JP2018015091A - Ｐｅｔ−ｍｒｉ装置及び高周波コイル - Google Patents

Abstract

【課題】ＰＥＴ検出器によって生じるＭＲ画像の画質の劣化を低減することができるＰＥＴ−ＭＲＩ装置及び高周波コイルを提供すること。【解決手段】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、バードケージ型の高周波コイルとを備える。静磁場磁石は、静磁場を発生させる。傾斜磁場コイルは、前記静磁場内に置かれた被検体に傾斜磁場を印加する。高周波コイルは、前記被検体を囲むように配置され、２つのエンドリングと、当該エンドリングの周方向に沿って間隔を空けて配置された複数のラングとを有する。そして、前記高周波コイルの各ラングが、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少なくとも一つのＰＥＴ検出器と、当該少なくとも一つのＰＥＴ検出器の周囲を覆う高周波シールドとを含む。【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置及び高周波コイルに関する。

従来、ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）装置とＸ線ＣＴ（Computed Tomography）装置とを組み合わせたＰＥＴ−ＣＴ装置が製品化され、主にがんの検査などに使用されている。一方、例えば頭部の検査では、Ｘ線ＣＴ装置ではなく、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置が主に使用されている。そして、近年では、ＰＥＴ装置の頭部への応用、特にアルツハイマー病の診断等での利用が検討されていることから、ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置とを組み合わせたＰＥＴ−ＭＲＩ装置の実現が期待されている。

ここで、ＭＲＩ装置は高磁場を形成するものであるため、ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置とを組み合わせる場合には、従来のＰＥＴ装置で使用していた光電子増倍管を用いることが難しい。このため、例えば、ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置とを組み合わせた装置として、シンチレータとＳｉＰＭやフォトダイオードとをＭＲＩ装置のボア内に組み込んだ装置が提案されている。また、例えば、ＰＥＴ検出器をリング状に並べてＭＲＩ装置のボア内に配置し、その内側に頭部撮影用の送受信コイルを設置して、ＭＲＩ及びＰＥＴ撮影を同時に実行する装置が提案されている。

しかしながら、ＭＲＩ装置のボア内にＰＥＴ検出器を配置した場合には、ＰＥＴ検出器がＭＲＩ装置の高周波コイルに干渉することによって、ＭＲ画像の画質が劣化することがあり得る。

特表２００８−５２５１６１号公報

本発明が解決しようとする課題は、ＰＥＴ検出器によって生じるＭＲ画像の画質の劣化を低減することができるＰＥＴ−ＭＲＩ装置及び高周波コイルを提供することである。

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、バードケージ型の高周波コイルとを備える。静磁場磁石は、静磁場を発生させる。傾斜磁場コイルは、前記静磁場内に置かれた被検体に傾斜磁場を印加する。高周波コイルは、前記被検体を囲むように配置され、２つのエンドリングと、当該エンドリングの周方向に沿って間隔を空けて配置された複数のラングとを有する。そして、前記高周波コイルの各ラングが、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少なくとも一つのＰＥＴ検出器と、当該少なくとも一つのＰＥＴ検出器の周囲を覆う高周波シールドとを含む。

図１は、第１の実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成例を示す図である。 図２は、第１の実施形態に係る送受信用高周波コイルの構成例を示す図である。 図３は、第１の実施形態に係る送受信用高周波コイルの他の構成例を示す図である。 図４は、第１の実施形態に係る高周波コイルの電気的な接続の一例を示す図である。 図５は、第１の実施形態に係るＰＥＴ検出器に接続される信号線及び制御線の構成例を示す図である。 図６は、第１の実施形態に係るＰＥＴ検出器の構成例を示す図である。 図７は、第２の実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成例を示す図である。 図８は、第２の実施形態に係る送信用高周波コイルの電気的な接続の一例を示す図である。 図９は、第３の実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成例を示す図である。 図１０は、第４の実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成例を示す図である。 図１１は、第５の実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成例を示す図である。 図１２は、第５の実施形態に係る送信用高周波コイルの電気的な接続の一例を示す図である。 図１３は、第６の実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成例を示す図である。 図１４は、第１の変形例に係る高周波シールドの構成例を示す図である。 図１５は、第２の変形例に係る高周波シールドの構成例を示す図である。 図１６は、第３の変形例に係る高周波コイルの構成例を示す図である。 図１７は、第３の変形例に係る高周波コイルの構成例を示す図である。 図１８は、第４の変形例に係る高周波コイルの構成例を示す図である。 図１９は、第４の変形例に係る高周波コイルの構成例を示す図である。

以下、図面を参照しながら、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置及び高周波コイルの実施形態について詳細に説明する。

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成例を示す図である。例えば、図１に示すように、本実施形態に係る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、送信回路７、受信回路８、複数のＰＥＴ検出器９、高周波シールド１０、コンソール１１、ディスプレイ１２、ＭＲデータ収集回路１３、ＰＥＴデータ収集回路１４、シーケンス制御回路１５、及び計算機１６を備える。

静磁場磁石１は、中空の略円筒形状に形成されており、内周側に形成される撮像空間（ボア）に一様な静磁場を発生させる。例えば、静磁場磁石１は、永久磁石や超伝導磁石等によって実現される。

寝台２は、被検体Ｓが載せられる天板２ａを備え、被検体Ｓの撮像が行われる際に、被検体Ｓが載せられた天板２ａを静磁場磁石１及び傾斜磁場コイル３の内周側に形成された撮像空間内へ移動する。

傾斜磁場コイル３は、中空の略円筒形状に形成され、静磁場磁石１の内周側に設置されている。また、傾斜磁場コイル３は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚ方向それぞれに沿って磁場強度が直線的に変化する傾斜磁場を撮像空間に発生させる３つのコイルを備える。そして、被検体Ｓの撮像が行われる際には、傾斜磁場コイル３は、静磁場磁石１によって発生した静磁場内に置かれた被検体Ｓに傾斜磁場を印加する。

傾斜磁場コイル駆動回路４は、傾斜磁場コイル３が有する３つのコイルに個別に電流を供給することで、撮像空間に傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを印加する。

送受信用高周波コイル５は、静磁場磁石１及び傾斜磁場コイル３の内側に設置された全身用コイル（Ｗｈｏｌｅ Ｂｏｄｙコイルとも呼ばれる）であり、かつ、被検体Ｓに対する高周波磁場の送信及び被検体Ｓから発せられる磁気共鳴信号の受信の両方を行うものである。

具体的には、送受信用高周波コイル５は、中空の略円筒形状に形成された全身用コイルであり、傾斜磁場コイル３の内周側に設置されている。そして、被検体Ｓの撮像が行われる際には、送受信用高周波コイル５は、送受信切り替え器６から出力される高周波パルスに基づいて、撮像空間内に置かれた被検体Ｓ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、高周波磁場の印加により被検体Ｓ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替え器６に出力する。

送受信切り替え器６は、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。具体的には、送受信切り替え器６は、送信時には、送信回路７から出力される高周波パルスを送受信用高周波コイル５に出力し、受信時には、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回路８に出力する。

