利便性を図ることができる。

しかしながらＭＲＩは強力な磁場を発生させる装置であるため、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。従って、これらＭＲＩ装置とＰＥＴ装置とを近接させて一体の装置とすることは困難と考えられている。

磁場に晒したくない機器を保護する手段としては、磁性体板等を間に設置するか、あるいは対象物を磁性体板で囲む磁気シールドの技術が知られている。しかしＭＲＩはテスラ（１テスラ＝１００００ガウス）オーダーの磁場を発生させるため、ほとんどの磁性体は磁気飽和を起こし、磁気シールドの効果はほとんど無きに等しくなることが予想される。また磁気シールド板を非常に厚くして磁気飽和を起こし難くしようとすれば、強大な磁化が発生し、これがＭＲＩの撮像に必要な均一磁場に誤差を与え、画像に乱れを生じさせてしまう。このため、これまでは、磁気シールドによってＭＲＩ−ＰＥＴ装置を実現することにも大きな困難が伴うと考えられていた。

本発明は、ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置とを一体化する場合に起きるＭＲＩの強力な磁場によるＰＥＴの動作障害の問題、即ち共存性（コンパチビリティ）の困難について検討した結果得た、克服手段を提供するものである。

上記の困難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）ＭＲＩガントリとＰＥＴガントリを同軸上に分割して配置する２ガントリ型とし、
ＭＲＩのシールドコイルによって軸上の漏れ磁場を急減させ、磁性体で十分この漏れ
磁場を遮蔽可能になる最小限の距離だけ離れた位置にＰＥＴガントリを配置する。
（２）上記の磁性体は主に漏れ磁場が半径方向に向きを変える位置に配置し、該磁性体板
は中央部に穴が開いた円盤型にして磁束を半径方向に導くようにする。軸上近傍には
磁性体は配置しない。
（３）γ線の検出器には、磁場に強い半導体検出器を使用する。

では本発明に係るＭＲＩ−ＰＥＴ装置の第１の実施例を、図１を用いて説明する。図１は、本実施例におけるＭＲＩ−ＰＥＴ装置の構成を示す図である。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（軸中心部に略円筒形状の穴を設けた略円筒形状）のＭＲＩガントリ１０１を有する水平磁場型ＭＲＩ装置１と、トンネル型より軸長が短いリング状（軸中心部に略円筒形状の穴を設けた略円筒形状）ＰＥＴガントリ１０２を有するＰＥＴ装置２との２つの装置から構成される。さらに、ＭＲＩガントリ
１０１及びＰＥＴガントリ１０２は連結部３で一体化される。被験者１５の移動等を考慮し、ＭＲＩガントリ１０１及びＰＥＴガントリ１０２は同軸上に配置される。

ＭＲＩ装置１は、ＭＲＩ装置の撮像空間に主磁場を生成する主コイル１０及び漏れ磁場を低減させるためのシールドコイル１１を備え、これら主コイル１０及びシールドコイル１１はＭＲＩガントリ１０１内に収容される。

ＰＥＴ装置２は、γ線検出器４及び信号処理装置５を備え、これらγ線検出器４及び信号処理装置５はＰＥＴガントリ１０２内に収容される。ＰＥＴ装置２のγ線検出器４には磁場に強いＣｄＴｅ等の半導体検出器を用いる。半導体検出器では、半導体のＰＮ接合をつくり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ために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。この信号を電荷有感型のプリアンプで増幅する。

このような半導体検出器では、検出部のキャリアはバンド構造の伝導帯を運動する為、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５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。

ＭＲＩ−ＰＥＴ装置はさらに、被験者１５を保持する移動ベッド１４，移動ベッド１４を床面に対して固定するベッド台１６、及び移動ベッド１４を長手方向に移動させるためのガイドレール１７を備える。

ここで、本実施例におけるＭＲＩ−ＰＥＴ装置は、ＭＲＩからの磁場の影響を低減し、ＭＲＩ装置が発生する磁場によるＰＥＴ装置の誤動作等を防止するため、ＰＥＴガントリ１０２に磁性材（磁気シールド）を配置する。

本実施例におけるＭＲＩ−ＰＥＴ装置は、ＭＲＩガントリ１０１とＰＥＴガントリ102とを一定距離離して（所定の間隔を保ち）設置される。ここで、トーラス形状（中心軸近傍に同軸の穴を設けた略円筒形状）のＰＥＴガントリ１０２には磁性体で構成した磁気シールド６が配置される。

