JP5892795B2 - Ｐｅｔ−ｍｒｉ装置 - Google Patents

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Description

本発明の実施の形態は、ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）−ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置に関する。
近年、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置とＰＥＴ（Positron Emission Tomography）装置とを組み合わせたＰＥＴ−ＭＲＩ装置の実現に向けた検討が進められている。ＰＥＴ−ＭＲＩ装置は、例えば、頭部の検査への応用、特に、アルツハイマー病の診断における利用が期待されている。
かかるＰＥＴ−ＭＲＩ装置は、ＭＲＩ装置の構成要素である高周波コイルと、ＰＥＴ装置の構成要素であるＰＥＴ検出器とを有する。高周波コイルは、被検体に高周波磁場を印加したり、その高周波磁場及び傾斜磁場の印加により被検体から発せられる磁気共鳴信号を検出したりする。また、ＰＥＴ検出器は、被検体に投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線を検出する。
特表２００８−５２５１６１号公報
しかしながら、従来技術では、高周波コイルとＰＥＴ検出器との干渉によって、ＭＲ画像のＳＮ比（信号対雑音比）が低下する場合があった。
実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置は、静磁場磁石と、傾斜磁場コイルと、高周波コイルと、ＭＲ画像再構成部と、少なくとも２つのＰＥＴ検出部と、ＰＥＴ画像再構成部とを備える。高周波コイルは、静磁場内に置かれた被検体に高周波磁場を印加し、該高周波磁場及び傾斜磁場の印加により前記被検体から発せられる磁気共鳴信号を検出する。少なくとも２つのＰＥＴ検出部は、リング状に形成され、前記被検体に投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線を検出する。そして、前記高周波コイルは、略円筒状に形成されたバードケージ型コイルであり、当該バードケージ型コイルが有する２つのエンドリングのうち少なくとも一方のエンドリングが、前記少なくとも２つのＰＥＴ検出部のうち１つのＰＥＴ検出部の外表面を被覆する第１の高周波シールドによって形成される。
図１は、第１の実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成を示す図である。 図２は、図１に示した傾斜磁場コイルの内部構造を示す断面図である。 図３は、第１の実施形態に係る送受信用高周波コイル及びＰＥＴ検出部を示す図である。 図４は、第２の実施形態に係る送受信用高周波コイルを示す図である。 図５は、第３の実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成を示す図である。 図６は、第３の実施形態に係る送信用高周波コイル及びＰＥＴ検出部を示す図である。 図７は、第３の実施形態に係る送信用高周波コイルの外観を示す図である。 図８は、第４の実施形態に係る送信用高周波コイルの外観を示す図である。 図９は、第５の実施形態に係る送信用高周波コイルの外観を示す図である。 図１０は、第５の実施形態に係る第１の高周波シールドの断面を示す図である。 図１１は、第６の実施形態に係る送信用高周波コイルの外観を示す図である。 図１２は、第７の実施形態に係る送信用高周波コイルの外観を示す図である。
（第１の実施形態）
まず、第１の実施形態について説明する。図１は、第１の実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００の構成を示す図である。図１に示すように、このＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、寝台２、傾斜磁場コイル３、傾斜磁場コイル駆動回路４、送受信用高周波コイル５、送受信切り替え器６、送信部７、受信部８、ＭＲデータ収集部９、計算機１０、コンソール１１、ディスプレイ１２、ＰＥＴ検出部１３及び１４、ＰＥＴデータ収集部１５、ＰＥＴ画像再構成部１６、及びシーケンスコントローラ１７を有する。
静磁場磁石１は、略円筒状のボア内に静磁場を発生させる。ここで、ボアは、静磁場磁石１の内周側に形成される空間であり、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００による撮像が行われる際に被検体Ｐが配置される。寝台２は、被検体Ｐが載せられる天板２ａを有する。この寝台２は、撮像時に天板２ａをボア内へ移動することで、被検体Ｐを静磁場内に移動する。
傾斜磁場コイル３は、磁場強度がＸ，Ｙ，Ｚ方向に直線的に変化する傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体Ｐに印加する。この傾斜磁場コイル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１７による制御のもと、傾斜磁場コイル３を駆動する。