送信回路７は、送受信切り替え器６を介して送受信用高周波コイル５に高周波パルスを出力する。受信回路８は、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データ収集回路１３に出力する。

複数のＰＥＴ検出器９は、それぞれ、送受信用高周波コイル５内に配置され、被検体Ｓ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）を検出する。そして、各ＰＥＴ検出器９は、検出したガンマ線に基づく計数情報をＰＥＴデータ収集回路１４に出力する。例えば、各ＰＥＴ検出器９は、ガンマ線を検出する信号検出器や、増幅器、Ａ／Ｄ変換器等の電子機器を含む。

高周波シールド１０は、略円筒形状に形成され、傾斜磁場コイル３と送受信用高周波コイル５との間に配置されている。例えば、高周波シールド１０は、銅箔やステンレス鋼等を用いて形成された円筒形状の部材であり、外側に配置されている傾斜磁場コイル３等の部材を送受信用高周波コイル５から発生する高周波磁場から遮蔽し、干渉を防ぐ。

コンソール１１は、操作者から各種指示及び各種情報の入力操作を受け付け、受け付けた入力操作を電気信号に変換して計算機１６に出力する。例えば、コンソール１１は、トラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード、タッチパネル等によって実現される。

ディスプレイ１２は、計算機１６から出力される各種情報及び各種画像を表示する。例えば、ディスプレイ１２は、液晶モニタやＣＲＴ（Cathode Ray Tube）モニタ、タッチパネル等によって実現される。

ＭＲデータ収集回路１３は、受信回路８から出力される磁気共鳴信号を収集し、収集した磁気共鳴信号を増幅及び検波した後にＡ／Ｄ変換することでＭＲデータを生成する。そして、ＭＲデータ収集回路１３は、生成されたＭＲデータを計算機１６に出力する。

ＰＥＴデータ収集回路１４は、ＰＥＴ検出器９から送られる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示す同時計数情報を生成する。そして、ＰＥＴデータ収集回路１４は、生成された同時計数情報を計算機１６に出力する。また、ＰＥＴデータ収集回路１４は、シーケンス制御回路１５から出力される制御信号をＰＥＴ検出器９に出力する。

シーケンス制御回路１５は、計算機１６から出力されるシーケンス実行データに基づいて、傾斜磁場コイル駆動回路４、送信回路７、受信回路８、ＭＲデータ収集回路１３、及びＰＥＴデータ収集回路１４を駆動することで、各種シーケンスを実行する。ここで、シーケンス実行データは、ＭＲ画像やＰＥＴ画像の生成に用いられるデータを収集するための手順を定義した情報であり、傾斜磁場コイル駆動回路４、送信回路７、受信回路８、ＭＲデータ収集回路１３、及びＰＥＴデータ収集回路１４を駆動させるタイミングを定義した情報である。

計算機１６は、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００の全体を制御する。例えば、計算機１６は、コンソール１１を介して操作者から各種入力操作を受け付け、受け付けた操作に応じて、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００の各構成要素を制御する。また、計算機１６は、各種情報及び各種画像をディスプレイ１２に出力する。

具体的には、計算機１６は、記憶回路及び制御回路を備える。記憶回路は、各種データを記憶する。例えば、記憶回路は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子やハードディスク、光ディスク等によって実現される。制御回路は、例えば、撮像条件設定機能、ＭＲ画像生成機能、及びＰＥＴ画像生成機能を有する。

撮像条件設定機能は、コンソール１１を介して操作者から撮像条件の入力を受け付け、入力された撮像条件に基づいて、ＭＲ画像やＰＥＴ画像の生成に用いられるデータを収集するためのシーケンス実行データを生成する。そして、撮像条件設定機能は、生成したシーケンス実行データをシーケンス制御回路１５に出力することで、シーケンス制御回路１５に各種シーケンスを実行させる。

ＭＲ画像生成機能は、ＭＲデータ収集回路１３から送られるＭＲデータに基づいて、２次元又は３次元のＭＲ画像を生成する。また、ＭＲ画像生成機能は、操作者からの要求に応じて、生成されたＭＲ画像をディスプレイ１２に表示する。

ＰＥＴ画像生成機能は、ＰＥＴデータ収集回路１４により生成された同時計数情報を投影データとして用いて、２次元又は３次元のＰＥＴ画像を生成する。また、ＰＥＴ画像生成機能は、操作者からの要求に応じて、生成されたＰＥＴ画像をディスプレイ１２に表示する。

ここで、例えば、ＭＲデータ収集回路１３、ＰＥＴデータ収集回路１４、シーケンス制御回路１５、及び計算機１６の制御回路等の処理回路は、プロセッサによって実現される。その場合に、例えば、各処理回路が有する処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で計算機１６の記憶回路に記憶される。そして、各処理回路は、各プログラムを記憶回路から読み出し、読み出した各プログラムを実行することで、各プログラムに対応する処理機能を実現する。

なお、ここでいうプロセッサは、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ(Graphics Processing Unit)、或いは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。ここで、記憶回路にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むように構成しても構わない。この場合には、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。また、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成され、その機能を実現するようにしてもよい。

また、図１では、ＭＲデータ収集回路１３、ＰＥＴデータ収集回路１４、シーケンス制御回路１５、及び、計算機１６の制御回路が、それぞれ独立した処理回路として実現される場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、各処理回路が有する処理機能が、単一又は複数の処理回路に適宜に分散又は統合されて実現されてもよい。

そして、このような構成のもと、本実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００は、以下で説明するように、ＰＥＴ検出器９によって生じるＭＲ画像の画質の劣化を低減することができるように構成されている。

具体的には、本実施形態では、送受信用高周波コイル５が、被検体Ｓを囲むように配置されるバードケージ型の高周波コイルであり、２つのエンドリングと、当該エンドリングの周方向に沿って間隔を空けて配置された複数のラングとを有する。そして、送受信用高周波コイル５の各ラングが、少なくとも一つのＰＥＴ検出器９と、当該少なくとも一つのＰＥＴ検出器９の周囲を覆う高周波シールドとを含むように構成されている。

図２は、第１の実施形態に係る送受信用高周波コイル５の構成例を示す図である。例えば、図２に示すように、送受信用高周波コイル５は、略円筒形状に形成されたバードケージ型の高周波コイルであり、２つのエンドリング５１と、複数のラング５２とを有する。

２つのエンドリング５１は、それぞれリング状に形成されたコイル導体であり、送受信用高周波コイル５の両端に、互いのリング面が対向するように配置されている。また、複数のラング５２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５１の周方向に沿って略等間隔に配置されている。ここで、各エンドリング５１は、複数のラング５２それぞれの端部を隣り合うラング５２ごとにコンデンサ５３を介して接続することで構成されている。