この磁気シールド６について、図２を用いて説明する。図２はＰＥＴガントリ１０２のトーラスの断面拡大図である。

磁気シールド６は、ＭＲＩガントリ１０１側の端面（ＭＲＩガントリ１０１に対向する端面）に配置された磁気シールド６−ａと、磁気シールド６−ａと反対側の端面に配置された磁気シールド６−ｄと、磁気シールド６−ａ及び６−ｄに接続されるとともにＰＥＴガントリ１０２内面に沿って略円筒形状に配置された磁気シールド６−ｂと、磁気シールド６−ａ及び６−ｂに接続されるとともにＰＥＴガントリ１０２外面に沿って略円筒形状に配置された磁気シールド６−ｅとから構成される。尚、磁気シールド６としては、鉄材を用いることができる。

磁気シールド６−ａ及び６−ｄは、それぞれ略円筒形状のＰＥＴガントリの端面に対応する円形であるが、ＰＥＴガントリ内に被験者が通る穴（ボア）８が設けられ、その形状は５円硬貨のような穴明き円板状となる。一方、磁気シールド６−ｂ及び６−ｅは、それぞれＰＥＴガントリ１０２の内面及び外面に沿うように配置された円筒形状となる。磁気シールド６は、これら磁気シールド６−ａ〜６−ｄによりＰＥＴガントリ１０２に対応する略円筒形状に形成される。

磁気シールド６−ａ〜６−ｄのうち、ＭＲＩ装置に最も近い磁気シールド６−ａは、
ＭＲＩ装置から受ける磁場強度が強くなる。従って、ＭＲＩ装置から漏れ出る磁力線７を効果的に吸引するため、磁気シールド６−ａは、他の磁気シールド６−ｂ，６−ｃ，６−ｅよりも磁性体板の板厚を厚くする。その厚さは、例えば１０mm程度とすることができる。

ＰＥＴ装置２内面には、被験者が通る穴（ボア）８に沿って、磁気シールド６−ａよりも薄い円筒形状の磁気シールド６−ｂが設置される。磁気シールド６−ｂは、ＭＲＩ装置１から漏れ出て、ボア８の方向（軸方向）に広がる磁力線７を吸引する。磁気シールド６−ｂの一部には、被験者から出射されたγ線を受光するγ線受光窓９が必要となる。磁気シールド６−ｂのγ線受光窓９部分には、磁性体を設けないか（γ線を受光するための開口部を有するか）、又はγ線の透過を妨げない程度に薄い磁気シールド６−ｃを配置することができる。

磁気シールド６−ａと反対側の端面には、ボア８に沿ってガイドした磁束をＭＲＩガントリ側に帰還させるために、磁気シールド６−ｄが配置される。この磁気シールド６−ｄは磁気シールド６−ａよりも薄い磁性材とすることができる。

ＰＥＴ装置２外面に、磁気シールド６−ａよりも薄い円筒形状の磁気シールド６−ｅが設置される。磁気シールド６−ｅにより磁束がＭＲＩ装置１側にガイドされる。

ここで、本実施例において、ＭＲＩガントリ１０１とＰＥＴガントリ１０２とを独立させ、２ガントリ型とした目的について述べる。ＭＲＩ装置の内面側にＰＥＴ装置を装備する１ガントリ型、又はＭＲＩの磁石を軸方向に分割してその間にＰＥＴ装置を装備する１ガントリ型の場合には、現在の高分解能ＭＲＩを用いると、ＰＥＴ装置は１.５ 〜数テスラという強大な磁場に晒されることになる。仮にＰＥＴ装置全体を鉄などの高透磁率の部材で覆ったとしても、鉄は２テスラ前後で磁気飽和を起こすため、それ以上の磁場では、磁束はこれを貫通し、磁気シールド特性が損なわれてしまう。数テスラの磁場に晒された場合は、γ線検出器だけでなく、ＡＳＩＣなどの信号処理系に与える影響も大きい。従って、光電子増倍管を使用しない半導体検出器でも、動作不良を起こす可能性ある。

また、厚い磁性体板をＭＲＩ装置の内側に配置すると、磁気シールドが発生する磁場により、ＭＲＩ装置の撮像空間に形成される高均一度の一様磁場に重大な擾乱を与える。この擾乱によりＭＲＩの画像に乱れが生じ、最悪の場合、画像化できなくなる可能性がある。

