特許 7592277 マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイル、ＲＦシールド構造、及び、ＲＦコイル・放射線画像化装置一体型デバイス

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】特許公報(B2)

(11)【特許番号】

(24)【登録日】2024-11-22

(45)【発行日】2024-12-02

(54)【発明の名称】マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイル、ＲＦシールド構造、及び、ＲＦコイル・放射線画像化装置一体型デバイス

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/055 20060101AFI20241125BHJP

   G01N 24/00 20060101ALI20241125BHJP

   G01T 1/161 20060101ALI20241125BHJP

【ＦＩ】

A61B5/055 351

A61B5/055 362

A61B5/055 390

G01N24/00 C

G01N24/00 540B

G01N24/00 570C

G01T1/161 C

【請求項の数】 14

(21)【出願番号】P 2019036114

(22)【出願日】2019-02-28

(65)【公開番号】P2019171028

(43)【公開日】2019-10-10

【審査請求日】2021-10-07

【審判番号】

【審判請求日】2023-04-28

(31)【優先権主張番号】62/649,129

(32)【優先日】2018-03-28

(33)【優先権主張国・地域又は機関】US

(73)【特許権者】

【識別番号】301032942

【氏名又は名称】国立研究開発法人量子科学技術研究開発機構

(74)【代理人】

【識別番号】110002963

【氏名又は名称】弁理士法人ＭＴＳ国際特許事務所

(72)【発明者】

【氏名】エムディ シャハダト ホサイン アクラム

(72)【発明者】

【氏名】小畠 隆行

(72)【発明者】

【氏名】山谷 泰賀

【合議体】

【審判長】南 宏輔

【審判官】渡▲辺▼ 純也

【審判官】伊藤 幸仙

(56)【参考文献】

【文献】米国特許出願公開第２０１０／０２１９３４７（ＵＳ，Ａ１）

【文献】特開２００４－６１６（ＪＰ，Ａ）

【文献】特開２００６－２８０９２９（ＪＰ，Ａ）

【文献】特開２０１８－１５０９１（ＪＰ，Ａ）

【文献】特開２０１０－９９４７３（ＪＰ，Ａ）

【文献】特開２００８－１９０９０１（ＪＰ，Ａ）

【文献】米国特許出願公開第２０１７／０２９９６７５（ＵＳ，Ａ１）

(58)【調査した分野】(Int.Cl.，ＤＢ名)

A61B5/055

G01N22/00-22/04, 24/00-24/14

G01R33/28-33/64

G01T1/161-1/166

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

磁気共鳴システムのボアで用いられる放射線画像化装置のためのマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルであり、
磁気共鳴システムのＲＦアンテナとして機能する複数のマイクロストリップ伝送線であって、放射線画像化検出器のボア中心面側に配置されたものと、
それぞれ前記マイクロストリップ伝送線の一つに沿って配置され、ボア中心からのγ線を検出するための複数の放射線画像化検出器と、
前記放射線画像化検出器を包含するＲＦシールドであって、前記放射線画像化検出器のシールド及び前記マイクロストリップ伝送線の接地導体として機能すると共に、少なくとも一つの放射線画像化検出器を独立して覆う複数のＲＦシールドケージを用いたモジュール構造であるものと、
前記ＲＦシールドと前記マイクロストリップ伝送線の間に挿入された誘電体と、
前記ＲＦシールドと前記マイクロストリップ伝送線とを接続するシャントキャパシタと、を有することを特徴とするマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイル。

【請求項2】

磁気共鳴システムのボアで用いられる放射線画像化装置のためのマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルであり、
磁気共鳴システムのＲＦアンテナとして機能する複数のマイクロストリップ伝送線であって、放射線画像化検出器のボア中心面側に配置されたものと、
それぞれ前記マイクロストリップ伝送線の一つに沿って配置され、ボア中心からのγ線を検出するための複数の放射線画像化検出器と、
前記放射線画像化検出器を包含するＲＦシールドであって、前記放射線画像化検出器のシールド及び前記マイクロストリップ伝送線の接地導体として機能するものと、
前記ＲＦシールドと前記マイクロストリップ伝送線の間に挿入された誘電体と、
前記ＲＦシールドと前記マイクロストリップ伝送線とを接続するシャントキャパシタと、
複数の前記ＲＦシールド又は前記マイクロストリップ伝送線の間を絶縁する切離回路と、を有することを特徴とするマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイル。

【請求項3】

請求項１に記載のマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルと組合わされて用いられるバードケージ構造を有するバードケージＲＦコイルであり、
該バードケージＲＦコイルが独立したコイルで、
前記バードケージＲＦコイルが、少なくともＲＦ送信器及びＲＦ受信器のいずれか一方として用いられ、
前記マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルが、少なくともＲＦ受信器及びＲＦ送信器のいずれか一方として用いられていることを特徴とするバードケージＲＦコイル。

【請求項4】

磁気共鳴システムのボアで用いられる放射線画像化装置のためのマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルであり、
磁気共鳴システムのＲＦアンテナとして機能する複数のマイクロストリップ伝送線で構成される複数のＲＦコイルであって、放射線画像化検出器のボア中心面側に配置されたものと、
それぞれ前記マイクロストリップ伝送線の一つに沿って配置され、ボア中心からのγ線を検出するための複数の放射線画像化検出器と、
前記放射線画像化検出器を包含するＲＦシールドであって、前記放射線画像化検出器のシールド及び前記マイクロストリップ伝送線の接地導体として機能するものと、
前記ＲＦシールドと前記マイクロストリップ伝送線の間に挿入された誘電体と、
前記ＲＦシールドと前記マイクロストリップ伝送線とを接続するシャントキャパシタとを備え、
前記複数のＲＦコイルが、それぞれ切離し及び磁気共鳴分光の少なくともいずれか一方のために並べられた、それぞれ異なる次数の高調波コイルであることを特徴とするマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイル。

【請求項5】

前記マイクロストリップ伝送線はＲＦ受信コイルとして機能するものであり、
更に、独立したＲＦコイル及び放射線装置外の磁気共鳴システム組込用ビルトインＲＦコイルの少なくともいずれか一方が、ＲＦ送信コイルとして機能することを特徴とする請求項１に記載のマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイル。

【請求項6】

ＲＦシールドされた放射線検出器モジュールと組合わせるマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルであって、
前記放射線検出器モジュールのＲＦシールドケージが前記マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルの接地体とされ、
ＲＦシールドされた前記放射線検出器モジュールが軸方向及び軸横断方向の両方に沿う視野の複数の放射線画像化検出器を持ち、組合わされたコイルが、コイルの長手及び幅方向の少なくともいずれか一方にまっすぐ伸びるか曲がっていることを特徴とするマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイル。

【請求項7】

マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルが組合わされた放射線装置中のＲＦシールドされた放射線検出器モジュールフロントエンド電子回路のデータ及び電源ケーブルがＲＦシールドされ、
前記放射線検出器モジュールの前記ＲＦシールドケージとケーブルシールドが、直結され、又は、切離回路によって接続されていることを特徴とする請求項６に記載のマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイル。

【請求項8】

マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルと組合わされる放射線装置中の前記放射線検出器モジュールの前記ＲＦシールドケージが、磁気共鳴システムの傾斜フィールドから誘導される低周波数傾斜渦電流を減少させるか、前記放射線検出器モジュールフロントエンド電子回路を冷却するか、データ及び電源ケーブルを前記放射線検出器モジュールの前記ＲＦシールドゲージ内側に配設された前記放射線検出器モジュールフロントエンド電子回路へ接続するかの少なくともいずれか一つを行うための、スリット及び穴の少なくともいずれか一方を有することを特徴とする請求項７に記載のマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイル。

【請求項9】

請求項１乃至７のいずれか１項に記載の放射線画像化検出器が組合わされたマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルのアレイとして単一コイルを有することを特徴とする請求項８に記載のマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイル。

【請求項10】

マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルと組合わされる放射線画像化検出器のＲＦシールドケージのＲＦシールド構造であって、
連続的、又は、セグメントされた金属材料、又は、メッシュ状の導電材料、又は、非金属導電材料のいずれかであるシールド設計のＲＦシールドを複数層有し、該複数層のＲＦシールドが互いに異なるシールド設計を有することを特徴とするＲＦシールド構造。

【請求項11】

マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルと組合わされる放射線画像化検出器のＲＦシールドケージのＲＦシールド構造であって、
前記放射線検出器のＲＦシールドケージのＲＦ送信コイルに面する部分が複数層のＲＦシールドを有し、
前記ＲＦシールドケージの残りの部分が単一層のＲＦシールドを有することを特徴とするＲＦシールド構造。

【請求項12】

前記ＲＦシールドの複数層の異なる層が、同じシールド設計を有することを特徴とする請求項１１に記載のＲＦシールド構造。

【請求項13】

任意の層又は全部の層が、セグメント間に狭いギャップを有するセグメント型シールド設計を有し、
前記セグメントが、シールドの目的でＲＦの連続性を維持するためにＲＦ電流を短絡し、低周波傾斜電流に対しては回路を開く結合回路を有することを特徴とする請求項１０に記載のＲＦシールド構造。