このように、送受信用高周波コイル５は、周方向に略等間隔で配列されたラング５２及びラング５２の間に挿入されたコンデンサ５３によって、内周側に形成される撮像空間に、所望の周波数で均一な高周波磁場を発生するように調整されている。すなわち、送受信用高周波コイル５は、いわゆるハイパス型のバードケージ型コイルである。

そして、例えば、図２に示すように、送受信用高周波コイル５の各ラング５２は、送受信用高周波コイル５の軸方向に並べられた複数のＰＥＴ検出器９を含んでおり、当該複数のＰＥＴ検出器９の周囲が一体の高周波シールド５４によって覆われている。

このような構成によれば、ＰＥＴ検出器９の周囲を高周波シールド５４で覆うことによって、ＰＥＴ検出器９による送受信用高周波コイル５への干渉を抑えることができる。通常、送受信用高周波コイル５によって発生する高周波磁場は、ラング５２の周辺に主に発生する。つまり、送受信用高周波コイル５は、ラング５２の周辺に感度を有する。そのため、例えば、ラング５２の周辺にＰＥＴ検出器９を配置すると、ＰＥＴ検出器９に含まれる電子機器から発生するノイズが送受信用高周波コイル５によって検出されることがあり得る。これに対し、上記構成では、ＰＥＴ検出器９がラング５２の内部に配置されることになるため、ＰＥＴ検出器９から発生するノイズが送受信用高周波コイル５によって検出されることを抑えることができる。これにより、例えば、高周波シールド５４によって、ＰＥＴ検出器９に含まれる電子機器から発生するノイズが磁気共鳴信号の受信信号に混入することや、ＰＥＴ検出器９によって送受信用高周波コイル５の効率が劣化することを抑えることができる。この結果、ＰＥＴ検出器９によって生じるＭＲ画像の画質の劣化を低減することができるようになる。また、送受信用高周波コイル５によって発生する高周波磁場がＰＥＴ検出器９に与える影響を抑えることもできる。

また、ＰＥＴ検出器９が送受信用高周波コイル５のラング５２に設けられることによって、ＭＲ画像の画質が最も良好となる磁場中心の周辺にＰＥＴ検出器９を配置することが可能になる。これにより、例えば、同じ部位についてＭＲ画像とＰＥＴ画像とを撮像する場合に、被検体Ｓを移動することなく両方の画像を良好に撮像できるようになる。

なお、ここでは、各ラング５２において、複数のＰＥＴ検出器９の周囲が一体の高周波シールド５４によって覆われる場合の例を説明したが、ラングの構成は、これに限られない。例えば、各ラングにおいて、複数のＰＥＴ検出器９の周囲が、１つ又は複数のＰＥＴ検出器９ごとに別の高周波シールドによって覆われるように構成されてもよい。

図３は、第１の実施形態に係る送受信用高周波コイル５の他の構成例を示す図である。なお、図３に示す例では、図示の便宜上、送受信用高周波コイル５が有するラングのうちの一部のラングのみを示している。例えば、図３に示すように、各ラング１５２は、送受信用高周波コイル５の軸方向に並べられた複数のＰＥＴ検出器９を含んでいる。そして、複数のＰＥＴ検出器９の周囲は、１つのＰＥＴ検出器９ごとに別の高周波シールド１５４によって覆われており、各高周波シールド１５４が、例えば導体片１５５によって電気的に接続されている。

このように、ＰＥＴ検出器９ごとに高周波シールドを分けることによって、１つのラングの中に隙間を設けることができる。高周波磁場は、コイル導体の間の空間に発生するため、このようにラングの中に隙間が設けられることによって、高周波磁場をより効率よく発生させることができるようになる。なお、図３では、１つのＰＥＴ検出器９ごとに高周波シールドが分けられている場合の例を示したが、高周波シールドは、軸方向に並ぶ複数のＰＥＴ検出器９ごとに分けられていてもよい。

また、図２及び３に示す例では、図示の便宜上、各ラングが３つのＰＥＴ検出器９を含んでいる様子を示しているが、各ラングが含むＰＥＴ検出器の数は３つに限られない。例えば、１つのラングに含まれるＰＥＴ検出器の数は、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００に要求される使用に応じて適宜に決められる。すなわち、各ラングは、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００の仕様に応じて、１つ又は複数のＰＥＴ検出器９を含んで構成される。ここで、ＰＥＴ検出器の数が多いほど、広い範囲でガンマ線を検出できるようになり、ＰＥＴ画像を撮像可能な範囲を広くすることができる。

図４は、第１の実施形態に係る送受信用高周波コイル５の電気的な接続の一例を示す図である。例えば、図４に示すように、本実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置１００は、送受信用高周波コイル５に接続される構成として、送受信用ケーブル１７と、高周波遮断回路１８と、信号線及び制御線１９と、高周波遮断回路２０とを備える。なお、図４に示す例では、図示の便宜上、信号線及び制御線１９を１つの線にまとめて図示しているが、信号線及び制御線１９は、それぞれが１つ又は複数の線として設けられている。

送受信用ケーブル１７は、一方の端部がラング５２の間に挿入されたコンデンサ５３に接続され、他方の端部が送受信切り替え器６に接続されている。そして、送受信用ケーブル１７は、送受信切り替え器６から出力される高周波パルスを送受信用高周波コイル５へ伝送し、送受信用高周波コイル５から出力される磁気共鳴信号を送受信切り替え器６へ伝送する。ここで、例えば、送受信用ケーブル１７には、高周波遮断回路１８が接続されている。この高周波遮断回路１８は、送受信用ケーブル１７の外被に流れる高周波電流を遮断するものである。

信号線及び制御線１９は、一方の端部が各ＰＥＴ検出器９に接続され、他方の端部がＰＥＴデータ収集回路１４に接続されている。ここで、信号線及び制御線１９のうち、信号線は、ＰＥＴデータ収集回路１４から出力される制御信号を各ＰＥＴ検出器９に伝送し、制御線は、各ＰＥＴ検出器９から出力される計数情報の信号をＰＥＴデータ収集回路１４へ伝送する。そして、信号線及び制御線１９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ており、さらに、高周波遮断回路２０が接続されている。この高周波遮断回路２０も、信号線及び制御線１９の外被に流れる高周波電流を遮断する。

図５は、第１の実施形態に係るＰＥＴ検出器９に接続される信号線及び制御線１９の構成例を示す図である。例えば、図５に示すように、信号線及び制御線１９は、それぞれが束ねられた状態で、高周波シールド２１で覆われている。そして、例えば、信号線及び制御線１９は、傾斜磁場コイル３と送受信用高周波コイル５との間に配置された高周波シールド１０の内周側において、高周波シールド１０に接触させた状態で配設されている。

このように、高周波シールド２１で覆われた信号線及び制御線１９を別の高周波シールド１０に接触させた状態で配設することによって、信号線及び制御線１９の経路上で発生するノイズによる送受信用高周波コイル５への影響を抑えることができる。