ＭＲＩ装置では、その外部においては、できる限り漏れ磁場を低減する工夫がされている。それはアクティブシールドシステム等と称されるシステムである。図１に示すように、ＭＲＩ装置の内部には、主コイル１０と逆向きに励磁したシールドコイル１１が装備されている。ＭＲＩ装置の外部では、シールドコイル１１の磁場が主コイル１０の主磁場をキャンセルし、全体として漏れ磁場の広がりを抑えている。シールドコイル１１を装着したＭＲＩ装置では、ＭＲＩガントリ１０１の外部において急激に磁場が低減する。このため、ＰＥＴ装置をＭＲＩ装置と独立させ、一定距離に離した２ガントリ型とすると、小量の磁気シールド材を施すだけで、ＰＥＴ装置２を安定に動作させることができる。従って、シールドコイル１１を有するＭＲＩ装置を備えたＭＲＩ−ＰＥＴ装置においては、特に２ガントリ型とすることが有効である。

ここで、ＭＲＩの撮像空間の磁場強度（０.５〜３.０Ｔ）を考えると、２ガントリ型にしてＰＥＴガントリを離したとしても、相当量の磁束がＰＥＴガントリを貫通すると予想されていた。そのため、ＭＲＩガントリとＰＥＴガントリとの間に相当距離の空間を設けざるを得ず、装置全体として長大化することが予想された。

しかし発明者が本実施例に記載の磁気シールド６を設置したＭＲＩ−ＰＥＴ装置について非線形磁場計算を実施したところ、予想外にＭＲＩガントリとＰＥＴガントリとの距離を短くできることがわかった。その理由は以下の物理的効果による。即ち、ＭＲＩガントリ１０１のボア８内から出た軸方向の漏れ磁場の磁力線７は、シールドコイル１１の効果で、急激に半径方向に曲がることとなる。この磁力線７の方向はＰＥＴガントリ１０２に装着したＭＲＩガントリとの対向面の磁気シールド６−ａの方向と一致する。従って、磁力線７は磁気シールド６−ａ中を流れ、ＰＥＴガントリ１０２の内部への侵入が大幅に低減される。

これらの効果を軸対称の非線形磁場解析によって確かめた。その結果を図３〜図５を用いて説明する。図３（ａ）は、本計算に用いた第一の軸対称磁気シールドモデルの断面を表している。このモデルではγ線受光窓９には磁性体板を配置していない。尚、符号１２はＰＥＴ装置２の中心軸を示している。図３(ｂ)は、ＭＲＩガントリから発生し、ＰＥＴガントリ周辺に及ぶ磁力線の状況を計算した結果である。ＰＥＴガントリ周辺に及んだ磁力線は、磁気シールド６−ａ〜６−ｅで囲まれる空間にはほとんど入り込まないことがわかる。

図４は、ＭＲＩ−ＰＥＴ装置の磁束密度の分布を示す図であり、ＭＲＩガントリから
ＰＥＴガントリにかけての磁束密度の分布を等高線で表示したものである。図４（ａ）は、等高線の最小値を１０００Ｇ（ガウス）まで表示したものである。図４（ａ）から、
ＭＲＩガントリのボア中心で１５０００Ｇある磁束密度は、ＭＲＩガントリとＰＥＴガントリの中間点付近で１０００Ｇまで急激に落ちていることがわかる。図４（ｂ）は、等高線の最大値を１０００Ｇ、最小値を２０Ｇとし、２０Ｇ間隔で表示したものである。図４（ｂ）から、ＰＥＴガントリのＭＲＩガントリに対向する側で２００Ｇ程度、反対側で
５０Ｇ程度になっていることがわかる。図４（ｃ）は、ＰＥＴガントリの磁気シールド６内部の磁束密度分布である。等高線の最大値を２０Ｇ、最小値を１Ｇとし、１Ｇ間隔で表示している。図４（ｃ）から、γ線受光窓付近の磁束密度は２０Ｇ程度あるが、ＡＳＩＣなどの信号処理装置が格納される部分は５Ｇ以下になることがわかる。

図５（ａ）は、本計算に用いた第二の軸対称磁気シールドモデルの断面を表している。このモデルは第一の軸対称磁気シールドモデルのγ線受光窓９に、厚さ１mmの磁気シールド６−ｃを配置している。図５（ｂ）は、第二の軸対称磁気シールドモデル内部の磁束密度分布を、等高線の最大値４Ｇ、最小値を１Ｇとして、１Ｇ間隔で表示したものである。図５（ｂ）から、γ線受光窓付近から内部にかけての磁束密度はすべて４Ｇ以下になることがわかる。