送受信用高周波コイル５は、送受信切り換え器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。また、送受信用高周波コイル５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し、検出した磁気共鳴信号を送受信切り換え器６に送信する。この送受信用高周波コイル５は、傾斜磁場コイル３の内周側に配置される。
ここで、第１の実施形態では、送受信用高周波コイル５は、略円筒状に形成されたバードケージ型コイルであり、２つのエンドリングと複数のラングとを有する。エンドリングは、リング状に形成されたコイル導体であり、ラングは、棒状に形成されたコイル導体である。２つのエンドリングは、リング面が対向するように配置される。また、複数のラングは、それぞれが２つのエンドリングを架け渡すように配置され、各エンドリングの円周方向に略等間隔に配列される。なお、かかる送受信用高周波コイル５については、後に詳細に説明する。
送受信切り替え器６は、シーケンスコントローラ１７による制御のもと、送信時と受信時とで送受信用高周波コイル５の動作を切り替える。送信時には、送受信切り替え器６は、送信部７から送信される高周波パルスを送受信用高周波コイル５に送信する。また、受信時には、送受信切り替え器６は、送受信用高周波コイル５によって検出された磁気共鳴信号を受信部８に送信する。
送信部７は、シーケンスコントローラ１７による制御のもと、送受信切り替え器６を介して送受信用高周波コイル５に高周波パルスを送信する。受信部８は、シーケンスコントローラ１７による制御のもと、送受信切り替え器６を介して送受信用高周波コイル５から磁気共鳴信号を受信し、受信した磁気共鳴信号をＭＲデータ収集部９に送る。
ＭＲデータ収集部９は、シーケンスコントローラ１７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／Ｄ変換し、デジタル信号に変換された磁気共鳴信号を計算機１０に送る。計算機１０は、コンソール１１により制御され、ＭＲデータ収集部９から送られた磁気共鳴信号に基づいてＭＲ画像を再構成する。また、計算機１０は、再構成したＭＲ画像をディスプレイ１２に表示させる。
ＰＥＴ検出部１３及び１４は、それぞれリング状に形成され、被検体Ｐに投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線（消滅放射線を含む）を計数情報として検出する。また、ＰＥＴ検出部１３及び１４は、検出した計数情報をＰＥＴデータ収集部１５に送る。これらＰＥＴ検出部１３及び１４は、例えば、半導体素子によってガンマ線をアナログ信号に変換して検出する複数の半導体検出器をリング状に配置して形成される。また、ＰＥＴ検出部１３及び１４は、傾斜磁場コイル３の内周側に、静磁場磁石１の軸方向に間隔を開けて配置される。また、ＰＥＴ検出部１３及び１４は、静磁場磁石１によって発生する静磁場の磁場中心を挟むように配置される。
ここで、第１の実施形態では、ＰＥＴ検出部１３及び１４は、それぞれ第１の高周波シールドによって被覆される。そして、ＰＥＴ検出部１３の外表面を被覆する第１の高周波シールドと、ＰＥＴ検出部１３の外表面を被覆する第１の高周波シールドとが、送受信用高周波コイル５が有する２つのエンドリングを形成する。なお、かかるＰＥＴ検出部１３及び１４については、後に詳細に説明する。
ＰＥＴデータ収集部１５は、シーケンスコントローラ１７による制御のもと、同時計数情報を生成する。このＰＥＴデータ収集部１５は、ＰＥＴ検出部１３によって検出されたガンマ線の計数情報を用いて、陽電子放出核種から放出されたガンマ線を略同時に検出した計数情報の組み合わせを同時計数情報として生成する。
ＰＥＴ画像再構成部１６は、ＰＥＴデータ収集部１５により生成された同時計数情報を投影データとしてＰＥＴ画像を再構成する。このＰＥＴ画像再構成部１６によって再構成されたＰＥＴ画像は、計算機１０に送信されてディスプレイ１２に表示される。シーケンスコントローラ１７は、撮像時に実行される各種撮像シーケンス情報を計算機１０より受け取り、上述した各部を制御する。
次に、図１に示した傾斜磁場コイル３の内部構造について説明する。図２は、図１に示した傾斜磁場コイル３の内部構造を示す断面図である。図２において、上側は傾斜磁場コイル３の円筒外側を示しており、下側は円筒内側を示している。図２に示すように、傾斜磁場コイル３は、円筒の内側（図２の下側）から円筒の外側（図２の下側）に向かって、メインコイル３ａ、メインコイル側冷却層３ｂ、シムトレイ挿入ガイド層３ｃ、シールドコイル側冷却層３ｄ、シールドコイル３ｅを順に積層して形成される。
ここで、メインコイル側冷却層３ｂには、主にメインコイル３ａを冷却するためのメインコイル側冷却管３ｆが配設される。また、シールドコイル側冷却層３ｄには、主にシールドコイル３ｅを冷却するためのシールドコイル側冷却管３ｇが配設される。メインコイル側冷却管３ｆ及びシールドコイル側冷却管３ｇは、それぞれ、傾斜磁場コイル３の円筒形状に合うように螺旋状に形成されている。また、シムトレイ挿入ガイド層３ｃには、それぞれ内部に複数の鉄シムが収められた複数のシムトレイ３ｈが挿入される。
