JP5324454B2 - 複合型ｐｅｔ／ｍｒ撮像システム - Google Patents

Description

本発明は医用撮像技術に関する。本発明は、特に、結合された磁気共鳴（ＭＲ）撮像システム及び陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）撮像システムに関し、それを参照して説明される。以下の説明は、より広く、ＭＲ撮像モダリティを、例えば上述のＰＥＴモダリティ、単一光子放出コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）モダリティ、透過型コンピュータ断層撮影（ＣＴ）モダリティ、又は放射線治療モダリティ等の、励起された粒子を用いるモダリティと結合する撮像システムに関する。

複合型撮像システムにおいては、２つ以上の医用撮像モダリティが、同一の設備内若しくは同一の室内、あるいは、更には同一のガントリー内に統合される。複合型撮像システムは、医療関係者が、複数の構成モダリティの利点を組み合わせて、患者に関する一層有用な情報を取得することを可能にする。複合型撮像システムはまた、別個の分離した複数の撮像システムにより画像を収集する場合と比較して、複数の構成モダリティからの画像を空間的、時間的に整合させることを容易にする。分離した複数の撮像システムは、検査と検査との間に一層長い時間差を有し、検査と検査との間に患者をできるだけ乱さないようにすることを困難にする。

複合型撮像システムの利点は商業的に認識されている。例えば、オランダのフィリップス・メディカル・システム社から入手可能なＰｒｅｃｅｄｅｎｃｅ ＳＰＥＣＴ／ＣＴシステムは、ＣＴスキャナとＳＰＥＣＴ撮像用のガンマカメラとを提供している。後者は２つの放射線検出器を含んでおり、それら検出器は、システムの患者端に沿ってＣＴガントリーからずらされたロボットアームに搭載されている。軸方向での十分な患者の移動を可能にするため、拡張された患者カウチが用いられている。故に、ＣＴガントリー又は空間的に隔てられたガンマカメラの何れかに限られた変更を加えるのみで、ＣＴ及びＳＰＥＣＴの双方の撮像能力を利用可能である。同様に、やはりフィリップス・メディカル・システム社から入手可能なＧｅｍｉｎｉ ＰＥＴ／ＣＴシステムは、ＰＥＴ及びＣＴの双方の撮像モダリティを提供している。

しかしながら、磁気共鳴（ＭＲ）スキャナと、高エネルギー粒子又は光子を利用する第２モダリティの撮像システム（例えば、ＳＰＥＣＴ又はＰＥＴ等）とを含む複合型撮像システムを構築することは難しい課題を有する。典型的な磁気共鳴撮像施設において、磁気共鳴スキャナは、周囲のファラデーケージ型の無線周波数遮蔽体によって作り出された、特別に設計された無線周波数隔離空間内に置かれている。無線周波数隔離空間は、高感度な磁気共鳴検出システムを、外部からの無線周波数干渉から保護する。また、無線周波数（ＲＦ）遮蔽体は、ＭＲスキャナのＲＦ送信コイルからスキャナ室の外部環境への無線周波数放射を低減する助けとなる。問題なことに、ＰＥＴスキャナ、又は高エネルギー粒子又は光子を検出するその他の撮像システムに使用される放射線検出器用の電子装置は、一般的に、高いレベルの無線周波数干渉を生成する。逆に、磁気共鳴スキャナによって作り出される磁場は、ＰＥＴスキャナに用いられる光子検出器の応答を歪ませる。従って、同一室内での近接配置を考えるに、磁気共鳴スキャナと高エネルギー粒子又は光子を検出する撮像システムとの間には、生来の実際上の不適合性が存在する。

Ｃｈｏ等の特許文献１は、この生来の不適合性を、磁気共鳴スキャナを収容した無線周波数隔離空間の外側にＰＥＴスキャナを配置することによって解決することを提案している。残念ながら、この手法は複合型ＭＲ／ＰＥＴシステムの恩恵の多くを損なうものである。患者は、ＭＲシステムとＰＥＴシステムとの間で、ＭＲスキャナを収容した無線周波数隔離室の壁内のシャッター型の開口を介して移されなければならない。医療関係者は、ＰＥＴスキャナを収容した部屋とＭＲスキャナを収容した無線周波数隔離室との間で行ったり来たりしなければならない。Ｃｈｏ等のシステムは、別々の部屋内に配置されたＭＲスキャナとＰＥＴスキャナとの間で患者を移設するために長いレール輸送システムを含んでいる。患者はそのような長い距離の移動を不快に感じることがあり、また、そのような長い移動中の患者のシフト又はその他の動きは、ＭＲによって収集された画像とＰＥＴによって収集された画像とにおける空間的な整合（レジストレーション）誤差をもたらし得る。さらに、磁気共鳴撮像にて用いられる局所コイルを長いレール距離にわたって移動させることには困難が生じ得る。

提案されている別の一手法は、ＰＥＴ放射線検出器を磁気共鳴スキャナのガントリーに統合するものである。放射線検出器を磁場のゼロ点に思慮深く位置付けることにより、浮遊磁場のＰＥＴ放射線検出器への影響が低減され得ることが示唆されている。しかしながら、この手法は、放射線検出器が磁気共鳴検出システムと干渉することによる無線周波数干渉の問題を解消するものではない。また、この統合ＰＥＴ放射線検出器は、ＭＲスキャナの貴重なボア空間を占有してしまう。

Ｈａｍｍｅｒの特許文献２に開示されている、この統合手法のバリエーションは、ＰＥＴスキャナのシンチレータのみを磁気共鳴スキャナに統合するものである。放射線検出事象によって生成されるシンチレーション光は、光ファイバによって捕捉されて、遠隔のＰＥＴシステムの光検出器へと送られる。この手法は、ＰＥＴ部品によるＭＲボア空間の使用を低減はするが排除はできず、また付加的に、多数の光ファイバ光結合システムにおける光損失に起因して、ＰＥＴシステムの感度問題を生じさせる。さらに、光検出用電子装置を遠隔に配置することは有益ではあるものの、一部種類のシンチレーション結晶は、かなりの無線周波数干渉を生じさせ得る自然（spontaneous）放射能を見せる。