【請求項14】

請求項１又は２及び４乃至９のいずれか１項に記載のマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイル、請求項３に記載のバードケージＲＦコイル、及び、請求項１０乃至１３のいずれか１項に記載のＲＦシールド構造の少なくともいずれか一つを備えたことを特徴とするＲＦコイル・放射線画像化装置一体型デバイス。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明は、マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイル、ＲＦシールド構造、及び、ＲＦコイル・放射線画像化装置一体型デバイスに関する。

【背景技術】

【0002】

陽電子放出トモグラフィ（ＰＥＴ）画像化システムは、陽電子消滅によって発生された２つの反対向きのガンマ線を検出することによって動作する。これにより、関心領域に分布する放射性トレーサ濃度が測定可能となり、代謝的機能を評価することができる。他方、磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）システムは、関心原子の核磁気共鳴（ＮＭＲ）信号を検出することによって、優れたコントラストで柔らかい組織の解剖学的、機能的及び分光学的な画像を与えることができる。ＰＥＴ／ＭＲＩ複合システムは、一つのモジュールのみでは不可能な診断調査の詳細な情報を与えることができ、従って、患者処置プロセス及び治療モニタリングの品質を向上することができる。既存のＭＲＩシステム用のＰＥＴインサートは、ＭＲＩシステムの様々な四肢用高周波（ＲＦ）コイルと同様に、スタンドアローンＭＲＩシステムの値段に比べて商業的に利用可能な全身用ＰＥＴ／ＭＲＩシステムに対する手頃な選択肢となりうる。しかしながら、画像化性能に影響するＭＲＩシステム用のＰＥＴインサートの考慮は技術的な挑戦である。ＰＥＴ前段（Ｆ／Ｅ）検出器電子回路とＭＲＩシステム要素間の相互の電磁（ＥＭ）干渉を避けるため、ＰＥＴ Ｆ／Ｅ電子回路は、銅（Ｃｕ）又は炭素繊維のような薄い導電材料を用いて高周波（ＲＦ）シールドされている。既に設けられているＭＲＩシステムの内側にこれらの特別なシールド材料を設けると、ＭＲ信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を他の性能と共に低下させる。これらのシールド材料による２つの主な悪影響は、
・ＲＦ電力の増大の必要性であり、これに対応してＳＮ比が減少し、比吸収率（specific absorption ratio）（ＳＡＲ）が増加する可能性がある、及び、
・ＭＲＩ傾斜磁場が誘導する渦電流の発生であり、これは本来の傾斜磁場を歪め、画像にアーチファクトを引き起こしてしまう。

【0003】

渦電流が少なく、このＲＦシールドされたＰＥＴ検出器リングと両立可能な効率的なＲＦコイルが、上記の課題に対する基本的な要請である。更に、ＲＦシールドされたＰＥＴインサートと両立可能なＲＦコイルのアレイは、パラレルイメージングが可能となり、ＳＮＲ値を改善し、ＭＲ画像化を高速化できる。ＲＦコイル設計中のマイクロストリップ伝送線（ＭＴＬ）の概念の適用は、この点に関して有望な設計概念であり、ここで、ＲＦコイルとしてのマイクロストリップ導体は、通常ＲＦ伝送線を構成する同じ長さの電気接地導体と平行に位置され、接地導体は通常マイクロストリップ導体よりも広い単一層の導体面である。ＭＲＩ用のＰＥＴインサートのためのＭＴＬ ＲＦコイルのアレイを考えると、通常用いられるＭＴＬコイルの単一層接地面の代わりに接地導体としてＰＥＴインサートのＲＦシールドを用いると、ＳＮＲを改良し、ＭＲ画像化の渦電流の影響を減少するＲＦシールド材料の総量を減らすであろう。

【0004】

いくつかの研究グループが、脳ＰＥＴ／ＭＲ画像化を主眼に、ＭＲＩシステム用のＰＥＴインサートの様々な設計面について研究している（非特許文献１－５）。これらの設計の全てにおいて、ＲＦコイルは独立モジュールとされ、ＰＥＴリングと分離され又は一体化されるいずれの場合においても多くはシールドされたＰＥＴリングの内側に用いられている。一つの研究（非特許文献３）ではＭＲＩビルトインボディＲＦコイルはＰＥＴインサートの外側にある。これらの研究は全て既存の３Ｔ（テスラ）ＭＲＩシステムに向けられており、単一チャネルバードケージＲＦコイルを少なくとも送信器として用いている。ＭＴＬコイルのアレイのようなマルチチャネルＲＦコイルは、超高磁場（ＵＨＦ）ＭＲＩシステムに特に好適であるが、この場合、ＵＨＦのＲＦ波長は、関心のある画像化寸法と同程度なので画像化領域（ＲＯＩ）内のコイルの場のＲＦ干渉が優勢となる。その結果、単一チャネルＲＦコイルでは、場の均一性が非常に下がり、ＵＨＦ ＭＲＩの画像中に黒い領域が現れる可能性がある（非特許文献６）。ＲＦコイルアレイ中の各コイルの位相及び振幅を制御することによって、この影響は、受け入れ可能な画像化性能にまで解決することができる。

【0005】

又、既存のＭＲＩシステム用のＰＥＴインサートを開発するためのＰＥＴ前段電子回路のＲＦシールドについて次の２つの従来法がある。

【0006】

（ｉ）モジュラーシールド－複数のＲＦシールドケージを用いるものであり、各ＲＦシールドケージは複数の放射線検出器及びその前段回路を含むことができる（非特許文献１－３）。

【0007】

（ii）連続シールド－リング中の全てのＰＥＴ検出器をシールドするための大きな連続したＲＦシールドケージを用いる（非特許文献４、５）。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0008】

【文献】特開２０１２－１５２５５１号公報

【文献】特開２００６－２８０９２９号公報

【非特許文献】

【0009】

【文献】H.P. Schlemmer, B.J. Pichler, M. Schmand M, et al. Simultaneous MR/PET imaging of the human brain: feasibility study, Radiology 248 (2008) 1028-1035. doi: 10.1148/radiol.2483071927

【文献】F. Nishikido, T. Obata, K. Shimizu, et al., Feasibility of a brain-dedicated PET-MRI system using four-layer DOI detectors integrated with an RF head coil, Nucl. Instr. Meth. Phys. Res. A 756 (2014) 6-13. http://dx.doi.org/10.1016/j.nima.2014.04.034

【文献】P. Olcott, E. Kim, K. Hong, et al., Prototype positron emission tomography insert with electro-optical signal transmission for simultaneous operation with MRI, Phys. Med. Biol. 60 (2015) 3459-478. doi: 10.1088/0031-9155/60/9/3459

【文献】K. Hong, Y. Choi, J.H. Jung, et al., A prototype MR insertable brain PET using tileable GAPD arrays, Med. Phys. 40 (2013) 1-11. doi: 10.1118/1.4793754

【文献】A.J. Gonzalez, S. Majewski, F. Sanchez, et al., The MINDView brain PET detector, feasibility study based on SiPM arrays, Nucl. Instr. Meth. Phys. Res. A, 818 (2016) 82-90. http://dx.doi.org/10.1016/j.nima.2016.02.046

【文献】C.M. Collins and Z. Wang, Calculation of Radiofrequency Electromagnetic Fields and Their Effects in MRI of Human Subjects, Mag. Reson. Med., 65 (2011) 1470-1482. DOI 10.1002/mrm.22845

【文献】X. Zhang, K. Ugurbil, and W. Chen, Microstrip RF Surface Coil Design for Extremely High-Field MRI and Spectroscopy, Mag. Reson. Med., 46 (2001) 443-450. DOI: 10.1002/mrm.1212

【文献】R.F. Lee, C.J. Hardy, D.K. Sodickson, and P.A. Bottomley, Lumped-Element Planar Strip Array (LPSA) for Parallel MRI, Mag. Reson. Med., 51 (2004) 172-183. DOI 10.1002/mrm.10667

【文献】J.T. Vaughan, C.J. Snyder, L.J. DelaBarre, et al., Whole-Body Imaging at 7T: Preliminary Results, Mag. Reson. Med., 61 (2009) 244-248. DOI 10.1002/mrm.21751

【文献】G. Adriany, E.J. Auerbach, C.J. Snyder, et al., A 32-Channel Lattice Transmission Line Array for Parallel Transmit and Receive MRI at 7 Tesla, Mag. Reson. Med., 63 (2010) 1478-1485. DOI 10.1002/mrm.22413

【文献】An eight-channel T/R head coil for parallel transmit MRI at 3T using ultra-low output impedance amplifiers, K.L. Moody, N.A. Hollingsworth, F. Zhao, Journ. Mag. Reson., 246 (2014) 62-68. http://dx.doi.org/10.1016/j.jmr.2014.06.019

【文献】A.L. Brownell, B.G. Jenkins, D.R. Elmaleh et al. Combined PET/MRS brain studies show dynamic and long-term physiological changes in a primate model of Parkinson disease. Nat Med 1998; 4:1308-1312.