ＭＲＩが備える傾斜磁場コイル（図示せず）からは、時間変動する傾斜磁場が発生する。さらに核磁気共鳴を起こすための高周波（ＲＦ波）がＲＦ送信コイル（図示せず）から放出される。従って、傾斜磁場や高周波（ＲＦ波）によっても、ＰＥＴ装置の信号処理系を誤動作させるという問題が生じうる。これに対しても、ＭＲＩ−ＰＥＴ装置を２ガントリ型にしてＰＥＴ装置をある程度離すことによりその影響は著しく低減され、また磁気シールドによっても、これらの時間変動する傾斜磁場，高周波電磁波をかなりの部分シールドすることができる。時間変動する磁場や高周波電磁波が導体中に入射すると、その表面に渦電流が誘起される。これにより時間変動する磁場や高周波電磁波の電磁エネルギーが消費、あるいは反射され、これらがその内部に浸透し難くなる。高周波電磁波のシールドには、導電率の高いアルミ板または銅板の方が、よりシールド効率が高い。したがって鉄板等による磁気シールドで、高周波電磁波に対するシールド能力が不足する場合には、磁気シールドにさらに薄いアルミ板、または銅板を重ねても良い。

ところで、通常、ＰＥＴ装置本体は軸対称に設計されるが、これを連結部から支える支柱等は非軸対称形状となる。磁気シールドをこれらの支柱を含めてカバ−するように形成すると、全体として非軸対称になる。しかしこのＰＥＴ装置の磁気シールドは、ＭＲＩ装置の軸と同軸形状に配置することが望ましい。その理由は、非軸対称な磁気シールドの作る誤差磁場は非軸対称になり、ＭＲＩ側でこれを補正しにくくなるためである。

当初、板厚の厚い磁気シールド６−ａは、ＭＲＩの撮像空間に大きな誤差磁場を生成するものと予想していた。しかし実際にはこれは問題にならない程度であった。その理由を以下に示す。ＭＲＩの撮像空間に大きな誤差磁場を生成するのは、ＭＲＩの撮像空間の中心から軸上に延長した位置に鉄板等の磁性体がある場合である。軸上に磁性体がある場合、漏れ磁場によって、ＭＲＩの主磁場と同じ軸方向の磁化が鉄板等の磁性体内に形成される。この磁化はＭＲＩの撮像空間にＭＲＩの均一磁場と同じ方向の磁場を作り出すため、均一磁場にこれが重畳されて誤差が大きくなるのである。本発明のＰＥＴガントリ１０２の磁気シールド６は全体として略円柱形状の軸上近傍に穴を設けた円柱トーラス形状にしてあり、ＭＲＩの撮像空間の中心から軸上に延長した位置には磁性体を設けない。そのためＭＲＩの撮像空間には大きな誤差磁場を生成することがないのである。本発明の磁気シールドは主に半径方向の磁束を外側に導くため、磁化は半径方向に誘起される。半径方向の磁化は、ＭＲＩの均一磁場と直交する成分の為、均一磁場の強度に与える影響は小さくなる。これが本発明の磁気シールドが、そのシールド特性とＭＲＩの磁場均一度とを両立（コンパチビリティ）させている理由である。

次に、本実施例におけるＭＲＩ−ＰＥＴ装置の使用方法と動作について、図１及び図６を用いて説明する。図６は、本実施例におけるＭＲＩ−ＰＥＴ装置の使用方法と動作を示す図である。移動ベッド１４は被験者１５を保持し、長手方向に移動できる。被験者１５を乗せた移動ベッド１４をガイドレール１７に沿って移動させることにより、直列に配置されたＭＲＩ装置１及びＰＥＴ装置２のボア内に被験者１５を移動・往復させることができる。ＭＲＩ装置１及びＰＥＴ装置２を同軸上に直列に配置することにより、ＭＲＩ及びＰＥＴによる一連の診断を効率的に行うことができる。ここで、移動ベッド１４を床面に対して支えるベッド台１６は、ＭＲＩガントリ１０１側においてもＰＥＴガントリ１０２側においてもよい。