既存の複合型の取り組みの欠点は、これらの取り組みが既存の磁気共鳴スキャナの改良につながらないことである。Ｃｈｏ等の取り組みは、磁気共鳴スキャナの無線周波数隔離室の隣に好適に配置されるようＰＥＴスキャナ用の空間が利用可能であることを必要とする上に、別々の部屋に置かれたＰＥＴスキャナとＭＲスキャナとを結合させるために、分離壁に開口部を切り出し、複雑且つかさばるレール輸送システムを追加することを必要とする。ＰＥＴ放射線検出器をＭＲスキャナボア内に統合する取り組みは、同様に改造過程を一層複雑にするとともに、一部の既存のＭＲスキャナとでは動作できないことがあり得る。

米国特許出願公開第２００６／００５２６８５号明細書 米国特許第４９３９４６４号明細書

上述の問題を解決し得る複合型撮像システムを提供することを目的とする。

一態様に従って、磁気共鳴スキャナと、磁気共鳴スキャナと同一の無線周波数隔離空間内に配置された第２モダリティ撮像システムとを含む複合型撮像システムが開示される。第２モダリティ撮像システムは、高エネルギー粒子及び高エネルギー光子のうちの少なくとも一方を検出するように構成された放射線検出器を含む。

他の一態様に従って、磁気共鳴スキャナと、磁気共鳴スキャナと同一の無線周波数隔離空間内に配置された第２モダリティ撮像システムと、磁気共鳴スキャナ及び第２モダリティ撮像システムのうちの少なくとも一方とともに配置されたシムコイルであり、（ｉ）第２モダリティ撮像システムの近接性により生成される磁気共鳴スキャナの静止磁場の歪みを補正すること、及び（ｉｉ）第２モダリティ撮像システム内に補償磁場（Ｂ_Ｓ）を生成すること、のうちの一方を行うように構成されたシムコイルと、を含む複合型撮像システムが開示される。

他の一態様に従って、無線周波数隔離空間と、磁気共鳴スキャナと、磁気共鳴スキャナの静止磁場のシミングを行うように構成された切り換え可能な磁気シムと、を含む撮像システムが開示される。切り換え可能な磁気シムは、前記無線周波数隔離空間内に置かれた磁場を変化させる強磁性物体が第１の位置にあるときに静止磁場のシミングを行う第１の切り換え設定と、前記無線周波数隔離空間内に置かれた磁場を変化させる前記強磁性物体が第２の位置にあるときに静止磁場のシミングを行う第２の切り換え設定とを少なくとも有する。

他の一態様に従って、放射線検出器を含む陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）スキャナと、放射線検出器によって感知される磁場を低減する補償磁場を生成するために電気的に活性化されるように構成された遮蔽コイルと、を含む撮像システムが開示される。

他の一態様に従って、磁気共鳴スキャナを収容した無線周波数隔離室内に第２モダリティ撮像システムを配置する段階と、第２モダリティ撮像システムと磁気共鳴スキャナとの間の相互作用を抑制するため、電気シールド及び磁気シールドのうちの少なくとも一方を、磁気共鳴スキャナとともに、第２モダリティ撮像システムとともに、あるいは第２モダリティ撮像システムと磁気共鳴スキャナとの間に、設置する段階と、を含む据え付け方法が開示される。

１つの利点は、磁気共鳴撮像能力、及びＰＥＴ又はその他の第２モダリティの撮像能力を、単一の部屋に置かれた単一の複合型撮像システムに統合することにより、作業の流れの効率が改善されることにある。

他の１つの利点は、付随して磁気共鳴撮像の劣化をもたらすことなく、磁気共鳴スキャナに近接して第２モダリティ撮像システムを含めることが可能になることにある。

他の１つの利点は、付随して第２モダリティ撮像の劣化をもたらすことなく、磁気共鳴スキャナに近接して第２モダリティ撮像システムを含めることが可能になることにある。

他の１つの利点は、第２モダリティ撮像システムを用いて、無線周波数隔離室に囲まれた既存の磁気共鳴システムを効率的且つ効果的に改良することが可能になることにある。

他の１つの利点は、短距離の平行移動動作を除いて被検体を乱すことなく、磁気共鳴スキャンに続いてＰＥＴ又はその他の第２モダリティ撮像を行うこと、又はこの逆を行うことが可能になることにある。

以下の詳細な説明を読み、理解した当業者には、本発明の更なる利点が認識されることになる。

本発明は、様々な構成要素及びそれらの配置、並びに様々な段階及びそれらの編成の形態を取り得る。図面は、好適実施形態を例示するためだけのものであり、本発明を限定するものとして解釈されるべきではない。

図１−５は、脳の撮像セッションの一例の様々な段階における複合型撮像システムを示すものであり、脳撮像セッションの磁気共鳴撮像部にて使用される局所ヘッドコイルを接続するための２つの代替的な無線周波数配線構成を含む。
患者載置中の複合型撮像システムを示す図である。 構成撮像システムと揃うように患者台が上昇されているが、第２モダリティ撮像システムはあまり近接していない位置にある、複合型撮像システムを示す図である。 第２モダリティ撮像システムがより接近した位置に移動され、破線にて示された複合型撮像システムの検査領域に患者ベッドの一部が重ねられた複合型撮像システムを示す図である。 磁気共鳴スキャナの選択された内部構成要素を破線で示した、脳の撮像のために患者台が磁気共鳴スキャナ内に平行移動された複合型撮像システムを示す図である。 第２モダリティ撮像システムの選択された内部構成要素を破線で示した、脳の撮像のために患者台が第２モダリティ撮像システム内に平行移動された複合型撮像システムを示す図である。 強磁性体で構築された囲いによって実質的に囲まれた、７個の光電子増倍管の六角形構成を示す図である。 強磁性体で構築された囲いによって実質的に囲まれた、単一の光電子増倍管の代替構成を示す図である。 第２モダリティ撮像システムの放射線検出器用のアクティブ遮蔽構成及び部分的に受動的な遮蔽構成を示す図である。 格納式の無線周波数スクリーンが、磁気共鳴スキャナと第２モダリティ撮像システムとの間の隙間内に、選択的に展開可能にされた、他の一実施形態に係る複合型撮像システムを示す図である。