さらに、メインコイル３ａの内周側には、第２の高周波シールド３ｉが設けられる。この第２の高周波シールド３ｉは、傾斜磁場コイル３と送信用高周波コイル５との間に配置され、送信用高周波コイル５から発生する高周波を遮蔽する。このように第２の高周波シールド３ｉを配置することによって、送信用高周波コイル５から発生する高周波と傾斜磁場コイル３とのカップリングを防ぐことができる。
次に、第１の実施形態に係る送受信用高周波コイル５並びにＰＥＴ検出部１３及び１４の詳細について説明する。図３は、第１の実施形態に係る送受信用高周波コイル５並びにＰＥＴ検出部１３及び１４を示す図である。なお、図３は、略円筒状に形成された送受信用高周波コイル５、ＰＥＴ検出部１３及び１４それぞれの軸を含む断面を示している。
送受信用高周波コイル５は、被検体Ｐに印加する高周波磁場を発生させたり、被検体Ｐから発せられる磁気共鳴信号を検出したりするためのコイル導体を有する。具体的には、図３に示すように、送受信用高周波コイル５は、コイル導体として、エンドリング１８と、エンドリング１９と、複数のラング２０とを有する。
エンドリング１８及び１９は、それぞれリング状に形成されたコイル導体であり、それぞれのリング面がＺ方向に対向するように配置される。また、各ラング２０は、それぞれ棒状に形成されたコイル導体であり、エンドリング１８とエンドリング１９とを接続する。各ラング２０は、エンドリング１８とエンドリング１９との間を架け渡すように配置され、エンドリング１８及び１９の円周方向に略等間隔に配列される。
そして、第１の実施形態では、エンドリング１８は、ＰＥＴ検出部１３の外表面を被覆するように形成された第１の高周波シールド２１により形成される。すなわち、第１の実施形態では、エンドリング１８は、リング状に形成されたＰＥＴ検出部１３を銅版などの導体からなる第１の高周波シールド２１で囲むことで形成される。なお、エンドリング１９も同様に、ＰＥＴ検出部１４の外表面を被覆するように形成された第１の高周波シールド２２により形成される。
このように、ＰＥＴ検出部１３及び１４をそれぞれ第１の高周波シールドで囲むことによって、ＰＥＴ検出部１３から発生するノイズが磁気共鳴信号を受信する受信系に混入するのを防ぐことが可能になる。また、ＰＥＴ検出部１３及び１４が送受信用高周波コイル５の効率を劣化させるのを防ぐことも可能になる。また、送受信用高周波コイル５によって送信される高周波がＰＥＴ検出部１３及び１４に悪影響を与えるのを防ぐことも可能になる。
また、図３に示すように、第１の実施形態に係る送受信用高周波コイル５は、コンデンサ２３と、送受信用ケーブル２４と、高周波遮断回路２５と、信号及び制御線２６と、信号及び制御線２７と、高周波遮断回路２８及び２９とを有する。
コンデンサ２３は、複数のラング２０それぞれの中央部付近に挿入される。このコンデンサ２３によって、送受信用高周波コイル５は、その内周側に形成される撮像領域Ｉに所望の周波数で均一な高周波磁場を発生させるように調整される。すなわち、送受信用高周波コイル５は、いわゆるローパス型のバードケージ型コイルである。
送受信用ケーブル２４は、一方の端部がコンデンサ２３に接続され、他方の端部が送受信切り替え器６に接続される。そして、送受信用ケーブル２４は、送受信切り替え器６から送信される高周波パルスを送受信用高周波コイル５へ伝送する。また、送受信用ケーブル２４は、送受信用高周波コイル５によって検出された磁気共鳴信号を送受信切り替え器６へ伝送する。かかる送受信用ケーブル２４としては、例えば、同軸ケーブルが用いられる。また、送受信用ケーブル２４には、高周波遮断回路２５が接続される。
信号及び制御線２６は、一方の端部がＰＥＴ検出部１３に接続され、他方の端部がＰＥＴデータ収集部１５に接続される。そして、信号及び制御線２６は、ＰＥＴ検出部１３によって検出された計数情報をＰＥＴデータ収集部１５へ伝送する。この信号及び制御線２６は、送受信用高周波コイル５との干渉を避けるためにシールドされる。また、信号及び制御線２６には、高周波遮断回路２８が接続される。
信号及び制御線２７は、一方の端部がＰＥＴ検出部１４に接続され、他方の端部がＰＥＴデータ収集部１５に接続される。そして、信号及び制御線２７は、ＰＥＴ検出部１４によって検出された計数情報をＰＥＴデータ収集部１５へ伝送する。この信号及び制御線２７は、送受信用高周波コイル５との干渉を避けるためにシールドされる。また、信号及び制御線２７には、高周波遮断回路２９が接続される。
上述したように、第１の実施形態では、送受信用高周波コイル５が、エンドリング１８及び１９を有する。そして、エンドリング１８は、ＰＥＴ検出部１３の外表面を被覆する第１の高周波シールド２１によって形成され、エンドリング１９は、ＰＥＴ検出部１４の外表面を被覆する第１の高周波シールド２２によって形成される。すなわち、第１の実施形態では、リング状に形成されたＰＥＴ検出部１３及び１４をそれぞれ第１の高周波シールド２１及び２２で覆うことで、送受信用高周波コイル５のコイル導体が形成される。したがって、第１の実施形態によれば、送受信用高周波コイル５とＰＥＴ検出部１３との干渉、及び、送受信用高周波コイル５とＰＥＴ検出部１４との干渉を抑えることができ、ＭＲ画像のＳＮ比を向上させることが可能になる。
（第２の実施形態）