【文献】V. Panebianco, Giove F, Barchetti F et al. High-field PET/MRI and MRS: potential clinical and research applications. Clin Transl Imaging 2013; 1:17-29.

【文献】Zhang X, Chen YE, Lim R et al. Synergistic role of simultaneous PET/MRI-MRS in soft tissue sarcoma metabolism imaging. Magn Reson Imag 2016; 34:276-279.

【文献】G. Shajan, G. Mirkes, K. Buckenmaier et al. Three-layered radio frequency coil arrangement for sodium MRI of the human brain at 9.4 Tesla. Mag. Reson. Med., 75 (2016) 906-916.

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0010】

これらの全てのプロトタイプＰＥＴインサートの研究（非特許文献１－５）において、局所的なＲＦコイル（例えばヘッドコイル）が（ＰＥＴリング内側に）独立して、又は、局所的なＰＥＴリング（例えば脳サイズＰＥＴ）と共に一つのフレーム中に一体化されて用いられている。ＰＥＴリングとＲＦコイルは独立したモジュールとして作用する。既存のＭＲＩシステムの場合、ＭＲ装置は通常、最高の画像化性能を得るように据付の際に最適化される。その結果、ＰＥＴ前段電子回路をシールドするために必要なＲＦシールド材料は、ＭＲＩシステムにとって「望まれない」ものとなる。ＭＲＩシステムは異なる静的及び低－高周波磁場（例えば傾斜磁場、ＲＦ場）を用いて動作するものであるが、ＭＲＩボア内側の導電材料はこれらと悪い干渉を起こし、ＭＲＩイメージング品質を低下させる。シールドされたＰＥＴインサートは、（傾斜エコーイメージングのような）通常のＭＲ画像化プロトコルにおいて、ＭＲＩ信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を少なくとも４０％（非特許文献３）、最大で約８０％（非特許文献４）という大きなレベルで低下させる。エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）又はファストスピンエコーイメージングのような通常用いられる高速のＭＲ画像化プロトコルにおいて、ＳＮＲは更に低下する。他方、ＰＥＴインサートに含まれる、これらのシールド材料のため、伝送ＲＦコイル中におけるＲＦ電力要求は、ＭＲＩボア内にＰＥＴインサートが無い通常のＭＲ画像化での要求に比べて増大し、ＰＥＴインサートを伴うＲＦコイルのＳＡＲ値を増加させる。このシールドされたＰＥＴインサートのため、コイルのＲＦフィールドの均一性も同様に低下する。

【0011】

本発明は、前記従来の問題点を解決するべくなされたものである。

【課題を解決するための手段】

【0012】

本発明において、ＰＥＴインサートのＲＦシールドは、ＰＥＴ／ＭＲＩやＰＥＴ／ＭＲＳ（ＭＲスペクトロスコピー）を含むＰＥＴ、ＭＲＩ及びＭＲＳ複合研究のためのＲＦ送信器及び／又は受信器として用いられるマルチチャネル伝送線ＲＦコイルのアレイを構成するマイクロストリップ導体のアレイの電気接地導体として用いられる。完全リング又は部分リングＰＥＴインサート構造における全てのＰＥＴ検出器のＲＦシールドとして用いられるＲＦシールドケージの数に基づいて、ＰＥＴインサートは次の２つに分類される。

【0013】

（ｉ）モジュラーＰＥＴ：１より多い（２以上）ＲＦシールドケージを用いる。

【0014】

（ii）完全包囲ＰＥＴインサート：ＰＥＴリング中の全ての検出器をシールドする１つの連続したＲＦシールドケージを用いる。

【0015】

上記のＰＥＴインサート分類のいずれのＲＦシールドケージも、ＭＲ画像化シークエンスで用いられる傾斜電流スイッチングで発生する低周波傾斜渦電流（ファラデーの法則）の大きなループを招く源となり、傾斜電流パルスの迅速なスイッチングに反対してＭＲ画像化性能を妨げる（レンツの法則）。渦電流の場は信号強度の損失を発生させ、再構成画像中の幾何学的な歪みを生じさせ、ノイズの多い音を発生させ、インサートされたＰＥＴモジュール中に機械的な振動を発生させる。傾斜渦電流の影響を減少させるため、ＲＦシールドは、単一層シールディングの代わりにＲＦシールドの複数層を用いることができる。ここで複数の層は、金属箔又はメッシュ状金属シールド又は炭素繊維のような非金属導電材料でなるＲＦシールド材料の同じ又は異なる型の組合せとすることができる。

【0016】

これまでのところ、７Ｔ ＭＲＩシステムのような超高磁場ＭＲＩシステム用の人間用ＰＥＴインサートについての研究は無い。ＭＲ画像のＳＮＲは、強い磁場強度のためＵＨＦにおいて大きく改良される。しかしながら、ＵＨＦにおいて、ＲＦ波長が短くなりコイルや画像化領域の長さに近くなると定在波が生じて、単一チャネルボリュームＲＦコイル（例えばバードケージコイル）が高い充填率で均一なＲＦ場を発生するのをほぼ不可能にする。ＵＨＦにおいて、構造的で有害な干渉のため、画像化領域中に暗い領域が発生する（非特許文献６）。ＲＦシミング可能性を伴う／伴わないマルチチャネルＲＦコイルを設計することによって、この問題を解決するための多くの研究がなされている（非特許文献７－１１）。ＲＦシミングにおいて、ＲＦコイルのアレイ中の各コイルの位相及び振幅は、標的である画像化領域に均一なＲＦ場を発生するように制御される。

【0017】

ＭＲＩシステムを伴うＰＥＴインサート研究のほとんどにおいて、ＲＦシールドされたＰＥＴリング中のＲＦ送信コイルが考慮されている。ＲＦシールドされたＰＥＴ検出器モジュール間のギャップが狭いモジュール構造でＰＥＴリング用ＲＦシールドが設計されていれば、ＰＥＴリング外側のＲＦ送信コイルとＭＲＩビルトインボディＲＦコイルを用いることは、一つの選択肢である。ここで、モジュラー間ギャップは、軸横断及び軸方向の両方に与えることが可能であり、後者（軸方向）の場合、時々「リングギャップ」と呼ばれる。しかしながら、ＰＥＴ検出器モジュール間のギャップはアーチファクトが無いＰＥＴ画像を生成するのに可能な限り小さいほうが良く、ＰＥＴリング設計において通常２－３ｍｍのギャップが維持される。ＰＥＴインサートのＲＦシールドケージはＲＦ電気接地から電気的に浮いていることが良く、これは、ＲＦシールドされたモジュール型ＰＥＴインサートのＰＥＴリング中に与えられたモジュール間ギャップを通してＰＥＴインサートの外側のＲＦコイルから内側のＲＯＩにＲＦ送信場が入ることを可能とする。ＰＥＴインサートのこの概念は、時々、ＲＦ透過可能なＰＥＴインサートと呼ばれる。既存のＭＲＩシステムは、既にＭＲボア内に置かれた患者ベッドを持っているので、ベッド上のスペースがＭＲボア内のＰＥＴインサートに用いることが可能な領域である。患者ベッドを含む既存のＭＲＩシステムのＰＥＴインサートによる大人又は子供用の研究を考えた人間用ボディＰＥＴ、ＭＲＩ及びＭＲＳ研究において、患者ベッド上の利用可能なオープンスペースの最適な有効利用が必要である。そして、ＭＲＩビルトインボディＲＦコイルを送信器とする完全リング又は部分リングの形の楕円又は半楕円（semi-oval）形のＲＦ透過可能なＰＥＴインサートがこれらの考慮に適切である。ここで完全リングは、単一の検出器ブロックの寸法に比べて大きな検出器ギャップを持たないＲＯＩを囲むＰＥＴリングとして定義され、部分リングは、ＲＯＩを囲む１以上の領域で検出器を持たないＰＥＴリングとして定義される。ボリュームＲＦコイルは、幾何学的な対称性に依存する。本発明の送信器及び／又は受信器としてのマルチチャネルアレイコイルは、これらの全ての問題に対して、コンパクトで非対称な配置で対応できる。

【0018】

他方、陽子画像化と共に、ナトリウム（Ｎａ）又はリン（Ｐ）のような陽子以外の核（他核種（nuclei）とも呼ばれる）の画像化に興味を持つＭＲＳ研究（非特許文献１２－１４）においては、異なる核に対応する複数のＮＭＲ周波数に同調可能な複数のＲＦコイルを必要とする（非特許文献１５）。ＰＥＴ画像化と同様に、ＭＲＳ研究も、分子画像化を考慮しており、ＰＥＴ／ＭＲＳ複合研究は、更に、病気の進行の詳細について新しい知見を与えることができ、同様に治療過程と治療モニタリングを改良できる。他核種のＳＮＲ応答は、陽子分光に比べてはるかに低い。ＵＨＦでは、磁場の強度が大きいため、他核種研究は有望なＳＮＲ性能を示した（非特許文献１３）。本発明は、ＰＥＴ／ＭＲＳ研究のためのマルチチューンコイルも同様に考慮する。

