專利名稱：Pet-mri裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明的實施方式涉及PET(Positron Emission Tomography,正電子放射斷層造影)一MRI (Magnetic Resonance Imaging,磁共振成像)裝置。
背景技術(shù)：
以往，在頭部等的檢查中，利用MRI裝置的情況較多。另外，期待在頭部的檢查中，例如，在阿爾茨海默病的診斷中利用PET裝置。因此，近年來，期待組合了 PET裝置與MRI裝置的PET-MRI裝置的實現(xiàn)。但是，由于在MRI裝置中要使用強的高頻磁場，因此，實現(xiàn)PET-MRI裝置時，存在不 能使用在以往的PET裝置中用作光檢測器的光電倍增管(Photomultiplier Tube PMT)的制約。因此，有人提出了例如不使用PMT而使用了 APD (Avalanche Photodiode :雪崩光電ニ極管)或SiPM (Silicon Photomultiplier :娃光電倍增管)等的PET — MRI裝置。現(xiàn)有技術(shù)文獻專利文獻I:日本特表2008 — 525161號公報

發(fā)明內(nèi)容
然而，在以往的PET-MRI裝置中，由于作為PET裝置的構(gòu)成要素的檢測器以及信號線與作為MRI裝置的構(gòu)成要素的發(fā)送用高頻線圈的干渉，有時會降低MR圖像的SNR(Signal-to-Noise Ratio [言噪比)。實施方式的PET-MRI裝置具備靜磁場磁鐵、發(fā)送用高頻線圈、傾斜磁場線圈、接收用高頻線圏、MR圖像重建部、檢測部、PET圖像重建部、高頻屏蔽部。靜磁場磁鐵使略圓筒狀的孔內(nèi)發(fā)生靜磁場。發(fā)送用高頻線圈對放置于上述靜磁場內(nèi)的被檢體施加高頻磁場。傾斜磁場線圈對上述被檢體施加傾斜磁場。接收用高頻線圈檢測由于施加上述高頻磁場以及上述傾斜磁場而從上述被檢體放射出的磁共振信號。MR圖像重建部根據(jù)由上述接收用高頻線圈檢測到的磁共振信號來重建MR圖像。檢測部形成環(huán)狀，被配置在上述發(fā)送用高頻線圈的外周側(cè)，具有以隔著上述靜磁場的磁場中心的方式在上述孔的軸方向空出間隔地配置的至少兩個PET檢測部，并檢測從被投放給上述被檢體的正電子發(fā)射核素放射出的伽馬射線。PET圖像重建部根據(jù)基于由上述檢測部檢測到的伽馬射線而生成的投影數(shù)據(jù)來重建PET圖像。高頻屏蔽部形成略圓筒狀，并配置在上述發(fā)送用高頻線圈與上述檢測部之間，遮蔽通過上述發(fā)送用高頻線圈發(fā)生的高頻磁場。


圖I是表示本實施例I涉及的PET-MRI裝置的結(jié)構(gòu)的圖。圖2是表示本實施例I涉及的PET檢測器的周圍的各部的配置的圖。圖3是表示本實施例2涉及的PET檢測器的周圍的各部的配置的圖(I)。圖4是表示本實施例2涉及的PET檢測器的周圍的各部的配置的圖(2)。
圖5是表示本實施例2涉及的PET檢測器的周圍的各部的配置的圖(3)。圖6是表示本實施例2涉及的PET檢測器的周圍的各部的配置的圖(4)。圖7是表 示本實施例2涉及的PET檢測器的周圍的各部的配置的圖(5)。