次に、第２の実施形態について説明する。第２の実施形態は、第１の実施形態で説明した送受信用高周波コイル５に関する。図４は、第２の実施形態に係る送受信用高周波コイル５を示す図である。図４では、送受信用高周波コイル５が有する２つのエンドリングのうち、エンドリング１８の断面を示している。図４に示すように、第２の実施形態では、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００は、ＰＥＴ検出部１３の他に、プリアンプ３０、Ａ／Ｄ変換器３１と、Ｉ／Ｏインターフェース３２と、光ファイバー３３とを有する。
ＰＥＴ検出部１３は、半導体検出器によりガンマ線をアナログ信号に変換して出力する。プリアンプ３０は、ＰＥＴ検出部１３から出力されるアナログ信号を増幅する信号増幅部である。Ａ／Ｄ変換器３１は、プリアンプ３０により増幅されたアナログ信号をデジタル信号に変換する第１の信号変換部である。
Ｉ／Ｏインターフェース３２は、Ａ／Ｄ変換器３１により得られたデジタル信号を光信号に変換する第２の信号変換部である。光ファイバー３３は、一方の端部がＩ／Ｏインターフェース３２に接続され、他方の端部がＰＥＴデータ収集部１５に接続される。この光ファイバー３３は、第１の実施形態で説明した信号及び制御線２６として用いられる。
そして、第２の実施形態では、第１の高周波シールド２１は、ＰＥＴ検出部１３とともに、プリアンプ３０、Ａ／Ｄ変換器３１及びＩ／Ｏインターフェース３２を被覆するように形成される。これにより、ＰＥＴ検出部１３の半導体検出器から生じるノイズを遮蔽することができる。また、ＰＥＴ検出部１３によって検出された信号は光ファイバー３３を介して伝送されるので、デジタル信号により生じるノイズを防ぐことができる。
（第３の実施形態）
次に、第３の実施形態について説明する。第１の実施形態では、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００が、送受信兼用の高周波コイルである送受信用高周波コイル５を有する場合について説明した。第３の実施形態では、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置が、送信用の高周波コイルと受信用の高周波コイルとをそれぞれ有する場合について説明する。
図５は、第３の実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置２００の構成を示す図である。図１に示すように、このＰＥＴ−ＭＲＩ装置２００は、静磁場磁石１、寝台２、傾斜磁場コイル３、傾斜磁場コイル駆動回路４、送信用高周波コイル３５、受信用高周波コイル３６、送信部３７、受信部３８、ＭＲデータ収集部９、計算機１０、コンソール１１、ディスプレイ１２、ＰＥＴ検出部４３及び４４、ＰＥＴデータ収集部１５、ＰＥＴ画像再構成部１６、及びシーケンスコントローラ１７を有する。なお、静磁場磁石１、寝台２、傾斜磁場コイル３、傾斜磁場コイル駆動回路４、ＭＲデータ収集部９、計算機１０、コンソール１１、ディスプレイ１２、ＰＥＴデータ収集部１５、ＰＥＴ画像再構成部１６、シーケンスコントローラ１７は、第１の実施形態と同様であるので、ここでは説明を省略する。
送信用高周波コイル３５は、送信部３７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。この送信用高周波コイル３５は、傾斜磁場コイル３の内周側に配置される。
ここで、第３の実施形態では、送信用高周波コイル３５は、略円筒状に形成されたバードケージ型コイルであり、２つのエンドリングと複数のラングとを有する。エンドリングは、リング状に形成されたコイル導体であり、ラングは、棒状に形成されたコイル導体である。２つのエンドリングは、リング面が対向するように配置される。また、複数のラングは、それぞれが２つのエンドリングを架け渡すように配置され、各エンドリングの円周方向に略等間隔に配列される。なお、かかる送信用高周波コイル３５については、後に詳細に説明する。
受信用高周波コイル３６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し、検出した磁気共鳴信号を受信部３８に送信する。この受信用高周波コイル３６は、例えば、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。例えば、被検体Ｐの体部が撮像される場合には、２つの受信用高周波コイル３６が被検体Ｐの上部及び下部に配置される。
送信部３７は、シーケンスコントローラ１７による制御のもと、送信用高周波コイル３５に高周波パルスを送信する。受信部３８は、シーケンスコントローラ１７による制御のもと、受信用高周波コイル３６から磁気共鳴信号を受信する。また、受信部３８は、受信した磁気共鳴信号をＭＲデータ収集部９に送る。
ＰＥＴ検出部４３及び４４は、それぞれリング状に形成され、被検体Ｐに投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線（消滅放射線を含む）を計数情報として検出する。また、ＰＥＴ検出部４３及び４４は、検出した計数情報をＰＥＴデータ収集部１５に送る。これらＰＥＴ検出部４３及び４４は、例えば、半導体素子によってガンマ線をアナログ信号に変換して検出する複数の半導体検出器をリング状に配置して形成される。また、ＰＥＴ検出部４３及び４４は、傾斜磁場コイル３の内周側に、静磁場磁石１の軸方向に間隔を開けて配置される。また、ＰＥＴ検出部４３及び４４は、静磁場磁石１によって発生する静磁場の磁場中心を挟むように配置される。