【0019】

更に、ＲＦコイルの作用を有するＰＥＴシールドが特許文献１中に示されている。又、ストリップ導体アンテナを構成するＲＦコイルが特許文献２中に示されている。

【0020】

本発明において、ＲＦシールドされたＰＥＴインサートの３つの形態が考慮される。図６（ａ）に例示される１番目の形態において、モジュラーＰＥＴインサートの各ＲＦシールドケージは各シールドケージ内に１以上の放射線検出器を収容し、マイクロストリップ送信線ＲＦコイルのＲＦ電気接地とされる。そして、そのような各種複合ＰＥＴ－マイクロストリップコイルは、（完全リング／部分リング配置の）ＰＥＴインサートと同様にＲＦコイルのアレイとして実現される。図において、１０はＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュール、１２はマイクロストリップ導体である。

【0021】

図６（ｂ）に例示される２番目の形態において、モジュール型ＰＥＴインサートの各ＲＦシールドケージは複数の放射線検出器を収容し、複数のＲＦコイルとしての複数のマイクロストリップ伝送線導体の電気接地面とされる。そして、そのような複数のコイルの幾つかは、（完全リング／部分リング配置の）ＰＥＴインサートと同様に、ＲＦコイルのアレイとして実現される。図において、３０は連続ＲＦシールドケージ、４２はＰＥＴ検出器である。

【0022】

図６（ｃ）に例示される３番目の形態において、ＰＥＴリングの全ての放射線検出器が（特に完全リング配置において）、単一の連続ＲＦシールドケージ３０を用いてＲＦシールドされる。そして、ＲＦシールドケージ３０全体が、ＲＦコイルのアレイとしてマイクロストリップ導体１２のアレイの電気接地とされるとともに、（完全リング／部分リング配置の）ＰＥＴインサートとして実現される。

【0023】

本発明において、ＰＥＴインサートのＲＦシールドは、ＲＦ供給線に接続されたマイクロストリップ導体のアレイの電気接地導体とされ、これらは共にＲＦ伝送線コイルとしても働く。コイルのアレイは、マルチチャネルＲＦコイル送信及び／又は受信コイルとして実現されるもので、他のタイプのＲＦコイルを伴ってもよい。他のタイプのＲＦコイルは、単一チャネルボリュームＲＦコイル又は複数チャネルのその他のＲＦコイル（例えばループ状ＲＦコイル）のようなものである。これは陽子画像化を考慮したもので、他核種研究用のＲＦコイルを伴ってもよい。いずれの場合も、他のコイルは送信及び／又は受信コイルとして実現できる。ＰＥＴ／ＭＲＳ研究のための他核種研究で、関心のある異なる共鳴周波数に対応するため、複数のコイルを組み合わせて、マルチチューニングする。１アレイを構成するコイル間の分離と、ＰＥＴ／ＭＲＳ多核種研究のためのマルチチューンＲＦコイルの場合のコイル間の分離のために、キャパシタやインダクタを用いた異なる設計の分離回路が用いられる。

【0024】

提案するコイルの一番単純な形態において、単一のＰＥＴシールドケージと単一のマイクロストリップ導体が平行に配置され、二つの導体間の複数のシャントキャパシタが、コイルの軸方向の「電気長」(配線長を、物理的な長さでなく、信号の遅延時間を基準に表わしたもの）を画像化関心領域の長さとマッチングさせるために減少させると共に、関心のある共鳴周波数にコイルをチューニングするために用いられる。上記コイルをシャントキャパシタを伴うことなく用いることも可能であるが、コイルの軸方向長さが増加し、これは、実際の画像化関心寸法とマッチしない。組合わせコイルは、コイルの長さに沿って直線状である必要は無く、曲げることができる。シャントキャパシタは、文献中で利用可能なマイクロストリップ伝送線の理論に基づいて計算される値のトリマ型及びセラミック型のキャパシタの組み合わせである。既存の計算アプローチは、単一層接地面を考慮して提案されている。マイクロストリップ導体と接地ＰＥＴシールド間の容量のような幾つかの設計パラメータは、提案されたコイルの場合と少し異なるが、これは可変トリマチューニング及びマッチングキャパシタによって取り扱うことができる。誘電材料を二つの導体間に用いることができるが、誘電体材料によるγ光子の減衰を避ける為にＰＥＴ研究の際には好ましくない。接地シールド及びマイクロストリップ導体の長さは同じである必要は無いが、接地面の長さが、マイクロストリップ導体の長さと同じか、より長いことが好ましい。慣例的に、接地シールドの幅は、マイクロストリップ導体の幅よりも広い。更に、マイクロストリップ導体に面するＰＥＴインサートＲＦシールドケージの部分は曲がっていても良く、放射方向及び／又は軸方向のＲＦシールドの延長を持つことができる。マイクロストリップ導体及びＲＦ接地シールドケージの厚さは、同じである必要は無く、マイクロストリップ導体の厚さが対応する共鳴周波数の表皮深さの３倍よりも大きいことが好ましい。マイクロストリップ導体は、銅箔のような金属導体とすべきである。接地シールドの材料は、マイクロストリップ導体と同じである必要は無い。

【0025】

本発明は、理論的にはより低い磁場強度のＭＲＩにも適用できるが、主に、中程度（例えば３テスラ）から超高磁場（例えば７テスラ）のＭＲＩシステム用のＲＦコイルと組合されるＰＥＴインサートを開発することに集中している。ここで提案したＰＥＴ－マイクロストリップコイル組み合わせシステムは、７テスラ、９．４テスラなどのようなＵＨＦ ＰＥＴとＭＲＩ及びＭＲＳ複合研究用のＰＥＴシステムの開発を容易とする。３Ｔ ＭＲＩシステムまでに対しては、必要ならば、（バードケージコイルのような）単一チャネルボリューム伝送コイル及び提案したマルチチャネル受信コイルを含む、他の設計が同様に提案される。３Ｔ ＭＲＩシステム用の送信器としての単一チャネル局所的バードケージコイルは、実用的なＭＲ画像化目的に必要な受け入れ可能な高ＲＦ場の均一性と充填率を発生する。ＵＨＦ ＭＲ研究に対しては、マルチチャネル縮退（degenerate）バードケージコイルと提案したＰＥＴ－マイクロストリップの組合わせも可能である。

【0026】

ＰＥＴリング外側のＲＦ送信コイル（例えばＭＲＩ組み込みボディＲＦコイル）を有するＲＦ透過可能ＰＥＴインサートの場合、ＰＥＴインサートのＲＦシールドケージ（個別にシールドされたモジュラーＰＥＴ検出器を備える）は、低損失でのＲＦ透過のため、ＭＲＩ ＲＦ接地から電気的に浮いている状態を維持することが望ましい。ＲＦコイルをＰＥＴインサート外側の受信器とすると、ＲＦシールドＰＥＴインサート内側の受信用ＲＦコイルを用いる場合に比べて受信感度が非常に低くなるので、ＭＲ画像のＳＮＲが著しく低下する。許容可能なＭＲイメージング性能を得るためには、ＰＥＴリングの内側に別個の受信アレイコイルを設計することが推奨される。ＲＦ受信器として適切に離調（detune）された本発明のコイルは、ＰＥＴインサート外側のＲＦコイルからＲＦ送信の際にＰＥＴインサートのＲＦシールドに必要な電気的フローティングを与える。

【0027】

既設のＭＲＩシステムで大人又は子供用のボディ画像化のためのボディサイズＰＥＴインサートを開発するため、楕円又は半楕円のリング形式の円筒形でないＰＥＴインサートが必要である。楕円又は半楕円形は、既存のＭＲＩシステムの患者ベッドの上で最大の利用可能なスペースを使うために必要である。脳画像化に対しても、楕円形状は人間の頭の形状によく適合する。ＰＥＴについては、画像化領域に密接するＰＥＴ検出器によって、感度が向上する。従来のボリューム伝送コイルは、幾何学的な対称性に依存し、そのようなＰＥＴインサートの非対称な形状に適していない。更に、ボディ用ＰＥＴインサートを考えると、ＭＲボア内側のスペースが限定され、ＰＥＴインサートは可能な限り小型である必要がある。提案する組み合わせシステムは、ＰＥＴモジュールとＲＦコイルが小型で組み合わされた単一モジュールなので、この側面も解決している。本発明のＲＦコイルのアレイでＲＦシミングをすることで、ＰＥＴ－アレイ組合せシステムの非対称な配置でも均一なＲＦ場の発生が可能である。

【0028】

ＰＥＴ検出器リング用のＲＦシールドケージの場合、最初に適用された傾斜磁場と逆向きの傾斜渦電流の大きなループがＲＦシールドケージ中に誘導される。これが、傾斜電流の迅速なスイッチングを妨害するため、より迅速なＭＲ画像化が非常に困難になる。渦電流の発生を減少させ、同時にＲＦ電気連続性を維持するＰＥＴインサートに好適なシールド設計が、提案された組み合わせシステムを考慮しつつ本発明中に述べられている。