具體實施例方式以下，參照附圖，針對本實施方式涉及的PET-MRI裝置詳細地進行說明。[實施例I]首先，針對本實施例I涉及的PET-MRI裝置的結(jié)構(gòu)進行說明。圖I是表示本實施例I涉及的PET-MRI裝置100的結(jié)構(gòu)的圖。如圖I所示，該PET — MRI裝置100具有靜磁場磁鐵I、床2、傾斜磁場線圈3、傾斜磁場線圈驅(qū)動電路4、發(fā)送用高頻線圈5、發(fā)送部6、接收用高頻線圈7、接收部8、MR數(shù)據(jù)收集部9、計算機10、控制臺11、顯示器12、PET檢測器
13、信號線14、PET數(shù)據(jù)收集部15、PET圖像重建部16、順序控制器17、以及高頻屏蔽部18。靜磁場磁鐵I使大致圓筒狀的孔內(nèi)發(fā)生靜磁場。在此，孔形成為容納靜磁場磁鐵I或傾斜磁場線圈3等的略圓筒狀的臺架的內(nèi)壁。床2具有載置被檢體P的頂板2a。在攝像時，該床2通過使頂板2a向孔內(nèi)移動，來將被檢體P移動到靜磁場內(nèi)。傾斜磁場線圈3對于被檢體P，施加磁場強度在X、Y、Z方向上直線地變化的傾斜磁場Gx、Gy、Gz。該傾斜磁場線圈3形成大致圓筒狀,并被配置在靜磁場磁鐵I的內(nèi)周側(cè)。傾斜磁場線圈驅(qū)動電路4在順序控制器17的控制下，驅(qū)動傾斜磁場線圈3。發(fā)送用高頻線圈5根據(jù)從發(fā)送部6發(fā)送的高頻脈沖，對置于靜磁場內(nèi)的被檢體P施加高頻磁場。該發(fā)送用高頻線圈5形成略圓筒狀，并被配置在傾斜磁場線圈3的內(nèi)周側(cè)。發(fā)送部6在順序控制器17的控制下，對發(fā)送用高頻線圈5發(fā)送高頻脈沖。接收用高頻線圈7檢測通過施加高頻磁場以及傾斜磁場而從被檢體P放射出的磁共振信號。例如，接收用高頻線圈7是根據(jù)攝像對象的部位而被配置在被檢體P的表面的表面線圈。例如，當(dāng)對被檢體P的體部進行攝像時，在被檢體的上部以及下部配置兩個接收用高頻線圈7。接收部8在順序控制器17的控制下，接收通過接收用高頻線圈7檢測到的磁共振信號。并且，接收部8將接收到的磁共振信號送至MR數(shù)據(jù)收集部9。MR數(shù)據(jù)收集部9在順序控制器17的控制下，收集從接收部8送出的磁共振信號。并且，MR數(shù)據(jù)收集部9將收集到的磁共振信號放大以及檢波之后進行A/D變換，并送至計算機10。計算機10通過控制臺11進行控制，井根據(jù)從MR數(shù)據(jù)收集部9送出的磁共振信號來重建MR圖像。并且，計算機10使重建后的MR圖像顯示于顯示器12。PET檢測器13將從被投放給被檢體P的正電子發(fā)射核素放射出的伽馬射線(包含湮沒放射線)作為計數(shù)信息來檢測。該PET檢測器13形成環(huán)狀，并被配置在發(fā)送用高頻線圈5的外周側(cè)。例如，PET檢測器13通過將具有閃爍體與光檢測器的檢測器模塊配置成環(huán)狀而形成。在此，閃爍體例如是LYS0(Lutetium Yttrium Oxyorthosilicate :娃酸镥乾)、LSO(Lutetium Oxyorthosilicate :鞋酸錯ノ、LGSO (Lutetium Gadolinium Oxyorthosilicate 娃酸镥-禮)等。另外，光檢測器例如是APD (Avalanche Photodiode :雪崩光電ニ極管)元件、SiPM (Silicon Photomultiplier :硅光電倍增管)等。并且，PET檢測器13將檢測到的計數(shù)信息經(jīng)由信號線14送至PET數(shù)據(jù)收集部15。