さらに、例えば、信号線及び制御線１９は、送受信用高周波コイル５における等電位面（グラウンド）を通って配設されている。

このように、信号線及び制御線１９が、送受信用高周波コイル５における等電位面を通って配設されることで、送受信用高周波コイル５の効率の低下を最小限に抑えることができる。なお、信号線及び制御線１９が精度よく等電位面に沿って配設されている場合には、高周波遮断回路２０は不要となる。

このような構成によれば、ＰＥＴ検出器９による送受信用高周波コイル５への影響をより確実に抑えることができる。なお、ここでは、信号線及び制御線１９の両方が上記構成を有する場合の例を説明したが、信号線及び制御線１９の一方が上記構成を有していてもよい。

図６は、第１の実施形態に係るＰＥＴ検出器９の構成例を示す図である。例えば、図６に示すように、ＰＥＴ検出器９は、信号検出器９ａと、増幅器９ｂと、Ａ／Ｄ変換器９ｃと、Ｉ／Ｏインターフェース９ｄと、光ファイバー９ｅとを含む。

信号検出器９ａは、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。増幅器９ｂは、信号検出器９ａから出力されるアナログ信号を増幅する。Ａ／Ｄ変換器９ｃは、増幅器９ｂによって増幅されたアナログ信号をデジタル信号に変換する。Ｉ／Ｏインターフェース９ｄは、Ａ／Ｄ変換器９ｃによって得られたデジタル信号を光信号に変換する。光ファイバー９ｅは、一方の端部がＩ／Ｏインターフェース９ｄに接続され、他方の端部が、ＰＥＴデータ収集回路１４へ通じる信号線に接続されており、Ｉ／Ｏインターフェース９ｄから出力される光信号をＰＥＴデータ収集回路１４へ伝送する。

そして、ＰＥＴ検出器９は、前述したように、高周波シールド５４によって覆われている。このため、ＰＥＴ検出器９に含まれるＡ／Ｄ変換器９ｃ等から発生するノイズがＰＥＴ検出器９の外部へ伝わることを抑えることができる。また、信号検出器９ａによって検出された電気的な信号が光信号に変換されて、光ファイバー９ｅを介して伝送されるので、伝送経路上で生じるノイズの発生を防ぐことができる。これにより、ＰＥＴ検出器９による送受信用高周波コイル５への干渉をさらに低減することができる。

上述したように、第１の実施形態によれば、ＰＥＴ検出器９の送受信用高周波コイル５への干渉を抑えることができ、ＰＥＴ検出器９によって生じるＭＲ画像の画質の劣化を低減することができる。

以上、第１の実施形態について説明したが、上述した第１の実施形態は、構成要素の一部を適宜に変形して実施することも可能である。そこで、以下では、第１の実施形態の変形例を他の実施形態として説明する。なお、以下では、各実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置について、第１の実施形態と異なる点を中心に説明することとし、第１の実施形態又は他の実施形態と共通する点については詳細な説明を省略する。また、以下の説明及び各図において、同じ役割を果たす構成要素については同じ符号を付している。

（第２の実施形態）
まず、第２の実施形態について説明する。第２の実施形態は、ＰＥＴ検出器９を含む高周波コイルが、静磁場磁石１及び傾斜磁場コイル３の内側に設置された全身用コイルであり、かつ、被検体Ｓに対する高周波磁場の送信を行うものである場合の例である。

図７は、第２の実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成例を示す図である。例えば、図７に示すように、本実施形態に係る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２０５ａ、受信用高周波コイル２０５ｂ、送信回路２０７、受信回路２０８、複数のＰＥＴ検出器９、高周波シールド１０、コンソール１１、ディスプレイ１２、ＭＲデータ収集回路１３、ＰＥＴデータ収集回路１４、シーケンス制御回路１５、及び計算機１６を備える。

送信用高周波コイル２０５ａは、中空の略円筒形状に形成された全身用コイルであり、傾斜磁場コイル３の内周側に設置されている。そして、被検体Ｓの撮像が行われる際には、送信用高周波コイル２０５ａは、送信回路２０７から出力される高周波パルスに基づいて、撮像空間内に置かれた被検体Ｓに高周波磁場を印加する。

受信用高周波コイル２０５ｂは、中空の略円筒形状に形成された局所用コイルであり、寝台２の天板２ａ上に配置されている。そして、被検体Ｓの撮像が行われる際には、受信用高周波コイル２０５ｂは、天板２ａとともに撮像空間内へ移動され、高周波磁場の印加により被検体Ｓから発せられる磁気共鳴信号を検出し、受信回路２０８に出力する。

例えば、受信用高周波コイル２０５ｂは、頭部用のコイル、頚部用のコイル、肩用のコイル、胸部用のコイル、腹部用のコイル、下肢用のコイル、脊椎用のコイル等である。なお、図７では、一例として、受信用高周波コイル２０５ｂが腹部用のコイルである場合の例を示している。

送信回路２０７は、送信用高周波コイル２０５ａに高周波パルスを出力する。受信回路２０８は、受信用高周波コイル２０５ｂから磁気共鳴信号を受信し、受信した磁気共鳴信号をＭＲデータ収集回路１３に出力する。

このような構成のもと、本実施形態では、送信用高周波コイル２０５ａが、被検体Ｓを囲むように配置されるバードケージ型の高周波コイルであり、２つのエンドリングと、当該エンドリングの周方向に沿って間隔を空けて配置された複数のラングとを有する。そして、送信用高周波コイル２０５ａの各ラングが、少なくとも一つのＰＥＴ検出器９と、当該少なくとも一つのＰＥＴ検出器９の周囲を覆う高周波シールドとを含むように構成されている。

ここで、本実施形態に係る送信用高周波コイル２０５ａは、受信用の構成を除いて、第１の実施形態で説明した送受信用高周波コイル５と同様の構成を有する。したがって、本実施形態に係る送信用高周波コイル２０５ａによれば、第１の実施形態と同様に、ＰＥＴ検出器９による送信用高周波コイル２０５ａへの干渉を抑えることができる。

図８は、第２の実施形態に係る送信用高周波コイル２０５ａの電気的な接続の一例を示す図である。例えば、図８に示すように、本実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置２００は、送信用高周波コイル２０５ａに接続される構成として、送信回路２０７へ通じる送信用ケーブル２１７と、送信用ケーブル２１７に接続された高周波遮断回路２１８と、信号線及び制御線１９と、高周波遮断回路２０とを備える。

そして、送信用高周波コイル２０５ａは、ラング５２ごとに、送信時には送信用高周波コイル２０５ａを所望の同調状態にし、受信時には送信用高周波コイル２０５ａを非同調状態にするスイッチ機能をさらに有する。

例えば、送信用高周波コイル２０５ａは、スイッチ機能として、各ラング５２に直列に接続されたＰＩＮダイオード２５６と、ＰＩＮダイオード２５６の両端に接続され、ＰＩＮダイオード２５６に給電する２つのチョーク付き給電ケーブル２５７とを有する。