尚、それぞれ独立のＭＲＩ装置１，ＰＥＴ装置２によって得られる画像を、コンピュータ上で重ね合わせる技術も進展している。しかしこの重ね合わせにおいて難しい点は、被験者の位置決め精度の確保，画像上の臓器位置の検出であり、これには医療技術者の習熟や被験者の協力が必要になる。また位置決めに掛かる時間，画像重ね合せ時の調整等、医療技術者の負担も大きい。ＭＲＩ−ＰＥＴ装置においては、ベッドの軸方向移動量などはこれを制御するコンピュ−タによって管理でき、その情報を使って画像の重ね合せまでを全自動で行うことも可能である。

また、ＰＥＴ画像を先に取得するか、ＭＲＩ画像を先に取得するかは、医療上の選択による。一般に、１８ＦＤＧが被験者の生体活性部位に集積するのに２０分程度の時間が掛かるため、その間の時間をＭＲＩの撮像に使うことも考えられる。このようにすればMRI−ＰＥＴによる連続撮像による検査時間を全体として低減することができる。

本実施例のＭＲＩ−ＰＥＴ装置においては、上述したように、ＰＥＴ装置のガントリ部に磁性材（磁気シールド）を配置する。これにより、ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置とを一体化した場合であってもＭＲＩ装置からＰＥＴ装置へ与える磁場の影響を十分に低減させることができる。従って、ＰＥＴ装置の誤動作等防止を可能としたＭＲＩ−ＰＥＴ装置を提供することができる。つまり、ＭＲＩとＰＥＴと一体化する場合に起きるＭＲＩ装置の強力な磁場によるＰＥＴ装置の動作障害の問題を解決し、ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置との共存性を得ることができる。

さらに、本実施例のＭＲＩ−ＰＥＴ装置においては、ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置とを所定の間隔を保持して配置させる（ＭＲＩガントリとＰＥＴガントリとを独立させる）とともに、ＭＲＩ装置からの磁力線の方向等を考慮してＰＥＴ装置に磁気シールドを配置することにより、相乗的に、ＭＲＩ装置からＰＥＴ装置へ与える磁場の影響を低減させることができる。特に、ＭＲＩ装置に対抗する面の磁気シールドを他の磁気シールドよりも厚くするとともに、漏れ磁場の磁力線の方向と磁気シールドの方向と一致させることにより、
ＭＲＩ装置からの漏れ磁場を効果的に吸引できるため、その効果が顕著となる。

また、本実施例のＭＲＩ−ＰＥＴ装置においては、磁気シールド等の簡易な方法でMRI装置からの磁場の影響を低減することができるため、製作性やコストの負担を低減することができる。

次に、本発明に係るＭＲＩ−ＰＥＴ装置の第２の実施例を、図７及び図８を用いて説明する。本実施例におけるＭＲＩ−ＰＥＴ装置は、頭部計測用に特化したＭＲＩ−ＰＥＴ装置に関するものである。図７及び図８は、本実施例におけるＭＲＩ−ＰＥＴ装置の構成を示している。

まず、頭部計測用ＭＲＩ−ＰＥＴ装置の利点を以下に述べる。一般的に、脳腫瘍では正常組織に損傷を与えない手術計画を立てることが極めて重要であり、重ね合わせ画像にも高精度な情報が求められる。ここで、上述したように、ＭＲＩは水素原子密度の差が大きい組織の撮像に適しており、このことから、脳の画像はＭＲＩの方がＸ線ＣＴよりも優れていると評価される。つまり、脳組織等においては、ＭＲＩの画像はＸ線ＣＴの画像よりもコントラストに優れるという利点がある。また、頭骨に包まれ、呼吸等による体動の影響を受け難い脳では、撮像時間が長いＭＲＩ，ＰＥＴにおいても画像のボケが少ないという利点もある。

ここで、ＭＲＩ−ＰＥＴ装置を頭部計測専用とすることにより、全身計測用に比べて
ＭＲＩ装置１及びＰＥＴ装置２をそれぞれ小型化することができる。ＭＲＩ装置１を小型化することにより、撮像空間に主磁場を生成する主コイルの内径を小さくすることができる。一般的には同じ巻線ターン数ならば、内径が小さい方ほど磁場強度を上げることができるため、主コイルの内径を小さくすることにより、ＭＲＩ装置１の分解能を向上させることができる。また、コイルの線材長を短くすることができるため、高価な超電導線の使用量を削減することができる。さらにコイルの半径が小さいほど、磁気エネルギーが小さく、クエンチ時の発生エネルギー，発生電圧，電磁力が減るため、磁石に掛かるコストは大幅に低減できる。一方、ＰＥＴ装置を小型化することにより、周長，軸長ともに全身計測用と比べて小さくできる。従って、コストが掛かる検出器の素子数を減らすことができ、コスト低減が可能となる。さらに、被検体との距離が短くなるため、ＳＮ及び分解能を向上させることができる。

