JP7523144B2 - 放射線画像化ユニット及び放射線検出器モジュール - Google Patents

Description

本発明に係る技術は、例えば核磁気共鳴（ＭＲＩ）システムとの組合せで使用される、陽電子放出トモグラフィ（ＰＥＴ）用、単一光子放出計算トモグラフィ（ＳＰＥＣＴ）用、コンプトン式、又は、その他の仕様の診断画像化技術に関する。

ハイブリッド画像化システムにおいて、電磁（ＥＭ）両立性は、システム間の相互ＥＭ干渉を避けるために効率的に対処することが要求される主な設計課題である。上述したハイブリッド画像化システムを構成するためのＰＥＴシステムのような放射線画像化システムは、構造的、機能的及び分子臨床的及び前臨床的な画像化目的で、ＭＲＩシステムのボア内で使用されるインサート型（挿入型）の放射線画像化ユニットとして実用化されている。放射線画像化ユニットが備える放射線検出器を遮蔽するための高周波（ＲＦ）シールドは、放射線検出器とＭＲＩシステムの構成要素との間の相互ＥＭ干渉を避けるために用いられている。放射線検出器に対して、電力を供給するための電力伝送（電力供給）ケーブルやデータを伝送するためのデータ伝送ケーブルなどの伝送ケーブルは、ＲＦシールドの全体的なシールド効果に影響を与えることなく、ＲＦシールドの外側から内側へ導かれる。ＲＦシールドの構造は、シールド材料中のＲＦ損失を減らし、画像化領域（ＲＯＩ）の最適な電場沈着（比吸収率）を得るための設計を含む。ＲＦシールドでは、シールド材料の電気的絶縁に際して、電気的結合を減らしたシールドのモジュール設計及びシールド構造中の分離回路の採用が考慮される。

ＭＲＩシステムは、超電導磁気コイル、低周波傾斜コイル、ＲＦコイル、シムコイルのような異なるタイプのコイル及び異なる厚みの導電シールド材料を含む。他方、トモグラフィ用の放射線画像化ユニットは、画像再構成のための後段のモジュールに対するデータの読出し及び伝送のための検出器前段回路を有する。ＰＥＴ用のシリコンフォトマルチプライヤ（ＳｉＰＭ）のような非磁性の放射線検出器及び検出器前段回路は、このようなハイブリッド画像化システムに用いられている。一例を挙げると、ＭＲＩシステムと共に使用される脳サイズの筒状ＰＥＴ用又はＳＰＥＣＴ用の放射線画像化ユニットがあり、ＭＲＩシステムのボアの内側に取り付けられた全ての検出器前段回路は、これらを完全に取り囲むファラディシールドケージを用いたり、複数のファラディシールドケージを用いたりしてＲＦシールドされる。ここで、後者の場合はモジュール状ＲＦシールド型の放射線画像化ユニットと呼ばれる。ＰＥＴ用として最も一般的に用いられているものは筒状の放射線画像化ユニットである。放射線検出器のこのＲＦシールドのために、ＭＲ画像化目的のＲＦコイルは、通常、放射線画像化ユニットの内側で用いられる。ＭＲＩシステムには送信用及び受信用のＲＦコイルが共に必要であり、送信用ＲＦコイルはＲＯＩを励起し、受信用ＲＦコイルはＲＯＩから放出される核磁気共鳴（ＮＭＲ）信号を検出する。

しかしながら、ＭＲＩシステムは患者の接近可能なスペースの直径（例えば全身ＭＲＩに対して７００ｍｍ）を実際上決定する組込トランシーバー（通常筒状）としての組込ＲＦコイルを有する。診断画像化に際して、この組込ＲＦコイルはＲＦトランスミッターとして多く使用され、高感度ＲＦコイルがレシーバーとして使用される。放射線画像化ユニットの外側にある組込コイル、及び／又は、放射線画像化ユニットの外側にある独立した送信用コイルに対して、ＲＦシールド材料中で大きな送信フィールド減衰が発生する。放射線画像化ユニットは、通常、ＭＲＩシステムのボアの軸にそろった同心筒状の完全なリング構造で設計されているため、放射線画像化ユニットにおける同心円状の単一筒状のシールドケージについては、送信用ＲＦコイルを放射線画像化ユニットの外側で用いることは実際的ではない。

しかしながら、モジュール状ＲＦシールド型の放射線画像化ユニットの場合、組込ＲＦコイルからの所定量の送信用のＲＦフィールドはモジュール間ギャップを通ってＲＯＩに到達することができる。モジュール間ギャップを大きくすると、ＲＦフィールド浸透性能も同様に向上し、ＭＲＩシステム単独の場合（放射線画像化ユニットがない場合）に相当しさえする。これは、ＲＦシールドされた放射線検出器モジュール間の分離機構（デカップリング機構）が、ＲＯＩへのＲＦフィールド浸透性能を向上させることを意味する。分離機構は、モジュール間ギャップをＭＲＩシステムのボアの軸方向及び径方向（軸横断方向）の両方に導入すること、及び／又は、分離回路を使用することによって改善を図れる。広すぎるモジュール間ギャップはトモグラフィ放射線画像中にアーチファクト像を生じさせるが、公知の文献中には１ｍｍから６ｍｍのモジュール間ギャップの適用が記載されている。

更に、相互ＥＭ干渉を減らすためには、放射線検出器用のＲＦシールドだけでなく、電力伝送ケーブル及びデータ伝送ケーブルといった伝送ケーブルもＲＦシールドされる必要がある。これらの伝送ケーブルをＲＦシールドするためのケーブル用シールドは、ＲＦフィールドを吸収し、ＭＲ画像化性能を低下させる。放射線画像化ユニットの伝送ケーブル端部付近の脱カップリングの改善、及び／又は、ケーブル用シールドからの放射線検出器用のＲＦシールドの分離、及び／又は、最小限のケーブル用シールドの使用は、放射線画像化ユニット内でのＲＦシールドによるＲＦフィールドの損失を低減させる。

ＭＲＩシステムと放射線画像化ユニットとの間の（ＭＲＩシステムからのＲＦ干渉のような）電磁干渉を避けるために、放射線検出器及びその伝送ケーブルは導電材料を用いてＲＦシールドされる必要がある（非特許文献１－４）。しかしながら、上記したように、ＲＦシールドされた筒状の放射線画像化ユニットに対しての内側又は外側といったＲＦコイルの位置決めは、画像化性能に影響を与える。放射線画像化ユニットの内側で用いられる送信用ＲＦコイル（非特許文献１－３）は、ＦＯＶ中の均一且つ効率的なＲＦフィールドのためにＲＦシールドとの間により広いスペースを必要とする。これには、放射線画像化ユニットのサイズをより大きく（例えば筒状の放射線画像化ユニットの直径を大きく）する必要があり、放射線検出器の数を増やしてもシステム感度が低下する。放射線画像化ユニットのサイズを大きくすると、シールド材料の量、放射線検出器の数並びにこれらに対応する検出器前段回路、電力伝送ケーブル及びデータ伝送ケーブルの数も増加し、ハイブリッド画像化システムのＭＲ両立性を更に低下させる。送信用ＲＦコイルは画像化領域中のトレーサから放出される光子を減衰させ、放射線画像化ユニットの内側の精密な位置決めに敏感である（非特許文献２－３）。前述したように、ＭＲＩシステムは、通常、トランスミッターとして使用される組込ＲＦコイルを有し、独立した局所的用途の局所ＲＦコイルが高感度ＭＲ画像化のためのレシーバーとして用いられる。上記したように、ＭＲＩシステムの組込ＲＦコイルは、ＲＦシールドされた放射線画像化ユニットの場合にはトランスミッターとして使用することができる。しかしながら、放射線画像化ユニット用のシールド設計では、放射線検出器用のシールドケージ間に狭いモジュール間ギャップを設けるべきである（非特許文献４－８）。そのような場合、放射線画像化ユニットの外側に存在する組込ＲＦコイルからのＲＦフィールドは、モジュール間ギャップを通して画像化領域に到達することができる。しかしながら、ＲＦシールドにより、かなりのＲＦフィールドの減衰が発生し、ＲＦフィールドの均一性も低下する（非特許文献４－５）。放射線検出器用のシールドケージの電気的絶縁（電気的接地からのフローティング）は、画像化領域へのＲＦフィールド浸透性能（又は送信性能）を改善する一つの方法である（非特許文献４－８）。

非特許文献４において、放射線検出器用のシールドケージの電気的絶縁は、データ伝送用の光ファイバケーブルの使用によって可能とされている。しかしながら、一般的な従来技術の放射線検出器は、ツイストペアケーブル又は同軸ケーブル（非特許文献１－３、８）のようなデータ伝送ケーブルを用いており、この種のデータ伝送ケーブルは、ＲＦシールドされる必要がある。従来のデータ伝送ケーブルからの電気的絶縁は、非特許文献６、８で研究されており、これらは組込ＲＦコイルを用いている。非特許文献７、８において、電気的絶縁の使用に加えて、より広いモジュール間ギャップ、放射線画像化ユニットのマルチリング設計、矩形状のシールドケージの使用などにより、低いＲＦ電力でＲＦフィールド浸透性能が向上している。これらの方法のいくつかを採用することによって、放射線画像化ユニットの伝送ケーブルの端部付近でのＲＦフィールドの減衰が大きくなり、シールド材料の接地により大きなＲＦ電力が必要になるが、電気的絶縁を行うことなくＲＦフィールド浸透性能を向上させることができる（非特許文献８）。しかしながら、放射線画像化ユニットの内側にあるＲＦコイルに対しても、電気的絶縁は、コイルに対するＲＦ負荷を減らし、効率的なＲＦ性能のためのより低いＲＦ電力することができる。ＲＦ電力が増加すると、画像化領域への電場沈着（比吸収率：ＳＡＲ）が増大し、患者の安全性を確保するためにはこれを最小限に抑える必要がある（非特許文献９－１３）。更に、光センサからの出力信号はデータ伝送ケーブルを用いてＭＲＩシステムのボアの外側に伝送される（特許文献１）。

例えば、放射線検出器はシールドされて、互いに絶縁されることが例示されている（非特許文献１５）。

ＭＲＩシステムは、その優れた柔軟組織のコントラスト及び画像化領域の非侵襲的な構成、作用及び分光学的応答の幅広い適用があるため、非侵襲的な診断画像化モダリティとして広く用いられている。他方、ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴは、ピコモル範囲における画像化領域（ＲＯＩ）の分子的な画像化応答に優れている。これらの２つの画像化モダリティの相補的な利点は、限定されないが、癌診断及び痴呆症の研究において、多くの場合に優れた可能性を示している。その結果、全身ＰＥＴ／ＭＲＩシステムが２０１０年に商業化されている。しかしながら、高価で様々な物流上の問題があるため、既に設けられたＭＲＩシステムの数が４万を超えているのに対して、これまでのところ、このマルチモーダルシステムはわずかな台数が（７０以上）設けられているに過ぎない（非特許文献１４）。

ＭＲＩシステムと両立する、ＭＲＩシステムの局所ＲＦコイルと同様な、放射線画像化ユニット（非特許文献１－６、１５、１６）は、このハイブリッド技術を広い範囲にわたって利用可能とするための解決策となり得る。このような新しいマルチモーダルシステム（例えばＰＥＴ／ＭＲＩ）を設置するための経済的及び物流上のコストが非常に高価であることが（非特許文献１４）、マルチモーダルシステムを広く使用するための主な欠点であるため、既にあるＭＲＩシステムに対するＰＥＴ用又はＳＰＥＣＴ用の放射線画像化ユニットの開発が近年非常に関心を持たれている。放射線画像化ユニットの開発に関する研究の多くは、既存のＭＲＩシステムと共に使用される脳のハイブリッド画像化にある（非特許文献１－４、１５、１６）。これらの全ての場合において、例えば、水平ボア型ＭＲＩシステム用の筒状の放射線画像化ユニットは、ＭＲＩシステムのボアに同心であり、更に、組込ＲＦコイル及び傾斜コイルに対しても同心であり、多くの場合、筒状の完全リング構成が用いられている。従来の通常のＭＲＩ画像化は、組込ＲＦコイルをトランスミッターとして用い、局所ＲＦコイルをレシーバーとして用いている。これらの放射線画像化ユニットの場合、組込ＲＦコイルの使用は非常に困難である（非特許文献４－８）。なぜならば、放射線画像化ユニットのＲＦシールドが、組込ＲＦコイルからの送信用のＲＦフィールドを大きく減衰するからである。研究グループの中では、カスタム化された局所用途の送信用ＲＦコイル（例えば人体の頭部の大きさのバードケージＲＦコイル）を、放射線画像化ユニットの内側の局所用途の受信用ＲＦコイル（例えばフェーズアレイ表面ＲＦコイル）と共に用いることが一般的である（非特許文献１－８、１５、１６）。しかしながら、ＲＦシールドされた放射線画像化ユニットの内側に送信用ＲＦコイルを用いると、少ないＲＦ電力で均一性の高いＲＦフィールドを得るために、送信用ＲＦコイルと放射線画像化ユニットとのシールドの間に、（例えば送信用ＲＦコイルの直径の２５％以上の）広いギャップ（非特許文献９）を維持する必要がある。これは、放射線画像化ユニットの直径を増大させ（非特許文献２、１５、１６）、放射線検出器の数も増加させるため、放射線画像化ユニットのコストの上昇を招き、感度及び空間的な分解能が損なわれることを意味する。