図１−５を参照するに、複合型撮像システムは、磁気共鳴スキャナ１０、第２モダリティ撮像システム１２、及び磁気共鳴スキャナ１０と第２モダリティ撮像システム１２との間に配置された、例えば図示の患者ベッド１４のような患者支持体を含んでいる。無線周波数遮蔽体が実質的に囲み、無線周波数隔離室又は空間１６を定めている。磁気共鳴スキャナ１０、第２モダリティ撮像システム１２、及び患者ベッド１４は、無線周波数隔離室１６内に配置されている。一部の実施形態において、磁気共鳴スキャナ１０は、例えばオランダのフィリップス・メディカル・システム社から入手可能なＡｃｈｉｅｖａ又はＩｎｔｅｒａ磁気共鳴スキャナ等の、市販の磁気共鳴スキャナである。より一般的には、磁気共鳴スキャナ１０は、例えば、図示のような水平円筒ボア型磁石スキャナ、又はオープンボア型スキャナ等、実質的に如何なる種類のスキャナであってもよい。

無線周波数隔離室１６は、磁気共鳴スキャナ１０の高感度な磁気共鳴受信システムを、外部の無線周波数干渉から実質的に隔離するように構築されている。無線周波数隔離室１６を画成する無線周波数遮蔽体は、実質的に如何なる既知の遮蔽構成を用いてもよく、典型的に、検査室の壁、天井及び床を囲む部屋の大きさほどのファラデーケージを有する。無線周波数隔離室１６は、例えば約７ｍ×９ｍの床面積を有する空間など、磁気共鳴撮像設備の典型的な大きさを有するが、より大きい、あるいは、より小さい空間や、異なる床面積寸法の空間も意図される。磁気共鳴技術にて既知のように、有利には、無線周波数隔離室に、無線周波数の厳重な点検口及び点検窓が設けられる。

第２モダリティ撮像システム１２は、一部の実施形態において、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）スキャナである。しかしながら、例えば、ＳＰＥＣＴ撮像を実行するガンマカメラ又は透過型コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャナ等、その他の第２モダリティ撮像システムも使用され得る。典型的に、第２モダリティ撮像システム１２は、高エネルギー粒子及び高エネルギー光子のうちの少なくとも一方を検出するように構成される。例えば、ＰＥＴスキャナは、陽電子−電子消滅事象により生成される５１１ｋｅＶの光子を検出し；ガンマカメラは、選択された放射性医薬品により放出される選択された粒子又はガンマ線などを検出するように構成され；ＣＴスキャナは透過ｘ線を検出し；等々である。一部の実施形態において、第２モダリティ撮像システム１２は、フィリップス・メディカル・システム社から入手可能なＡｌｌｅｇｒｏ ＰＥＴスキャナである。第２モダリティ撮像システム１２がそれ自体、２つ以上の構成撮像システムを有することも意図される。例えば、第２モダリティ撮像システム１２は、何れもフィリップス・メディカル・システム社から入手可能なＰｒｅｃｅｄｅｎｃｅ ＳＰＥＣＴ／ＣＴシステム又はＧｅｍｉｎｉ ＰＥＴ／ＣＴシステムであってもよい。

磁気共鳴スキャナ１０と第２モダリティ撮像システム１２との間に患者ベッド１４を配置することは、２つの異なる構成撮像システム１０、１２を物理的に隔てるので有利である。この物理的な分離は、磁気共鳴スキャナ１０によって生成される静止磁場による第２モダリティ撮像システム１２への悪影響を低減するとともに、第２モダリティ撮像システム１２の強磁性体及び無線周波数干渉源による磁気共鳴スキャナ１０への悪影響を低減する。患者ベッド１４は、土台２０と、土台２０に結合され、磁気共鳴撮像のために磁気共鳴スキャナ１０の検査領域２４内に、また、第２モダリティ撮像（例えば、ＰＥＴ撮像）のために第２モダリティ撮像システム１２の検査領域２６内に、選択的に移動されるように位置整合された直線移動可能な患者支持台２２とを含んでいる。直線移動可能な患者支持台２２は、土台２０内に、あるいは撮像システム１０、１２の一方内に搭載されたモータ（図示せず）によって自動で移動される。代替的に、モータを省略し、台２２を手動で平行移動してもよい。必要に応じて、患者支持台２２は、当該患者支持台の手動での平行移動を容易にするように構成された少なくとも１つの握り又はその他の触覚的機構（図示せず）を含む。

図１は、患者載置中の複合型撮像システムの構成を示している。（なお、図面において、載置されて撮像される関連患者は示していない。）土台２０は必要に応じて、患者の載置中に下降して、患者支持台２２上への患者の載置を容易にするように構成される。第２モダリティ撮像システム１２は必要に応じて、第２モダリティ撮像システム１２が、図１及び２に示すあまり近接していない位置へ、あるいは、図３−５に示す一層接近した位置へ、平行移動されることを可能にするよう、レール２８上に搭載される。第２モダリティ撮像システム１２は、より接近した位置（以下、近接位置）では、磁気共鳴スキャナ１０に対して比較的近接し、あまり近接していない位置（以下、非近接位置）では、磁気共鳴スキャナ１０に対して比較的近接していない（換言すれば、比較的離れている）。非近接（すなわち、遠隔）位置においては、必要に応じて、患者ベッド１４の端部と第２モダリティ撮像システム１２との間に隙間が存在する。一部の実施形態において、この必要に応じての隙間は、患者アクセスを容易にするために医療関係者が患者ベッド１４と第２モダリティ撮像システム１２との間を歩くことを可能にするのみ十分な大きさである。第２モダリティ撮像システムを静止したままにし、磁気共鳴スキャナをレール上に搭載することによって２つの構成撮像システムの相対移動を可能にすることも意図される。

図示の撮像セッションは、局所ヘッドコイル３０を用いる脳の撮像セッションである。局所ヘッドコイル３０は、受信専用コイルであってもよいし、送信／受信コイルであってもよい。より一般的には、患者の実質的に如何なる解剖学的部分の撮像、又は全身撮像セッションが実行されてもよい。図示の脳撮像セッションにおいては、局所コイル３０は、磁気共鳴の受信用に用いられ、且つ場合により、磁気共鳴励起用の無線周波数パルスを送信するためにも用いられる。その他の撮像セッションにおいては、例えば局所アームコイる、又は胴体を撮像するように構成された局所マルチチャネル又はＳＥＮＳＥコイルアレイ等の、その他の局所コイル又はコイルアレイが用いられてもよい。一部の撮像セッションは、如何なる局所コイルをも用いることなく、代わりに磁気共鳴スキャナ１０に取り付けられた全身コイル又はその他のコイル（図示せず）を用いて実行されてもよい。撮像セッションはまた、磁気共鳴のコントラストを高めるのに好適な磁気造影剤の投与、及び／又は第２モダリティ撮像システム１２による撮像のための放射能を供給する放射性医薬品の投与などを伴ってもよい。一部の手法において、２つのモダリティによって収集された画像の、収集後の空間的な整合（レジストレーション）を改善あるいは可能にするため、磁気共鳴スキャナ１０及び第２モダリティ撮像システム１２の双方によって撮像されるように構成された基準マーカが患者に配置される。