送信時には、ＰＩＮダイオード２５６の順方向に電流が流されることで、ＰＩＮダイオード２５６がオン状態となる。これにより、送信用高周波コイル２０５ａは同調状態となる。一方、受信時には、チョーク付き給電ケーブル２５７を通してＰＩＮダイオード２５６に逆電圧が印加されることで、ＰＩＮダイオード２５６がオフ状態となる。これにより、送信用高周波コイル２０５ａは非同調状態となり、受信用高周波コイル２０５ｂによる磁気共鳴信号の受信が可能な状態となる。

上述したように、第２の実施形態によれば、第１の実施形態と同様に、ＰＥＴ検出器９の送受信用高周波コイル５への干渉を抑えることができ、ＰＥＴ検出器９によって生じるＭＲ画像の画質の劣化を低減することができる。

（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３の実施形態は、ＰＥＴ検出器９を含む高周波コイルが、被検体Ｓにおける撮像対象の部位に応じて形成された局所用コイルであり、かつ、被検体Ｓに対する高周波磁場の送信及び被検体Ｓから発せられる磁気共鳴信号の受信の両方を行うものである場合の例である。

図９は、第３の実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成例を示す図である。例えば、図９に示すように、本実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置３００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３０５、送受信切り替え器６、送信回路７、受信回路８、複数のＰＥＴ検出器９、高周波シールド１０、コンソール１１、ディスプレイ１２、ＭＲデータ収集回路１３、ＰＥＴデータ収集回路１４、シーケンス制御回路１５、及び計算機１６を備える。

送受信用高周波コイル３０５は、中空の略円筒形状に形成された局所用コイルであり、寝台２の天板２ａ上に配置されている。そして、被検体Ｓの撮像が行われる際には、送受信用高周波コイル３０５は、天板２ａとともに撮像空間内へ移動され、送受信切り替え器６から出力される高周波パルスに基づいて、撮像空間内に置かれた被検体Ｓに高周波磁場を印加する。また、送受信用高周波コイル３０５は、高周波磁場の印加により被検体Ｓから発せられる磁気共鳴信号を検出し、送受信切り替え器６に出力する。

例えば、送受信用高周波コイル３０５は、頭部用のコイル、頚部用のコイル、肩用のコイル、胸部用のコイル、腹部用のコイル、下肢用のコイル、脊椎用のコイル等である。なお、図９では、一例として、送受信用高周波コイル３０５が頭部用のコイルである場合の例を示している。

このような構成のもと、本実施形態では、送受信用高周波コイル３０５が、被検体Ｓを囲むように配置されるバードケージ型の高周波コイルであり、２つのエンドリングと、当該エンドリングの周方向に沿って間隔を空けて配置された複数のラングとを有する。そして、送受信用高周波コイル３０５の各ラングが、少なくとも一つのＰＥＴ検出器９と、当該少なくとも一つのＰＥＴ検出器９の周囲を覆う高周波シールドとを含むように構成されている。

ここで、本実施形態に係る送受信用高周波コイル３０５は、全体の大きさは小さくなるが、第１の実施形態で説明した送受信用高周波コイル５と同様の構成を有する。したがって、本実施形態に係る送受信用高周波コイル３０５によれば、第１の実施形態と同様に、ＰＥＴ検出器９による送受信用高周波コイル３０５への干渉を抑えることができる。

上述したように、第３の実施形態によれば、第１の実施形態と同様に、ＰＥＴ検出器９の送受信用高周波コイル５への干渉を抑えることができ、ＰＥＴ検出器９によって生じるＭＲ画像の画質の劣化を低減することができる。

（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、ＰＥＴ検出器９を含む高周波コイルが、被検体Ｓにおける撮像対象の部位に応じて形成された局所用コイルであり、かつ、被検体Ｓに対する高周波磁場の送信及び被検体Ｓから発せられる磁気共鳴信号の受信の両方を行うものである場合の例であり、さらに、高周波コイルが、寝台２とは別の駆動式の台に配置される場合の例である。

図１０は、第４の実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成例を示す図である。例えば、図１０に示すように、本実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置４００は、静磁場磁石１、寝台４０２、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４０５、送受信切り替え器６、送信回路７、受信回路８、複数のＰＥＴ検出器９、高周波シールド１０、コンソール１１、ディスプレイ１２、ＭＲデータ収集回路１３、ＰＥＴデータ収集回路１４、シーケンス制御回路１５、計算機１６、及び高周波コイル挿入台４３０を備える。

寝台４０２は、被検体Ｓが載せられる天板２ａを備え、被検体Ｓの撮像が行われる際に、被検体Ｓが載せられた天板２ａを静磁場磁石１及び傾斜磁場コイル３の内周側に形成された撮像空間内へ移動する。

そして、本実施形態では、寝台４０２は、天板２ａの静磁場磁石１側の端部に取り付けられた支持部材４０２ｂをさらに備える。支持部材４０２ｂは、天板２ａの端部から天板２ａの長手方向に延出するように設けられており、天板２ａ上に被検体Ｓが置かれた際に撮像対象の部位が配置される。また、支持部材４０２ｂは、送受信用高周波コイル４０５の内周側に撮像対象の部位とともに挿入可能な大きさに形成されている。なお、図１０では、一例として、撮像対象の部位が頭部である場合の例を示している。

高周波コイル挿入台４３０は、送受信用高周波コイル４０５が配置される挿入板４３０ａを備え、被検体Ｓの撮像が行われる際に、送受信用高周波コイル４０５が配置された挿入板４３０ａを静磁場磁石１及び傾斜磁場コイル３の内周側に形成された撮像空間内へ移動する。ここで、高周波コイル挿入台４３０は、静磁場磁石１に対して寝台４０２の反対側に配置されており、被検体Ｓとは反対の側から撮像空間内へ送受信用高周波コイル４０５を移動する。このとき、高周波コイル挿入台４３０は、撮像対象の部位が送受信用高周波コイル４０５の内周側に配置されるように、送受信用高周波コイル４０５を移動する。

送受信用高周波コイル４０５は、中空の略円筒形状に形成された局所用コイルであり、高周波コイル挿入台４３０の挿入板４３０ａ上に配置されている。そして、被検体Ｓの撮像が行われる際には、送受信用高周波コイル４０５は、挿入板４３０ａとともに撮像空間内へ移動され、送受信切り替え器６から出力される高周波パルスに基づいて、撮像空間内に置かれた被検体Ｓに高周波磁場を印加する。また、送受信用高周波コイル４０５は、高周波磁場の印加により被検体Ｓから発せられる磁気共鳴信号を検出し、送受信切り替え器６に出力する。

例えば、送受信用高周波コイル４０５は、頭部用のコイル、頚部用のコイル、下肢用のコイル等である。なお、図１０では、一例として、送受信用高周波コイル３０５が頭部用のコイルである場合の例を示している。