更に、画像化領域に非常に近く配置された送信用ＲＦコイルは、規制委員会で設定された最大限界を有する画像化領域における電場沈着を考慮すると、安全上の懸念がある（非特許文献１０－１３）。他方、放射線画像化ユニットの内側の独立した２つのＲＦコイルは、画像化領域からの放射光子を減衰し（非特許文献２、４、１７－１８）、放射線トモグラフィ像中にアーチファクトを発生させる。２つの独立したＲＦコイルは、放射線画像化ユニットの内側の精密な位置決めに関しても困難であり（非特許文献１７－１８）、ＭＲ画像の空間符号化に用いられる、ＭＲＩシステムの傾斜フィールドによって発生する低周波渦電流による振動及び動きに対して弱い。トランスミッターとしての組込ＲＦコイルの使用については、いくつかの研究（非特許文献４－８）があり、狭いモジュール間ギャップを有するモジュール状ＲＦシールドの設計が放射線画像化ユニットの放射線検出器モジュールのために用いられ、組込ＲＦコイルからのＲＦフィールドは放射線画像化ユニットのモジュール間ギャップを通過して画像化領域内に入ることができる。しかしながら、比較的広いモジュール間ギャップであっても、放射線画像化ユニットのＲＦシールドは画像化領域の９０％以上を取り囲み、放射線画像化ユニットの外側に同心的に存在する組込ＲＦコイルからのＲＦフィールドの多くを阻止する。その結果、ＲＦ電力が増え（非特許文献７）、これはＭＲＩシステムの既存のＲＦ電力ドライバを用いる際の問題であり、画像化領域中における電場の増大が懸念される。画像化における（均一性及び必要な場強度に関する）効率的なＲＦフィールド性能についても課題がある。ＭＲの適用分野の（多くは円形の分極したフィールドである）ＲＦフィールドは、ＭＲＩシステムのボアの軸横断面に用いられる（非特許文献３）。

更に、ＭＲＩ用のＲＦコイル、及びＰＥＴ用の複数の放射線検出器を備えたＰＥＴ／ＭＲＩハイブリッド装置が開示されている（特許文献３）。この装置においては、患者の眼の領域をカバーしないように筒状の放射線検出器の壁上に格子状ギャップが配置されている。しかしながら、患者への接近を容易とし、ＭＲＩボアに沿って発生する傾斜渦電流を減少させるべく、ＭＲＩ側にＨＦ磁場を発生させることは考えられていなかった。本発明はこれらの問題に対してなされたものである。

米国特許第８４０１６１３号明細書 米国特許出願公開第２０１８／００２８０９２号明細書 米国特許第９５１０７９７号明細書

Yamamoto S, Watabe H, Kanai Y et al (2011) Interference between PET and MRI sub-systems in a silicon-photomultiplier-based PET/MRI system. Phys Med Biol 56:4147-4159. Kolb A, Wehrl HF, Hofmann M et al (2012) Technical performance evaluation of a human brain PET/MRI system. Eur Radiol 22:1776-1788. Akram MSH, Obata T, Suga M et al (2017) MRI compatibility study of an integrated PET/RF-coil prototype system at 3 T. J Mag Reson 283:62-70. Olcott P, Kim E, Hong K et al (2015) Prototype positron emission tomography insert with electro-optical signal transmission for simultaneous operation with MRI. Phys Med Biol 60:3459-478. Akram MSH, Levin CS, Yamaya T (2016) An RF-penetrable oval body PET insert for MRI: initial experimental study for efficient MR imaging performance. IEEE NSS-MIC M16E-9. Akram MSH, Obata T, Levin CS et al (2017) Study on a prototype oval body PET insert for a 3T MRI system. Conference record, IEEE NSS-MIC. doi: 10.1109/NSSMIC.2017.8533049 Akram MSH, Levin CS, Obata T et al. (2018). Geometry optimization of electrically floating PET inserts for improved RF penetration for a 3 T MRI system. Med Phys. 45:4627-4641. Akram MSH, Obata T, Nishikido F, Yamaya T (2018). Comparative study between electrically ground and electrically floating PET inserts using MRI built-in RF coil at 3 T. Conference record, IEEE Nuclear science symposium and medical imaging conference (NSS-MIC). Collins CM, Li S, Yang QX, Smith MB (1997). A method for accurate calculation of B1 fields in three dimensions. Effects of shield geometry on field strength and homogeneity in the birdcage coil. J Magn Reson 125:233-241. Redpath TW (1998). Signal-to-noise ratio in MRI. British J Radiol 71:704-707. Collins CM, Li S, Smith MB (1998). SAR and B1 field distributions in a heterogeneous human head model within a birdcage coil. Magn Reson Med 40:847-856. Collins CM, Wang Z (2011). Calculation of Radiofrequency Electromagnetic Fields and Their Effects in MRI of Human Subjects. Magn Reson Med 65:1470-1482. Vaughan JT, Garwood M, Collins CM et al. (2001). 7T vs. 4T: RF Power, Homogeneity, and Signal-to-Noise Comparison in Head Images. Magn Reson Med 46:24-30. Spick C, Herrmann K, Czernin J.18F-FDG PET/CT and PET/MRI perform equally well in cancer: evidence from studies on more than 2,300 patients. J Nucl Med. 2016;57:1-11. Hong KJ, Choi Y, Jung JH et al (2013) A prototype MR insertable brain PET using tileable GAPD arrays. Med Phys 40:1-11. Gonza（アクサン・テギュ）lez AJ, Majewski S, Sa（アクサン・テギュ）nchez F et al (2016) The MINDView brain PET detector, feasibility study based on SiPM arrays. Nucl Instr Meth Phys Res A 818:82-90. Vaska P, Cao T (2013) The state of instrumentation for combined positron emission tomography and magnetic resonance imaging. Semin Nucl Med 43:11-18. Vandenberghe S, Marsden PK (2015) PET-MRI: a review of challenges and solutions in the development of integrated multimodality imaging. Phys Med Biol 60:R115-R154

放射線検出器モジュール用のシールドケージは、放射線検出器モジュールの電力伝送（電力供給）ケーブル及びデータ伝送ケーブルを通すための穴又は開口を有する必要がある。しかしながら、シールドケージの非連続性はＲＦシールド効率を低下させ、シールドケージ中の放射線検出器とのＲＦ干渉を増加させる。シールド効率を向上させるためには注意深い設計が必要である。

高感度の放射線検出のために、放射線画像化ユニットの放射線検出器モジュールは画像化領域により近い必要がある。筒状の放射線画像化ユニットの内側の独立した送信用ＲＦコイルの使用は、この点に関して適切な設計選択ではない。そのような送信用ＲＦコイルが効率的に性能を発揮するためには、ＲＦシールド（この場合は放射線画像化ユニットのＲＦシールド）は、送信用コイルから少なくとも２０％放射方向に離れる必要がある（非特許文献９）。更に、送信用コイルと画像化領域との間に所定の離間距離を確保する必要がある。その結果、放射線画像化ユニットの直径は大きくなり、画像化領域から離れることになる。更に、放射光子（γ光子）は、放射線画像化ユニットの内側に配置された送信用ＲＦコイルによって減衰される。

ＭＲＩシステムの組込ＲＦコイルを放射線画像化ユニットの外側にあるトランスミッターとして使用するか、又は、別の送信用ＲＦコイルをＲＦシールドされた放射線画像化ユニットの外側で用いるには、これらに対応する設計が必要であり、その結果、ＲＦフィールドは放射線画像化ユニットのモジュール間ギャップを通過してＲＯＩに到達することができる（非特許文献７）。放射線画像化ユニットの（ケーブル用シールドを含む）ＲＦシールドを電気的に接地すると、ＲＦフィールドが大きく減衰するので、モジュール間ギャップを通過してのＲＦフィールドの浸透が減少する。広すぎるモジュール間ギャップはＲＦフィールド浸透性能を向上させるが、放射線画像化ユニットによって再構成される画像中にアーチファクトを招く。他方、放射線検出器用のＲＦシールドをケーブル用シールドから電気的に絶縁すると、グラウンドに対するＲＦ減衰がないので、ＲＯＩに対するＲＦフィールドの浸透性能は向上する（非特許文献８）。しかしながら、検出器前段回路を備えた放射線検出器並びに電力伝送（電力供給）ケーブル及びデータ伝送ケーブルは共にＲＦシールドされる必要があるので、ＭＲＩシステムの強いＲＦフィールドＦＯＶ中の放射線検出器－ケーブル併用のＲＦシールドの組合せにおける電気的な絶縁は、放射線検出器の安定した性能を妨害し、画質性能を妨害するＥＭ干渉を増大する。放射線検出器用のＲＦシールドとケーブル用のＲＦシールドの分離ゾーンの近くで注意深いシールド設計が必要である。

放射線検出器をシールドするシールドケージ及びケーブル用シールドは、多くのシールド材料を用いることになる。放射線検出器及び伝送ケーブル用の連続的なＲＦシールドは、放射線画像化ユニットの内側及び外側のＲＦコイルのいずれにおいても、大きなＲＦ負荷が生じ、ＲＦフィールドを大きく吸収して、ＲＦコイルの性能を低下させる（非特許文献９、１０）。それは、ＲＦコイル中のＲＦ電力を増大させ、画像化領域中におけるＲＦ電力消費を補償する非吸収率（ＳＡＲ）を最終的に増大させる（非特許文献１１－１３）。ＳＡＲを減少させることは、ＭＲ画像化においてまず必要なことである。更に、目的の一つは、既存のＭＲＩシステムの組込ＲＦコイルを用いることであるので、大きすぎるＲＦ電力の要求は、既存のＲＦ電力ドライバの限界を超えてしまう可能性がある。

更に、放射線検出器モジュールどうしのシールドケージ間の結合は、モジュール間ギャップを通過するＲＦフィールドの浸透を減少させる（非特許文献７）。シールドされた放射線検出器モジュールどうしの強い結合は、ＲＦ負荷効果を増大させ、コイルのＲＦ電力要求を増大させる（非特許文献７）。狭すぎるモジュール間ギャップは結合を増大させ、ＲＦフィールド浸透性能を低下させ、ＲＦ電力を増大させる。広すぎるモジュール間ギャップは放射線画像化ユニットによって発生される画像アーチファクトを増加させる。最適な性能のために、最適なモジュール間ギャップを有する改良された分離機構が必要である。

通常のＭＲ画像化プロトコルにおいて、ＭＲＩシステムの組込ＲＦコイルはＲＦトランスミッターとして使用され、局所的に配置された局所ＲＦコイルはレシーバーとして使用される。ＭＲＩシステム用の放射線画像化ユニットを開発する主な課題の一つは、ＭＲＩシステムに大きな費用のかかる改良を加えることなく、同時にＭＲＩシステムの画像化性能を損なうことなく、ＭＲＩシステムの既存のハードウェア及びソフトフェアプラットフォームを利用することである。組込ＲＦコイルをトランスミッターとし、局所ＲＦコイルをレシーバーとして用いる従来技術に従い、ＭＲＩシステムのボアに対して同心状に配置される筒状の放射線画像化ユニットは、組込ＲＦコイルからのＲＦフィールドを大きく減衰させる。放射線画像化ユニットの内側のＲＦフィールド性能の改善が可能であるが、放射線検出器間に、より広いギャップを設けることが必要であり、これは放射線画像中にアーチファクトを発生させる。それは更に、大きなＲＦ電力を吸収し、ボディＲＦコイルの電力消費を増大させる。

導電材料による電磁場シールドはフィールド吸収、反射及び伝送機構の組合せである。ＭＲＳシステムの動作ＲＦ周波数（例えば６４ＭＨｚ、１２８ＭＨｚ、３００ＭＨｚ及び４００ＭＨｚ）において、ＲＦシールド機構は、シールド材料中におけるＲＦ渦電流の形でのフィールド吸収が優勢（９０％以上）である。入射及び伝送フィールドをそれぞれＥ₀及びＥ₁で表すと、シールド効率（ＳＥ）は、次式によって計算される。

ＳＥ ＝ ２０ ｌｏｇ (Ｅ₀ / Ｅ₁) ・・・（１）
ここで、伝送フィールドは、次式によって計算される。

Ｅ₁ ＝ Ｅ₀ ｅ^-t/? ・・・（２）
ここで、ｔはシールド材料の厚み、δは導体中の交流による表皮深さであり、これは透磁率μ、導電率σ及び対象周波数ωの関数である。

動作磁気共鳴周波数に対応する表皮厚さのほぼ３倍のシールド厚み（第１の表皮深さの３倍中の約９７％の渦電流）で、シールド材料を通るフィールド伝送は５％より小さくなる。完全に囲まれたファラディシールドケージは、理想的なシールド構造であり、外部環境からの最大ＲＦフィールドをシールドし、（シールドケージ内側から外部環境に通過するフィールドに対するのと同様に）シールドケージ内のフィールドを最少とする。しかしながら、適用分野に基づき、シールドされたシールドケージは開口又は穴を必要とする。ＭＲＩシステムのボア内で使用される放射線検出器用のシールドケージは、放射線検出器の伝送ケーブル通路用の開孔をシールドケージ中に必要とする実際的な例である。シールドケージに開孔を導入することによって、開孔がシールドケージ全体の円滑な電流の流れを阻止し、シールドケージ内にある一定量の不要なＲＦフィールドを送信するアンテナのように作用するので、シールド効率（ＳＥ）は減少する。更に、伝送ケーブル用の開孔のサイズが大きくなるほどシールド効率が低くなり、シールドケージ内のＲＦ混合が高くなる。複数のケーブルの場合、シールドケージ内の伝送ケーブル通路用として１つの大きな開孔を用いる代わりに、いくつかの小さな開孔を用いることができる。これにより、シールド材料内の電流は１つの大きな開孔に比べて円滑になる。