PET數(shù)據(jù)收集部15在順序控制器17的控制下，生成同時計數(shù)信息。該PET數(shù)據(jù)收集部15使用通過PET檢測器13檢測到的伽馬射線的計數(shù)信息，將大致同時檢測從正電子發(fā)射核素放射出的伽馬射線的計數(shù)信息的組合生成為同時計數(shù)信息。PET圖像重建部16將通過PET數(shù)據(jù)收集部15生成的同時計數(shù)信息作為投影數(shù)據(jù)來重建PET圖像。通過該PET圖像重建部16重建后的PET圖像發(fā)送至計算機10并顯示于顯示器12。順序控制器17通過計算機10來接受攝像時所執(zhí)行的各種攝像順序信息，并控制上述的各部。在這樣的構(gòu)成下，在本實施例I中，在發(fā)送用高頻線圈5與PET檢測器13之間，配置形成略圓筒狀的高頻屏蔽部18。即，高頻屏蔽部18被配置在PET檢測器13的內(nèi)周側(cè)，遮蔽由發(fā)送用高頻線圈5發(fā)生的高頻磁場。由此，由于PET檢測器13不會暴露于高頻磁場， 因此，抑制高頻磁場的損失。接著，針對PET檢測器13的周圍的各部的配置進行說明。圖2是表示本實施例I涉及的PET檢測器13的周圍的各部的配置的圖。如圖2所示，在本實施例I中，傾斜磁場線圈3被配置在靜磁場磁鐵I的內(nèi)周側(cè)。并且，在傾斜磁場線圈3的內(nèi)周側(cè)，與傾斜磁場線圈3之間以隔著PET檢測器13的方式，配置高頻屏蔽部18。另外，在高頻屏蔽部18的內(nèi)周側(cè)，配置發(fā)送用高頻線圈5與接收用高頻線圈7。另外，圖2所示的點20表示靜磁場的磁場中心。另外，圖2所示虛線所包圍的區(qū)域21表示MR圖像的有效攝像區(qū)域。根據(jù)這樣的配置，由于PET檢測器13被配置在高頻屏蔽部18與傾斜磁場線圈3之間，因此，能夠防止由發(fā)送用高頻線圈5發(fā)生的高頻磁場與PET檢測器13的干渉。另外，如圖2所示，在本實施例I中，與PET檢測器13連接的信號線14被布線在高頻屏蔽部18的外周側(cè)。該信號線14傳送從PET檢測器13輸出的信號或輸入PET檢測器13的控制信號。由此，能夠使由發(fā)送用高頻線圈5發(fā)生的高頻磁場與在信號線14內(nèi)流動的信號不發(fā)生干渉。如上述那樣，本實施例I涉及的PET - MRI裝置100具備靜磁場磁鐵I、發(fā)送用高頻線圈5、傾斜磁場線圈3、接收用高頻線圈7、計算機10、PET檢測器13、PET圖像重建部16、高頻屏蔽部18。靜磁場磁鐵I使略圓筒狀的孔內(nèi)發(fā)生靜磁場。發(fā)送用高頻線圈5對置于靜磁場內(nèi)的被檢體P施加高頻磁場。傾斜磁場線圈3對被檢體P施加傾斜磁場。接收用高頻線圈7檢測由于施加高頻磁場以及傾斜磁場而從被檢體P發(fā)射的磁共振信號。計算機10根據(jù)通過接收用高頻線圈7檢測到的磁共振信號來重建MR圖像。PET檢測器13形成環(huán)狀，并被配置在發(fā)送用高頻線圈5的外周側(cè)，檢測從被投放給被檢體P的正電子發(fā)射核素放射出的伽馬射線。PET圖像重建部16根據(jù)基于由PET檢測器13檢測到的伽馬射線而生成的投影數(shù)據(jù)來重建PET圖像。高頻屏蔽部18形成大致圓筒狀，并被配置在發(fā)送用高頻線圈5與PET檢測器13之間，遮蔽由發(fā)送用高頻線圈5發(fā)生的高頻磁場。