【0029】

渦電流の振幅はＲＦシールドの厚みの増加と共に増加するので、薄い（例えば対応するＲＦ周波数の表皮深さの１又は２倍）ＲＦシールドがこの点に関しては望ましい。銅メッシュのようなメッシュ状金属ＲＦシールドも渦電流を減少するのに望ましい。更に、ＰＥＴインサートのＲＦシールド中に大きな渦電流のループが発生するのを避ける為、ＲＦシールドはセグメントされた小さな寸法の部分に分割することができる。ＲＦシールド中にスクリーン印刷された縦方向及び／又は横方向（軸横断方向）の狭いスロット（例えば１又は２ｍｍ）は、大きな傾斜渦電流ループの発生を阻止する。効率的なＲＦシールドのため、シールド中に誘導されたＲＦ電流はシールドを通して電気的な連続性を維持する必要がある。この目的で、セグメント化されたシールド間のＲＦ電流を短絡し、低周波傾斜渦電流の開路として作用する、好ましくはセラミックキャパシタを用いた電気結合が、シールドのセグメント間のスロットされた領域間で用いられる。炭素繊維シールドのような非金属シールドを金属シールドの代わりとすることができる。これらは低周波では絶縁体として働き、ＭＲ画像化の関心ＲＦ周波数では導電性を持つ。ＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドは、上記のタイプのいずれかの単一層シールドであることができる。同様に好ましくは二層シールドの複数層シールドであることができる。そのような場合、ある設計においては、一つの層は薄く（例えば１ｍｍ）連続する金属導体箔（例えば銅）であり、他の層はセグメントされたタイプ、又はメッシュタイプ又は非金属タイプシールドであることができ、シールドの各タイプの厚みは同じである必要は無い。他の設計において、一つの層はセグメントされた金属箔タイプであり、他の層は、メッシュタイプ又は非金属タイプであり、二つの層の厚みは必ずしも同一である必要は無い。他の設計において、一つの層は非金属タイプシールドであり、他の層はメッシュ状金属導体であることができる。更に他の設計において、両方の層が共にセグメントタイプであったり、又はメッシュ状金属導体であったり、又は非金属ＲＦシールドであることができ、ここで、メッシュの厚み又は密度は異なる層で異なることができる。他の設計において、ＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドケージの部分、好ましくはＲＦ送信コイルに面するシールドの部分（例えばＰＥＴリング内側の送信コイルケージのシールドケージの内側周辺表面）は、上記任意のタイプの複数層タイプシールドであることができ、他の部分は、上記のいずれかのタイプの単一層シールドであることができる。複数層シールドの場合、全ての層がＭＲＩシステムのＲＦ接地に接続されている必要は無い。ＰＥＴデータ読み出し及び電源ケーブルは、同様にＲＦシールドされる必要がある。ＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドケージとＲＦケーブルシールド間の接続は、必ずしも必要でないが、分離回路を用いて接続することができる。ＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドケージの複数シールド層の場合、ＲＦシールドの全ての層がケーブルのＲＦシールドに接続されている必要は無い。

【0030】

本発明は、上記のような点に着目してなされたもので、磁気共鳴システムのボアで用いられる放射線画像化装置のためのマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルであり、磁気共鳴システムのＲＦアンテナとして機能する複数のマイクロストリップ伝送線と、前記マイクロストリップ伝送線に沿って配置され、ボア中心からのγ線を検出するための複数の放射線画像化検出器と、前記放射線画像化検出器を包含するＲＦシールドと、前記ＲＦシールドと前記マイクロストリップ伝送線とを接続するシャントキャパシタと、を有し、前記マイクロストリップ伝送線は前記放射線画像化検出器のボア中心面側に配置され、前記ＲＦシールドが、前記放射線画像化検出器のシールド及び前記マイクロストリップ伝送線の接地導体として機能することを特徴とするマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルを提供することにより、前記課題を解決するものである。

【0031】

ここで、前記ＲＦシールドを、少なくとも一つの放射線画像化検出器を独立して覆う複数のシールドケージを用いたモジュール構造とすることができる。

【0032】

又、前記ＲＦシールドを、複数の放射線画像化検出器をまとめて覆う構造とすることができる。

【0033】

又、前記ＲＦシールド又は前記マイクロストリップ伝送線が複数からなる場合に、それらの間を切離回路で絶縁することができる。

【0034】

又、前記ＲＦコイルが前記マイクロストリップ伝送線と組合わされて用いられるバードケージ構造を有するバードケージＲＦコイルである場合、該バードケージＲＦコイルを独立したコイルとし、前記バードケージＲＦコイルをＲＦ送信器及び／又はＲＦ受信器として用い、前記マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルをＲＦ受信器及び／又はＲＦ送信器として用いることができる。

【0035】

又、異なる次数の高調波コイルを、切離し及び／又は磁気共鳴分光のために並べることができる。

【0036】

又、前記マイクロストリップ伝送線をＲＦ受信コイルとして機能させ、更に、独立したＲＦコイル及び／又は放射線装置外の磁気共鳴システム組込用ビルトインＲＦコイルをＲＦ送信コイルとして機能させることができる。

【0037】

本発明は、又、ＲＦシールドされた放射線検出器モジュールと組合わせるマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルであって、前記放射線検出器モジュールのＲＦシールドケージが前記マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルの接地体とされ、ＲＦシールドされた前記放射線検出器モジュールが軸方向及び軸横断方向の両方に沿う視野の複数の放射線画像化検出器を持ち、組合わされたコイルがコイルの長手及び／又は幅方向にまっすぐ伸びるか曲がっていることを特徴とするマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルを提供するものである。

【0038】

ここで、マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルが組合わされた放射線装置中のＲＦシールドされた放射線検出器モジュールフロントエンド電子回路のデータ及び電源ケーブルをＲＦシールドし、前記放射線検出器モジュールの前記ＲＦシールドケージとケーブルシールドを、直結し、又は、切離回路によって接続することができる。

【0039】

又、マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルと組合わされる放射線装置中の前記放射線検出器モジュールの前記ＲＦシールドケージが、磁気共鳴システムの傾斜フィールドから誘導される低周波数傾斜渦電流を減少させ、及び／又は、前記放射線検出器モジュールフロントエンド電子回路を冷却し、及び／又は、データ及び電源ケーブルを前記放射線検出器モジュールの前記ＲＦシールドゲージ内側に配設された放射線検出器モジュールフロントエンド電子回路へ接続するための、スリット及び／又は穴及び／又はコネクタを有することができる。

【0040】

又、前記放射線画像化検出器が組合わされたマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルのアレイとして単一コイルを有することができる。

【0041】

本発明は、又、マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルと組合わされる放射線画像化検出器のＲＦシールドケージのＲＦシールド構造であって、連続的、及び／又は、セグメントされた金属材料、及び／又は、メッシュ状の導電材料、及び／又は、非金属導電材料のＲＦシールドの単一層を有することを特徴とするＲＦシールド構造を提供するものである。

【0042】

本発明は、又、マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルと組合わされる放射線画像化検出器のＲＦシールドケージのＲＦシールド構造であって、連続的、及び／又は、セグメントされた金属材料、及び／又は、メッシュ状の導電材料、及び／又は、非金属導電材料のＲＦシールドを複数層有することを特徴とするＲＦシールド構造を提供するものである。

【0043】

本発明は、又、マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルと組合わされる放射線画像化検出器のＲＦシールドケージのＲＦシールド構造であって、前記放射線検出器モジュールのＲＦシールドケージの一部が複数層のＲＦシールドを有し、前記ＲＦシールドケージの残りの部分が単一層のＲＦシールドを有することを特徴とするＲＦシールド構造を提供するものである。

【0044】

ここで、前記ＲＦシールドの複数層の異なる層が、同じ型のＲＦシールド材料の同じシールド設計を有することができる。

【0045】

又、前記複数層のＲＦシールドが、ＲＦシールド材料が異なる型の異なるシールド設計を有することができる。

【0046】

又、任意の層又は全部の層が、セグメント間に狭いギャップを有するセグメント型シールド設計を有し、前記セグメントが、シールドの目的でＲＦの連続性を維持するためにＲＦ電流を短絡し、低周波傾斜電流に対しては回路を開く結合回路を有することができる。

【0047】

本発明は、又、前記マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイル、及び／又は、前記ＲＦシールド構造を備えたことを特徴とするＲＦコイル・放射線画像化装置一体型デバイスを提供するものである。

【発明の効果】

【0048】

本発明によれば、ＰＥＴ検出器用のＲＦシールドがＲＦコイルの接地面として作用する。従って少ない量のシールド材料で小型で多目的のシステムが得られ、その材料減が渦電流を減らし、ＲＦ電力減少をもたらすことになる。