上記のように、放射線検出器用のシールドケージは、放射線検出器に対する電力伝送及びデータ伝送のための伝送ケーブル用の開孔を設ける必要がある。。しかしながら、伝送ケーブル用の１つの大きな開孔は、シールドケージのシールド効率が低減する。代わりに放射線検出器のシールドケージの端部付近に複数の独立した小さな開孔を設けると、シールドケージのシールド効率が向上する。複数の小さな開孔に対して、シールドケージに接続される筒状の銅管のような２ｃｍ～３ｃｍの長さの細いシールドパイプ（導電パイプ）を用いて、放射線検出器の検出器前段回路とＭＲＩシステムの構成要素との間のＥＭ混合を減少させるウェーブガイド（導波管）として用いることができる。ある一つの設計において、これらのシールドパイプはシールドケージの外側にのみ配置することができる。他の設計において、これらのシールドパイプは部分的に内側に、部分的に外側に配置することができる。シールドケージ内に引き込む伝送ケーブルは、同軸ケーブルのような自己シールドケーブルとすることができる。ツイストペアケーブルのようにシールドされていない伝送ケーブルの場合、全ての伝送ケーブルは、銅シールドチューブのようなケーブル用シールド（ＲＦシールドチューブ）を用いてシールドされる。しかしながら、伝送ケーブルの通常の長さは、例えば５ｍなど、数メートルオーダの長さであり、ＭＲＩシステムのボア内からＭＲＩシステムのボアの外側に延びている。ケーブル用シールド（ＲＦシールドチューブ）は、伝送ケーブルと同じ長さとすることができる。これに対して、伝送ケーブルにおけるＭＲＩシステムのボアの内側に存在する部位をシールドし、伝送ケーブルにおけるＭＲＩシステムのボアの外側に存在する残りの部位をシールドしないままとすることができる。上記の構成は、放射線画像化ユニットの内側及び外側のＲＦコイルの両方の場合に用いることができる。

高感度の放射線検出を行う場合、放射線検出器は画像化領域の近くに配置される。このような場合、送信用ＲＦコイルは放射線画像化ユニットの外側で使用される。この場合の送信用ＲＦコイルは、限定されないが、ＭＲＩシステムの組込ＲＦコイルであることが望ましい。放射線画像化ユニットの内側で用いる送信用ＲＦコイルについては、画像化領域と送信用ＲＦコイルとの間、及び、放射線画像化ユニットのＲＦシールドと送信用ＲＦコイルとの間に所定のギャップを設ける必要があり、これは、放射線画像化ユニットの直径を増大させ、検出感度を減少させ、コンプトン式の放射線検出の場合に重大な影響を及ぼす。

放射線画像化ユニットの外側で使用される送信用ＲＦコイルについては、放射線画像化ユニットのＲＦシールドは、モジュール式に設計されたＲＦシールドを適用する必要があり、ここで、複数の放射線検出器が各シールドケージの内側に取り付けられる。このような場合、放射線画像化ユニットの外側の送信用ＲＦコイルからのＲＦフィールドはモジュール間ギャップを通過して画像化領域に入る。放射線検出器用及び伝送ケーブル用の連続したＲＦシールドは、送信用ＲＦコイルに対して大きな導電負荷となり、画像化領域へのＲＦフィールドの浸透性能を低下させる。放射線検出器用のシールドケージと伝送ケーブル用のケーブル用シールドとの間の電気的な絶縁は、ＲＦフィールドの浸透性能を増加させる。電気的な絶縁は、更に、コイルの強力なＲＦフィールドＦＯＶの外側に存在するケーブル用のＲＦシールドにおいてもなされる。しかしながら、組込ＲＦコイルの場合、放射線検出器用のシールドケージとケーブル用シールドの一部は、コイルの強力なＲＦフィールドＦＯＶの中にある。その結果、放射線検出器用のシールドケージとケーブル用シールドとの間の接合は、ＲＦ干渉に対して非常に敏感である。コイルの強力なＲＦフィールドＦＯＶから離れた伝送ケーブル用のＲＦシールドでなされる上記の電気的な絶縁は、ＲＦ干渉に対して感度を低下させ難くする。

放射線検出器用のシールドケージとケーブル用シールドとの間の接合部（境界部）における電気的な絶縁の場合、各シールドケージの延長ＲＦシールド、及び／又は、放射線画像化ユニットの伝送ケーブルの端部側を囲む同軸筒状の延長（拡張）シールドが、シールドケージとケーブル用シールドとの接合部のＲＦ干渉を減らすために用いられる。このような場合、シールドケージと延長（拡張）シールドとは、ケーブル用シールドから電気的に絶縁され、ケーブル用シールドとは物理的に接触することなく、シールドケージ内に伝送ケーブルを取り込むために用いられるシールドパイプをカバーする延長シールドの少し内側に、ケーブル用シールドを取り込む。

更に、放射線検出器モジュールどうしのシールドケージ間の結合は、ＲＦフィールドの浸透性能を低下させる。シールドケージ間の結合を減らすため、例えば２ｍｍ～８ｍｍの広いモジュール間ギャップが用いられる。複数の放射線検出器モジュールによって構成される放射線画像化ユニットが、筒状又は楕円状又はその他の曲がった形状を有する場合、例えば矩形端を有するシールドケージが用いられる。このような場合、シールドケージ間の外周ギャップが内周よりも広くなる。その結果、シールドケージ間の結合が更に減り、画像化領域へのＲＦフィールドの浸透が増加する。上記のモジュール間ギャップは、ＭＲＩシステムのボアの周方向に沿って空けられたギャップである。

ＲＦ浸透性能は、ＭＲＩシステムのボアの軸方向に沿って空けられたモジュール間ギャップによって更に改善される。これは、シールドケージが、ＭＲＩシステムのボアの軸方向に沿って複数のシールドケージに更に分割されることを意味する。これは、ボアの周方向及び軸方向の両方に空けられたモジュール間ギャップを有するマルチリングシールド構造とも呼ばれる。ボアの軸方向に空けられたギャップはリングギャップとも呼ばれる。

更に、シールドケージ間の分離回路（デカップリング回路）は、シールドケージ間の結合（カップリング）を大幅に減少させ、ＲＦフィールドの浸透性能を改善する。放射線画像化ユニットの内側及び／又は画像化領域の近くに高誘電体材料を置くと、画像化領域におけるＲＦフィールドの浸透効率が更に向上する。上記した放射線画像化ユニットは、複数の放射線検出器モジュールで画像化領域を全３６０°方向から包囲する態様の完全リング構造や、画像化領域の全周３６０°のうちで例えば５５°などの所定角度領域において放射線検出器モジュールを配置させずに解放した態様の部分リング構造、を適用できる。部分リング構造を適用する放射線画像化ユニットは、放射線画像化ユニットの外側の送信用ＲＦコイルからのＲＦフィールドの浸透効率を大幅に改善する。

本発明の第１の態様は、ＭＲＩシステムのボア内に配置され、前記ＭＲＩシステムと共にハイブリッドで画像化を行うための複数の放射線検出器モジュールを有する放射線画像化ユニットであって、個々の前記放射線検出器モジュールは、放射線検出器と、所定の位置に開孔を有し、前記放射線検出器を内部に収容しつつシールドするシールドケージと、前記シールドケージ内で前記放射線検出器に電気的に接続されていると共に、前記シールドケージ内から前記開孔を介して前記ボアの外側に延びる伝送ケーブルと、前記シールドケージとは電気的に絶縁され、かつ前記伝送ケーブルの少なくとも一部をシールドするケーブル用シールドと、を備えたことを特徴とする放射線画像化ユニットである。

本発明の第２の態様は、第１の態様の放射線画像化ユニットであって、前記複数の放射線検出器モジュールが、互いに電気的に絶縁されていることを特徴とする放射線画像化ユニットである。

本発明の第３の態様は、第１の態様の放射線画像化ユニットであって、誘電体材料で構成される誘電部材を放射線画像化ユニット本体内に備えていることを特徴とする放射線画像化ユニットである。

本発明の第４の態様は、第１の態様の放射線画像化ユニットであって、前記伝送ケーブルは、データ信号を伝送するデータ伝送ケーブルを少なくとも有し、前記シールドケージ内から、前記開孔を通って、当該データ伝送ケーブルで伝送されるデータ信号と前記ＭＲＩシステムの磁場強度との干渉を回避し得る第１の位置を越えて前記ボアの外側へ延びており、前記ケーブル用シールドは、前記伝送ケーブルにおける前記第１の位置から前記開孔側に近付く第２の位置までの区間を少なくともシールドする、ことを特徴とする放射線画像化ユニットである。

本発明の第５の態様は、ＭＲＩシステムのボア内に配置され、前記ＭＲＩシステムと共にハイブリッドで画像化を行うための放射線画像化ユニットを複数個で構成する放射線検出器モジュールであって、放射線検出器と、所定の位置に開孔を有し、前記放射線検出器を内部に収容しつつシールドするシールドケージと、前記シールドケージ内で前記放射線検出器に電気的に接続されていると共に、前記シールドケージ内から前記開孔を介して前記ＭＲＩシステムのボアの外側に延びる伝送ケーブルと、前記シールドケージとは電気的に絶縁され、かつ前記伝送ケーブルの少なくとも一部をシールドするケーブル用シールドと、を備えたことを特徴とする放射線検出器モジュールである。

本発明の第６の態様は、第５の態様の放射線検出器モジュールであって、前記シールドケージは、連続的につながる導電シート、メッシュ構造の導電シート、及びスリットの設けられた導電シートのうちの少なくとも１つの導電シートを材料に用いて構成されていることを特徴とする放射線検出器モジュールである。

本発明の第７の態様は、第５の態様の放射線検出器モジュールであって、前記シールドケージにおける前記開孔の外縁部分に接続されていると共に、前記ケーブル用シールドとは非接触な状態で、前記ケーブル用シールドの内側又は外側から前記伝送ケーブルの少なくとも一部をシールドするシールドパイプ、をさらに備えることを特徴とする放射線検出器モジュールである。

本発明の第８の態様は、第５の態様の放射線検出器モジュールであって、シールドパイプにおける前記シールドケージの端部から外側に突出した部位と前記ケーブル用シールドの少なくとも一部とをこれらの外周側からまとめて覆う拡張用シールド、をさらに備えることを特徴とする放射線検出器モジュールである。

本発明の第９の態様は、第１の態様の放射線画像化ユニットであって、前記複数の放射線検出器モジュールは、前記ボアの周方向に沿って互いに周方向ギャップを空けつつ環状に配置され、前記環状に配置された複数の放射線検出器モジュールの外側又は内側に、核磁気共鳴画像化のための送信用コイルが配置されている、ことを特徴とする放射線画像化ユニットである。

本発明の第１０の態様は、第９の態様の放射線画像化ユニットであって、前記環状に配置された複数の放射線検出器モジュールで構成される放射線画像化ユニット本体の外周側の周方向ギャップは、前記放射線画像化ユニット本体の内周側の周方向ギャップよりも広く、前記放射線画像化ユニット本体は、画像化領域の形状に倣った形状で構成されている、ことを特徴とする放射線画像化ユニットである。

本発明の第１１の態様は、第９の態様の放射線画像化ユニットであって、前記放射線検出器モジュールどうしの間に介在された分離回路、をさらに備えることを特徴とする放射線画像化ユニットである。

本発明の第１２の態様は、第３の態様の放射線画像化ユニットであって、前記誘電部材は、前記放射線画像化ユニット本体と画像化領域との間に介在されている、ことを特徴とする放射線画像化ユニットである。

本発明の第１３の態様は、第９の態様の放射線画像化ユニットであって、前記複数の放射線検出器モジュールそれぞれは、前記ＭＲＩシステムのボアの軸方向に沿って軸方向ギャップを空けつつ複数の分割モジュールに分割された分割構造を有し、前記複数の分割モジュールは、それぞれシールドされていると共に、ケーブル通過孔が設けられており、前記伝送ケーブルは、前記ケーブル通過孔を介して配線されている、ことを特徴とする放射線画像化ユニットである。

本発明の第１４の態様は、第９の態様の放射線画像化ユニットであって、前記複数の放射線検出器モジュールの所定部位に対するシールドを一体的に行う追加のシールド構造を備え、前記追加のシールド構造は、前記複数のシールドゲージそれぞれの前記開孔を少なくとも含む部位を、一体的に包囲するように形成された導電シート、及び／又は、前記環状に構成される放射線画像化ユニット本体の軸方向における少なくとも前記開孔と画像化領域との間の位置で、かつ前記放射線画像化ユニット本体の内周側で、その径方向に沿って広がるシールド板を有する、ことを特徴とする放射線画像化ユニットである。

本発明の第１５の態様は、第９の態様の放射線画像化ユニットであって、前記周方向ギャップを空けつつ前記複数の放射線検出器モジュールを環状に配置して構成される放射線画像化ユニット本体は、前記周方向ギャップを超える幅の間隙を周方向の所定の区間に設けた部分リング構造を有する、ことを特徴とする放射線画像化ユニットである。

本発明の第１６の態様は、ＭＲＩシステムのボア内に配置され、前記ＭＲＩシステムと共にハイブリッドで画像化を行うための放射線検出器をそれぞれ備えた複数の放射線検出器モジュールを有する放射線画像化ユニットであって、前記複数の放射線検出器モジュールは、前記ボア内で画像化領域を囲うようにそれぞれ配列されていることによって放射線画像化ユニット本体を構成し、前記放射線画像化ユニット本体は、前記画像化領域を前記ボアの径方向に開口させる開口部を有し、前記複数の放射線検出器モジュールどうしは、各々の配列方向に沿って配列方向ギャップを空けつつ間欠的に配置されており、前記複数の放射線検出器モジュールどうしの間には、分離回路が介在されている、ことを特徴とする放射線画像化ユニットである。

