Pet-mri裝置的製作方法

2023-04-27 19:05:31

專利名稱：Pet-mri裝置的製作方法
技術領域：
本發明的實施方式涉及PET (Positron Emission Tomography :正電子發射計算機斷層掃描)-MRI (Magnetic Resonance Imaging :磁共振成像)裝置。
背景技術：
近年來，正在開展面向實現PET-MRI裝置的研究，該PET-MRI裝置是組合MRI (Magnetic Resonance Imaging :磁共振成像)裝置和 PET (Positron EmissionTomography :正電子發射計算機斷層掃描)裝置而成。PET-MRI裝置被期待例如應用於頭部的檢查，尤其是期待利用在阿爾茲海默病的診斷中。該PET-MRI裝置具有作為MRI裝置的結構要素的高頻線圈、以及作為PET裝置的 結構要素的PET檢測器。高頻線圈對被檢體施加高頻磁場，或檢測由於該高頻磁場及梯度磁場的施加而從被檢體發出的磁共振信號。另外，PET檢測器檢測從投放給被檢體的正電子放射性核素放射的伽馬線。先行技術文獻專利文獻專利文獻I :日本特表2008-525161號公報

發明內容
發明所要解決的課題但是，在現有技術中，有時由於高頻線圈與PET檢測器之間的幹擾，MR(磁共振)圖像的SN(信噪)比(信號與噪聲之比)下降。用於解決課題的手段實施方式所涉及的PET-MRI裝置具備靜磁場磁鐵、梯度磁場線圈、高頻線圈、MR圖像重構部、PET檢測部和PET圖像重構部。高頻線圈向置於靜磁場內的被檢體施加高頻磁場，檢測由於該高頻磁場以及梯度磁場的施加而從所述被檢體發出的磁共振信號。PET檢測部被形成為環狀，檢測從投放給所述被檢體的正電子放射性核素放射的伽馬線。另外，所述高頻線圈所具有的線圈導體由覆蓋所述PET檢測部的外表面的第I高頻屏蔽體形成。


圖I是表示第I實施方式所涉及的PET-MRI裝置的結構的圖。圖2是表示圖I所示的梯度磁場線圈的內部構造的截面圖。圖3是表示第I實施方式所涉及的收發用高頻線圈以及PET檢測部的圖。圖4是表示第2實施方式所涉及的收發用高頻線圈的圖。圖5是表示第3實施方式所涉及的PET-MRI裝置的結構的圖。圖6是表示第3實施方式所涉及的發送用高頻線圈以及PET檢測部的圖。圖7是表示第3實施方式所涉及的發送用高頻線圈的外觀的圖。
圖8是表示第4實施方式所涉及的發送用高頻線圈的外觀的圖。圖9是表示第5實施方式所涉及的發送用高頻線圈的外觀的圖。圖10是表示第5實施方式所涉及的第I高頻屏蔽體的截面的圖。圖11是表示第6實施方式所涉及的發送用高頻線圈的外觀的圖。圖12是表示第7實施方式所涉及的發送用高頻線圈的外觀的圖。
具體實施例方式(第I實施方式)