【0049】

単一で小型のシステムとすることによって、マルチモーダルシステム全体に対する電磁気制御が増す。

【0050】

ＲＦ信号受信能力をマルチチャネル化し、磁気共鳴研究用のＳＮＲを高める。

【0051】

加速されたＭＲイメージングのための並列イメージングが、患者検査の際のＭＲイメージング所要時間を減少させる。

【0052】

特に超高磁場のＭＲＩに必要なＲＦ場局在化のためのＲＦシミングを与える。このオプションは、ＰＥＴインサートとコイルを非対称形状で開発することを許容する。

【0053】

ＲＦ透過型ＰＥＴインサート用のＰＥＴ－コイルモジュールの新しい概念を可能とする。

【図面の簡単な説明】

【0054】

【図1】高周波（ＲＦ）シールドＰＥＴ検出器モジュールがコイルの接地面として用いられたストリップ伝送線コイルの概念図

【図2】ＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュールを接地面として持つストリップ伝送線コイルの軸方向から見た側面図であって、コイル両端の２つのシャントキャパシタを備えたコイルは第１高調波コイルを表わす図

【図3】ＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュールを接地面として持つストリップ伝送線コイルの軸方向から見た側面図であって、マイクロストリップ導体の両端に２つ、中央に１つ（計３つ）のシャントキャパシタを備えたコイルである第２高調波コイルを表わす図

【図4】ＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュールを接地面として持つストリップ伝送線コイルの軸横断方向から見た正面図

【図5】マイクロストリップ導体がＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュール軸方向長さよりも短い、ＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュールを接地面として持つストリップ伝送線コイルの（軸横断方向から見た）側面図

【図6】ＲＦアレイコイルとＰＥＴモダリティの組み合わせを示す概念図であって、（ａ）（ｂ）は独立してシールドされたＰＥＴ検出器モジュールを備えたもの、（ｃ）（ｄ）は全ての検出器に対する連続したシールドケージを備えたものを示す図

【図7】個別のＰＥＴ検出器シールドケージ（ａ）（ｂ）（ｃ）と連続したシールドケージ（ｄ）の場合の両方について、バードケージＲＦコイルが、ＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュール間（ａ）、又は、マイクロストリップ導体間（ｂ）、又は、ストリップコイルと並んで設けられた（ｃ）（ｄ）ＲＦコイルとＰＥＴシステムの組み合わせを示す概念図

【図8】（ａ）マイクロストリップコイルのアレイの容量的分離及び（ｂ）異なる高調波コイルアレイを用いた分離の例を示す図であって、異なる高調波コイルがＭＲ分光学研究のための複数ＲＦ周波数共鳴のために用いられることを示す図

【図9】ＭＲＩシステム組み込みボディＲＦコイルがＲＦ送信器として用いられ、ＰＥＴ検出器を備えたマイクロストリップコイルがＲＦ信号送信及び／又は受信器として用いられるＲＦ透過可能なＰＥＴインサートを示す概念図であって、受信専用コイルは通常、組み込みＲＦコイルからのＲＦフィールド送信の際に電気的にフローティングを与える離調（detuning）回路に接続されている状態を示す図

【図10】既存のＭＲＩシステムの患者ベッド上に最大のスペースを用いるためのＰＥＴ－コイル組み合わせモジュールの半楕円配置を示す図

【図11】既設のＭＲＩシステムの脳イメージングを考慮したＰＥＴ－コイル組み合わせモジュールの半楕円配置を示す図

【図12】マイクロストリップ伝送アレイコイルを備えた部分リングＰＥＴ配置を示す図

【図13】低周波数傾斜渦電流を減らすための連続したＲＦシールドＰＥＴリングの場合の様々なシールド設計を示す断面図

【発明を実施するための形態】

【0055】

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。又、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。

【0056】

ＲＦシールドされたＰＥＴインサートを考えると、シールド設計の２つのタイプが考えられる。１つの実施形態は、ＰＥＴ検出器の完全なリングが独立したシールドケージ間が狭いギャップを持つ多数の独立したＲＦシールドケージによってシールドされている。通常８又は１２又は１６の、そのようなＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュールが単一及び／又は複数のリング形式の中で軸横断方向に配列されている。他の実施形態では、リング中のこれらのＰＥＴ検出器の全てが、連続したＲＦシールドケージの内側に配置される。

【0057】

いずれの場合も、シールドされたＰＥＴはシールドのためＭＲＩ ＲＦグランドに接続（接地）される。他方、マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルは、マイクロストリップ導体と、計算されたギャップを間に持つ接地導体面で構成されている。接地面はマイクロストリップ導体によって発生された場のシールド又は反射器として作用する。マイクロストリップ導体の幾何学的長さ（その電気的な長さはπ又は２π）は、１／４波長（λ／４）の整数倍とされる。ＭＲＩシステムの関心共鳴周波数のため、コイルの長さは画像化関心長さよりも長くなる。誘電体材料有り／無しの独立したシャントキャパシタがコイルの必要な長さ（例えば２５ｃｍ）をλ／４の整数倍と一致させるために使われる。本発明において、独立してシールドされた複数のモジュラー検出器形式又は連続したＲＦシールドケージ形式のどちらでも、シールドされたＰＥＴリングが、マイクロストリップコイルのアレイの接地面として使用される。従って、ＰＥＴインサートのシールド材料はＲＦコイルの一体的な部分（例えば図１、６、及び７）となり、組み合わせシステムはＲＦ効率を最大限とするようにチューンされ、マッチングされる。マイクロストリップ導体１２とＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュール１０間のギャップは、空気のみの空気ギャップ１６である（図２（ａ）、３（ａ）及び４（ａ））。

【0058】

マイクロストリップ導体１２とＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュール１０間のギャップは、低損失のタンジェント特性を有する誘電体材料１８、好ましくはＰＴＦＥも持つことができる（図２（ｂ）、３（ｂ）及び４（ｂ））。ＰＥＴ画像化を考えると、誘電体がギャップ中に用いられた場合に発生するガンマ光子減衰を避けるためにギャップは空気のみで構成されることが望ましい。接地されたＰＥＴ検出器シールドケージのシールドは、ＲＦ場を画像化領域に、より良く閉じ込め、コイル間の確かな分離を与えるために、２つのマイクロストリップ導体間で放射方向に延長することができる（例えば図４（ｃ）の延長シールド２０）。マイクロストリップ導体の長さはＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュールの長さと同じであることができるが、必ずしもその必要は無い。マイクロストリップ導体は、ＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュールの端部近くで短くすることができる（図５（ａ）－（ｂ））。ここではＰＥＴ検出器データ及び電源ケーブルがシールドボックスの中に入り、コイルとＰＥＴデータ及び電源ケーブル間のＲＦ干渉の影響を減らす。マイクロストリップ導体１２は、ＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュール１０の両端から短くすることができる（図５（ｃ）－（ｄ））。ＰＥＴ検出器データ及び電源ケーブルがシールドボックスの内側に入るか、及び／又は他方の端部近くのＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュール１０（例えば図５（ｅ））の端部近くのＲＦシールドケージの下側面（例えばマイクロストリップ導体と面するシールド面）で延長された延長シールド２０を用いることも可能である。他方、ＲＦシールドケージの内側に取り付けられたＰＥＴ前段読み出し電子回路に接続されるデータケーブル及び電源ケーブルも、ＰＥＴとＭＲＩ間のＲＦ干渉を避ける為にＲＦシールドされる。ケーブルシールドは、通常、ＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドケージに接続される。コイル作用を適切にする目的で、ケーブルシールドはＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドケージから分離されることができ、これは、切離回路を用いることによって、好ましくは、キャパシタ及び／又はインダクタ及び／又はフィルタをＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドケージとケーブルのＲＦシールド間に用いることによって行われる。