本発明の第１７の態様は、第１６の態様の放射線画像化ユニットであって、前記放射線検出器を内部に収容しつつシールドするシールドケージを備え、前記放射線画像化ユニット本体は、前記配列方向ギャップを超える幅の間隙を、前記配列方向に沿った所定の区間に１箇所以上設けた部分リング構造を有し、前記シールドケージは、個々の前記放射線検出器モジュール単位で放射線検出器をシールドする、又は、前記放射線画像化ユニット本体内の全ての放射線検出器を一体的にシールドする、又は、前記間隙が２箇所以上設けられている場合に前記２箇所以上の間隙によって前記放射線画像化ユニット本体から複数個に分割された分割ユニット群の単位で前記放射線検出器をシールドする、ことを特徴とする放射線画像化ユニットである。

本発明の第１８の態様は、ＭＲＩシステムのボア内に配置され、前記ＭＲＩシステムと共にハイブリッドで画像化を行うための放射線検出器をそれぞれ備えた複数の放射線検出器モジュールを有する放射線画像化ユニットであって、前記複数の放射線検出器モジュールは、前記ボア内で画像化領域を囲うようにそれぞれ配列されていることによって放射線画像化ユニット本体を構成し、前記放射線画像化ユニット本体は、前記画像化領域を前記ボアの径方向に開口させる開口部を有し、前記複数の放射線検出器モジュールは、人体の胸部に対応する一対の胸部用画像化領域を各々囲うように配列されていることによって一対の胸部包囲用モジュール群を含む放射線画像化ユニット本体を構成し、前記一対の胸部包囲用モジュール群それぞれは、個々の前記胸部用画像化領域を前記ボアの径方向に開口させる胸部用開口部を有する、ことを特徴とする放射線画像化ユニットである。

ＭＲＩシステムの組込ＲＦコイルのように、送信用ＲＦコイルを放射線画像化ユニットの外側で用いることにより、放射線画像化ユニットの内側で送信用ＲＦコイルを用いることに関連する設計上の複雑さを減らすことができる。これは、コイルの効率的な性能を引き出すためにさらに広いスペースを必要とし、別の設計的課題が生じるものの、放射線画像化ユニット全体のコストを低減することができる。既存のＭＲＩ画像化技術は、組込ＲＦコイルがトランスミッターとして使用され、ＲＯＩに近付く位置に配置された局所ＲＦコイルがレシーバーとして使用されるので実施が容易である。更に、患者ベッドを備えた既存のＭＲＩシステムでは、ＭＲＩシステムのボア内のスペースが狭く、放射線画像化ユニットの内側で送信用ＲＦコイルを使用しない（言い換えるとＭＲＩシステムの組込ＲＦコイルを送信用ＲＦコイルとして使用する）放射線画像化ユニットは、当該放射線画像化ユニットの内側の使用可能なスペースを増大させる。

（例えばα又はβ粒子動物画像化のように）高感度放射線画像化のために、放射線検出器はＲＯＩに可能な限り近づける必要がある。そのような場合、送信用ＲＦコイルを放射線画像化ユニットの外側で用いることは適切な選択である。また、上述したシールド構造計は、ＭＲＩ性能を損なうことなく、このような放射線画像化ユニットの適用を可能とする。

ＲＦ性能を損なうことなく電気的に絶縁された放射線画像化ユニットを開発するために、従来の伝送ケーブル（例えばツイストペアケーブルや同軸ケーブルなど）を使用する放射線検出器を用いることが可能である。シールドされた放射線画像化ユニットは、ＲＦコイルの位置が放射線画像化ユニットの外側及び内側の両方の場合について、コイルに対するＲＦ負荷を減少させ、その結果、ＲＦフィールドの浸透性能は少ない電力で向上する。

放射線検出器の伝送ケーブル通過用の細いシールドパイプ（導電パイプ）を備えたシールドケージは、当該シールドケージのシールド効率を向上させ、相互のノイズ汚染を減少させる。

ＭＲＩシステムのボアの周方向及び軸方向の両方について、放射線検出器モジュールどうしの間にギャップを設けた放射線画像化ユニットを構成することで、シールドケージ間の電気的分離性能が向上し、コイル中の減少されたＲＦ電力によりＲＦ性能を向上させることができる。

電気的分離（及び絶縁）性能を改善するために分離回路（デカップリング回路）を用いると、コイル中のＲＦ電力を減らしてＲＦ性能を向上させることができる。

放射線画像化ユニットとＲＯＩとの間に高誘電定数材料を介在させると、ＲＦ性能を高めることができる。

矩形状のシールドケージの使用、及び／又は、放射線画像化ユニットについての部分リング構造の適用は、シールドケージの分離（デカップリング）性能をさらに向上させ、コイル中のＲＦ電力を減らしてＲＦ性能を高めることができる。

ＲＦコイルの強力なＲＦフィールドＦＯＶから遠く離れた（放射線検出器用のシールドケージとケーブル用シールドとを組み合わせた）各放射線検出器モジュール中の電気的な絶縁を採用すると、電気的絶縁ゾーンへの強いフィールド結合を防いで、ＲＦ干渉を減少させ、同時に画質を向上させることができる。

電気的絶縁ゾーンに対して適切に構成された追加のＲＦシールドを用いると、ＭＲＩシステムと放射線画像化ユニットとの間の電磁干渉を減らすことができる。

円環状に構成された放射線画像化ユニットとＭＲＩシステムとを備えたハイブリット画像化システムを示す図。 従来の放射線検出器モジュールの構成例であって、シールドケージとケーブル用シールドとが共に電気的に接地されている構成を示す図。 絶縁ゾーンを囲む拡張用シールドを設けた放射線検出器モジュールを示す図。 絶縁されたケーブル用シールドがシールドケージの内側に設けられた放射線検出器モジュールを示す図。 組込ＲＦコイルから比較的離れた位置で電気的絶縁が行われている構成を有する放射線検出器モジュールを示す図。 絶縁ゾーンの後段側のケーブル用シールド２３０を取り除けるように構成した参考例の放射線検出器モジュールを示す図。 ＭＲＩシステムに内蔵された組込ＲＦコイルのように、放射線検出器ユニットの外側に位置する送信用ＲＦコイルの例を示す図。 放射線検出器ユニットの内側に位置する送信用ＲＦコイルの例を示す図。 絶縁ゾーン用の拡張ＲＦシールドとケーブル用シールドとの間に分離回路３００を介在させた構成例を示す図。 拡張ＲＦシールドとケーブル用シールドとの間に分離回路を介在させ、さらに、ケーブル用シールドとシールドケージの開孔の周縁部を筒状に延出させた部位との間に分離回路を介在させた構成例を示す図。 シールドケージとは絶縁されている絶縁ゾーン用の拡張ＲＦシールドとケーブル用シールドとの間に分離回路を介在させた構成例を示す図。 大きな開孔が設けられたシールドケージのシールド効率について説明するための図。 複数の小さな開孔が設けられたシールドケージのシールド効率について説明するための図。 伝送ケーブルを通過させるための１つの大きな開孔を設ける代わりに、複数の小さな開孔を設けた例を示す図。 シールドケージの内側の伝送ケーブルを通過させるための細いシールドパイプが、シールドケージの表面から外側に突出するように設けられた構成例を示す図。 シールドパイプの一部がシールドケージの内側にある構成例を示す図。 放射線検出器モジュール内の全てのシールドが接地された参考例を示す図。 図７Ａとは一部シールドの構造が異なる他の参考例を示す図。 絶縁ゾーン用の拡張ＲＦシールドの構成例を示す図。 図８Ａの拡張ＲＦシールドとは一部構造が異なる他の拡張ＲＦシールドを示す図。 図８Ａ、図８Ｂの拡張ＲＦシールドとは一部構造が異なる他の拡張ＲＦシールドを示す図。 拡張ＲＦシールドを取り除いた他のシール構造を示す図。 放射線画像化ユニット（シールドケージ）の内周側に伝送ケーブル通過用の開孔を設けた構成例を示す図。 放射線画像化ユニット（シールドケージ）の外周側に伝送ケーブル通過用の開孔を設けた構成例を示す図。 追加のシールド部材を設けた放射線画像化ユニットを示す図。 図１０Ａの追加のシールド部材とは一部構造が異なる他の追加のシールド部材を設けた放射線画像化ユニットを示す図。 図１０Ａ、図１０Ｂの追加のシールド部材とは一部構造が異なる他の追加のシールド部材を設けた放射線画像化ユニットを示す図。 図１０Ａ～図１０Ｃの追加のシールド部材とは一部構造が異なる他の追加のシールド部材を設けた放射線画像化ユニットを示す図。 図１０Ａ～図１０Ｃ、図１１Ａの追加のシールド部材とは一部構造が異なる他の追加のシールド部材を設けた放射線画像化ユニットを示す図。 図１０Ａ～図１０Ｃ、図１１Ａ、図１１Ｂの追加のシールド部材とは一部構造が異なる他の追加のシールド部材を設けた放射線画像化ユニットを示す図。 放射線画像化ユニットの外周側における放射線検出器モジュールどうしの間に広いモジュール間ギャップが与える構成例のうち、ボアの軸方向からみた外形が台形状のシールドケージを用いた例を示す図。 図１２Ａの構成例のうち、ボアの軸方向からみた外形が矩形状のシールドケージを用いた例を示す図。 図１２Ａの構成例のうち、ボアの軸方向からみた外形が矩形状でかつ外形のエッジ部が曲率面で構成されているシールドケージを用いた例を示す図。 矩形状の複数のシールドケージを円環状に間欠的に配置し、外周側のモジュール間ギャップを広げた筒状の放射線画像化ユニットを示す図。 マルチリング構造の放射線画像化ユニットを示す斜視図。 マルチリング構造の放射線画像化ユニットをＭＲＩシステムのボアの径方向からみた断面を示す図。 図１３Ｂの放射線画像化ユニットとは一部構造が異なる他のマルチリング構造の放射線画像化ユニットをＭＲＩシステムのボアの径方向からみた断面を示す図。 図１３Ｂ、図１３Ｃの放射線画像化ユニットとは一部構造が異なる他のマルチリング構造の放射線画像化ユニットをＭＲＩシステムのボアの径方向からみた断面を示す図。 放射線検出器モジュールどうしの間に分離回路を介在させた完全リング構造を有する放射線画像化ユニットを示す図。 部分リング構造を有する放射線画像化ユニットを示す図。 図１５Ａの放射線画像化ユニットとは一部構造が異なる他の部分リング構造を有する放射線画像化ユニットを示す図。 誘電体スラブを画像化領域の近くに設けた部分リング構造を有する放射線画像化ユニットを示す図。 図１６Ａとは一部構造が異なる他の放射線画像化ユニットを示す図。 図１６Ａ、図１６Ｂとは一部構造が異なる他の放射線画像化ユニットを示す図。 ＲＯＩを囲むＲＦシールドを備えたＭＲＩシステムを、ボアの軸方向からみた断面（軸横断面）を示す図。 シールドが接地されたＲＦシールドを備えたＭＲＩシステムを、ボアの径方向からみた断面（軸横断面）を示す図。 グラウンドから絶縁されたＲＦシールドを備えたＭＲＩシステムを、ボアの径方向から断面（軸横断面）を示す図。 コイルの強いＲＦフィールドから遠く離れた電気的絶縁の作用について説明するためのＭＲＩシステムを、ボアの径方向(水平方向）からみた断面を示す図。 フローティング又は電気的絶縁の利点を説明するための放射線画像化ユニットの一例を、ボアの径方向からみた断面（軸横断面）を模式的に示す図。 図２１Ａと異なる例を模式的に示す図。 分離回路を用いた送信用ＲＦフィールドの増強について説明するためにＭＲＩシステムをボアの径方向からみた断面（軸横断面）を示す図。 高誘電率（ＨＤＣ：High Dielectric Constant）材料を用いた場合の送信用ＲＦフィールドの増強について説明するためのＭＲＩシステムをボアの径方向からみた断面（軸横断面）を示す図。 図２３Ａと異なる例を模式的に示す図。 高誘電率材料を用いたＲＦフィールドの増強について、具体的に説明するための模式図。 高誘電率材料を用いてＲＦフィールドの増強を行う改善法１について説明するためのＭＲＩシステムを径方向からみた断面（軸横断面）を示す図。 同じく改善法２について説明するためのＭＲＩシステムを径方向からみた断面（軸横断面）を示す図。 ボディ対応型ＰＥＴ用インサートの放射線画像化ユニットがボア内に配置されたＭＲＩシステムを径方向からみた断面（軸横断面）を示す図。 頭部用の放射線画像化ユニットがボア内に配置されたＭＲＩシステムを径方向からみた断面（軸横断面）を示す図。 組込ＲＦコイル（送信用ＲＦコイル）及び局所ＲＦコイル（受信用ＲＦコイル）を含むＭＲＩシステム、並びに放射線画像化ユニットの斜視図。 図２７Ｂの放射線画像化ユニットとは一部構造が異なる他の放射線画像化ユニットを、ＭＲＩシステムと共に模式的に示す斜視図。 図２７Ａ～図２７Ｃに例示した放射線画像化ユニットとは一部構成が異なる他の放射線画像化ユニットを示す図。 図２７Ａ～図２７Ｃ、図２８Ａに例示した放射線画像化ユニットとは一部構成が異なる他の放射線画像化ユニットを示す図。 人体の頭部内の画像化に用いる放射線画像化ユニットを、ＭＲＩシステムにおけるボアの上下方向からみた断面を模式的に示す図。 図２９Ａの放射線画像化ユニットとは一部構造が異なる他の放射線画像化ユニットを、ＭＲＩシステムにおけるボアの上下方向からみた断面を模式的に示す図。 人体の頭部内や首部内の画像化に用いる放射線画像化ユニットを、ＭＲＩシステムにおけるボアの上下方向（ボアの径方向のうちのＹ方向）からみた断面を模式的に示す図。 頭部を囲う複数の放射線検出器モジュールを単一のシールドケージを用いてシールドした頭部用の放射線画像化ユニットを示す図。 図３０Ａの頭部用の放射線画像化ユニットとは一部構造が異なる他の頭部用の放射線画像化ユニットを示す図。 人体の頭部における胴体部側（首部側）及び頭頂部側を解放し、かつ人体の頭部の顔面側及び後頭部側を開口させて、頭部を包囲する放射線画像化ユニットを示す図。 図３１Ａの放射線画像化ユニットとは一部構造が異なる他の放射線画像化ユニットを示す図。 筒状の一対の胸部包囲用モジュール群が設けられた放射線画像化ユニットを、ＭＲＩシステムのボアの軸方向からみた断面図。 図３２Ａの放射線画像化ユニットとは一部構造が異なる他の放射線画像化ユニットを、ＭＲＩシステムのボアの軸方向からみた断面図。 中空の逆円錐台形状の一対の胸部包囲用モジュール群が設けられた放射線画像化ユニットを、ＭＲＩシステムのボアの軸方向からみた断面図。 患者における画像化領域の上方及び／又は下方に追加の放射線検出器モジュール３１２を備えた放射線画像化ユニットを、ＭＲＩシステムのボアの軸方向からみた断面図。 図３２Ｄの放射線画像化ユニットとは一部構造が異なる他の放射線画像化ユニットを、ＭＲＩシステムのボアの軸方向からみた断面図。 放射線画像化ユニットを径方向からみた断面（軸横断面）を示す図。 送信用ＲＦフィールドの透過性能をより良好に得るために、上方及び／又は下方に開口部を備えた放射線画像化ユニットを径方向からみた断面（軸横断面）を示す図。 渦電流が形成される原理を示す図。 渦電流の作用を示す図。 円形ループコイルを備えた例における渦電流の作用を説明するための、ＭＲＩシステムのボア内に同軸的に配置された筒状の放射線画像化ユニットの例を示す図。 同じく、ＭＲＩシステムのボアの径方向に開口する開口部を備えた筒状の放射線画像化ユニットの例を示す図。