局所ヘッドコイル３０は、磁気共鳴スキャナ１０の磁気共鳴受信システムの残りの部分に、例えば同軸ケーブル等の無線周波数ケーブルによって結合される。図１−５に、例として２つの配線システムを示す。第１の配線システムにおいて、無線周波数ケーブル３２（実線を用いて示す）は、磁気共鳴撮像及び第２モダリティ撮像の双方を通じて局所ヘッドコイル３０に接続されたままにされる。無線周波数ケーブル３２は、患者支持台２２が磁気共鳴スキャナ１０の検査領域２４内に移動されたとき、及び患者支持台２２が第２モダリティ撮像システム１２の撮像システム２６内に移動されたときの双方において、直線移動可能な患者支持台２２の下を通り、且つ第１の端部を、（図示のように）局所ヘッドコイル３０に、あるいはヘッドコイル３０に接続されたデバイスポートに、結合されたままにするように構成される。必要に応じて、ケーブルのたるみを巻き取るために、土台２０の内部又は近傍に、テンショナー、スプール３６、又はその他の巻き取り機構が配置される。

第２の、代替的な、配線システムにおいて、無線周波数ケーブル４２（一点鎖線を用いて示す）は、患者支持台２２が第２モダリティ撮像システム１２の検査領域２６の内部に、あるいはそれに向かって移動されるのに応じて、無線周波数ケーブルの第１の端部を、ヘッドコイル３０から、あるいは（図示のように）ヘッドコイル３０に接続されたデバイスポートから、切り離す自動切断部４４を有するように構成される。必要に応じて、ケーブルのたるみを巻き取るために、患者支持体１４から離れた、磁気共鳴スキャナ１０のボア６０の端部の磁気共鳴スキャナ１０近傍に、テンショナー、スプール４６、又はその他の巻き取り機構が配置される。

図２は、患者が載置された後に、撮像システム１０、１２の検査領域２４、２６と揃うように患者支持台２２を上昇させるように患者ベッド１４の土台２０が高さ調整された後の、複合型システムを示している。

図３は、第２モダリティ撮像システム１２を近接位置に移動させる更なる操作の後の複合型システムを示している。この近接位置において、土台２０に結合された直線移動可能な患者支持台２２は、撮像のために検査領域２４、２６の何れか内に平行移動されることが可能である。図３に破線で示すように、図示の実施形態において、患者ベッド１４の一部４８は、第２モダリティ撮像システム１２が近接位置にあるとき、第２モダリティ撮像システム１２の検査領域２６と重なっている。この配置は、第２モダリティ撮像システム１２の患者支持体拡張部５０又はその他の支持体の、患者ベッド１４との機械的結合を可能にするのに都合が良い。他の実施形態においては、このような重なりは設けられず、検査領域２６の端部において、あるいは検査領域２６の外側で、この結合が行われる。一部の実施形態において、第２モダリティ撮像システムは如何なる患者ビーム（梁）又はその他の支持体をも有さず、代わりに患者ベッドが、第２モダリティ撮像システムの検査領域を貫通して、片持ち梁的に延在することが意図される。

図４は、磁気共鳴撮像の開始のために磁気共鳴スキャナ１０の検査領域２４内に患者支持台２２が移動された後の複合型システムを示している。図４において、第２モダリティ撮像システム１２は使用中でないが、レール２８に沿ったその近接位置にある。加えて、あるいは代わりに、磁気共鳴撮像は、第２モダリティ撮像システム１２を不使用且つレール２８に沿ったその非近接位置（例えば、レールに沿った図１及び２に示した位置）にして行われてもよい。第２モダリティ撮像システムは一般的に、静止磁場を歪ませ得る大きい質量の金属又はその他の強磁性体を含むため、第２モダリティ撮像システム１２の位置は一般的に、磁気共鳴スキャナ１０の静止磁場の均一性に影響を及ぼす。必要に応じて、磁気共鳴スキャナ１０には、第２モダリティ撮像システム１２の存在によって生成される静止磁場の歪みを補正するための補償磁場を作り出すシムコイル５２が設けられる。また、認識されるように、この歪みは、第２モダリティ撮像システム１２が非近接位置（図１及び２）にあるか、近接位置（図３−５）にあるかに依存する。これら２つの位置では、第２モダリティ撮像システム１２と磁気共鳴スキャナ１０との間の距離が異なるからである。一部の実施形態において、シムコイル５２は、第２モダリティ撮像システム１２が近接位置（図３−５）にあるときに磁気共鳴スキャナ１０の静止磁場のシミングを行う第１の切り換え設定と、第２モダリティ撮像システム１２が非近接（遠隔）位置（図１及び２）にあるときに静止磁場のシミングを行う第２の切り換え設定とを有するように構成された切り換え可能な磁気シムとして構成される。例えば、第２モダリティ撮像システム１２が近接位置にあるときを検出するために、レール２８内に、あるいはレール２８とともに誘導性、重量に基づく、あるいはその他の方法で動作するセンサ５４を含め、センサ５４の出力を、シムコイル５２を２つのシム設定間で切り換えるために使用することが可能である。他の実施形態においては、レールに基づくセンサ５４に代えて、手動シム切り換え、光トリガーシム切り換え、又はその他の制御機構を用いてもよい。一手法において、シムコイル５２は１次シムコイル（ＭＲ傾斜コイルを介する）及び２次シムコイルを含んでもよい。他の一手法において、２つの動作状態に関してシミングを行うように特別に構成されたシムコイル５２が用いられてもよい。