ここで、第３の実施形態では、ＰＥＴ検出部４３及び４４は、それぞれ第１の高周波シールドによって被覆される。そして、ＰＥＴ検出部４３の外表面を被覆する第１の高周波シールドと、ＰＥＴ検出部４４の外表面を被覆する第１の高周波シールドとが、送信用高周波コイル３５が有する２つのエンドリングを形成する。なお、かかるＰＥＴ検出部４３及び４４については、後に詳細に説明する。
次に、第３の実施形態に係る送信用高周波コイル３５並びにＰＥＴ検出部４３及び４４の詳細について説明する。図６は、第３の実施形態に係る送信用高周波コイル３５並びにＰＥＴ検出部４３及び４４を示す図である。なお、図６は、略円筒状に形成された送信用高周波コイル３５、ＰＥＴ検出部４３及び４４それぞれの軸を含む断面を示している。
送信用高周波コイル３５は、被検体Ｐに印加する高周波磁場を発生させるためのコイル導体を有する。具体的には、図６に示すように、送信用高周波コイル３５は、コイル導体として、エンドリング４８と、エンドリング４９と、複数のラング２０とを有する。
エンドリング４８及び４９は、それぞれリング状に形成されたコイル導体であり、Ｚ方向に沿ってリング面が対向するように配置される。また、各ラング２０は、棒状に形成されたコイル導体であり、エンドリング４８とエンドリング４９とを接続する。各ラング２０は、エンドリング４８とエンドリング４９との間を架け渡すように配置され、エンドリング４８及び４９の円周方向に略等間隔に配列される。
そして、第３の実施形態では、エンドリング４８は、ＰＥＴ検出部４３の外表面を被覆するように形成された第１の高周波シールド５１により形成される。すなわち、第３の実施形態では、エンドリング４８は、リング状に形成されたＰＥＴ検出部４３を銅版などの導体からなる第１の高周波シールド５１で囲むことで形成される。なお、エンドリング４９も同様に、ＰＥＴ検出部４４の外表面を被覆するように形成された第１の高周波シールド５２により形成される。
このように、ＰＥＴ検出部４３及び４４を第１の高周波シールドで囲むことによって、ＰＥＴ検出部４３及び４４から発生するノイズが磁気共鳴信号を受信する受信系に混入するのを防ぐことが可能になる。また、ＰＥＴ検出部４３及び４４が送信用高周波コイル３５の効率を劣化させるのを防ぐことも可能になる。また、送信用高周波コイル３５によって送信される高周波がＰＥＴ検出部４３及び４４に悪影響を与えるのを防ぐことも可能になる。
また、図６に示すように、第３の実施形態に係る送信用高周波コイル３５は、コンデンサ２３と、送受信用ケーブル２４と、高周波遮断回路２５と、信号及び制御線２６と、信号及び制御線２７と、高周波遮断回路２８及び２９とを有する。なお、コンデンサ２３、送受信用ケーブル２４、高周波遮断回路２５、信号及び制御線２６、信号及び制御線２７、高周波遮断回路２８及び２９については、第１の実施形態と同様であるので、ここでは説明を省略する。ただし、第３の実施形態では、送受信用ケーブル２４は、一方の端部がコンデンサ２３に接続され、他方の端部が送信部３７に接続され、送信部３７から送信される高周波パルスを送信用高周波コイル３５へ伝送する。
ここで、第１の実施形態で説明した送受信用高周波コイル５との違いは、送信用高周波コイル３５が、送信時には所望の同調状態にし、受信時にはコイルを非同調状態にするスイッチ部をラング２０に有する点である。このスイッチ部は、例えば、ＰＩＮダイオード４１及びチョーク付き給電ケーブル４２により実現される。
図７は、第３の実施形態に係る送信用高周波コイル３５の外観を示す図である。図７に示すように、ＰＩＮダイオード４１は、ラング２０に直列に挿入される。また、チョーク付き給電ケーブル４２は、ＰＩＮダイオード４１の両端に接続され、ＰＩＮダイオード４１に給電する。
送信時には、チョーク付き給電ケーブル４２を通してＰＩＮダイオード４１に順方向に電流が流れることで、ＰＩＮダイオード４１がＯＮ状態になり、送信用高周波コイル３５が同調状態となる。一方、受信時には、チョーク付き給電ケーブル４２を通してＰＩＮダイオード４１に逆電圧が印加されることで、ＰＩＮダイオード４１がＯＦＦ状態となり、送信用高周波コイル３５が非同調状態となる。これにより、受信用高周波コイル３６による磁気共鳴信号の受信が可能となる。
上述したように、第３の実施形態では、送信用高周波コイル３５が、エンドリング４８及び４９を有する。そして、エンドリング４８は、ＰＥＴ検出部４３の外表面を被覆する第１の高周波シールド５１によって形成され、エンドリング４９は、ＰＥＴ検出部４４の外表面を被覆する第１の高周波シールド５２によって形成される。すなわち、第３の実施形態では、リング状に形成されたＰＥＴ検出部４３及び４４をそれぞれ第１の高周波シールド５１及び５２で覆うことで、送信用高周波コイル３５のコイル導体が形成される。したがって、第３の実施形態によれば、送信用高周波コイル３５とＰＥＴ検出部４３との干渉、及び、送信用高周波コイル３５とＰＥＴ検出部４４との干渉を抑えることができ、ＭＲ画像のＳＮ比を向上させることが可能になる。
なお、上記第３の実施形態では、送信用高周波コイル３５がエンドリングを有する場合について説明したが、受信用高周波コイル３６が、被検体Ｐを囲むように配置されるリング状のコイル導体を有する場合もある。この場合には、受信用高周波コイル３６が有するリング状のコイル導体として、第１の高周波シールドで被覆されたＰＥＴ検出部を用いるようにしてもよい。すなわち、第３の実施形態では、送信用高周波コイル３５が有するコイル導体及び受信用高周波コイル３６が有するコイル導体の少なくとも一方が、ＰＥＴ検出部の外表面を被覆する第１の高周波シールドによって形成される。