【0059】

又、マイクロストリップ線の幅もＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドケージの幅よりも小さく（好ましくは１／３以下）、独立した複数のＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュール（図６（ａ）－（ｂ））の場合、マイクロストリップ導体は、ＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュールの長さに沿って（ＭＲＩシステムの画像化領域の軸方向長さに沿って）整列され、画像化領域に面するように位置される。独立してシールドされたモジュール型ＰＥＴリング配置の場合、単一又は複数のマイクロストリップコイルが、ＰＥＴリングの軸方向及び軸横断方向に沿って配置された複数のＰＥＴ検出器を含む独立したＲＦシールドケージと共に用いることができる。一つの大きなＲＦシールドを備えたマイクロストリップ導体を含む、連続的にシールドされたＰＥＴリングの場合、各マイクロストリップ導体の位置は、図６（ｃ）－（ｄ）に示したように、必ずしも各ＰＥＴ検出器の中心を考える必要は無い。又、連続的にシールドされたＰＥＴリングの場合、シールドは、大きな渦電流を発達させるのを避ける為にスリット５０を有することができる（例えば図１３）。この場合、スリット５０はＲＦ電流の連続性の為に容量的に結合され、同時にＭＲＩ傾斜コイルで発生された渦電流のループがシールド中で大きく発達するのを阻止する。マイクロストリップ導体、好ましくは銅の厚みは、原理的には、マイクロストリップ導体の幅よりもかなり小さく、且つ、磁気共鳴画像化システムの対応する共鳴高周波の表皮厚さ（例えば銅の１００ＭＨｚの表皮厚さは０．０６６ｍｍ）よりも数倍（例えば約６倍）厚く、シールドされたＰＥＴ検出器モジュールのシールド材料の厚みはマイクロストリップ導体の厚みよりも小さく、更に磁気共鳴画像化の目的及び冷却の目的で低周波数スイッチング傾斜磁場から発生する渦電流の大きなループの発達を避ける為、シールドケージ中にスリット及び／又は穴及び／又は何らかのシールドの不均一性を持つことができ、更に、ＰＥＴデータ及び電源ケーブルをＲＦシールドボックス内側の前段ＰＥＴ検出器電子回路に接続するためのＲＦシールド開口を持つことができる。ＰＥＴ検出器モジュールのシールド材料は、スイッチングされた傾斜渦電流の誘導を避けるため低周波数領域では絶縁体の性質を持ち、必要な高周波数領域ではシールドの目的で導電性を持つ、好ましくはカーボンファイバーであることができ、及び／又は、ＰＥＴ検出器モジュールのシールドケージのマイクロストリップ導体に面する部分は純粋な導電性材料、好ましくは銅であり、シールドケージの他の部分は、炭素繊維又は同様な材料であることができる。マイクロストリップ線の寸法、空気及び／又は誘電体材料で満たされるギャップの寸法、及びその間のシャントキャパシタの値及び他の設計パラメータは、マイクロストリップコイルの磁気共鳴画像化システムに必要な共鳴高周波数へのチューニングに依存する。４又は８以上のそのような各ストリップコイルは、マルチチャネルＲＦコイルのアレイを作る（図６、７、８、９、１０、１１及び１２）。コイルのアレイは送信器及び受信器の両方として用いることができる。多数の受信コイルのため、単一チャネルビルトインコイルに比べてＳＮＲは上昇する。このマルチチャネルアレイコイルによって並列送信及び受信が可能である。並列化で画像化を加速化し、画像化時間を短縮できる。各チャネルのＲＦ信号の位相及び振幅を制御することにより、マルチチャネルコイルは、脳組織、心臓、肺組織、前立腺がんなどのような特定の関心画像化領域での高い均一性を有するＲＦフィールド局在化のためのＲＦシミング可能性を与える。

【0060】

ＰＥＴリング中の独立してシールドされた多数のＰＥＴ検出器モジュールの場合、ＰＥＴ検出器ブロック間の広いギャップのためにＰＥＴ再構成画像中に生じる視差を避ける為に、独立してＲＦシールドされたＰＥＴ検出器モジュールを互いに非常に近く用いることが薦められる。そのような場合、組み合わされた検出器－コイル要素はＰＥＴ検出器の接地されたＲＦシールドケージを通して非常に互いに近くなる（例えばシールドされたＰＥＴ検出器モジュール間で３ｍｍ以下のギャップ）一方、最も近い隣接するマイクロストリップ導体間のギャップはかなり広く保たれる。画像化領域中で必要なＲＦフィールドを発生する、ＲＦパワーを少なくとも有効に用いるため、隣接するコイル要素を切離する必要がある。一つの選択肢は、好ましくは切離キャパシタ２２を用いた切離回路を用いること（例えば図８）、及び／又は、マイクロストリップ導体間、及び／又は、接地されたシールドボックス間でインダクタを用いることである。更に、並んだマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルで異なる高調波を用いることも、切離キャパシタ２２を用いることなく必要な切離を与えることができる。異なる高調波コイルを与えることは、複数核のＭＲ分光学的研究のための複数のＲＦ周波数共鳴を可能とすることができる。マイクロストリップ導体の両端でマイクロストリップ導体とＲＦシールドＰＥＴ検出器間モジュール間にシャントキャパシタ（Ｃ_ｓ）１４を持つマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルは、図２に示す第１高調波コイルｈ１（図８（ｂ）参照）である。マイクロストリップ導体とＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュール間に３つのシャントキャパシタＣ_ｓ１、Ｃ_ｓ２を与えると、図３に示す第２高調波コイルｈ２（図８（ｂ）参照）となる。必要に応じて、マイクロストリップ伝送線のより高い次数の高調波も与えられる。

【0061】

提案したアプローチは、超高磁場ＭＲＩシステムに非常に良く合う。７以上のテスラの磁場のＲＦ波長は、コイル及び／又は患者の寸法と同等となり、画像化領域中で暗い点を生じる構造的で有害な干渉を生じる。このため、ＲＦ場は、超高磁場ＭＲＩでボリュームコイルに対して非常に不均一となる。コイルのアレイ中の各コイルの位相及び振幅を制御することによって、画像化領域中で均一なＲＦ場を発生することが可能である。

【0062】

必要ならば、バードケージコイルを送信器（バードケージコイルは低い磁場のＭＲＩシステムではＲＦ送信器としても作用）、及び／又は、受信器として含み、アレイコイルのみを図７に示したように受信器として含む、３テスラ以下の磁場のＭＲＩシステムに良い他の実施形態も可能である。独立してシールドされたＰＥＴ検出器の場合の３つの異なる設計形状が図７（ａ）－（ｃ）に示されている。図７（ａ）及び（ｂ）において、バードケージコイルユニット３２が、シールドされたＰＥＴモジュール間、又はマイクロストリップ導体間に配置され、マイクロストリップ導体はＲＦとしてのみ用いられる。独立してシールドされたＰＥＴ検出器の他の実施形態において、バードケージコイルユニット３２は、シールドされたＰＥＴリング（図７（ｃ））の内側の他の位置（例えばマイクロストリップコイル１個ごと、又は２個以上ごとの間）に方位をもって配置され、マイクロストリップコイルの数が少なくなる。図７（ｂ）及び（ｃ）と同様の配置が連続したシールドケージに対しても可能であり、一例が図７（ｄ）に示されている。図７（ｄ）の連続したシールドケージ配置の場合、各マイクロストリップ導体の位置は、図６（ｂ）－（ｃ）に示したように必ずしもＰＥＴ検出器４２の中心でなければならないことはない。

【0063】

ＲＦ透過可能ＰＥＴインサートの場合、ＭＲＩ組み込みボディＲＦコイルは送信器として用いられる。ビルトインボディＲＦコイルの代わりに、ＰＥＴインサート外側の独立したＲＦコイルをフローティングさせるために同様に用いることができる。独立してＲＦシールドされたＰＥＴ検出器モジュールは、ＲＦフィールドを画像化領域に通過させるため、狭いモジュール間ギャップでリング形状に用いられる。（ＰＥＴリングの外側から）ボディＲＦコイルから送信されたＲＦフィールドは、シールドされたＰＥＴモジュールがＭＲＩ接地から電気的に浮いていた場合、モジュール間ギャップを幾らかの減衰をもって通過する（図９（ａ））。図９において、４４はストリップコイル付きＰＥＴ検出器、６０はＭＲＩシステム、６２は傾斜磁場コイルアセンブリ、６４は送信用ビルトインＲＦコイル、７０は患者ベッドである。

【0064】

あるいは、（例えばシールドが接地されていると）送信されたＲＦ場は多く減衰される可能性がある。ＲＦ透過可能なＰＥＴインサートの場合、本発明のマイクロストリップＲＦコイルは、ＲＦ受信器としてのみ用いられる。先に述べたように、マイクロストリップＲＦコイルはその動作のための基本的な要素として接地面を必要とし、本発明では、ＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュールが接地面として作用する。通常、ＲＦ受信器は常に本発明のコイルに必要な電気的フローティングをボディＲＦコイルからのＲＦ場送信の際に与える離調回路を含んでいる。しかしながら、シールドボックスの内側に取り付けられたＰＥＴ前段読み出し電子回路に接続されるデータケーブル及び電源ケーブルもＲＦシールドされている。ケーブルのシールドは、通常、ＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドケージに接続されている。ＲＦシールドケージを更に電気的にフローティングする目的で、ケーブルシールドは、ＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドケージから切り離されなければならず、これは、何らかの種類の切離回路、好ましくはキャパシタ及び／又はインダクタ及び／又はフィルタをＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドケージとケーブルのＲＦシールド間に用いることによって達成される。フローティングだけでなく、上記で説明した全ての他の場合において、ＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドケージと、ケーブルのＲＦシールド間を切離することが望ましい。

【0065】

従来のバードケージ型又は横断電磁フィールド（ＴＥＭ）型ボリュームコイルは幾何学的な対称性を要求する。ＲＦシミング機能を備えた本発明のマルチチャネルアレイコイルを用いることによって、非対称なＰＥＴリング配置に対してもＲＦ場を均一に送信することが可能である。通常、ＰＥＴインサートは患者ベッド７０を含む既存のＭＲＩシステムに用いることが考えられている。ボディ形状ＰＥＴインサートに関して、半楕円形状（図１０）のような非対称ＰＥＴリング配置が、患者ベッド７０上に最大のスペースを用いるのに適切な選択である。脳の画像化に際しても、半楕円形状配置（図１１）がより小型であり、ＰＥＴ及びＭＲＩ感度を共に向上させる。図１２に示すように、独立したＲＦ送信コイル（バードケージＲＦコイルのような）を持つか持たないマイクロストリップ伝送線アレイコイルを持つ部分リングＰＥＴ４０の配置も可能である。本発明におけるこの概念は、組み合わせシステムを一つの小型モジュールにするもので、これにより計装条件としてより少ないスペースにできる。『電気的に浮いたＰＥＴインサート』という概念は、非対称配置においても用いられる。