なおも図４を参照するに、磁気共鳴撮像のため、患者支持台２２は磁気共鳴スキャナ１０のボア６０（図４では、破線によって境界を指し示す）内に直線的に移動される。図示した例においては、ボア６０は裾広がりのフレアー型の端部を有する。フレアー型の端部は、一層の“開放”感を与える、あるいは磁場形状を調整する等のために時々用いられるものである。患者は典型的に、磁気共鳴撮像のため、関心生体領域（脳の撮像の例では、ヘッドコイル３０の位置により表される）を磁気共鳴スキャナ１０の検査領域２４の中心にして位置付けられる。なお、患者支持台２２が磁気共鳴スキャナ１０内に移動するとき、更なる長さの無線周波数ケーブル３２がスプール３６から引き出される。上述の代替的な無線周波数配線構成においては、患者支持台２２が磁気共鳴スキャナ１０内に移動するとき、ケーブルのたるみを巻き取るように或る長さの無線周波数ケーブル４２がスプール４６に巻き上げられる。

磁気共鳴撮像が完了すると、患者を載せた患者支持台２２は磁気共鳴スキャナ１０の検査領域２４から引き出される。

図５を参照するに、第２モダリティ撮像を行うことが望まれる場合、患者支持台２２は第２モダリティ撮像システム１２の検査領域２６内に移動される。なお、これは、無線周波数配線システムの部分に幾らかの柔軟性を必要とする。ケーブル３２を用いるとき、第２モダリティ撮像システム内への移動は以下のように適応される。ケーブル３２が、患者支持台２２の一端まで、ピン止め点６２（図５でのみ参照符号を付する）でピン止めされる。患者支持台２２が、（磁気共鳴撮像が最初に行われたと仮定して）磁気共鳴スキャナ１０の検査領域２４から引き出されるとき、スプール３６がケーブルのたるみを巻き上げる。ピン止め点６２が第２モダリティ撮像システム１２に向かってスプール３６を通り過ぎると、スプールは台の移動に適応するように更なる長さのケーブルを巻き出し始める。スプール３６は、第２モダリティ撮像システム１２の検査領域２６内に台２２が完全に挿入されたときに台の長さ方向にケーブルの“二つ折り”を提供するよう、十分な長さのケーブルを含んでいる。なお、この構成を用いるとき、撮像順序は逆にすることができる。すなわち、第２モダリティ撮像を最初に行い、その後、磁気共鳴撮像を行ってもよい。

なおも図５を参照するに、代替的な配線構成が用いられる場合には、磁気共鳴撮像が最初に行われるべきである。その場合、患者支持台２２が磁気共鳴スキャナ１０のボア６０から外に移動されるとき、スプール４６は台の移動に適応するように更なる長さのケーブル４２を巻き出す。しかしながら、患者支持台２２が第２モダリティ撮像システム１２に向かって移動し（あるいは、移動され）続けるとき、ケーブル４２はその全長まで延在する。この点で、第２モダリティ撮像システム１２に向かっての患者支持台２２の更なる移動により、自動切断部４４が、ケーブル４２の端部をヘッドコイル３０から、あるいはヘッドコイルが取り付けられたポートから切り離す。患者支持台２２、及びヘッドコイル３０は、第２モダリティ撮像の開始のため、第２モダリティ撮像システム１２の検査領域２６内に移動し（あるいは、移動され）続ける。第２モダリティ撮像を最初に行うことを可能にするために、自動切断部４４を、切断だけでなく自動的な接続も可能にするドッキング可能な接続部として構成することも可能である。

なおも図５を参照しながら図６をも参照するに、第２モダリティ撮像システム１２は、第２モダリティ撮像システム１２のボア６９を囲むリング状の放射線検出器６８を含んでいる。図５において、例示目的で、放射線検出器リング６８の１つの放射線検出器モジュール７０を示す。図６は、検査領域２６内の地点から見た放射線検出器モジュール７０の斜視図を示している。放射線検出器モジュール７０は、六角形状に配置されて六角形のシンチレータ７４を見せる７個の光電子増倍管７２を含んでいる。磁気共鳴スキャナ１０によって生成される静止磁場は、光電子増倍管７２の動作に悪影響を及ぼす可能性がある。一部の実施形態において、この影響は、例えば強磁性体の囲い７６で光電子増倍管７２を実質的に囲むこと等により、放射線検出器に磁気遮蔽を設けることによって低減される。囲い７６は、光電子増倍管７２を実質的に包囲する強磁性筐体若しくはシェル、又は光電子増倍管７２を被覆する強磁性薄膜とし得る。また、囲い７６は、磁気共鳴スキャナ１０の高感度磁気共鳴検出システムに悪影響を及ぼすであろう光電子増倍管からの無線周波数干渉を低減することが可能である。この囲いの無線周波数遮蔽性を高めるため、強磁性体と組み合わせて、銅の層、又はその他の非鉄の高導電性材料の層を用いてもよい。囲い７６は、有利には放射線検出器リング６８内でのモジュール７０の最密充填を可能にするため六角形の形状であるが。その他の幾何学形状を用いてもよい。囲い７６が更にシンチレータ結晶７４をも実質的に囲む場合、シンチレータ内のランダムな放射性崩壊事象により生成され得る無線周波数干渉も、磁気共鳴スキャナ１０から実質的に遮蔽される。囲い７６のうちの少なくとも、シンチレータ結晶７４の放射線検出面の前の部分は、検出される放射線（例えば、ＰＥＴスキャナの場合には５１１ｋｅＶの光子）が実質的に妨げられずに通過し得るように、十分に薄くされるべきである。

図７を参照するに、放射線検出器の磁気遮蔽を実現する他の一手法において、改変されたモジュール７０’は、強磁性体を有する個々の囲い７６’によって個別に遮蔽された複数の光電子増倍管７２を含んでいる。囲い７６’は、各光電子増倍管７２を実質的に取り囲む強磁性外管（アウターチューブ）又は管状の筐体若しくはシェル、又は各光電子増倍管７２を被覆する強磁性薄膜などとし得る。図７に例示した実施形態においては、シンチレータ結晶７４は遮蔽されないままである。

図８を参照するに、能動的なアクティブ遮蔽も意図される。図８に示すように、磁気共鳴スキャナ１０によって生成される静止磁場Ｂ_０は、第２モダリティ撮像システム１２に好適に位置付けられた遮蔽コイル７８（図８においては、遮蔽磁場Ｂ_Ｓ生成の中心点によって指し示す）によって生成される遮蔽磁場Ｂ_Ｓによって、少なくとも部分的に打ち消され得る。光電子増倍管の位置における浮遊静止磁場Ｂ_０は小さい（典型的に、幾つかの複合型システムにおいて約１５ガウス）ので、遮蔽コイル７８は比較的低電力のデバイスとし得る。