（第４の実施形態）
次に、第４の実施形態について説明する。第４の実施形態は、第３の実施形態で説明した送信用高周波コイル３５に関する。図８は、第４の実施形態に係る送信用高周波コイル３５の外観を示す図である。図８に示すように、第４の実施形態では、送信用高周波コイル３５において、ＰＩＮダイオード４１及びチョーク付き給電ケーブル４２からなるスイッチ部が、ラング２０の略中心に配置される。
さらに、第４の実施形態では、２つのコンデンサ５３及び５４が、スイッチ部を中心にして対称な位置に配置される。送信用の電力は、コンデンサ５３及び５４のいずれか一方の両端、又は、両方を挟む両端から供給すればよい。このように、第４の実施形態では、スイッチ部を中心にして、送信用高周波コイル３５の対称性が確保される。この結果、スイッチ部の位置が等電位面になるので、チョークに負荷がかからなくなる。これにより、コンデンサの電気的な調整を容易に行うことができるようになる。
（第５の実施形態）
次に、第５の実施形態について説明する。第５の実施形態は、第３の実施形態で説明した送信用高周波コイル３５に関する。第５の実施形態では、送信用高周波コイル３５において、第１の高周波シールド５１及び５２が、それぞれスリット（隙間）を有する。図９は、第５の実施形態に係る送信用高周波コイル３５の外観を示す図である。図９に示すように、例えば、第１の高周波シールド５１には、その周方向に沿って第１の高周波シールド５１を複数の導体に分割する複数のスリット５５が形成される。同様に、第１の高周波シールド５２にも、複数のスリット５６が形成される。
これにより、各第１の高周波シールドにおいて、周方向に分けられた複数の導体間で直流電流が流れないようになる。すなわち、周方向に分けられた複数の導体それぞれが直流（ＤＣ：Direct Current）的に絶縁される。この結果、ＭＲ撮像が行われる際に、傾斜磁場によって第１の高周波シールド５１の表面に誘起される渦電流を抑制することができる。さらに、渦電流によって発生する渦電流磁場が抑制されるので、渦電流磁場によって生じる画像劣化を防ぐことが可能になる。
なお、第１の高周波シールド５１及び５２は、渦電流が発生するのを抑えることが要求される一方で、所望の高周波をシールドすることも要求される。図１０は、第５の実施形態に係る第１の高周波シールド５１の断面を示す図である。図１０に示すように、例えば、第１の高周波シールド５１は、外側のシールド部材５１ａと内側のシールド部材５１ｂとの間に誘電体５１ｃを配置することで形成される。
ここで、外側のシールド部材５１ａには複数のスリット５５ａが形成されており、各スリット５５ａによって、シールド部材５１ａが複数の導体６１ａに分けられている。同様に、内側のシールド部材５１ｂにも複数のスリット５５ｂが形成されており、各スリット５５ｂによって、シールド部材５１ｂが複数の導体６１ｂに分けられている。そして、外側のシールド部材５１ａと内側のシールド部材５１ｂとは、互いのスリットの位置が第１の高周波シールド５１の周方向にずれるように配置される。
このような配置により、誘電体５１ｃを挟んで導体６１ａと導体６１ｂとが重なる部分が容量性素子として機能するようになる。そして、誘電体５１ｃの厚みを十分に薄くすることによって、第１の高周波シールド５１の状態を所望の周波数に対して非常にインピーダンスが低い状態、つまり導通に近い状態とすることができる。また、スリット５５ａ及び５５ｂによって複数の導体６１ａ及び６１ｂそれぞれが直流的に絶縁されるので、第１の高周波シールド５１の表面に渦電流が発生するのを抑えることができる。
このように、第５の実施形態によれば、第１の高周波シールド５１の表面に渦電流が発生することを抑えつつ、所望の高周波をシールドすることができるようになる。
（第６の実施形態）
次に、第６の実施形態について説明する。第６の実施形態は、第３の実施形態で説明したＰＥＴ−ＭＲＩ装置２００が、第１の高周波シールド５１及び５２の外表面に設けられた冷却手段を有する場合について説明する。ＰＥＴ検出部で用いられる半導体検出器は一般的に熱に影響されやすい。この一方で、プリアンプやＡ／Ｄ変換器は一般的に通電状態で熱を発生する。そして、プリアンプやＡ／Ｄ変換器から発生した熱が第１の高周波シールド５１及び５２を介して半導体検出器に伝達することで、特性の劣化を招くことがある。第６の実施形態では、第１の高周波シールド５１及び５２に冷却手段を設けることで、プリアンプやＡ／Ｄ変換器から発生する熱を逃がすことができるようにしている。
図１１は、第６の実施形態に係る送信用高周波コイル３５の外観を示す図である。図１１に示すように、例えば、冷却手段として、第１の高周波シールド５１の外周面に複数の放熱フィン７１が設けられる。各放熱フィン７１は、それぞれ板状の部材で形成され、第１の高周波シールド５１の外周面から突出するように設けられる。また、各放熱フィン７１は、第１の高周波シールド５１の外周方向に所定の間隔で配置される。なお、第１の高周波シールド５２の外周面にも同様に、複数の放熱フィン７２が設けられる。