以下、図面を参照して、本発明の実施の形態について詳細に説明する。なお、本発明は以下の実施形態及び実施例に記載した内容により限定されるものではない。また、以下に記載した実施形態及び実施例における構成要件には、当業者が容易に想定できるもの、実質的に同一のもの、いわゆる均等の範囲のものが含まれる。更に、以下に記載した実施形態及び実施例で開示した構成要素は適宜組み合わせてもよいし、適宜選択して用いてもよい。

図１Ａは、円環状（筒形状）に構成されたモジュール状ＲＦシールド型の放射線画像化ユニット２００とＭＲＩシステム１００とを備えたハイブリット画像化システムを例示している。本実施形態に係る放射線画像化ユニット２００は、ＭＲＩシステム１００（ＭＲＩ本体）のボア内に挿入されるかたちで配置されるインサート型（入れ子型）のＰＥＴ用ユニットであって、具体的には、前記ボア内における患者ベッド１０２の上方に配置されている。ＭＲＩシステム１００は、少なくとも、静磁石と、傾斜コイルアセンブリ１１０と、組込ＲＦコイル（送信用ＲＦコイル）１３０と、を備えている。このＭＲＩシステム１００では、高感度のＭＲ画像化のために、画像化領域（ＲＯＩ：Region of Interest）に近付けて配置された局所ＲＦコイル（受信用ＲＦコイル）１３４をＲＦレシーバとして用いてもよいが、組込ＲＦコイル１３０を、ＲＦレシーバとして用いることもできる。

放射線画像化ユニット２００は、前述したように、ＭＲＩシステム１００と共にハイブリッドで画像化を行うための複数の放射線検出器モジュール２１０を有する。個々の放射線検出器モジュール２１０は、互いに電気的に絶縁されており、後述するように、１つ以上の放射線検出器２１２、シールドケージ２１４、伝送ケーブル２２２、ケーブル用シールド２３０、を少なくとも備えている。シールドケージ２１４は、所定の位置に開孔２１８を有し、放射線検出器２１２を内部に収容しつつシールドする。伝送ケーブル２２２は、シールドケージ２１４内で放射線検出器２１２に電気的に接続されていると共に、シールドケージ２１４内から開孔２１８を介してＭＲＩシステム１００のボアの外側に延びている。ケーブル用シールド２３０は、シールドケージ２１４とは電気的に絶縁され、かつ伝送ケーブル２２２の少なくとも一部をシールドする。後述する図１Ｃに示すように、ケーブル用シールド２３０とシールドケージ２１４との間には、シールド間ギャップ２３９が設けられている。

ここで、後記の図１Ｃに示すように、伝送ケーブル２２２は、データ信号を伝送するデータ伝送ケーブルを少なくとも有し、かつ、シールドケージ２１４内から、開孔２１８を通って、当該データ伝送ケーブルで伝送されるデータ信号とＭＲＩシステム１００の磁場強度との干渉を回避し得る第１の位置を越えてＭＲＩシステム１００の外側へ延びている。ケーブル用シールド２３０は、図１Ｃに示すように、伝送ケーブル２２２における前記第１の位置から開孔２１８側に近付く第２の位置までの区間を少なくともシールドする。なお、前述した第１、第２の位置は、ＭＲＩシステム１００及び放射線検出器２１２における実機の性能や、これらの機器の仕様などに基づいて、それぞれの位置が定められるものであってもよい。

図１Ａに示すように、放射線画像化ユニット２００は、等間隔に配置された複数の放射線検出器モジュール２１０で、画像化領域を囲む完全リング構造（又は部分リング構造）を有する。各放射線検出器モジュール２１０は、内蔵されている例えばＰＥＴ用の放射線検出器２１２及び検出器前段回路２２０が、ボックス形状のシールドケージ（ファラディシールドケージ）２１４によって、電磁波などからの遮蔽のために個別にシールド（ＲＦシールド）されている。シールドケージ２１４は、連続的につながる導電シート、メッシュ構造の導電シート、及びスリットの設けられた導電シートのうちの少なくとも１つの導電シートを材料に用いて構成されている。検出器前段回路２２０は、画像再構成のための後段の電子部品との間でのデータのやり取りなどを行う。隣り合う放射線検出器モジュール２１０どうしの間の開放スペース又はギャップをモジュール間ギャップ２４０と称する。モジュール間ギャップ２４０は、ＭＲＩシステム１００のボアの例えば周方向に沿って空けられた周方向ギャップなどである。つまり、図１Ａに示すように、複数の放射線検出器モジュール２１０は、ＭＲＩシステム１００のボアの周方向に沿って互いにモジュール間ギャップ（周方向ギャップ）２４０を空けつつ環状（円環状）に配置されている。さらに、環状に配置された複数の放射線検出器モジュール２１０の外側又は内側に、核磁気共鳴画像化（ＭＲ画像化）のための送信用コイルが配置されている。

動作モードにおいて、ＭＲＩシステム１００の組込ＲＦコイル（送信用ＲＦコイル）１３０からの送信用ＲＦフィールドは、各放射線検出器モジュール２１０どうしの間のモジュール間ギャップ２４０を通って放射線画像化ユニット２００の内側の画像化領域（ＲＯＩ）に達する。各検出器モジュール２１０内の放射線検出器２１２に電気的に接続される電力伝送（電力供給）ケーブル及びデータ伝送ケーブルを含む伝送ケーブル２２２は、図１Ｃに示されるように、各シールドケージ２１４の一端側に形成された１つ以上の開孔２１８を通ってシールドケージ２１４の内側に引き込まれている。ここで、図１Ｂは、従来例を示している。図１Ｂに示すように、シールドケージ２１４とこのシールドケージ２１４に接続されたケーブル用シールド２３０とは、電気的に接地されており、送信用ＲＦフィールドが減衰する。しかしながら、放射線画像化ユニット２００の外側にある送信用ＲＦコイル（組込ＲＦコイル）１３０からの送信用ＲＦフィールドの一定量は、モジュール間ギャップを通って画像化領域（ＲＯＩ）に達することができ、モジュール間ギャップが広くなる程、ＲＯＩへの送信用ＲＦフィールドが増加する。図１Ｃは、本実施形態の構成を例示したものであって、伝送ケーブル２２２をＲＦ（高周波）シールドするケーブル用シールド２３０は接地され、一方、シールドケージ２１４は、ケーブル用シールド２３０から絶縁され、グラウンドからフローティングされている。このシールド構造においては、シールドケージ２１４がケーブル用シールド２３０と電気的絶縁されていることから、送信用ＲＦフィールドは、グラウンドによって減衰されない。更に、シールドされた放射線検出器モジュール２１０では、比較的多くの量の送信用ＲＦフィールドが、モジュール間ギャップ２４０を通ってＲＯＩに到達することができる。しかしながら、このシールド構造は、図１Ｃに示されるように、シールドケージ２１４とケーブル用シールド２３０との組合せによる物理的に不連続な電気的絶縁であるため、組込ＲＦコイル１３０からの送信用ＲＦフィールドや伝送ケーブル２２２からの信号ノイズなどの要因で、シールドケージ２１４とケーブル用シールド２３０との間の絶縁ゾーン付近に高い相互ＥＭ干渉があり、ＰＥＴ用の放射線画像化ユニット２００及びＭＲＩシステム１００の両装置における画質及び安定性能に影響を与える。そこで、図１Ｃの構成例では、絶縁ゾーン付近の相互ＥＭ干渉を低減するために、絶縁ゾーンを囲む拡張用シールド（延長用ＲＦシールド）２１６が設けられている。絶縁ゾーン用ＲＦシールドとして機能するこの拡張用シールド２１６は、シールドケージ２１４と接続されている一方で、ケーブル用シールド２３０とは絶縁（隔離）されている。なお、拡張用ＲＦシールド２１６を、完全に絶縁するようにしてもよい。

図２Ａ～図２Ｃは、絶縁ゾーン付近に拡張用ＲＦシールド２１６を備えた他の絶縁方法をいくつか示す。図２Ａに示す実施形態では、ケーブル用シールド２３０は、シールドケージ２１４の内側に向けて延長されているが、シールドケージ２１４又は放射線検出器モジュール２１０内の他の構成要素とは何ら物理的に接続されておらず、シールドケージ２１４からは電気的に絶縁されている。図２Ｂ示す実施形態及び図２Ｃに示す参考例では、絶縁ゾーンへの強いＲＦフィールド結合（ＲＦフィールドカップリング）を回避するために、組込ＲＦコイル（送信用ＲＦコイル）１３０の主なＦＯＶ（Field Of View／有効視野）から比較的遠い距離で電気的絶縁が行われており、組込ＲＦコイル１３０からのＲＦ送信フィールドに対して感度が低くなるように絶縁ゾーンを構成している。特に、図２Ｃに示す参考例では、絶縁ゾーンの後段側のケーブル用シールド２３０を取り除けるようにしている。図１Ｃ及び図２Ａに示すように、シールドケージ２１４に近い電気的絶縁の場合、伝送ケーブル２２２を通過させるための開孔２１８は、組込ＲＦコイル（送信用ＲＦコイル）１３０の位置に対して、図３Ａ、図３Ｂに示されるようにシールドケージ２１４の後段側に設けられる。

図３Ａは、ＭＲＩシステム１００に内蔵された組込ＲＦコイル１３０のように、放射線検出器ユニット２００の外側に位置する送信用ＲＦコイル１３６の例を示し、図３Ｂは、放射線検出器ユニット２００の内側に位置する送信用ＲＦコイル１３８の例を示す。

非常に小型のシールド構造の場合、絶縁ゾーン内のシールド間の容量性結合を減らすため、シールドケージとケーブル用シールドとの間に１つ以上の分離回路（例えばキャパシタ）を設けることもできる。

図４Ａ～図４Ｃに、分離回路３００が用いられた、いくつかの構成例を示す。図４Ａは、絶縁ゾーン用の拡張用ＲＦシールド２１６とケーブル用シールド２３０との間に分離回路３００を介在させた構成例を示している。図４Ｂは、拡張用ＲＦシールド２１６とケーブル用シールド２３０との間に分離回路３００を介在させ、さらに、ケーブル用シールド２３０とシールドケージ２１４の開孔２１８の周縁部を筒状に延出させた部位との間に分離回路３００を介在させた構成例を示している。図４Ｃは、シールドケージ２１４とは絶縁されている絶縁ゾーン用の拡張用ＲＦシールド２１６とケーブル用シールド２３０との間に分離回路３００を介在させた構成例を示している。他方、図５Ａ、図５Ｂは、開孔２１８Ａ、開孔２１８Ｂが設けられたシールドケージ２１４のシールド効率について説明するための図である。図５Ａは、シールドケージ２１４中の（送信用ＲＦフィールドの吸収によって発生する）ＲＦ渦電流の円滑な流れが、シールドケージ２１４の大きな開孔２１８Ａによって阻止され、シールドケージ２１４のシールド効率が低下する例を示している。一方、図５Ｂは、幾つかの小さな開孔２１８Ｂを設けることによってシールドケージ２１４中のＲＦ渦電流の円滑な流れが増大し、１つの大きな開孔２１８Ａを備えたシールドケージ２１４に比べてシールド効率が向上する例を概念的に示している。