このような構成のもと、本実施形態では、送受信用高周波コイル４０５が、被検体Ｓを囲むように配置されるバードケージ型の高周波コイルであり、２つのエンドリングと、当該エンドリングの周方向に沿って間隔を空けて配置された複数のラングとを有する。そして、送受信用高周波コイル４０５の各ラングが、少なくとも一つのＰＥＴ検出器９と、当該少なくとも一つのＰＥＴ検出器９の周囲を覆う高周波シールドとを含むように構成されている。

ここで、本実施形態に係る送受信用高周波コイル４０５は、全体の大きさは小さくなるが、第１の実施形態で説明した送受信用高周波コイル５と同様の構成を有する。したがって、本実施形態に係る送受信用高周波コイル４０５によれば、第１の実施形態と同様に、ＰＥＴ検出器９による送受信用高周波コイル４０５への干渉を抑えることができる。

上述したように、第４の実施形態によれば、第１の実施形態と同様に、ＰＥＴ検出器９の送受信用高周波コイル５への干渉を抑えることができ、ＰＥＴ検出器９によって生じるＭＲ画像の画質の劣化を低減することができる。

（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、ＰＥＴ検出器９を含む高周波コイルが、被検体Ｓにおける撮像対象の部位に応じて形成された局所用コイルであり、かつ、被検体Ｓから発せられる磁気共鳴信号の受信を行うものである場合の例である。

図１１は、第５の実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成例を示す図である。例えば、図１１に示すように、本実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置５００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５０５ａ、受信用高周波コイル５０５ｂ、送信回路２０７、受信回路２０８、複数のＰＥＴ検出器９、高周波シールド１０、コンソール１１、ディスプレイ１２、ＭＲデータ収集回路１３、ＰＥＴデータ収集回路１４、シーケンス制御回路１５、及び計算機１６を備える。

送信用高周波コイル５０５ａは、中空の略円筒形状に形成された全身用コイルであり、傾斜磁場コイル３の内周側に設置されている。そして、被検体Ｓの撮像が行われる際には、送信用高周波コイル５０５ａは、送信回路２０７から出力される高周波パルスに基づいて、撮像空間内に置かれた被検体Ｓに高周波磁場を印加する。

受信用高周波コイル５０５ｂは、中空の略円筒形状に形成された局所用コイルであり、寝台２の天板２ａ上に配置されている。そして、被検体Ｓの撮像が行われる際には、受信用高周波コイル５０５ｂは、天板２ａとともに撮像空間内へ移動され、高周波磁場の印加により被検体Ｓから発せられる磁気共鳴信号を検出し、受信回路２０８に出力する。

例えば、受信用高周波コイル５０５ｂは、頭部用のコイル、頚部用のコイル、肩用のコイル、胸部用のコイル、腹部用のコイル、下肢用のコイル、脊椎用のコイル等である。なお、図１１では、一例として、受信用高周波コイル５０５ｂが腹部用のコイルである場合の例を示している。

このような構成のもと、本実施形態では、受信用高周波コイル５０５ｂが、被検体Ｓを囲むように配置されるバードケージ型の高周波コイルであり、２つのエンドリングと、当該エンドリングの周方向に沿って間隔を空けて配置された複数のラングとを有する。そして、受信用高周波コイル５０５ｂの各ラングが、少なくとも一つのＰＥＴ検出器９と、当該少なくとも一つのＰＥＴ検出器９の周囲を覆う高周波シールドとを含むように構成されている。

ここで、本実施形態に係る受信用高周波コイル５０５ｂは、送信用の構成を除いて、全体の大きさは小さくなるが、第１の実施形態で説明した送受信用高周波コイル５と同様の構成を有する。したがって、本実施形態に係る受信用高周波コイル５０５ｂによれば、第１の実施形態と同様に、ＰＥＴ検出器９による受信用高周波コイル５０５ｂへの干渉を抑えることができる。

図１２は、第５の実施形態に係る受信用高周波コイル５０５ｂの電気的な接続の一例を示す図である。例えば、図１２に示すように、本実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置５００は、受信用高周波コイル５０５ｂに接続される構成として、受信回路２０８へ通じる受信用ケーブル５１７と、受信用ケーブル５１７に接続された高周波遮断回路１８とを備える。

そして、受信用高周波コイル５０５ｂは、ラング５２ごとに、受信時には受信用高周波コイル５０５ｂを所望の同調状態にし、送信時には受信用高周波コイル５０５ｂを非同調状態にするスイッチ機能をさらに有する。

例えば、受信用高周波コイル５０５ｂは、スイッチ機能として、エンドリング５１のコンデンサ５３に並列に接続されたＰＩＮダイオード６５６と、ＰＩＮダイオード６５６の両端に接続され、ＰＩＮダイオード２５６に給電する２つのチョーク付き給電ケーブル６５７と、インダクタ６５８とを有する。ここで、コンデンサ５３とインダクタ６５８とは、受信用高周波コイル５０５ｂと同じ周波数で共振するように調整されている。

送信時には、ＰＩＮダイオード６５６の順方向に電流が流されることで、ＰＩＮダイオード６５６がオン状態となり、コンデンサ５３とインダクタ６５８とが同調状態となる。これにより、コンデンサ５３の両端が高インピーダンスとなり、受信用高周波コイル５０５ｂは非同調状態となる。一方、受信時には、チョーク付き給電ケーブル６５７を通してＰＩＮダイオード６５６に逆電圧が印加されることで、ＰＩＮダイオード６５６がオフ状態となる。これにより、受信用高周波コイル５０５ｂは同調状態となり、受信用高周波コイル５０５ｂによる磁気共鳴信号の受信が可能な状態となる。

上述したように、第５の実施形態によれば、第１の実施形態と同様に、ＰＥＴ検出器９の送受信用高周波コイル５への干渉を抑えることができ、ＰＥＴ検出器９によって生じるＭＲ画像の画質の劣化を低減することができる。

（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、ＰＥＴ検出器９を含む高周波コイルが、被検体Ｓにおける撮像対象の部位に応じて形成された局所用コイルであり、かつ、被検体Ｓから発せられる磁気共鳴信号の受信を行うものである場合の例であり、さらに、高周波コイルが、寝台２とは別の駆動式の台によって移動される場合の例である。

図１３は、第６の実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成例を示す図である。例えば、図１３に示すように、本実施形態に係るＰＥＴ−ＭＲＩ装置４００は、静磁場磁石１、寝台４０２、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６０５ａ、受信用高周波コイル６０５ｂ、送信回路２０７、受信回路２０８、複数のＰＥＴ検出器９、高周波シールド１０、コンソール１１、ディスプレイ１２、ＭＲデータ収集回路１３、ＰＥＴデータ収集回路１４、シーケンス制御回路１５、計算機１６、及び高周波コイル挿入台４３０を備える。

送信用高周波コイル６０５ａは、中空の略円筒形状に形成された全身用コイルであり、傾斜磁場コイル３の内周側に設置されている。そして、被検体Ｓの撮像が行われる際には、送信用高周波コイル６０５ａは、送信回路２０７から出力される高周波パルスに基づいて、撮像空間内に置かれた被検体Ｓに高周波磁場を印加する。