根據(jù)這樣的構(gòu)成，由于PET檢測器13被配置在高頻屏蔽部18與傾斜磁場線圈3之間，因此，能夠防止由發(fā)送用高頻線圈5發(fā)生的高頻磁場與PET檢測器13的干渉。從而，根據(jù)本實施例1，能夠抑制PET檢測器與發(fā)送用高頻線圈的干涉導(dǎo)致的MR圖像的畫質(zhì)劣化。[實施例2]另外，PET檢測器13的周圍的各部的配置并不限定于圖2所示的配置。以下，作為實施例2，針對與PET檢測器13的周圍的各部的配置相關(guān)的其他的實施例進行說明。圖3 7是表示本實施例2涉及的PET檢測器13的周圍的各部的配置的圖。如圖3所示，例如，高頻屏蔽部18也可以配置在PET檢測器13的外周側(cè)。此時，PET檢測器13與高頻屏蔽部18的內(nèi)壁電連接。另外，在PET檢測器13的表面，以覆蓋PET檢測器13的露出面的方式形成高頻屏蔽部22。由此，能夠防止由發(fā)送用高頻線圈5發(fā)生的高頻磁場與PET檢測器13的干渉。另外，與圖2所示的配置相比較，由于高頻屏蔽部18的內(nèi)徑變大，因此，能夠擴大孔的開ロ部附近的空間。由此，能夠抑制被檢體P所感到的封閉感。另外，如圖4所示，例如，兩個PET檢測器13也可以以隔著靜磁場的磁場中心20的方式在孔的軸方向空出間隔地配置。一般而言，如果高頻屏蔽部18被配置在發(fā)送用高頻線圈5的附近，則由于被動地流入高頻屏蔽部18的高頻電流，在MR圖像的攝像中有效的高頻磁場的強度會變?nèi)?。對此，在圖4所示的配置中，由于PET檢測器13沒有被配置在靜磁場的磁場中心20的附近，因此，在靜磁場磁鐵I的中心部，能夠確保高頻屏蔽部18與發(fā)送用高頻線圈5的距離。由此，能夠防止MR圖像的有效攝影區(qū)域21中的高頻磁場的強度的降低。另外，在圖4中，示出了配置兩個PET檢測器13的情況，但PET檢測器13的數(shù)量也 可以是3個以上。另外，如圖5所示，例如，與PET檢測器13連接的信號線14也可以被布線在高頻屏蔽部18的內(nèi)周側(cè)。此時，例如，當(dāng)信號線14是同軸電纜時，如圖6所示，同軸電纜的外側(cè)的導(dǎo)體與高頻屏蔽部18電連接。例如，同軸電纜的外側(cè)的導(dǎo)體經(jīng)由導(dǎo)體所形成的連接部23與高頻屏蔽部18連接。該連接部23例如由釬料形成。由此，能夠防止在信號線14內(nèi)流動的信號與高頻磁場的干渉。另外，例如，如圖7所示，也可以以覆蓋信號線14的方式形成高頻屏蔽部24。此時，即使在使用不是同軸電纜的信號線25的情況下，也能夠防止在信號線25內(nèi)流動的信號與高頻磁場的干渉。如上述那樣，根據(jù)實施例I或2，能夠?qū)崿F(xiàn)一種能夠抑制PET檢測器與發(fā)送用高頻線圈的干涉導(dǎo)致的MR圖像的畫質(zhì)劣化的PET - MRI裝置。雖然說明了本發(fā)明的幾個實施方式，但這些實施方式是作為例子而提示的，并不是為了限定本發(fā)明的范圍。這些實施方式能夠以其他各種形態(tài)進行實施，在不脫離發(fā)明的要旨的范圍內(nèi)，能夠進行各種省略、置換、變更。這些實施方式或其變形與包含于發(fā)明的范圍或要g中相同，包含于權(quán)利要求書記載的發(fā)明及其等同的范圍中。
權(quán)利要求