図６Ａ～図６Ｃは、伝送ケーブル２２２を通過させるための一つの大きな開孔を設ける代わりに、複数の小さな開孔を設けた例を示す。上記した開孔だけであっても十分に機能するが、シールドケージのシールド効率を改善するために、シールドケージ２１４に接続されている一方で、ケーブル用シールド２３０から絶縁された細い導電パイプで構成されているシールドパイプ２５０が用いられる。より具体的には、シールドパイプ２５０は、シールドケージにおける開孔２１８の外縁部分に接続されていると共に、ケーブル用シールドとは非接触な状態で、ケーブル用シールド２３０の内側又は外側から伝送ケーブル２２２の少なくとも一部をシールドする。一方、伝送ケーブル２２２は、絶縁されているか、及び／又はセルフシールドされている。図６Ａ～図６Ｃでは、他のシールドから完全に絶縁された拡張用ＲＦシールド（絶縁ゾーンを囲む延長用ＲＦシールド）２１６が示されているが、シールドケージ２１４に接続されていてもよい。この拡張用ＲＦシールド（拡張用シールド）２１６は、シールドパイプ２５０におけるシールドケージ２１４の端部から外側に突出した部位とケーブル用シールド２３０の少なくとも一部とをこれらの外周側からまとめて覆う。図６Ｂでは、シールドケージ２１４の内側の伝送ケーブル２２２を通過させるための細いシールドパイプ（導電パイプ）２５０が、シールドケージ２１４の表面から外側に突出するように設けられている。これに対して、図６Ｃに示されるように、シールドパイプ２５０の一部がシールドケージ２１４の内側にあってもよい。いずれの場合も、シールドパイプ２５０は、シールドケージ２１４に接続されていてもよい。シールドケージ２１４に複数の小さな開孔２１８と細いシールドパイプ（導電パイプ２５０）を設けるこの構成は、図７Ａ、図７Ｂに参考例として示すように、全てのシールドが接地された場合にも適用してもよい。

この一方で、図１Ｃ、図２Ａ、図３Ａ、図３Ｂ、図４Ａ～図４Ｃ、図６Ｂ、図６Ｃに示したような電気的絶縁の場合、シールドパイプ（導電パイプ）２５０は、図８Ａ～図８Ｄに示すように、ケーブル用シールド２３０の全体又は一部からも絶縁される。図１Ｃ、２Ａ、図３Ａ、図３Ｂ、図４Ａ～図４Ｃと同様に、絶縁ゾーンを囲む拡張用（延長用）ＲＦシールド２１６は、図８Ａ～図８Ｄに示す構成例で使用されるシールドケージ２１４に対して、図６Ｂ、図６Ｃにおいて絶縁の構成として示されているように、必ずしも必要ではないが接続されている。この絶縁ゾーンを囲む拡張用ＲＦシールド２１６は、絶縁ゾーンを通しての相互干渉を減らすためにシールドパイプ２５０の外側長さ（シールドケージ２１４の外側に突出している長さ）よりも長くするべきである。同軸ケーブルのようなセルフシールドケーブルの場合、ケーブル用シールド２３０を、参考例として図８Ｄに示すように取り除くことができる。このような場合、拡張用ＲＦシールドは、絶縁ゾーン内の外部ＥＭ干渉を避けるために、ＭＲＩシステムの強いＲＦフィールドＦＯＶから絶縁ゾーンをシールドするように長いことが好ましい。この構造は、全ての伝送ケーブルに対して大きな一つの開孔を設ける場合にも適用できる。さらにこの構造は、図９Ａ、図９Ｂに示すように、図３Ａ、図３Ｂと同様な構成において、複数の小さな開孔２５０を設ける場合にも適用できる。

複数の放射線検出器モジュールを有する放射線画像化ユニット２００においては、図１０Ａ～図１０Ｃに示すように、絶縁ゾーンを介したＲＦ干渉作用を更に低減するために、追加のシールド構造３９５が設けられている。追加のシールド構造３９５は、複数の放射線検出器モジュール２１０の所定部位に対するシールドを一体的に行うものであって、ＲＦシールドレイヤー４００及び／又はＲＦシールド板４１０で構成される。ＲＦシールドレイヤー４００は、前記複数のシールドゲージそれぞれの前記開孔を少なくとも含む部位（言い換えると、シールドケージ２１４内に引き込まれている伝送ケーブル２２２の端部）を、一体的に包囲するように例えば導電シートを用いて筒状に形成されている。一方、ＲＦシールド板４１０は、環状に構成される放射線画像化ユニット２００本体の軸方向における少なくとも前記開孔２１８と画像化領域（ＲＯＩ）との間の位置で、かつ放射線画像化ユニット２００本体の内周側で、その径方向に沿って広がるシールド板である。

なお、上述してきた放射線画像化ユニット２００では、このような追加のＲＦシールド構造３９５がなくても十分なＲＦシールド効果は得られる。図１０Ａは、放射線画像化ユニット２００が筒状で、追加のシールド構造３９５がシールドケージに接続又は絶縁され、さらにケーブル用シールド２３０から絶縁され、また放射線画像化ユニット２００の外側に送信用ＲＦコイル１３０がある場合のＲＦシールドレイヤー４００を示している。放射線画像化ユニット２００が楕円状の場合には、この形状に対応させてＲＦシールドレイヤー４００の形状も変更することになる。放射線画像化ユニット２００の内側には、画像化領域（ＲＯＩ）に近付けて配置される局所的な高感度ＲＦコイルを用いることが望ましい。高感度ＲＦコイルが送信用ＲＦコイル及び受信用ＲＦコイルのいずれの場合も、ケーブル用シールド２３０へのＲＦ干渉、又は、シールドケージとケーブル用シールド２３０との間の絶縁ゾーンへのＲＦ干渉を減らすために、シールドレイヤー４００にさらに加えて、図１０Ｂに示すように、シールドケージと接続（又は絶縁）されていると共に、放射線画像化ユニット２００の径方向に沿って広がる例えば円板状のＲＦシールド板４１０を放射線画像化ユニット２００の内側に用いることができる。図１０Ｃに示すように、送信用及び受信用のＲＦコイル１３８Ａが共に画像化ユニット２００の内側に位置する場合は、ＲＦシールド板４１０のみを用いることができる。

図１０Ａ～図１０Ｃに例示した追加のシールド構造と同様に、放射線検出器の性能に悪影響が与えられることを抑えるために、図２Ｂ、図２Ｃに示したように、ＲＦフィールド（ＲＦ場）がかなり弱まるところまで（シールドケージから例えば２０ｃｍ離れる位置まで）、電気的絶縁がなされたシールド構造を有する放射線検出器モジュールの場合、図１１Ａに示すように、ケーブル用シールド通過孔４２２を備えた円板状のＲＦシールド板４１０と、図１１Ｂ、図１１Ｃに示すように、筒状のＲＦシールドレイヤー４００とを組合せた追加のシールド構造が、絶縁ゾーン（隔離域）を介してのＲＦ干渉を低減するために、放射線画像化ユニットに対して適用される。放射線画像化ユニットについては、放射線検出器モジュール間の分離（デカップリング）作用を改善するいくつかの構成が考えられる。後述する構成は、ＭＲＩシステムの組込ＲＦコイルのように、送信用ＲＦコイルが放射線画像化ユニットの外側にあり、画像化領域へのモジュール間ギャップを介してのＲＦフィールドの浸透が増える場合に特に有効である。広いモジュール間ギャップは、シールドケージ（放射線検出器モジュール）間の分離作用を改善する。分離作用を更に改善する一つの方法では、図１２Ａ～図１２Ｄに示すように、放射線画像化ユニットの外周側における放射線検出器モジュールどうしの間にかなり広いモジュール間ギャップ２４０が与えられる。ここで、図１２Ａは、放射線画像化ユニットの外周側における放射線検出器モジュールどうしの間に広いモジュール間ギャップ２４０が与える構成例のうち、ボアの軸方向からみた外形が台形状のシールドケージ２１４を用いた例を示している。また、図１２Ｂは、上記構成例のうち、ボアの軸方向からみた外形が矩形状のシールドケージ２１４を用いた例を示している。さらに、図１２Ｃは、上記構成例のうち、ボアの軸方向からみた外形が矩形状でかつ外形のエッジ部が曲率面で構成されているシールドケージ２１４を用いた例を示している。さらに、図１２Ｂは、モジュール間ギャップ２４０を介した画像化領域（ＲＯＩ）へのＲＦフィールドの浸透作用を改善するために、矩形状の複数のシールドケージを円環状に間欠的に配置することで、外周側のモジュール間ギャップ２４０を広げた筒状の放射線画像化ユニットを示している。詳述すると、図１２Ｂに示すように、環状に配置された複数の放射線検出器モジュール２１０で構成される放射線画像化ユニット２００本体の外周側のモジュール間ギャップ（周方向ギャップ）２４０は、放射線画像化ユニット２００本体の内周側のモジュール間ギャップ（周方向ギャップ）２４０よりも広くなっている。上記の外周側の周方向ギャップは、例えば３ｍｍであり、内周側の周方向ギャップは、例えば１ｍｍである。また、このような放射線画像化ユニット２００本体は、画像化領域の形状に倣った形状で構成されている。この一方で、画像化領域（ＲＯＩ）を矩形状に囲むように複数の放射線検出器モジュールを配置するフラットパネル設計では、シールドケージ（放射線検出器モジュール）間の内周側及び外周側のモジュール間ギャップは同じになる。

シールドケージ（放射線検出器モジュール）間の分離を更に増加させる他のアプローチでは、図１３Ａ～図１３Ｄに示すように、マルチリング構造の放射線画像化ユニットが採用される。つまり、複数の放射線検出器モジュール２１０それぞれは、ＭＲＩシステム１００のボアの軸方向に沿ってリングギャップ（軸方向ギャップ）２３４を空けつつ複数の分割モジュール（リング１、２、３…）に分割された分割構造（マルチリング構造）を有する。これら複数の分割モジュール（リング１、２、３…）は、それぞれシールドされていると共に、ケーブル通過孔（通路）２３２が設けられている。伝送ケーブル２２２は、ケーブル通過孔２３２を介して配線されている。

言い換えると、このマルチリング構造では、放射線画像化ユニット中の放射線検出器モジュール（シールドケージ）が、図１３Ａに示すように、更に、ＭＲＩシステムのボアの軸方向（Ｚ軸）に沿って、伝送ケーブル通過用のシールドされた狭いケーブル通過孔２３２を介し、複数の分割モジュール（リング１、２、３…）に分割される。この形態の放射線画像化ユニットでは、ＭＲＩシステムのボアの周方向に沿って空けられたモジュール間ギャップ（周方向ギャップ）２４０に加えて、ＭＲＩシステムのボアの軸方向に沿って空けられたリングギャップ（軸方向ギャップ）２３４が導入される。このようなマルチリング構造の更なる具体例として、図１３Ｂに示すように、各放射線検出器２１２を個別の分割モジュールに収容すると共に、これらに対応する複数の検出器前段回路２２０を例えば末端の一つの分割モジュールにまとめて収容した放射線画像化ユニットを構成してもよい。また、図１３Ｃに示すように、複数組の放射線検出器２１２を複数の分割モジュールにそれぞれ収容し、かつ、例えば一組の放射線検出器２１２と、他の複数組の放射線検出器２１２に対応する複数の検出器前段回路２２０と、を例えば末端の一つの分割リングモジュールにまとめて収容した放射線画像化ユニットを構成することもできる。このような構成の場合、ＭＲＩシステムのボアの径方向におけるシールドケージの高さが減少し、さらにシールドケージ間の結合が低減するので、放射線画像化ユニットの外側にある送信用ＲＦコイルからＲＯＩへのＲＦフィールドの浸透性能が改善される。その他のアプローチにおいては、図１３Ｄに示すように、放射線検出器と検出器前段回路との組を、個々の分割リングモジュール中に取付けるようにしてもよい。シールドケージ間の分離作用を更に向上させるための他の構成例としては、図１４に示すように、完全リング構造を有する放射線画像化ユニット２００において、放射線検出器モジュール２１０（シールドケージ２１４）どうしの間に分離回路３００を介在させる構成などを例示できる。

図１５Ａ、図１５Ｂは、解放部２０２が１か所又は２箇所に設けられた部分リング構造を有する放射線画像化ユニット２００をそれぞれ示している。部分リング構造は、モジュール間ギャップ（周方向ギャップ）２４０を空けつつ複数の放射線検出器モジュール２１０を環状（円環状）に配置して構成される放射線画像化ユニット２００本体に対して、モジュール間ギャップ２４０を超える幅の間隙である解放部２０２を、周方向の所定の区間に設けている。部分リング構造を適用している場合、放射線検出器モジュール２１０（シールドケージ２１４）が所定角度分、部分的に大きく離間し、完全リング構造よりも分離作用が高まるため、部分リング構造を有する放射線画像化ユニット２００では、分離回路３００を必ずしも設けなくてもよい。画像化領域（ＲＯＩ）のＲＦフィールド効率を更に改善するために、図１６Ａ～図１６Ｃに示すように、高誘電率材料を用いて構成された誘電体スラブ（誘電部材）３１０を画像化領域の近くに設けてもよい。図１６Ａ～図１６Ｃに示す構成例では、誘電体スラブ３１０は、放射線画像化ユニット２００本体と画像化領域（ＲＯＩ）との間に介在されている。 図１７は、ＲＯＩを囲むＲＦシールドを備えたＭＲＩシステム１００を、ボアの軸方向からみた断面（軸横断面）を示す図である。