このように、第６の実施形態によれば、第１の高周波シールド５１及び５２の外周面に放熱フィン７１及び７２を設けることで、プリアンプやＡ／Ｄ変換器から発生する熱を逃がすことができる。一般的に、ＭＲＩ装置には、送信用高周波コイル３５が配置されるボア内に通風するための機構が設けられている。この機構により発生する風が放熱フィン７１及び７２に当たることで、冷却効果が向上する。
（第７の実施形態）
次に、第７の実施形態について説明する。第７の実施形態は、第３の実施形態で説明したＰＥＴ−ＭＲＩ装置２００が、放熱フィン及び７１及び７２ではない他の冷却手段を有する場合について説明する。
図１２は、第７の実施形態に係る送信用高周波コイル３５の外観を示す図である。図１２に示すように、例えば、冷却手段として、第１の高周波シールド５１の外周面に沿って冷却用配管８１が設けられる。冷却用配管８１は、第１の高周波シールド５１の外周面に接触させて配置される。なお、第１の高周波シールド５２の外周面にも同様に、冷却用配管８２が設けられる。これら冷却用配管８１及び８２に、一定の温度の冷媒（例えば、水など）を流すことによって、エンドリング４８及び４９内で発生する熱を除去することができる。なお、冷却用配管は、第１の高周波シールドの内側に設けられてもよい。この場合には、例えば、冷却管は、第１の高周波シールドからボア内に発せられる熱が冷却されるように、第１の高周波シールドの内周面から離して配置される。または、冷却管は、第１の高周波シールドの内周面に接触させて配置されてもよい。このように、第１の高周波シールドの内側に冷却管を配置することで、第１の高周波シールドの内周面から発せられた熱が被検体に伝わるのを抑えることができる。
以上、第１〜第７の実施形態をそれぞれ別々に説明したが、各実施形態は適宜に組み合わせて実施することが可能である。例えば、第２の実施形態で説明した送受信用高周波コイル５の構成を第３の実施形態で説明した送信用高周波コイル３５に適用することも可能である。また、例えば、第６及び第７の実施形態で説明した冷却手段を第１の実施形態で説明したＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００に適用することも可能である。
また、上記実施形態では、第１の高周波シールドで被覆されたＰＥＴ検出部を高周波コイルが有する２つのエンドリングそれぞれとして用いる場合について説明した。しかしながら、ＰＥＴ画像を生成するためには、必ずしもＰＥＴ検出部を２つ設ける必要はない。そこで、ＰＥＴ検出部が１つだけ設けられる場合には、高周波コイルが有する２つのエンドリングのいずれか一方のみに、第１の高周波シールドで被覆されたＰＥＴ検出部を用いるようにしてもよい。
また、他の実施形態では、送信用高周波コイルが複数のコイル導体を有し、当該複数のコイル導体のうち少なくとも１つのコイル導体が、ＰＥＴ検出部の外表面を被覆する第１の高周波シールドによって形成されてもよい。例えば、送信用高周波コイルが、２つのエンドリング以外にもリング状に形成されたコイル導体を有するような場合に、それら複数のコイル導体の全てについて、第１の高周波シールドで被覆されたＰＥＴ検出部を用いてもよい。また、それら複数のコイル導体のうち一部のコイル導体について、第１の高周波シールドで被覆されたＰＥＴ検出部を用いてもよい。
さらに、上記実施形態において、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置が少なくとも２つのＰＥＴ検出部を備え、複数のコイル導体のうち少なくとも１つのコイル導体が、少なくとも２つのＰＥＴ検出部のうち少なくとも１つのＰＥＴ検出部を被覆する第１の高周波シールドによって形成されてもよい。例えば、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置が２つのＰＥＴ検出部を備える場合に、一方のＰＥＴ検出部のみを第１の高周波シールドで被覆して送信用高周波コイルのコイル導体として用い、もう一方のＰＥＴ検出器については、送信用高周波コイルから独立して設ける。このとき、独立して設けられたＰＥＴ検出器は、第１の高周波シールドで被覆されてもよいし、被覆されなくてもよい。
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。
１００ ＰＥＴ−ＭＲＩ装置
１ 静磁場磁石
３ 傾斜磁場コイル
５ 送受信用高周波コイル
１０ 計算機
１６ ＰＥＴ画像再構成部
１８，１９ エンドリング
２１，２２ 第１の高周波シールド

Claims (11)

  1. 静磁場を発生させる静磁場磁石と、
    前記静磁場内に置かれた被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイルと、
    前記被検体に高周波磁場を印加し、該高周波磁場及び前記傾斜磁場の印加により前記被検体から発せられる磁気共鳴信号を検出する高周波コイルと、
    前記高周波コイルにより検出された磁気共鳴信号に基づいてＭＲ画像を再構成するＭＲ画像再構成部と、
    前記被検体に投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線を検出するリング状の少なくとも２つのＰＥＴ検出部と、
    前記ＰＥＴ検出部により検出されたガンマ線に基づいて生成された投影データからＰＥＴ画像を再構成するＰＥＴ画像再構成部とを備え、