首先，說明第I實施方式。圖I是表示第I實施方式所涉及的PET-MRI裝置100的結構的圖。如圖I所示，該PET-MRI裝置100具有靜磁場磁鐵I、診視床2、梯度磁場線圈
3、梯度磁場線圈驅動電路4、收發用高頻線圈5、收發切換器6、發送部7、接收部8、MR數據收集部9、計算機10、控制臺11、顯示器12、PET檢測部13及14、PET數據收集部15、PET圖像重構部16以及順序控制器17。靜磁場磁鐵I在大致圓筒狀的孔腔內產生靜磁場。在此，孔腔是在靜磁場磁鐵I的內周側形成的空間，在由PET-MRI裝置100進行攝像時配置有被檢體P。診視床2具有載放被檢體P的頂板2a。該診視床2在攝像時將頂板2a向孔腔內移動，由此將被檢體P向靜磁場內移動。梯度磁場線圈3向被檢體P施加磁場強度在X、Y，Z方向上以線性變化的梯度磁場Gx、Gy、Gz。該梯度磁場線圈3被形成為大致圓筒狀，配置在靜磁場磁鐵I的內周側。梯度磁場線圈驅動電路4基於由順序控制器17進行的控制，驅動梯度磁場線圈3。收發用高頻線圈5基於從收發切換器6發送的高頻脈衝，向放置在靜磁場內的被檢體P施加高頻磁場。另外，收發用高頻線圈5檢測由於高頻磁場以及梯度磁場的施加而從被檢體P發出的磁共振信號，並將檢測出的磁共振信號發送給收發切換器6。該收發用高頻線圈5配置在梯度磁場線圈3的內周側。在此，在第I實施方式中，收發用高頻線圈5是形成為大致圓筒狀的籠形線圈，具有兩個端環和多個輻條。端環是形成為環狀的線圈導體，輻條是形成為棒狀的線圈導體。兩個端環以環面對置的方式配置。另外，多個輻條配置為分別架設在兩個端環之間，在各端環的周向上以大致等間隔排列。其中，對於該收發用高頻線圈5在後面詳細說明。收發切換器6基於由順序控制器17進行的控制，在發送時和接收時切換收發用高頻線圈5的動作。在發送時，收發切換器6將從發送部7發送的高頻脈衝發送給收發用高頻線圈5。另外，在接收時，收發切換器6將由收發用高頻線圈5檢測到的磁共振信號發送給接收部8。發送部7基於由順序控制器17進行的控制，經由收發切換器6向收發用高頻線圈5發送高頻脈衝。接收部8基於由順序控制器17進行的控制，經由收發切換器6從收發用高頻線圈5接收磁共振信號，將接收的磁共振信號發送給MR數據收集部9。MR數據收集部9基於由順序控制器17進行的控制，收集從接收部8發送的磁共振信號。另外，MR數據收集部9在將收集的磁共振信號放大以及檢波之後進行A/D (模擬/數字)轉換，將轉換為數位訊號的磁共振信號發送給計算機10。計算機10由控制臺11控制，基於從MR數據收集部9發送的磁共振信號重構MR圖像。另外，計算機10使顯示器12顯示重構後的MR圖像。PET檢測部13及14分別被形成為環狀，檢測從投放給被檢體P的正電子放射性核素放射的伽馬線(包括湮沒放射線)來作為計數信息。另外，PET檢測部13及14將檢測出的計數信息發送給PET數據收集部15。該PET檢測部13及14例如是以環狀配置多個半導體檢測器來形成的，該多個半導體檢測器通過半導體元件將伽馬線轉換為模擬信號來進行檢測。另外，PET檢測部13及14在梯度磁場線圈3的內周側，沿靜磁場磁鐵I的軸向隔開間隔地配置。另外，PET檢測部13及14以夾著由靜磁場磁鐵I產生的靜磁場的磁場中心的方式配置。在此，在第I實施方式中，PET檢測部13及14分別由第I高頻屏蔽體覆蓋。並且，覆蓋PET檢測部13的外表面的第I高頻屏蔽體和覆蓋PET檢測部13的外表面的第I高頻 屏蔽體形成收發用高頻線圈5所具有的兩個端環。其中，對於該PET檢測部13及14在後面詳細說明。PET數據收集部15基於由順序控制器17進行的控制，生成同時計數信息。該PET數據收集部15使用由PET檢測部13檢測出的伽馬線的計數信息，生成大致同時檢測從正電子放射性核素放射的伽馬線而得到的計數信息的組合，來作為同時計數信息。PET圖像重構部16將通過PET數據收集部15生成的同時計數信息作為投影數據來重構PET圖像。由該PET圖像重構部16重構的PET圖像被發送給計算機10並顯示在顯示器12上。順序控制器17從計算機10接收在攝像時執行的各種攝像順序信息，對上述各部進行控制。接著，說明圖I所示的梯度磁場線圈3的內部構造。