図１７では、ＭＲＩシステム１００の組込ＲＦコイル１３０が、トランスミッターとして用いられており、ＲＯＩを囲むＲＦシールド１３２を図示している。

図１８は、シールドが接地されたＲＦシールドを備えたＭＲＩシステム１００を、ボアの径方向からみた断面（軸横断面）を示す図である。

図１８に示すように、電気的に接地されたＲＦシールドは、グラウンドＧＮＤに対して大きなＲＦフィールドの減衰を与え、ＲＯＩへの送信用ＲＦフィールドは小さくなる。

図１９は、グラウンドから絶縁されたＲＦシールドを備えたＭＲＩシステム１００を、ボアの径方向から断面（軸横断面）を示す図である。

図１９に示すように、グラウンド（ＧＮＤ）から絶縁されたＲＦシールドは、グラウンドへはＲＦフィールドを与えず、シールド内でのＲＦフィールドの減衰が小さく、ＲＯＩへ大きな送信ＲＦフィールドを与える。その結果、ＲＦ電力が少なくなる。そして、ＭＲＩシステム単体の場合と同様のＲＦフィールドの分配が残る。

図２０は、コイルの強いＲＦフィールドから遠く離れた電気的絶縁の作用について説明するためのＭＲＩシステム１００をボアの径方向(水平方向）からみた断面を示す図である。

図２０において、１０２Ａは磁石、１１０Ａは傾斜コイル、２００はＲＦシールドされた放射線画像化ユニットである。図２０に示すように、強いＲＦフィールド中での電気的絶縁は、大きなノイズを生じさせる。強いＲＦフィールドの外側での絶縁は、設計の複雑さを軽減する。

図２１Ａ、図２１Ｂは、フローティング又は電気的絶縁の利点を説明するための放射線画像化ユニットをボアの径方向からみた断面（軸横断面）を模式的に示す図である。

図２１Ａ、図２１Ｂに示すように、フローティング又は電気的絶縁は、放射線画像化ユニット２１０の外側（図２１Ａ）、内側（図２１Ｂ）のどちらの位置の送信用コイル１３６、１３８に対してもコイル負荷を減らし、送信ＲＦフィールドの減衰を低減する。

図２２は、分離回路を用いた送信用ＲＦフィールドの増強について説明するためにＭＲＩシステム１００をボアの径方向からみた断面（軸横断面）を示す図である。

図２２に示すように、シールドケージ内の容量結合は、ＲＯＩへのＲＦフィールドの浸透を減少させる。分離（デカップリング）は、シールドケージ間のギャップを広げるか、及び／又は、分離回路３００を用いることによって可能である。但し、広すぎるギャップはよいわけではない。

図２３Ａ、図２３Ｂは、誘電体材料として高誘電率（ＨＤＣ）材料を用いた場合の送信用ＲＦフィールドの増強について説明するためにＭＲＩシステムをボアの径方向からみた断面（軸横断面）を示す図である。高誘電率材料５００は、既存の１次的なＲＦフィールド（１次磁場）に加えられる２次的なＲＦフィールド（２次磁場）を発生させる。

図２４は、高誘電率材料を用いたＲＦフィールドの増強について、具体的に説明するための模式図である。

アンペアの法則によると、

ここで、Ｂは磁場、Ｅは電場、σは導電率、εは透磁率、（４）式中の右辺第１項はコイル中の誘導電流、右辺第２項は誘電材料中の変位電流である。

１次的なＲＦフィールドは、コイル中の誘導電流から発生する。

変化するＲＦフィールドにより、双極子５１０が変位電流を発生させ、これが２次磁場を誘発する。この２次磁場が既存の１次的な磁場に加えられる。

図２５Ａは、高誘電率材料を用いてＲＦフィールドの増強を行う改善法１について説明するためにＭＲＩシステム１００を径方向からみた断面（軸横断面）を示す図である。図２５Ｂは、同じく改善法２について説明するためにＭＲＩシステム１００を径方向からみた断面（軸横断面）を示す図である。 高誘電率材料５００は、既存の１次的なＲＦフィールドに加えられる２次的なＲＦフィールドを発生させる。

図２６は、ボディ対応型ＰＥＴ用の放射線画像化ユニットがボア内に配置されたＭＲＩシステムを径方向からみた断面（軸横断面）を示す図である。

水平向きボアを有するＭＲＩシステムに対して形状を対応させた筒状の放射線画像化ユニットのように、放射線画像化ユニットが送信用ＲＦコイルと同軸的に配置されていると、画像化領域の外側及び放射線画像化ユニットの外側に位置する送信用ＲＦコイルのＲＦフィールドの浸透性能は、放射線画像化ユニット内に設けられたＲＦシールドの影響によって大幅に低下する。ここで、単位質量の組織に単位時間に吸収されるエネルギ量である比吸収率（ＳＡＲ：Specific Absorption Rate）やＲＦ電力を増大させればＲＦフィールドの浸透性能を改善することができる。水平向きボアを有するＭＲＩシステムにおいて、当該ボア内の前側、後側、右側、左側などから画像化領域を囲む複数の放射線検出器モジュールのレイアウトは、ＲＦ電力を大きく増加させることなく、ＭＲＩシステムからのＲＦフィールドの浸透性能を十分に与えることができる。

他の構成例は、画像化領域（人体の頭部）の左側、右側、及び／又は頭頂部側から頭部を囲む頭部用（脳画像化用）のリング構造を有する放射線画像化ユニットであり、ＭＲＩシステムのボア内の患者ベッドに対して、当該リング構造における互いに対向する一対の開口面が上下を向くように配置される。これらの放射線画像化ユニットは、画像化領域を囲む全方向（３６０°方向）に放射線検出器モジュールが配置されている完全リング構造や、例えば、画像化領域の左側、右側及び／又は頭頂部側から人体の頭部を囲む頭部用の放射線画像化ユニットなどで例示した、所定の角度領域の放射線検出器モジュールを除いた部分リング構造を適用できる。

図２７Ａ～図２７Ｃは、ＭＲＩシステム１００及び人体の頭部用（脳画像化用）の放射線画像化ユニットを概略的に示している。図２７Ａは、頭部用の放射線画像化ユニットがボア内に配置されたＭＲＩシステム１００を径方向からみた断面（軸横断面）を示している。また、この図２７Ａでは、例えば組込ＲＦコイル１３２と傾斜コイルアッセンブリ１１０とを含むＭＲＩシステム１００を例示している。図２７Ａに示すように、放射線画像化ユニットは、ＭＲＩシステム１００のボア内の患者ベッド１０２の上方に位置されている。この放射線画像化ユニットには、画像化領域（ＲＯＩ）の上方及び下方に対応する位置に、開口部１５０が設けられている。放射線画像化ユニットの開口部１５０は、ＭＲＩシステム１００のボアの上下方向（鉛直方向）に沿って、放射線画像化ユニット本体を貫通する貫通穴によって構成されており、図２７ＡのＸ－Ｚ平面に沿った一対の開口面を有する。ＭＲＩシステム１００では、組込ＲＦコイル１３２がトランスミッター（送信用ＲＦコイル）として使用され、画像化領域に近接している局所ＲＦコイル１３４がレシーバ（受信用ＲＦコイル）として使用される。この場合の局所ＲＦコイル１３４（受信用ＲＦコイル）は、フェイズドアレイ表面コイルであることが好ましい。

図２７Ｂは、組込ＲＦコイル（送信用ＲＦコイル）１３２及び局所ＲＦコイル（受信用ＲＦコイル）１３４を含むＭＲＩシステム、並びに放射線画像化ユニットの斜視図を模式的に示している。ここで、放射線画像化ユニットは、図２７Ｂに示すように、画像化領域（ここでは例えば人体の頭）に対する３つの側、例えば、画像化領域の上側及び下側（顔面側及び後頭部側）並びに首側、を開放スペースに残し、画像化領域を３つの側から、例えば、左側及び右側並びに頭頂部側から、囲んでいる。この放射線画像化ユニットは、上述した画像化領域を複数の放射線検出器モジュールで間欠的に囲んでいるその周方向に沿ってモジュール間ギャップを有する。

図２７Ｃは、組込ＲＦコイル（送信用ＲＦコイル）１３２及び受信用ＲＦコイル１３４を含むＭＲＩシステム、並びに放射線画像化ユニットの斜視図を模式的に示している。ここで、放射線画像化ユニットは、図２７Ｃに示すように、画像化領域（ここでは例えば人体の頭）に対する３つの側、例えば、画像化領域の上側、下側及び頭頂側、を開放スペースとし、画像化領域をその他の２つの側から、例えば左側及び右側から、囲んでいる。

より具体的には、図２７Ａ～図２７Ｃに示す放射線画像化ユニット２００は、ＭＲＩシステム１００のボア内に配置され、ＭＲＩシステム１００と共にハイブリッドで画像化を行うための放射線検出器２１２をそれぞれ備えた複数の放射線検出器モジュール２１０を有する。図２７Ａ～図２７Ｃに示す放射線画像化ユニット２００では、核磁気共鳴（ＭＲ）画像化のための送信用ＲＦコイル１３０は、放射線画像化ユニット２００本体の外側に配置されている。一方、核磁気共鳴画像化のための受信用ＲＦコイル１３４は、放射線画像化ユニット２００本体の内側に配置されている。複数の放射線検出器モジュール２１０は、ＭＲＩシステム１００のボア内で画像化領域（ＲＯＩ）を囲うようにそれぞれ配列されていることによって放射線画像化ユニット２００本体を構成している。放射線画像化ユニット２００本体は、画像化領域をＭＲＩシステム１００の径方向（図２７Ａ～図２７Ｃの例ではＹ方向）に開口させる開口部１５０を有する。開口部１５０は、図２７Ａ～図２７Ｃに示すように、前記径方向に沿った１つの視野（Ｙ方向に沿った視野）において画像化領域の全体を開口させる。

なお、ＭＲＩシステムの傾斜コイルは、筒状に構成されている。ＭＲＩシステムのボア内で傾斜コイルと同軸的に配置される放射線画像化ユニットでは、傾斜コイル中の傾斜電流が当該放射線画像化ユニットのシールド材料中に鏡像状の渦電流を生じさせる。つまり、シールドにより長い崩壊時定数を有する渦電流の大きなループが発生する。この一方で、図２７Ａ～図２７Ｃに示すように、ＭＲＩシステムのボアの径方向（例えば上下方向）に大きく開口する放射線画像化ユニットに設けられた開口部は、渦電流の大きなループの発生を阻害し、ＲＯＩ中の２次的な傾斜渦電流フィールドによるアーチファクト像を減少させる。

また、上記した放射線画像化ユニットでは、図２７Ｂ、図２７Ｃに示すように、複数の放射線検出器モジュール２１０どうしは、各々の配列方向に沿って配列方向ギャップ（モジュール間ギャップ）を空けつつ間欠的に配置されている。これら複数の放射線検出器モジュールどうしの間（配列方向ギャップ）に、分離回路を介在させてもよい。

図２８Ａ、図２８Ｂは、図２７Ａ～図２７Ｃに例示した放射線画像化ユニットとは一部構成が異なる他の放射線画像化ユニットを示している。図２８Ａ、図２８Ｂに示す放射線画像化ユニットでは、複数の放射線検出器モジュールそれぞれは、リングギャップ２３４Ａを空けつつ複数の分割モジュール（リング＃１、＃２、＃３など）に分割されたマルチリング構造（分割構造）を有する。図２８Ａに示す放射線画像化ユニットは、放射線検出器モジュール２１０を複数に分割した分割モジュールのうちのいくつかが、ＭＲＩシステム１００のボアの周縁に沿うように傾いた状態（図２８Ａ中のリング＃１、＃３が傾いた状態）で配置されている。一方、図２８Ｂに示す放射線画像化ユニットも、放射線検出器モジュール２１０を複数に分割した分割モジュールのうちのいくつかが、ＭＲＩシステム１００のボアの周縁に沿うように傾いた状態（図２８Ｂ中のリング＃２が傾いた状態）で配置されている。

図２９Ａ～図２９Ｃは、人体の頭部（脳）９０内や首部９２内の画像化に用いる放射線画像化ユニットを、ＭＲＩシステム１００におけるボアの上下方向（ボアの径方向のうちのＹ方向）からみた断面（Ｘ－Ｚ断面）を模式的に示す図である。図２９Ａ～図２９Ｃ、及び、後述する図３０Ａ、図３０Ｂ、図３１Ａ、図３１Ｂに示す放射線画像化ユニット２００本体は、図２９Ａ～図２９Ｃに示す配列方向ギャップ２４１を超える幅の間隙である解放部２０２Ａを、前記配列方向に沿った所定の区間に１箇所以上設けた部分リング構造を有する。さらに、放射線画像化ユニット２００が備えるシールドケージ２１４は、図２９Ａ～図２９Ｃに示すように、個々の放射線検出器モジュール２１０単位で放射線検出器２１４をシールドする。または、シールドケージ２１４は、図３０Ａ、図３０Ｂに示すように、放射線画像化ユニット２００本体内の全ての放射線検出器２１２を一体的にシールドする。または、シールドケージ２１４は、図３１Ａ、図３１Ｂに示すように、解放部２０２Ａが２箇所以上設けられている場合に２箇所以上の解放部２０２Ａによって放射線画像化ユニット２００本体から複数個に分割された分割ユニット群２００Ｄの単位で放射線検出器２１２をシールドする。

詳述すると、図２９Ａに示す環状の放射線画像化ユニット２０４は、人体の頭部における胴体部側（首部９２側）を解放部２０２Ａを介して開放し、かつ顔面側及び後頭部側を開口させた状態、言い換えると、ＭＲＩシステム１００におけるボアの上下方向に沿って貫通する開口部（貫通穴）１５０を有する状態で、頭部９０を円形状に囲んでいる。これに対して、図２９Ｂに示す放射線画像化ユニット２０４は、頭部９０を楕円状に囲んでいる。また、図２９Ｃに示す放射線画像化ユニットは、頭部９０と首部９２の両方の画像化に適した形状を有し、首部９２の周辺も囲われている。これらの放射線画像化ユニットは、ＭＲＩシステムのボア内において、人体の胴体部側を開放し、かつ顔面側及び後頭部側を開口させるかたちで、主に頭部９０を包囲するように、複数の放射線検出器モジュール２１０が間欠的に配列されている。