    前記高周波コイルは、略円筒状に形成されたバードケージ型コイルであり、当該バードケージ型コイルが有する２つのエンドリングのうち少なくとも一方のエンドリングが、前記少なくとも２つのＰＥＴ検出部のうち１つのＰＥＴ検出部の外表面を被覆する第１の高周波シールドによって形成されることを特徴とするＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
  2. 前記傾斜磁場コイルと前記高周波コイルとの間に配置され、前記高周波コイルから発生する高周波を遮蔽する第２の高周波シールドをさらに備えたことを特徴とする請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
  3. 前記少なくとも２つのＰＥＴ検出部が、前記静磁場の磁場中心を挟むように配置されており、
    前記２つのエンドリングが、前記磁場中心を挟むように配置された前記２つのＰＥＴ検出部を被覆する２つの第１の高周波シールドによって形成されることを特徴とする請求項１又は２に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
  4. 前記高周波コイルが有するラングが、前記２つのＰＥＴ検出器の間を架け渡すように配置されることを特徴とする請求項３に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
  5. 静磁場を発生させる静磁場磁石と、
    前記静磁場内に置かれた被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイルと、
    前記被検体に高周波磁場を印加する送信用高周波コイルと、
    前記高周波磁場及び前記傾斜磁場の印加により前記被検体から発せられる磁気共鳴信号を検出する受信用高周波コイルと、
    前記受信用高周波コイルにより検出された磁気共鳴信号に基づいてＭＲ画像を再構成するＭＲ画像再構成部と、
    前記被検体に投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線を検出するリング状の少なくとも２つのＰＥＴ検出部と、
    前記ＰＥＴ検出部により検出されたガンマ線に基づいて生成された投影データからＰＥＴ画像を再構成するＰＥＴ画像再構成部とを備え、
    前記送信用高周波コイルは、略円筒状に形成されたバードケージ型コイルであり、当該バードケージ型コイルが有する２つのエンドリングのうち少なくとも一方のエンドリングが、前記少なくとも２つのＰＥＴ検出部のうち１つのＰＥＴ検出部の外表面を被覆する第１の高周波シールドによって形成されることを特徴とするＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
  6. 前記傾斜磁場コイルと前記送信用高周波コイルとの間に配置され、前記送信用高周波コイルから発生する高周波を遮蔽する第２の高周波シールドをさらに備えたことを特徴とする請求項５に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
  7. 前記少なくとも２つのＰＥＴ検出部が、前記静磁場の磁場中心を挟むように配置されており、
    前記２つのエンドリングが、前記磁場中心を挟むように配置された前記２つのＰＥＴ検出部を被覆する２つの第１の高周波シールドによって形成されることを特徴とする請求項５又は６に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
  8. 前記高周波コイルが有するラングが、前記２つのＰＥＴ検出器の間を架け渡すように配置されることを特徴とする請求項７に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
  9. 前記ＰＥＴ検出部は、ガンマ線をアナログ信号に変換して出力し、
    前記ＰＥＴ検出部から出力されたアナログ信号を増幅する信号増幅部と、
    前記信号増幅部により増幅されたアナログ信号をデジタル信号に変換する第１の信号変換部と、
    前記第１の信号変換部により得られたデジタル信号を光信号に変換する第２の信号変換部と、
    前記第２の信号変換部により得られた光信号を伝送する光ファイバーとを備え、
    前記第１の高周波シールドは、前記ＰＥＴ検出部とともに、前記信号増幅部、前記第１の信号変換部及び前記第２の信号変換部を被覆するように形成されることを特徴とする請求項１〜８のいずれか一つに記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
  10. 前記第１の高周波シールドは、スリットを有することを特徴とする請求項１〜９のいずれか一つに記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
  11. 前記第１の高周波シールドの外表面又は内側に設けられた冷却手段をさらに有することを特徴とする請求項１〜１０のいずれか一つに記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
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