1.ー種PET-MRI裝置，其特征在于，具備 靜磁場磁鐵，使略圓筒狀的孔內(nèi)發(fā)生靜磁場； 發(fā)送用高頻線圈，對置于上述靜磁場內(nèi)的被檢體施加高頻磁場； 傾斜磁場線圈,對上述被檢體施加傾斜磁場； 接收用高頻線圈，檢測由于施加上述高頻磁場以及上述傾斜磁場而從上述被檢體放射的磁共振信號； MR圖像重建部，根據(jù)由上述接收用高頻線圈檢測到的磁共振信號來重建MR圖像； 環(huán)狀的檢測部，被配置在上述發(fā)送用高頻線圈的外周側(cè)，具有以隔著上述靜磁場的磁場中心的方式在上述孔的軸方向空出間隔地配置的至少兩個PET檢測部，檢測從被投放給上述被檢體的正電子發(fā)射核素放射出的伽馬射線； PET圖像重建部，根據(jù)基于由上述檢測部檢測到的伽馬射線而生成的投影數(shù)據(jù)來重建PET圖像； 略圓筒狀的高頻屏蔽部，被配置在上述發(fā)送用高頻線圈與上述檢測部之間，遮蔽由上述發(fā)送用高頻線圈發(fā)生的高頻磁場。
2.根據(jù)權(quán)利要求I所述的PET-MRI裝置，其特征在于， 上述高頻屏蔽部被配置在上述檢測部的內(nèi)周側(cè)。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的PET-MRI裝置，其特征在于， 與上述檢測部連接的信號線被布線在上述高頻屏蔽部的外周側(cè)。
4.根據(jù)權(quán)利要求I所述的PET-MRI裝置，其特征在于，具有 略圓筒狀的第I高頻屏蔽部，被配置在上述檢測部的外周側(cè)； 第2高頻屏蔽部，形成為覆蓋上述檢測部的露出面。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的PET-MRI裝置，其特征在于， 與上述檢測部連接的信號線被布線在上述第I高頻屏蔽部的外周側(cè)。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的PET-MRI裝置，其特征在于， 與上述檢測部連接的信號線被布線在上述高頻屏蔽部的內(nèi)周側(cè)， 該信號線是同軸電纜，外側(cè)的導(dǎo)體與上述第I高頻屏蔽部電連接。
7.根據(jù)權(quán)利要求5所述的PET-MRI裝置，其特征在于， 與上述檢測部連接的信號線被布線在上述高頻屏蔽部的內(nèi)周側(cè)，該信號線由第3高頻屏蔽部覆蓋。
全文摘要
在實施方式的PET-MRI裝置(100)中，發(fā)送用高頻線圈(5)對置于靜磁場內(nèi)的被檢體施加高頻磁場。檢測部(13)形成環(huán)狀，并被配置在發(fā)送用高頻線圈(5)的外周側(cè)，具有以隔著靜磁場的磁場中心的方式在孔的軸方向上空出間隔地配置的至少兩個PET檢測部，并檢測從被投放給被檢體的正電子發(fā)射核素放射出的伽馬射線。高頻屏蔽部(18、22、24)形成略圓筒狀，并配置在發(fā)送用高頻線圈(5)與檢測部(13)之間，遮蔽由發(fā)送用高頻線圈(5)發(fā)生的高頻磁場。
文檔編號G01T1/161GK102695450SQ201180004166
公開日2012年9月26日 申請日期2011年10月28日 優(yōu)先權(quán)日2010年11月1日
發(fā)明者岡本和也, 小畠隆行, 山形仁, 山谷泰賀, 菅野巖, 高山卓三 申請人:東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會社, 獨立行政法人放射線醫(yī)學(xué)綜合研究所