【0066】

複数のマイクロストリップ導体を含むことができるような、ＰＥＴインサートの大きなＲＦシールドについて、幾つかのシールド設計例が（この例に限定されることなく）図１３に示される。１つの実施形態（図１３（ａ）－（ｂ））において、ＰＥＴリングの内側周辺部分のシールド層は、大きなループの渦電流の発生を防止すると同時に、ＰＥＴ検出器に十分なＲＦシールドを与えるために、ＰＥＴリングの内側部分におけるシールド層は、小ギャップを介した２枚の長穴を有する金属箔による導電層（スロット付きシールド４８）を用いて設計することができる。これらの２枚の長穴を有する層は、スリット５０の位置を交互にするように配置される。マイクロストリップ導体がＰＥＴリングの内径シールド層に近いので、このシールド層がＰＥＴ検出器のＲＦ干渉を減らすための主な配慮事項となる。ＰＥＴリングの外径部分において、連続シールド４６を用いることができ、そのシールド材料としては、大きな渦電流ループを防止する非常に薄い金属箔（例えば約１表皮深さ）、又は、ＭＲＩシステムの傾斜磁場から発生する低周波数渦電流に対して絶縁体として作用する（炭素繊維のような）シールド材料を用いることができる。又、外側部分表面を容量的に結合した（連続でない）セグメント型シールド４７（図１３（ｂ））とすることができる。この外側部分表面は、内側表面と同様の多層シールドを用いて設計もできる。他の実施形態（図１３（ｃ））において、ＰＥＴリングの内径部分のシールド層は、必要な高周波に対しては短絡として作用すると同時にシールド中に大きな渦電流ループを発達させないように低周波数の渦電流をブロックするキャパシタ５２によって連結されたスリット５０付きの単一層とすることができる。又は、シールドの内側及び外側層は、キャパシタ５２によって連結されたスリット５０で溝を設けることができる（図１３（ｄ）））。

【0067】

本発明の第１の側面によれば、ＰＥＴ及び磁気共鳴画像化及び分光学の複合研究用に向けられたＰＥＴインサートのＲＦシールドのマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルが提供される。ここで、ＰＥＴインサートはモジュール型ＲＦシールドケージ構造であったり、又は完全包囲形ＲＦシールドケージ構造であったり、又はモジュール型と完全包囲形ＲＦシールドケージ構造の組合わせであったりすることができる。ここで、ＲＦシールドケージは少なくとも一つの放射線検出器をシールドケージの内側に含み、放射線研究のＰＥＴリング及び磁気共鳴画像化及び分光学研究用のマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルのアレイとして共に作用するマイクロストリップ導体のアレイの電気接地導体とされる。ここで、コイル要素間の電気的な絶縁は、ＰＥＴインサートの接地されたＲＦシールドケージ及び／又はマイクロストリップ導体間で分離回路を用いて成される。

【0068】

本発明の第２の側面によれば、バードケージＲＦコイルと本発明の第１の側面で規定されたマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルのアレイの組合せであって、バードケージがＲＦ送信器及び／又は受信器として用いられ、マイクロストリップコイルのアレイがＲＦ受信器は送信器として用いられる。

【0069】

本発明の第３の側面によれば、本発明の第１又は第２の側面で規定されたマイクロストリップ伝送線アレイであって、切離し及び／又は磁気共鳴分光学研究の目的で、異なる次数の高調波コイルが並んで配置される。

【0070】

本発明の第４の側面によれば、本発明の第１又は第２の側面において、放射線研究用のＰＥＴ及び磁気共鳴画像化及び分光学研究用のマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルのアレイとの両方として作用するマイクロストリップ導体を備えたモジュラー型ＲＦシールドＰＥＴ検出器が、ＰＥＴインサート外側の独立したＲＦコイルを備えたＲＦ透過可能ＰＥＴインサートのＲＦ受信コイルのアレイとされ、及び／又はＭＲＩビルトインボディＲＦコイルが送信器とされる。

【0071】

本発明の第５の側面によれば、本発明の第１、第２、第３及び第４の側面が、磁気共鳴画像化及び／又は磁気共鳴分光学研究のためにＰＥＴ研究との組合せで用いられ、本発明の第１、第２、第３及び第４の側面を含むマルチチューンＲＦコイルの組合せが１以上の核磁気共鳴研究のために用いられ、他のタイプのＲＦコイル、好ましくはループ又は二重極又はバードケージ型ＲＦコイルが、１以上の核磁気共鳴研究のためにマルチモーダルＰＥＴ、ＭＲＩ及びＭＲＳ研究の目的で用いられる。

【0072】

本発明の第６の側面によれば、マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルが、ＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドケージがマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルの接地面とされたＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュールと組み合わされ、ＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュールが複数のＰＥＴ検出器を視野の軸方向及び軸横断方向に持ち、組み合わされたコイルがコイルの長さ方向に直線的である必要は無く、曲げることができる。

【0073】

本発明の第７の側面によれば、ＰＥＴ、ＭＲＩ及びＭＲＳ複合研究のためのＰＥＴインサートが組み合わされるマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルにおいて、ＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュールの前段電子回路のデータ及び電源ケーブルがＲＦシールドされ、ＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドケージとケーブルシールドが、必ずしも必要としない分離回路で接続されている。

【0074】

本発明の第８の側面によれば、ＰＥＴ、ＭＲＩ及びＭＲＳ複合研究のためのマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルが組み合わされたＰＥＴインサートにおいて、ＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドケージが、ＭＲＩシステムの傾斜場から誘導される低周波傾斜渦電流の影響の低減、ＰＥＴ検出器前段電子回路の冷却、ＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドケージ内側に取り付けられたＰＥＴ検出器モジュールの前段電子回路のデータ及び電源ケーブルとの接続などの多目的でスリット及び／又は穴及び／又はコネクタを有することができる。

【0075】

本発明の第９の側面によれば、本発明の第６の側面において、本発明の第１、第２、第３、第４及び第５の側面におけるマイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルのアレイとして単一のコイルが与えられる。

【0076】

本発明の第１０の側面によれば、マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルと組み合わされるＰＥＴインサートのＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドケージが、連続的及び／又はセグメントされた金属導体材料であるＲＦシールドの単一層を有する。単一層シールドはメッシュ状導電材料又は炭素繊維のような非金属導電材料で形成することができる。

【0077】

本発明の第１１の側面によれば、マイクロストリップ伝送線アレイＲＦコイルが組み合わされるＰＥＴインサートのＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドケージが、複数層、好ましくは２層のシールドを有し、異なる層が同じタイプのシールド材料を用いた同じシールド設計を有することができる。

【0078】

本発明の第１２の側面によれば、本発明の第１１の側面において、複数層ＲＦシールドは、異なるタイプのシールド材料の異なるシールド設計を有する異なる層を有することができる。

【0079】

本発明の第１３の側面によれば、本発明の第１１又は第１２の側面において、任意の層又は全ての層のシールドがセグメント間に狭いギャップを有するセグメントタイプであり、セグメントが、必ずしも必要でないが、ＲＦ電流を短絡し、低周波傾斜渦電流に対しては開路として作用する、好ましくはセラミックキャパシタで結合される。

【0080】

本発明の第１４の側面によれば、ＰＥＴ検出器モジュールのＲＦシールドケージの一部は、本発明の第１１、第１２又は第１３の側面に基づく複数層のシールドを持つことができ、シールドケージの残りは、本発明の第１０の側面に基づく単一層のシールドを持つことができる。

【0081】

なお前記説明においては、主にＭＲＩシステム用のＰＥＴインサートが説明されていたが、本発明の適用対象はこれに限定されず、例えばＭＲＳシステム用のＰＥＴインサートやＳＰＥＣＴインサート等にも同様に適用できる。

【産業上の利用可能性】

【0082】

発症前及び発症後の画像化及び分光に利用できるＭＲＩ又はＭＲＳシステム用のＰＥＴ又はＳＰＥＣＴインサートを提供する。

【符号の説明】

【0083】

１０…ＲＦシールドＰＥＴ検出器モジュール
１２…マイクロストリップ導体
１４…シャントキャパシタ
１６…空気ギャップ
１８…誘電体材料
２０…延長シールド
２２…切離キャパシタ
３０…連続ＲＦシールドケージ
３２…バードケージコイルユニット
４０…部分リングＰＥＴ
４２…ＰＥＴ検出器
４４…ストリップコイル付きＰＥＴ検出器
４６…連続シールド
４７…セグメント型シールド
４８…スロット付きシールド
５０…スリット
５２…キャパシタ
６０…ＭＲＩシステム
６２…傾斜磁場コイルアセンブリ
６４…送信用ビルトインＲＦコイル
７０…患者ベッド
ｈ１…第１高調波マイクロストリップコイル
ｈ２…第２高調波マイクロストリップコイル

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8】

【図9】

【図10】

【図11】

【図12】

【図13】