受信用高周波コイル６０５ｂは、中空の略円筒形状に形成された局所用コイルであり、高周波コイル挿入台４３０の挿入板４３０ａ上に配置されている。そして、被検体Ｓの撮像が行われる際には、受信用高周波コイル６０５ｂは、挿入板４３０ａとともに撮像空間内へ移動され、高周波磁場の印加により被検体Ｓから発せられる磁気共鳴信号を検出し、受信回路２０８に出力する。

例えば、受信用高周波コイル６０５ｂは、頭部用のコイル、頚部用のコイル、下肢用のコイル等である。なお、図１３では、一例として、受信用高周波コイル６０５ｂが頭部用のコイルである場合の例を示している。

このような構成のもと、本実施形態では、受信用高周波コイル６０５ｂが、被検体Ｓを囲むように配置されるバードケージ型の高周波コイルであり、２つのエンドリングと、当該エンドリングの周方向に沿って間隔を空けて配置された複数のラングとを有する。そして、受信用高周波コイル６０５ｂの各ラングが、少なくとも一つのＰＥＴ検出器９と、当該少なくとも一つのＰＥＴ検出器９の周囲を覆う高周波シールドとを含むように構成されている。

ここで、本実施形態に係る受信用高周波コイル６０５ｂは、送信用の構成を除いて、全体の大きさは小さくなるが、第１の実施形態で説明した送受信用高周波コイル５と同様の構成を有する。したがって、本実施形態に係る受信用高周波コイル６０５ｂによれば、第１の実施形態と同様に、ＰＥＴ検出器９による受信用高周波コイル６０５ｂへの干渉を抑えることができる。なお、本実施形態に係る受信用高周波コイル６０５ｂは、図１２に示したスイッチ機能と同様の構成も有する。

上述したように、第６の実施形態によれば、第１の実施形態と同様に、ＰＥＴ検出器９の送受信用高周波コイル５への干渉を抑えることができ、ＰＥＴ検出器９によって生じるＭＲ画像の画質の劣化を低減することができる。

以上、第１〜第６の実施形態について説明したが、上述した各実施形態は、さらに変形して実施することも可能である。そこで、以下では、各実施形態に共通するいくつかの変形例について説明する。

（第１の変形例）
まず、第１の変形例について説明する。第１の変形例は、ＰＥＴ検出器９を覆う高周波シールドに、渦電流を低減するためのスリットが形成されている場合の例である。

図１４は、第１の変形例に係る高周波シールドの構成例を示す図である。なお、図１４は、ＰＥＴ検出器９を覆う高周波シールド７５４の断面図を示している。例えば、図１４に示すように、本変形例では、高周波シールド７５４は、それぞれ板状に形成された第１の導体７５４ａ、第２の導体７５４ｂ及び誘電体７５４ｃを有する。ここで、第１の導体７５４ａは、誘電体７５４ｃの一方の面上に配置されており、第２の導体７５４ｂは、誘電体７５４ｃの他方の面上に配置されている。

そして、第１の導体７５４ａには、複数の直線状のスリット７５４ｄが所定の間隔で形成されており、第２の導体７５４ｂにも、複数の直線状のスリット７５４ｅが同じ間隔で形成されている。ここで、第１の導体７５４ａと第２の導体７５４ｂとは、互いのスリットが平行に配置され、かつ、互いのスリットの位置がスリットに直交する方向にずれるように配置されている。なお、第１の導体７５４ａ及び第２の導体７５４ｂそれぞれに形成されるスリットは、高周波コイルの軸方向に沿って形成されてもよいし、周方向に沿って形成されてもよい。

この構成によれば、誘電体７５４ｃの両面に配置された第１の導体７５４ａ及び第２の導体７５４ｂそれぞれにスリットが形成されることで、第１の導体７５４ａと第２の導体７５４ｂとの間に挟まれた部分が、コンデンサ（容量性素子）を形成することになる。ここで、誘電体７５４ｃの厚みを十分に薄くすることによって、コンデンサのインピーダンスを磁気共鳴周波数に対して十分に低くすることができる。その結果、高周波シールド７５４は、磁気共鳴周波数において十分な良導体とみなされるようになり、高周波シールドとしての役割を果たすことができる。

このように、第１の変形例では、ＰＥＴ検出器９を覆う高周波シールド７５４にスリットが形成されているため、傾斜磁場によって高周波シールド７５４の面上に誘起される渦電流を低減することができる。この結果、渦電流によって発生する渦電流磁場に起因するＭＲ画像又はＰＥＴ画像の画質の劣化を防ぐことができる。

（第２の変形例）
次に、第２の変形例について説明する。第２の変形例は、ＰＥＴ検出器９を覆う高周波シールドが、網状の部材で形成されている場合の例である。

図１５は、第２の変形例に係る高周波シールドの構成例を示す図である。なお、図１５は、ＰＥＴ検出器９を覆う高周波シールド８５４の外観を示している。例えば、図１５に示すように、本変形例では、高周波シールド８５４は、金属で作製された網構造の部材で形成されている。

このように、第２の変形例では、ＰＥＴ検出器９を覆う高周波シールド８５４が網状の部材で形成されているため、高周波シールド８５４における導体の断面積が減ることになり、傾斜磁場によって発生する渦電流が流れにくくなる。この一方で、高周波的には網線の表面積が効くため、網目をある程度細かくすることで十分な表面積を確保でき、網状の部材を高周波シールドとして機能させることができる。

（第３の変形例）
次に、第３の変形例について説明する。第３の変形例は、ＰＥＴ検出器９を含む高周波コイルの各ラングが、高周波コイルの円筒面に沿って、エンドリングの周方向に対して斜めに配置されている場合の例である。

図１６及び１７は、第３の変形例に係る高周波コイルの構成例を示す図である。なお、図１６及び１７に示す例では、図示の便宜上、高周波コイルが有するラングのうちの一部のラングのみを示している。また、図１７は、高周波コイルの等価的な電気回路を示している。

例えば、図１６に示すように、本変形例では、高周波コイルの各ラング９５２は、高周波コイルの円筒面に沿って、エンドリング５１の周方向に対して斜めの方向に並べられた複数のＰＥＴ検出器９を含んでいる。そして、複数のＰＥＴ検出器９の周囲は、１つのＰＥＴ検出器９ごとに別の高周波シールド９５４によって覆われており、各高周波シールド９５４が、例えば導体片９５５によって電気的に接続されている。

すなわち、本変形例では、ＰＥＴ検出器９が、高周波コイルの周方向に沿って複数並べられ、かつ、周方向に並べられたＰＥＴ検出器９の列が、高周波コイルの周方向に位置をずらしながら、高周波コイルの軸方向に沿って複数並べられている。

そして、例えば、図１７に示すように、本変形例では、エンドリング５１の周方向に対して斜めの方向に並ぶ高周波シールド９５４を導体片９５５によって接続することによって、ラング９５２が形成されている。また、複数のラング９５２それぞれの両端に位置するＰＥＴ検出器９を覆う高周波シールド９５４を周方向に隣り合う高周波シールド９５４ごとにコンデンサ５３を介して接続することによって、エンドリング５１が構成されている。