しかしながら、ボア径の小さなガントリを２台直列に並べる場合には、どちらかのガントリに被験者の肩以降の胴体部が干渉してしまう。本実施例に記載のＭＲＩ−ＰＥＴ装置では、頭部用ＭＲＩ−ＰＥＴ装置のような小型のＭＲＩ装置及びＰＥＴ装置を一体化する場合にも、被験者とＭＲＩ−ＰＥＴ装置との干渉を生じさせることのないＭＲＩ−ＰＥＴ装置を提供することを課題とする。

以下、図７及び図８を用いて本実施例における頭部用ＭＲＩ−ＰＥＴ装置の詳細を説明する。図７及び図８に示すように、本実施例におけるＭＲＩ−ＰＥＴ装置は、ＭＲＩガントリ１０１を有する垂直磁場方式の開放型ＭＲＩ装置１８と、略円筒形状のＰＥＴガントリ１０２を有するＰＥＴ装置２との２つの装置から構成される。さらに、開放型ＭＲＩ装置１８及びＰＥＴガントリ１０２は連結部３で連結される。被験者１５の移動等を考慮し、ＭＲＩガントリ１０１及びＰＥＴ装置２は被験者１５の移動方向（長手方向）に開口部を備える。ここで、図７は開放型ＭＲＩ装置１８により頭部を計測している状態を示しており、図８は被験者をＰＥＴ装置２方向に移動させ、ＰＥＴ装置２により頭部を計測している状態を示している。尚、本実施例におけるＭＲＩ−ＰＥＴ装置の基本的な構成は実施例１と同様であるので、詳細な説明は省略する。

上述のように、本実施例においては、頭部専用のＭＲＩ−ＰＥＴ装置として、全身計測用に比べて小型の垂直磁場方式の開放型ＭＲＩ装置を用いる。開放型ＭＲＩ装置（またはオープン型ＭＲＩ装置）は、上下の磁石の間に間隙を設け、この間隙に被験者が入る方式のＭＲＩである。このような装置の場合、磁場は垂直に印加されることが多い。本発明の実施形態は、頭部用ＭＲＩ−ＰＥＴ装置として垂直磁場型の開放型ＭＲＩ装置を用いることである。尚、開放型ＭＲＩ装置には、超電導コイルを用いた高磁場型と永久磁石を用いた中・低磁場型とがある。脳内の血管や神経まで描写するには高磁場型が望ましいが、中・低磁場型でも脳組織の形態を描写するには十分な性能がある。

本実施例においては、開放型ＭＲＩ装置１８として片持ちのヨーク１９を有するＭＲＩ装置を適用した。片持ちヨーク１９を有する開放型ＭＲＩ装置１８では、磁束の多くがヨーク１９内を通るので、漏れ磁場が少ないという利点がある。

ここで、開放型ＭＲＩ装置１８のヨーク１９は、被験者の側部に配置する。被験者の側部にヨーク１９を配置することにより、ヨーク１９が配置される側部を除いた被験者の周囲が開放される。つまり、被験者の進行方向（長手方向）が開放されることとなる。従って、小型の頭部用開放型ＭＲＩ装置に対して、被験者の頭部方向に頭部用ＰＥＴ装置を配置することにより、被験者を移動する際にも、被験者がＭＲＩ装置に干渉することがない。これにより、被験者の移動を容易にすることができ、ＭＲＩ−ＰＥＴ装置による検査をスムーズに行うことができる。