図３０Ａ、図３０Ｂは、頭部９０を囲う複数の放射線検出器モジュールを単一のシールドケージ２１４を用いてシールドした頭部用の放射線画像化ユニットを示している。なお、図３０Ａは円形状、図３０Ｂは楕円状に頭部９０を包囲する放射線画像化ユニットを例示している。ここで、図３０Ａ、図３０Ｂに示す放射線画像化ユニットを、ＭＲＩシステム１００におけるボアの上下方向（図３０Ａ、図３０Ｂに示すＹ方向）に分割し、これによって、円形状又は楕円状に頭部を囲う複数の分割モジュールの群からなるマルチリング構造の放射線画像化ユニットを構成し、上下方向の位置が異なる分割モジュールの群どうしの間に（前記の上下方向に）リングギャップを設けるようにしてもよい。なお、上下方向の位置がそろっている分割モジュールの群どうしは、各々単一のシールドケージによってシールドされる。

図３１Ａ、図３１Ｂは、人体の頭部における胴体部側（首部側）及び頭頂部側を２つの解放部２０２Ａを介してそれぞれ解放し、かつ人体の頭部の顔面側及び後頭部側を開口部１５０を介して開口させ、それぞれ、間欠的な円形状、間欠的な楕円状に頭部を包囲する放射線画像化ユニットを例示している。

他方、図３２Ａ～図３２Ｅに示す構成例では、複数の放射線検出器モジュールは、人体の胸部に対応する一対の胸部用画像化領域（ＲＯＩ １、ＲＯＩ ２）を各々囲うように配列されていることによって一対の胸部包囲用モジュール群２１０Ｅを含む放射線画像化ユニット２００本体を構成し、一対の胸部包囲用モジュール群２１０Ｅそれぞれは、個々の胸部用画像化領域を前記ボアの径方向に開口させる胸部用開口部１５０Ａを有する。

上記した図３２Ａ～図３２Ｅは、筒状又は中空の逆円錐台形状にそれぞれ構成されている一対の胸部包囲用モジュール群２１０Ｅが設けられた放射線画像化ユニットを、ＭＲＩシステムのボアの軸方向からみた断面図である。

ここで、図３２Ａ～図３２Ｃに示す放射線画像化ユニットにおける個々の胸部包囲用モジュール群２１０Ｅの胸部用開口部１５０Ａは、水平向きボアを有するＭＲＩシステムの当該ボアの上下方向に開口している。なお、図３２Ｂに示す放射線画像化ユニットは、一対の胸部包囲用モジュール群２１０Ｅどうしの隣接部分において、２セット分の複数の放射線検出器を１つのシールドゲージ内に収容した放射線検出器モジュールが、設けられている。

また、図３２Ｄ、図３２Ｅに示すように、患者における胸部用画像化領域の上方（うつ伏せの患者の背中側）、及び／又は、患者における画像化領域の下方（うつ伏せの患者の腹側）に追加の放射線検出器モジュール３１２を設けることにより、特に、乳癌患者の胸骨近くの腫瘍に対する検出効率をさらに改善すると共に、精密な腫瘍検出のための自由度を高めることができる。

図３３Ａ、図３３Ｂは、送信用ＲＦフィールドの透過性能をより良好に得るために、上方及び／又は下方に開口部を備えた放射線画像化ユニットを径方向からみた断面（軸横断面）を示す図である。

図３３Ａに示す従来例では、比較的大きなＲＦ電力の増加が必要であるのに対して、図３３Ｂに示す実施形態では、ＲＦ電力を増加させる必要性が低減し、ＭＲＩシステム単体の場合と同様の応答性が得られる。

図３４Ａは、渦電流が形成される原理を示す図であり、図３４Ｂは渦電流の作用を示す図である。

図３４Ｂに示すように、渦電流は、電流の変化によって、変化と逆向きに発生する。

図３５Ａ、図３５Ｂは、円形ループコイルを備えた例における渦電流の作用を説明するための放射線画像化ユニットを径方向からみた断面（軸横断面）を示す図である。

図３５Ａに、ＭＲＩシステムのボア内に同軸的に配置された筒状の放射線画像化ユニットの例を示し、図３５Ｂに、ＭＲＩシステムのボアの径方向に開口する開口部を備えた筒状に形成される放射線画像化ユニットの例を示す。

なお、上記した実施形態ではＰＥＴ用の放射線画像化ユニットを例にとって説明していたが、本発明の適用対象はこれに限定されず、ＳＰＥＣＴ用の放射線画像化ユニットやコンプトン式の放射線画像化ユニットなどを含む種々の仕様の放射線画像化ユニットにも本発明を同様に適用できる。

既存のＭＲＩシステムに組込んでＰＥＴ／ＭＲＩハイブリッドシステムを容易且つ安価に実現でき、極めて高い有用性を有する。

１００…ＭＲＩシステム
１３０…組込ＲＦコイル（送信用ＲＦコイル）
１３４…局所ＲＦコイル（受信用ＲＦコイル）
２００…放射線画像化ユニット
２１０…放射線検出器モジュール
２１２…放射線検出器
２１４…シールドケージ
２２２…伝送ケーブル
２１８…開孔
２３０…ケーブル用シールド
２３４…リングギャップ
２４０…モジュール間ギャップ
２５０…シールドパイプ（導電パイプ）
３００…分離回路
３９５…追加のＲＦシール構造

Claims (18)

1. ＭＲＩシステムのボア内に配置され、前記ＭＲＩシステムと共にハイブリッドで画像化を行うための複数の放射線検出器モジュールを有する放射線画像化ユニットであって、
   個々の前記放射線検出器モジュールは、
   放射線検出器と、
   所定の位置に開孔を有し、前記放射線検出器を内部に収容しつつシールドするシールドケージと、
   前記シールドケージ内で前記放射線検出器に電気的に接続されていると共に、前記シールドケージ内から前記開孔を介して前記ボアの外側に延びる伝送ケーブルと、
   前記シールドケージとは電気的に絶縁され、かつ前記伝送ケーブルの少なくとも一部をシールドするケーブル用シールドと、
   を備えたことを特徴とする放射線画像化ユニット。
2. 前記複数の放射線検出器モジュールが、互いに電気的に絶縁されていることを特徴とする請求項１に記載の放射線画像化ユニット。
3. 誘電体材料で構成される誘電部材を放射線画像化ユニット本体内に備えていることを特徴とする請求項１に記載の放射線画像化ユニット。
4. 前記伝送ケーブルは、データ信号を伝送するデータ伝送ケーブルを少なくとも有し、前記シールドケージ内から、前記開孔を通って、当該データ伝送ケーブルで伝送されるデータ信号と前記ＭＲＩシステムの磁場強度との干渉を回避し得る第１の位置を越えて前記ボアの外側へ延びており、
   前記ケーブル用シールドは、前記伝送ケーブルにおける前記第１の位置から前記開孔側に近付く第２の位置までの区間を少なくともシールドする、
   ことを特徴とする請求項１に記載の放射線画像化ユニット。
5. ＭＲＩシステムのボア内に配置され、前記ＭＲＩシステムと共にハイブリッドで画像化を行うための放射線画像化ユニットを複数個で構成する放射線検出器モジュールであって、
   放射線検出器と、
   所定の位置に開孔を有し、前記放射線検出器を内部に収容しつつシールドするシールドケージと、
   前記シールドケージ内で前記放射線検出器に電気的に接続されていると共に、前記シールドケージ内から前記開孔を介して前記ＭＲＩシステムのボアの外側に延びる伝送ケーブルと、
   前記シールドケージとは電気的に絶縁され、かつ前記伝送ケーブルの少なくとも一部をシールドするケーブル用シールドと、
   を備えたことを特徴とする放射線検出器モジュール。
6. 前記シールドケージは、連続的につながる導電シート、メッシュ構造の導電シート、及びスリットの設けられた導電シートのうちの少なくとも１つの導電シートを材料に用いて構成されていることを特徴とする請求項５に記載の放射線検出器モジュール。
7. 前記シールドケージにおける前記開孔の外縁部分に接続されていると共に、前記ケーブル用シールドとは非接触な状態で、前記ケーブル用シールドの内側又は外側から前記伝送ケーブルの少なくとも一部をシールドするシールドパイプ、
   をさらに備えることを特徴とする請求項５に記載の放射線検出器モジュール。
8. シールドパイプにおける前記シールドケージの端部から外側に突出した部位と前記ケーブル用シールドの少なくとも一部とをこれらの外周側からまとめて覆う拡張用シールド、
   をさらに備えることを特徴とする請求項５に記載の放射線検出器モジュール。
9. 前記複数の放射線検出器モジュールは、前記ボアの周方向に沿って互いに周方向ギャップを空けつつ環状に配置され、
   前記環状に配置された複数の放射線検出器モジュールの外側又は内側に、核磁気共鳴画像化のための送信用コイルが配置されている、
   ことを特徴とする請求項１に記載の放射線画像化ユニット。
10. 前記環状に配置された複数の放射線検出器モジュールで構成される放射線画像化ユニット本体の外周側の周方向ギャップは、前記放射線画像化ユニット本体の内周側の周方向ギャップよりも広く、
    前記放射線画像化ユニット本体は、画像化領域の形状に倣った形状で構成されている、
    ことを特徴とする請求項９に記載の放射線画像化ユニット。
11. 前記放射線検出器モジュールどうしの間に介在された分離回路、
    をさらに備えることを特徴とする請求項９に記載の放射線画像化ユニット。
12. 前記誘電部材は、前記放射線画像化ユニット本体と画像化領域との間に介在されている、
    ことを特徴とする請求項３に記載の放射線画像化ユニット。
13. 前記複数の放射線検出器モジュールそれぞれは、前記ＭＲＩシステムのボアの軸方向に沿って軸方向ギャップを空けつつ複数の分割モジュールに分割された分割構造を有し、
    前記複数の分割モジュールは、それぞれシールドされていると共に、ケーブル通過孔が設けられており、
    前記伝送ケーブルは、前記ケーブル通過孔を介して配線されている、
    ことを特徴とする請求項９に記載の放射線画像化ユニット。
14. 前記複数の放射線検出器モジュールの所定部位に対するシールドを一体的に行う追加のシールド構造を備え、
    前記追加のシールド構造は、前記複数のシールドゲージそれぞれの前記開孔を少なくとも含む部位を、一体的に包囲するように形成された導電シート、及び／又は、前記環状に構成される放射線画像化ユニット本体の軸方向における少なくとも前記開孔と画像化領域との間の位置で、かつ前記放射線画像化ユニット本体の内周側で、その径方向に沿って広がるシールド板を有する、
    ことを特徴とする請求項９に記載の放射線画像化ユニット。
15. 前記周方向ギャップを空けつつ前記複数の放射線検出器モジュールを環状に配置して構成される放射線画像化ユニット本体は、前記周方向ギャップを超える幅の間隙を周方向の所定の区間に設けた部分リング構造を有する、
    ことを特徴とする請求項９に記載の放射線画像化ユニット。
16. ＭＲＩシステムのボア内に配置され、前記ＭＲＩシステムと共にハイブリッドで画像化を行うための放射線検出器をそれぞれ備えた複数の放射線検出器モジュールを有する放射線画像化ユニットであって、
    前記複数の放射線検出器モジュールは、前記ボア内で画像化領域を囲うようにそれぞれ配列されていることによって放射線画像化ユニット本体を構成し、
    前記放射線画像化ユニット本体は、前記画像化領域を前記ボアの径方向に開口させる開口部を有し、
    前記複数の放射線検出器モジュールどうしは、各々の配列方向に沿って配列方向ギャップを空けつつ間欠的に配置されており、
    前記複数の放射線検出器モジュールどうしの間には、分離回路が介在されている、
    ことを特徴とする放射線画像化ユニット。
17. 前記放射線検出器を内部に収容しつつシールドするシールドケージを備え、
    前記放射線画像化ユニット本体は、前記配列方向ギャップを超える幅の間隙を、前記配列方向に沿った所定の区間に１箇所以上設けた部分リング構造を有し、
    前記シールドケージは、個々の前記放射線検出器モジュール単位で放射線検出器をシールドする、又は、前記放射線画像化ユニット本体内の全ての放射線検出器を一体的にシールドする、又は、前記間隙が２箇所以上設けられている場合に前記２箇所以上の間隙によって前記放射線画像化ユニット本体から複数個に分割された分割ユニット群の単位で前記放射線検出器をシールドする、
    ことを特徴とする請求項１６に記載の放射線画像化ユニット。
18. ＭＲＩシステムのボア内に配置され、前記ＭＲＩシステムと共にハイブリッドで画像化を行うための放射線検出器をそれぞれ備えた複数の放射線検出器モジュールを有する放射線画像化ユニットであって、
    前記複数の放射線検出器モジュールは、前記ボア内で画像化領域を囲うようにそれぞれ配列されていることによって放射線画像化ユニット本体を構成し、
    前記放射線画像化ユニット本体は、前記画像化領域を前記ボアの径方向に開口させる開口部を有し、
    前記複数の放射線検出器モジュールは、人体の胸部に対応する一対の胸部用画像化領域を各々囲うように配列されていることによって一対の胸部包囲用モジュール群を含む放射線画像化ユニット本体を構成し、
    前記一対の胸部包囲用モジュール群それぞれは、個々の前記胸部用画像化領域を前記ボアの径方向に開口させる胸部用開口部を有する、
    ことを特徴とする放射線画像化ユニット。

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