なおも図８を参照するに、放射線検出器６８の位置における磁気共鳴スキャナ１０からの浮遊磁場Ｂ_０を、放射線検出器６８とあまり干渉しない方向へと向きを変えるように、実質的に包囲しない更なる代替的な受動的磁気遮蔽７６”（図８において、点線で示す）を構成することができる。図８は、受動的磁気遮蔽７６”によって向きを変えられた磁束線を破線で示している。受動的磁気遮蔽７６、７６’、７６”は、例えば鉄や鋼鉄などの何らかの強磁性体、又はミューメタル材料とし得る。

図示した実施形態において、放射線検出器は、浮遊磁場に対して比較的高い感度を有する光電子増倍管を用いている。典型的に、第２モダリティ撮像システム１２の放射線検出器６８、７０、７０’の位置における磁気共鳴スキャナ１０からの浮遊磁場を、数ガウス未満に低減するよう、磁気遮蔽７６、７６’、７６”、７８のうちの１つ以上が設けられる。なお、要求される低減度合いは、特に光電子増倍管においては、検出器に対する磁場の向きに依存する。しかしながら、遮蔽は代替的に、光電子増倍管の動作への磁場の影響を実質的に低減するため、各光電子増倍管の陽極及び陰極の軸に平行に流れるように磁束線を逸らすことも可能である。その場合、より高いフリンジ磁界が許容され得る。他の実施形態において、浮遊磁場に対して遙かに低い感度を有する半導体検出器を用いてもよい。そのような実施形態においては、受動的磁気遮蔽及び／又は能動的磁気遮蔽は省略されることも可能である。

再び図５を参照するに、放射線検出器は、例えば放射線検出器モジュールとともに配置された局所的な印刷回路基板電子装置８０や、（図示のように）ガントリー内に配置された、あるいは遠隔に配置された１つ以上の集中型電子装置ユニット８２等、付随の電子装置を有する。磁気共鳴スキャナ１０は１つ以上の磁気共鳴周波数に対して感度を有する。主の磁気共鳴周波数は通常、プロトンイメージングの周波数である。その他の関心ある磁気共鳴周波数は、磁気共鳴スペクトロスコピーで用いられる分光周波数群や、磁気共鳴データのサンプリング及び復調に用いられるサブ周波数群などを含み得る。関心ある磁気共鳴周波数は、例えば、^１Ｈ、^１３Ｃ、^１９Ｆ、^２３Ｎａ、^３１Ｐ、及び磁気共鳴特性を示すその他の原子核に関連するものを含み得る。従来、第２モダリティ撮像システム１２の電子装置８０、８２によって生成される無線周波数干渉に関する関心事は、磁気共鳴スキャナ１０と同一の無線周波数隔離室１６内に第２モダリティ撮像システム１２を含めることへの実質的な障害であった。しかしながら、無線周波数干渉は、無線周波数隔離室１６内に磁気共鳴スキャナ１０とともに電子装置８０、８２を保持しながら、低減あるいは排除され得る。これは、殆どの無線周波数干渉は電子装置のスイッチングの面に由来することを認識することによって行われ得る。主なスイッチング源は、（ｉ）例えば放射線検出器６８を動作させるために用いられるようなスイッチング電源；及び（ｉｉ）高周波数でクロックされるダイナミックメモリ及び同期デジタル処理電子装置を含む。

無線周波数隔離室１６内に磁気共鳴スキャナ１０とともに配置される電子装置８０、８２は、場合により、スイッチング電源を含まない。例えば、高周波数でスイッチングを行わず、故に実質的な無線周波数干渉を生じさせないリニア電源が用いられ得る。代替的に、スイッチング電源は、ＲＦ遮蔽室１６及び電源の外部に、該遮蔽室１６の電気的にフィルタリングされる貫通口を介して位置付けられ得る。

同様に、無線周波数隔離室１６内に磁気共鳴スキャナ１０とともに配置される電子装置８０、８２は、場合により、ダイナミックメモリ、同期クロックされるデジタル電子装置、又はこれらの双方を含まない。典型的なＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ又はＣＴシステムでは、検出器の数は数千又は数万と大きく、そして、各検出器が、記憶されなければならないデータストリームを出力する。従って、典型的なＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ又はＣＴシステムは、ギガバイトを優に超えるダイナミックメモリを含んでいる。電子装置８０、８２において、このメモリは有利には必要に応じて、高周波数でクロックされず、故に実質的な無線周波数干渉を生じさせない、例えばフラッシュメモリ又はこれに類するもの等のスタティックメモリに置き換えられる。同様に、クロックされる同期デジタル電子処理回路も必要に応じて、非同期デジタル電子処理回路、又は更には、アナログ処理回路に置き換えられる。代替的に、電子装置８０、８２は、磁気共鳴撮像中に手動あるいはシステム制御下の何れかで、ダイナミックメモリ及びその他の電子回路のクロックがターンオフされ且つ放射線検出器６８の電源が停止されるクワイエットモードに置かれてもよい。

加えて、あるいは代えて、電子装置８０、８２は、磁気共鳴スキャナ１０との無線周波数干渉を抑制するその他の機構を含む。主な関心事が磁気共鳴スキャナ１０の高感度磁気共鳴検出システムに関することを認識することにより、電子装置８０、８２は必要に応じて、生成される無線周波数干渉がスペクトル的に磁気共鳴周波数から分離されるように構成される。好適な一手法は、１つ又は複数の磁気共鳴周波数に位置せず、且つ１つ又は複数の磁気共鳴周波数に位置する高調波を有さないようなクロック周波数及び／又はスイッチング電源のスイッチング周波数を有する電子装置８０、８２を用いることである。また、磁気共鳴周波数から逸れるように調整された電子装置であっても、ランダム熱雑音などによって、磁気共鳴スキャナ１０の１つ又は複数の磁気共鳴周波数での無線周波数干渉が不慮に生成され得るが、電子装置８０、８２は必要に応じて、そのような無線周波数干渉の生成を阻止するように調整された１つ以上のノッチフィルタを含む。さらに、集中型電子装置８２は、当該集中型電子装置を実質的に取り囲む無線周波数遮蔽体８３を含むことができる。代替的に、この電子装置は無線周波数隔離室１６の外部に配置されてもよい。