本実施例におけるＭＲＩ−ＰＥＴ装置における検査手順を、図７及び図８を用いて説明する。図７及び図８は、上述の開放型ＭＲＩ装置１８を用いた頭部用ＭＲＩ−ＰＥＴ装置を示している。図７では被験者をＭＲＩ装置１８により検査している状態を示しており、図８ではＰＥＴ装置２により被験者を検査している状態を示している。ＭＲＩ装置１８によりＭＲＩ画像を取得した後、被験者を保持したまま移動ベッド１４をＰＥＴ装置２方向に移動させ、被験者１５の頭部をＰＥＴ装置２内部の所定の場所に位置させる。その後、ＰＥＴ装置２によりＰＥＴ画像を取得する。本実施例におけるＭＲＩ−ＰＥＴ装置を用いることにより、被験者１５がＭＲＩ装置１８と干渉することなしに、移動ベッド１４を
ＰＥＴ装置２に移動させて、被験者１５の頭部をＰＥＴ装置２内部の所定の場所に位置させることができる。

第２の実施例においても、図９に説明するように、第１の実施例と同様にＰＥＴ装置２に磁気シールド６を施すことで、ＰＥＴ装置２内の半導体検出器と信号処理装置５が開放型ＭＲＩ装置１８の漏れ磁場の影響を受け難くすることができる。

開放型ＭＲＩ装置１８の漏れ磁場は典型的には図９（ａ）のようになる。即ち、開放型ＭＲＩ装置１８の２つの磁極間に発生する磁力線の一部が外側に漏れ出し、漏れ磁力線７のようになる。この一部はＰＥＴ装置２の内部に侵入しようとするが、磁気シールド６に吸引されて再び開放型ＭＲＩ装置１８の磁極に帰還する。図９（ｂ）は、開放型ＭＲＩ装置１８側に対向する磁気シールド６−ａの面と漏れ磁力線７の状況を示す概念図である。開放型ＭＲＩ装置１８側に対向する磁気シールド６−ａの面は中央部に穴がある為、磁力線７はこれを避けて流れるように磁気シールド６−ａによってガイドされ、ボア８の内部には磁力線７は殆ど流出しない。

以上説明した第２の実施例においても、第１の実施例と同様の効果を得ることができる。さらに、第２の実施例においては、小型化された頭部用ＭＲＩ−ＰＥＴ装置であっても、被験者の移動を容易に行うことができる。

つまり、頭部用のＭＲＩ−ＰＥＴ装置について何等の検討もしなければ、ＭＲＩ装置による磁場の影響を排除することができず、ＰＥＴ装置を正常に動作させることは困難である。また、装置が小型となるため、ＭＲＩ−ＰＥＴ装置を一体化する場合、被験者の移動をスムーズに行うことは難しい。ここで、本実施例におけるＭＲＩ−ＰＥＴ装置では、垂直磁場型の開放型ＭＲＩ装置を用いるとともに、ＰＥＴガントリに磁性材を配置する。従って、ＭＲＩ装置からのＰＥＴ装置への磁場の影響を低減できるとともに、小型化された頭部用ＭＲＩ−ＰＥＴ装置であっても被験者の移動を容易に行うことができる。特に、垂直磁場型の開放型ＭＲＩ装置と対向する側に磁性材を配置することにより、磁場の流れ方向に磁性材が配置されるので、効果的に磁場の影響を低減することができる。

ＭＲＩ−ＰＥＴ装置の構成を示す図。 ＰＥＴガントリのトーラスの断面拡大図。 ＰＥＴガントリの磁気シールドの計算モデルとＰＥＴガントリ磁気シールド付近の磁力線計算結果を示す図。 ＭＲＩ−ＰＥＴ装置の磁束密度の分布を示す図。 ＰＥＴガントリの磁気シールドの計算モデルとＰＥＴガントリ磁気シールド内部の磁束密度計算結果を示す図。 ＭＲＩ−ＰＥＴ装置の使用方法と動作を示す図。 ＭＲＩ−ＰＥＴ装置の構成を示す図。 ＭＲＩ−ＰＥＴ装置の構成を示す図。 ＭＲＩ−ＰＥＴ装置の構成を示す図。

符号の説明

１…ＭＲＩ装置、２…ＰＥＴ装置、３…連結部、４…γ線検出器、５…信号処理装置、６，６−ａ〜６−ｅ…磁気シールド、７…磁力線、８…ボア、９…γ線受光窓、１０…主コイル、１１…シールドコイル、１２…中心軸、１３…磁束密度等高線、１４…移動ベッド、１５…被験者、１６…移動ベッド台、１７…移動ベッドレール、１８…開放型ＭＲＩ装置、１９…ヨーク、１０１…ＭＲＩガントリ、１０２…ＰＥＴガントリ。

Claims (15)