なお、ここでは、斜めに並ぶＰＥＴ検出器９によってラング９５２が構成される場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、上述したようにＰＥＴ検出器９が配置されたうえで、軸方向に並ぶＰＥＴ検出器９によってラングが構成されてもよい。その場合には、ラングごとにＰＥＴ検出器９の数が異なることになり、各ラング９５２のインピーダンスにばらつきが生じることがあり得る。これに対し、図１６に示したように、斜めに並ぶＰＥＴ検出器９でラング９５２が構成される場合は、このようなラング間のインピーダンスのばらつきを防ぐことが可能である。

また、図１６では、１つのＰＥＴ検出器９ごとに高周波シールドが分けられている場合の例を示したが、高周波シールドは、軸方向に並ぶ複数のＰＥＴ検出器９ごとに分けられていてもよい。

このように、第３の変形例では、高周波コイルの各ラング９５２が、高周波コイルの円筒面に沿って、エンドリング５１の周方向に対して斜めに配置されている。この構成によれば、高周波コイルの周方向に複数のＰＥＴ検出器９がずらして配置されることになるため、ガンマ線を空間的により均一に検出することができるようになる。

（第４の変形例）
次に、第４の変形例について説明する。第４の変形例は、ＰＥＴ検出器９を含む高周波コイルが有する複数のラングのうちの一部のラングに、当該ラングの少なくとも一部に高周波コイルの内周側から外周側へ貫通する間隙が設けられている場合の例である。

図１８及び１９は、第４の変形例に係る高周波コイルの構成例を示す図である。なお、図１８は、図２に示した高周波コイルを変形した例を示しており、図１９は、図３に示した高周波コイルを変形した例を示している。

例えば、図１８に示すように、本変形例では、高周波コイル１０５が有する複数のラングのうちの一部のラング１０５２の一部に、高周波コイル１０５の内周側から外周側へ貫通する間隙１０５９が設けられている。

例えば、一部のラング１０５２は、高周波コイル１０５の軸方向に並べられた複数のＰＥＴ検出器９を含んでいる。ここで、一部のラング１０５２に含まれる複数のＰＥＴ検出器９は、高周波コイル１０５の軸方向における中心付近を除いた範囲に並べられている。そして、複数のＰＥＴ検出器９の周囲は、１つ又は複数のＰＥＴ検出器９ごとに別の高周波シールド１０５４で覆われており、各高周波シールド１０５４が、例えば導体片１０５５によって電気的に接続されている。

このような構成によれば、ラング１０５２において、高周波コイル１０５の軸方向における中心付近に間隙１０５９が設けられることになる。ここで、例えば、間隙１０５９の大きさは、高周波コイル１０５の用途に応じて決められる。この場合に、間隙１０５９の位置に放出されるガンマ線については、例えば、計算機１６のＰＥＴ画像生成機能がデータの補間処理を行うことによって補われる。

なお、一部のラング１０５２以外のラングは、図２に示したラング５２と同様の構成を有している。または、例えば、図１９に示すように、一部のラング１０５２以外のラングは、図３に示したラング１５２と同様の構成を有していてもよい。

このように、第４の変形例では、高周波コイル１０５が有する複数のラングのうちの一部のラング１０５２の少なくとも一部に間隙１０５９が設けられている。例えば、本変形例に係る高周波コイル１０５は、頭部用の高周波コイルとして用いられ、間隙１０５９の位置が被検体の目の前に配置されるように装着される。これにより、被検体の視界を遮ることなく、ＭＲ画像又はＰＥＴ画像を撮像することができるようになる。

以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置において、ＰＥＴ検出器によって生じるＭＲ画像の画質の劣化を低減することができる。

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
９ ＰＥＴ検出器
５２ ラング
５４ 高周波シールド

Claims (12)

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、
   前記被検体を囲むように配置され、２つのエンドリングと、当該エンドリングの周方向に沿って間隔を空けて配置された複数のラングとを有するバードケージ型の高周波コイルとを備え、
   前記高周波コイルの各ラングが、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少なくとも一つのＰＥＴ検出器と、当該少なくとも一つのＰＥＴ検出器の周囲を覆う高周波シールドとを含む、
   ＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
2. 前記高周波コイルは、前記静磁場磁石及び前記傾斜磁場コイルの内側に設置された全身用コイル、又は、前記被検体における撮像対象の部位に応じて形成された局所用コイルである、
   請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
3. 前記高周波コイルは、前記被検体に対する高周波磁場の送信及び前記被検体から発せられる磁気共鳴信号の受信の一方又は両方を行うものである、
   請求項１又は２に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
4. 前記各ラングは、複数のＰＥＴ検出器を含んでおり、当該複数のＰＥＴ検出器の周囲が一体の高周波シールドによって覆われている、
   請求項１、２又は３に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
5. 前記各ラングは、複数のＰＥＴ検出器を含んでおり、当該複数のＰＥＴ検出器の周囲が１つ又は複数のＰＥＴ検出器ごとに別の高周波シールドによって覆われており、各高周波シールドが電気的に接続されている、
   請求項１〜４のいずれか一つに記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
6. 前記各ラングは、前記高周波コイルの円筒面に沿って、前記エンドリングの周方向に対して斜めに配置されている、
   請求項１〜５のいずれか一つに記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
7. 前記ＰＥＴ検出器は、
   前記ガンマ線をアナログ信号に変換して検出する信号検出器と、
   前記信号検出器から出力されるアナログ信号を増幅する増幅器と、
   前記増幅器によって増幅されたアナログ信号をデジタル信号に変換する変換器と、
   を含む、
   請求項１〜６のいずれか一つに記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
8. 前記高周波シールドには、スリットが形成されている、
   請求項１〜７のいずれか一つに記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
9. 前記ＰＥＴ検出器に接続される信号線及び制御線の少なくとも一方が、前記高周波コイルにおける等電位面を通って配設されている、
   請求項１〜８のいずれか一つに記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
10. 前記ＰＥＴ検出器に接続される信号線及び制御線の少なくとも一方が、高周波シールドで覆われている、
    請求項１〜９のいずれか一つに記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
11. 前記複数のラングのうちの一部のラングには、当該ラングの少なくとも一部に前記高周波コイルの内周側から外周側へ貫通する間隙が設けられている、
    請求項１〜１０のいずれか一つに記載のＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
12. ＰＥＴ−ＭＲＩ装置に備えられるバードケージ型の高周波コイルであって、
    ２つのエンドリングと、
    前記エンドリングの周方向に沿って間隔を空けて配置された複数のラングとを有し、
    前記高周波コイルの各ラングが、
    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少なくとも一つのＰＥＴ検出器と、
    前記少なくとも一つのＰＥＴ検出器の周囲を覆う高周波シールドとを含む、
    高周波コイル。

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