これらの手法（例えば、クロックされるメモリを排除する、スイッチング電源を排除する、１つ又は複数の磁気共鳴周波数での無線周波数干渉の生成を回避するように選択された周波数で動作する電子装置を用いる、好適なノッチフィルタを用いる等）のうちの１つ以上を用いることにより、電子装置８０、８２を、磁気共鳴スキャナ１０と同一の無線周波数隔離室１６内に含めることが可能である。図１−５の構成において、磁気共鳴スキャナ１０と第２モダリティ撮像システム１２との間には、無線周波数遮蔽体は置かれていない。

図９を参照して、同一の無線周波数隔離室１６内に磁気共鳴スキャナ１０及び第２モダリティ撮像システム１２を含む複合型撮像システムを構築する他の一手法を説明する。図９の複合型撮像システムは、磁気共鳴スキャナ１０と第２モダリティ撮像システム１２との間に配置された患者ベッド１４を含んでいる。しかしながら、図１−５の複合型システムと異なり、図９の複合型システムは、第２モダリティ撮像システム１２をレール上に搭載させていない。代わりに、第２モダリティ撮像システム１２は静止したものであり、患者支持台２２が土台２０と第２モダリティ撮像システム１２の検査領域２６との間で移動する経路を設けるために、患者ベッド１４と第２モダリティ撮像システム１２の患者ビーム５０又はその他の支持体との間に架け橋（ブリッジ）９０が挿入される。ブリッジ９０が挿入されると、複合型撮像システム１２は、実質的に図１−５の複合型撮像システムとして動作して第２モダリティ撮像を実行する。

ブリッジ９０が（図９に示すように）取り除かれたとき、第２モダリティ撮像システム１２と患者ベッド１４との間に隙間が存在する。磁気共鳴撮像が行われるべきとき、ブリッジ９０は除去され、第２モダリティ撮像システム１２と患者ベッド１４との間の隙間を横切って格納式の無線周波数スクリーン９２が引かれる。図示した実施形態において、格納式の無線周波数スクリーン９２は、オーバーヘッドプロジェクタ用の格納式スクリーンの構成と同様の天井取り付け型の円筒形スプール９４に巻かれている。他の意図される実施形態において、格納式無線周波数スクリーンは、壁沿いに取り付けられ、天井トラック又は天井支持体に吊られて、第２モダリティ撮像システム１２と患者ベッド１４との間の隙間を横切って水平方向に引かれてもよい。他の意図される実施形態において、格納式無線周波数スクリーンは、展開されて第２モダリティ撮像システム１２と患者ベッド１４との間の隙間に位置付けられる、扇型の折り畳み式の自己支持型無線周波数スクリーンであってもよい。無線周波数スクリーン９２は柔軟性を有し、あるいは、扇型構成の場合には柔軟な接合部を有し、例えば、金網、金属繊維、又はその他の、柔軟なプラスチックシート若しくはその他の柔軟な基質内に分散されて埋め込まれた導電性素子で製造され得る。代替的に、無線周波数スクリーン９２は、例えばアルミニウム型の箔などの薄くて柔軟な金属シートであってもよい。格納式無線周波数スクリーンはまた、引き戸、折り戸、又はその他の格納可能な構成として構成されてもよい。

格納式無線周波数スクリーン９２又はその変形版は、第２モダリティ撮像システム１２がレール２８上に搭載された実施形態や、第２モダリティ撮像システム１２を図２に示した非近接（すなわち、遠隔）位置にして磁気共鳴を実行する実施形態においても使用されることが可能である。上記の隙間が十分に小さい場合、ブリッジ９０を省略して、隙間（これは、無線周波数スクリーン９２の幅より僅かに広くされ得る）の上方をブリッジなしで台２２を通すことも意図される。また、図示した実施形態においては、格納式無線周波数スクリーン９２は第２モダリティ撮像システム１２と患者ベッド１４との間に引かれるが、他の意図される実施形態においては、患者ベッドと磁気共鳴スキャナとの間に隙間が存在し、格納式無線周波数スクリーンは磁気共鳴スキャナと患者支持体との間に引かれてもよい。更なる他の意図される実施形態においては、隙間は存在せず、それに代えて、格納式無線周波数スクリーンが、患者ベッドを収容する大きさにされた切り抜き部を有してもよい。

一部の実施形態において、格納式無線周波数スクリーン９２は、当該無線周波数スクリーンが第２モダリティ撮像システム１２を磁気共鳴スキャナ１０によって生成される静止磁場から磁気的に分離するように、強磁性金網、強磁性繊維、ミューメタル粒子、又はその他の分散された磁性体を含む。その場合、スクリーン９２は、磁気共鳴撮像中だけでなく第２モダリティ撮像中にも所定の位置に移動される。

ここで開示した複合型システムの１つの利点は小型であることである。撮像システム１０、１２間に患者ベッド１４を配置し、撮像システム１０、１２間の有害な相互作用を緩和するために開示の手法を用いることにより、複合型システムは容易に、磁気共鳴スキャナを包囲するために用いられる種類の典型的な無線周波数隔離室内に適合するように構築される。このような典型的な無線周波数隔離室は約７ｍ×９ｍの床面積を有する。この構成において、第２モダリティ撮像システム１２は磁気共鳴スキャナ１０から、７ｍ未満の隙間だけ、より好ましくは、患者ベッド１４を挿入するのに十分な４ｍより小さい隙間だけ隔てて配置される。

典型的な構成において、直線的に移動可能な患者支持台２２は、ヒト患者を収容するために、直線移動の方向に約２ｍの長さを有する。直線移動可能な台２２の直線移動範囲は、好ましくは、直線移動の方向に沿った患者支持台の長さの５倍未満、より好ましくは、患者支持台の長さの４倍未満にされる。最大限小型にすると、直線移動範囲は患者支持台２２の長さの約３倍にされ得る。１つの支持台長は土台２０上の患者支持台２２の患者搭載位置を提供し；１つの支持台長は磁気共鳴スキャナボア内への患者支持台２２の移動を提供し；１つの支持台長は第２モダリティ撮像システム内への患者支持台２２の移動を提供する。

好適な実施形態を参照しながら本発明を説明した。以上の詳細な説明を読み、理解した者は改良及び改変に想到し得る。本発明は、添付の特許請求の範囲又はその均等範囲に入る限りにおいて、そのような全ての改良及び改変を含むとして解釈されるものである。

Claims (17)