1. ＭＲＩガントリを有するＭＲＩ装置と、
   ＰＥＴガントリを有するＰＥＴ装置とを備えたＭＲＩ−ＰＥＴ装置であって、
   前記ＰＥＴガントリに磁性材が配置されることを特徴とするＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
2. 請求項１に記載のＭＲＩ−ＰＥＴ装置において、
   前記ＰＥＴガントリは、第１端面が前記ＭＲＩ装置に対向するように配置された略円筒形状のガントリであって、
   前記磁性材は、前記第１端面に配置される第１端面磁性材を備えることを特徴とする
   ＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
3. 請求項２に記載のＭＲＩ−ＰＥＴ装置において、
   前記磁性材はさらに、前記第１端面と反対側の端面である第２端面に配置された第２端面磁性材と、
   前記第１端面磁性材と前記第２端面磁性材とを結合するとともに、前記ＰＥＴガントリ内面に沿って略円筒形状に配置された内面磁性材と、
   前記第１端面磁性材と前記第２端面磁性材とを結合するとともに、前記ＰＥＴガントリ外面に沿って略円筒形状に配置された外面磁性材とを備えることを特徴とするＭＲＩ−
   ＰＥＴ装置。
4. 請求項３に記載のＭＲＩ−ＰＥＴ装置において、前記第１端面磁性材の厚さは、前記第２端面磁性材，前記内面磁性材、及び前記外面磁性材よりも厚いことを特徴とするＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
5. 請求項３又は４に記載のＭＲＩ−ＰＥＴ装置において、前記第１端面磁性材及び前記第２端面磁性材は、中央に被験者が通過する穴を備えることを特徴とするＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
6. 請求項１乃至５の何れかに記載のＭＲＩ−ＰＥＴ装置において、前記ＭＲＩ装置は、前記ＭＲＩ装置の撮像空間に主磁場を生成する主コイル及び前記主コイルからの漏れ磁場を低減させるためのシールドコイルを備えることを特徴とするＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
7. 請求項１乃至６の何れかに記載のＭＲＩ−ＰＥＴ装置において、前記第１端面磁性材は、前記ＭＲＩ装置が発生する主たる漏れ磁束が略半径方向になる位置に配置し、前記第１端面磁性材は中央部に穴を設け、前記漏れ磁束を半径方向に導くようにしたことを特徴とするＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
8. 請求項３乃至７の何れかに記載のＭＲＩ−ＰＥＴ装置において、前記内面磁性材は被験者から出射されたガンマ線を受光するためのガンマ線受光窓を備え、前記ガンマ線受光窓における前記内面磁性材の厚さは、前記内面磁性材の他の部分よりも薄いことを特徴とするＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
9. 請求項３乃至７の何れかに記載のＭＲＩ−ＰＥＴ装置において、前記内面磁性材は被験者から出射されたガンマ線を受光するためのガンマ線受光窓である開口部を備えることを特徴とするＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
10. 請求項１乃至９の何れかに記載のＭＲＩ−ＰＥＴ装置において、前記磁性体は鉄であることを特徴とするＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
11. 請求項１乃至１０の何れかに記載のＭＲＩ−ＰＥＴ装置において、前記ＰＥＴ装置の検出器として半導体検出器を用いることを特徴とするＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
12. 請求項１乃至１１の何れかに記載のＭＲＩ−ＰＥＴ装置において、
    前記ＭＲＩ装置は、略円筒形状のＭＲＩガントリを有する水平型ＭＲＩ装置であり、
    前記ＭＲＩガントリと前記ＰＥＴガントリとが略同軸上に配置されることを特徴とするＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
13. 請求項１乃至１１の何れかに記載のＭＲＩ−ＰＥＴ装置において、
    前記ＭＲＩ装置は垂直磁場型の開放型ＭＲＩ装置であり、
    前記ＰＥＴ装置は頭部計測用のＰＥＴ装置であるＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
14. 請求項１３に記載のＭＲＩ−ＰＥＴ装置において、前記ＭＲＩ装置のヨーク部分は、被験者の側部に配置されることを特徴とするＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
15. 請求項１乃至１４の何れかに記載のＭＲＩ−ＰＥＴ装置において、
    前記ＭＲＩ装置と前記ＰＥＴ装置とを連結する連結部と、
    被験者を保持するベッドと、
    前記ベッドを前記ＭＲＩガントリ及び前記ＰＥＴガントリ内に導くガイドレールとを備えることを特徴とするＭＲＩ−ＰＥＴ装置。
    

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