1. 磁気共鳴スキャナ；
   前記磁気共鳴スキャナと同一の無線周波数隔離空間内に配置された第２モダリティ撮像システムであり、当該第２モダリティ撮像システムは、高エネルギー粒子及び高エネルギー光子のうちの少なくとも一方を検出するように構成された放射線検出器と、第２モダリティ電子装置とを含み、該第２モダリティ電子装置は、前記磁気共鳴スキャナの１つ以上の磁気共鳴周波数において該第２モダリティ電子装置によって生成される無線周波数干渉を実質的に低減するように構成され、前記磁気共鳴スキャナ及び当該第２モダリティ撮像システムは、或る隙間だけ空間的に隔てられた物理的に分離したユニットである、第２モダリティ撮像システム；
   前記磁気共鳴スキャナと前記第２モダリティ撮像システムとの間の前記隙間に配置された患者ベッドであり、前記磁気共鳴スキャナ又は前記第２モダリティ撮像システムの何れか内に、当該患者ベッド上に配置された患者をロードするように構成された患者ベッド；及び
   前記第２モダリティ撮像システムの前記放射線検出器の位置での前記磁気共鳴スキャナからの磁場を低減するように構成された磁気シールド；
   を有する複合型撮像システム。
2. 前記第２モダリティ撮像システムは陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）スキャナであり、前記磁気シールドは：
   前記第２モダリティ撮像システムの前記放射線検出器を実質的に取り囲む、１つ以上の、強磁性体の囲いであり、各囲いが少なくとも、前記放射線検出器によって検出される前記高エネルギー粒子又は光子に対して実質的に透明であるのに十分な薄さの強磁性体を有する部分を含む、１つ以上の囲い
   を含む、請求項１に記載の複合型撮像システム。
3. 前記放射線検出器は光電子増倍管及びシンチレータを含み、前記囲いは、各光電子増倍管又は一群の光電子増倍管の何れかを実質的に取り囲む別個の強磁性の囲いを含む、請求項２に記載の複合型撮像システム。
4. 前記磁気シールドは：
   前記放射線検出器の位置での前記磁気共鳴スキャナからの磁場を少なくとも部分的に打ち消す補償磁場を生成するように構成されたアクティブ遮蔽コイル
   を含む、請求項１に記載の複合型撮像システム。
5. 前記磁気シールドは、前記放射線検出器の位置での前記磁気共鳴スキャナからの磁場の向きを、前記放射線検出器との干渉を低減する方向へと変えるように構成されている、請求項１に記載の複合型撮像システム。
6. 前記第２モダリティ撮像システムを、前記磁気共鳴スキャナからの距離が異なる近接位置と非近接位置との間で移動させるためのレール、
   を更に含む請求項１に記載の複合型撮像システム。
7. 前記磁気共鳴スキャナは：
   当該磁気共鳴スキャナの静止磁場のシミングを行うように構成された切り換え可能な磁気シムであり、前記第２モダリティ撮像システムが前記近接位置にあるときに前記静止磁場のシミングを行う第１の切り換え設定と、前記第２モダリティ撮像システムが前記非近接位置にあるときに前記静止磁場のシミングを行う第２の切り換え設定とを有する磁気シム
   を含む、請求項６に記載の複合型撮像システム。
8. 前記第２モダリティ電子装置は、前記磁気共鳴スキャナの前記１つ以上の磁気共鳴周波数における無線周波数干渉の生成を抑制するように選択された周波数でクロック供給される、請求項１に記載の複合型撮像システム。
9. 前記第２モダリティ電子装置は如何なるスイッチング電源をも含まない、請求項１に記載の複合型撮像システム。
10. 前記第２モダリティ電子装置は、クロック供給されないスタティックメモリを含み、クロック供給されるダイナミックメモリを含まない、請求項１に記載の複合型撮像システム。
11. 前記第２モダリティ電子装置は、前記磁気共鳴スキャナの前記１つ以上の磁気共鳴周波数における無線周波数干渉の生成を阻止するようにノッチフィルタリングされる、請求項１に記載の複合型撮像システム。
12. 前記第２モダリティ電子装置は：
    前記磁気共鳴スキャナの前記１つ以上の磁気共鳴周波数において無線周波数干渉を生じさせる当該第２モダリティ電子装置の少なくとも一部、を実質的に取り囲む無線周波数シールド
    を含む、請求項１に記載の複合型撮像システム。
13. 前記第２モダリティ撮像システムは陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）スキャナを含む、請求項１に記載の複合型撮像システム。
14. 前記磁気共鳴スキャナと前記第２モダリティ撮像システムとの間で選択的に広げられることが可能な格納式無線周波数スクリーン、
    を更に含む請求項１に記載の複合型撮像システム。
15. 磁気共鳴スキャナを収容した無線周波数隔離室内に、高エネルギー粒子及び高エネルギー光子のうちの少なくとも一方を検出するように構成された放射線検出器と第２モダリティ電子装置とを含んだ第２モダリティ撮像システムを配置する段階であり、前記第２モダリティ電子装置は、前記磁気共鳴スキャナの１つ以上の磁気共鳴周波数において前記第２モダリティ電子装置によって生成される無線周波数干渉を実質的に低減するように構成され、当該段階は、前記磁気共鳴スキャナと前記第２モダリティ撮像システムとを、或る隙間だけ空間的に隔てられた物理的に分離したユニットとする、段階；
    前記磁気共鳴スキャナと前記第２モダリティ撮像システムとの間の前記隙間に患者ベッドを配置する段階であり、該患者ベッドは、前記磁気共鳴スキャナ又は前記第２モダリティ撮像システムの何れか内に、該患者ベッド上に配置された患者をロードするように構成される、段階；及び
    前記第２モダリティ撮像システムの前記放射線検出器の位置での前記磁気共鳴スキャナからの磁場を抑制するため、磁気シールドを、前記磁気共鳴スキャナとともに、前記第２モダリティ撮像システムとともに、あるいは前記第２モダリティ撮像システムと前記磁気共鳴スキャナとの間に、設置する設置段階；
    を有する据え付け方法。
16. 前記第２モダリティ撮像システムと前記磁気共鳴スキャナとの間に選択的に配置可能な格納式無線周波数スクリーンを設けること
    を更に有する請求項１５に記載の据え付け方法。
17. 前記設置段階は：
    前記第２モダリティ撮像システムの前記放射線検出器を、前記磁気共鳴スキャナにより生成される磁場から保護する強磁性シールドを設けること
    を含む、請求項１５に記載の据え付け方法。
    

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