圖2是表示圖I所示的梯度磁場線圈3的內部構造的截面圖。在圖2中，上側表示梯度磁場線圈3的圓筒外側，下側表示圓筒內側。如圖2所示，梯度磁場線圈3通過從圓筒的內側(圖2的下側)向圓筒的外側(圖2的下側)依次層疊主線圈3a、主線圈側冷卻層3b、墊片盤插入引導層3c、屏蔽線圈側冷卻層3d、屏蔽線圈3e來形成。在此，在主線圈側冷卻層3b，主要配置有用於冷卻主線圈3a的主線圈側冷卻管3f。另外，在屏蔽線圈側冷卻層3d，主要配置有用於冷卻屏蔽線圈3e的屏蔽線圈側冷卻管3g。主線圈側冷卻管3f以及屏蔽線圈側冷卻管3g分別以配合梯度磁場線圈3的圓筒形狀的方式形成為螺旋狀。另外，在墊片盤插入引導層3c，插入分別在內部收納多個鐵墊片的多個墊片盤3h。進而，在主線圈3a的內周側，設有第2高頻屏蔽體3i。該第2高頻屏蔽體3i配置在梯度磁場線圈3與發送用高頻線圈5之間，遮蔽從發送用高頻線圈5產生的高頻。通過像這樣配置第2高頻屏蔽體3i，能夠防止從發送用高頻線圈5產生的高頻與梯度磁場線圈3之間的耦合。接著，詳細說明第I實施方式所涉及的收發用高頻線圈5以及PET檢測部13及
14。圖3是表示第I實施方式所涉及的收發用高頻線圈5以及PET檢測部13及14的圖。其中，圖3表示包括形成為大致圓筒狀的收發用高頻線圈5、PET檢測部13及14各自的軸在內的截面。收發用高頻線圈5具有用於產生向被檢體P施加的高頻磁場、或檢測從被檢體P發出的磁共振信號的線圈導體。具體而言，如圖3所示，收發用高頻線圈5具有端環18、端環19和多個輻條20作為線圈導體。端環18及19是分別形成為環狀的線圈導體，以各自的環面在Z方向上對置的方式配置。另外，各輻條20是分別形成為棒狀的線圈導體，連接端環18和端環19。各輻條20以架設在端環18與端環19之間的方式配置，在端環18及19的周向上以大致等間隔排列。並且，在第I實施方式中，端環18由形成為覆蓋PET檢測部13的外表面的第I高頻屏蔽體21。S卩，在第I實施方式中，通過以由銅板等導體構成的第I高頻屏蔽體21包圍形成為環狀的PET檢測部13來形成端環18。其中，端環19也同樣通過形成為覆蓋PET檢測部14的外表面的第I高頻屏蔽體22來形成。像這樣，通過第I高頻屏蔽體分別包圍PET檢測部13及14，能夠防止從PET檢測部13產生的噪聲混入接收磁共振信號的接收系統中。另外，還能夠防止PET檢測部13及14使收發用高頻線圈5的效率惡化。另外，還能夠防止由收發用高頻線圈5發送的高頻對 PET檢測部13及14造成不良影響。另外，如圖3所示，第I實施方式所涉及的收發用高頻線圈5具有電容器23、收發用線纜24、高頻遮斷電路25、信號及控制線26、信號及控制線27、以及高頻遮斷電路28及29。電容器23被插入多個輻條20各自的中央部附近。通過該電容器23，收發用高頻線圈5被調整為在形成於其內周側的攝像區域I中，以期望的頻率產生均勻的高頻磁場。即，收發用高頻線圈5是所謂低通型的籠形線圏。收發用線纜24的ー個端部與電容器23連接，另ー個端部與收發切換器6連接。並且，收發用線纜24將從收發切換器6發送的高頻脈衝向收發用高頻線圈5傳送。另外，收發用線纜24將通過收發用高頻線圈5檢測出的磁共振信號向收發切換器6傳送。作為該收發用線纜24，例如使用同軸電纜。另外，收發用線纜24與高頻遮斷電路25連接。信號及控制線26的一個端部與PET檢測部13連接，另ー個端部與PET數據收集部15連接。並且，信號及控制線26將通過PET檢測部13檢測出的計數信息向PET數據收集部15傳送。該信號及控制線26為了避免與收發用高頻線圈5的幹擾而被屏蔽。另外，信號及控制線26與高頻遮斷電路28連接。信號及控制線27的一個端部與PET檢測部14連接，另ー個端部與PET數據收集部15連接。並且，信號及控制線27將通過PET檢測部14檢測到的計數信息向PET數據收集部15傳送。該信號及控制線27為了避免與收發用高頻線圈5的幹擾而被屏蔽。另外，信號及控制線27與高頻遮斷電路29連接。如上所述，在第I實施方式中，收發用高頻線圈5具有端環18及19。另外，端環18由覆蓋PET檢測部13的外表面的第I高頻屏蔽體21形成，端環19由覆蓋PET檢測部14的外表面的第I高頻屏蔽體22形成。S卩，在第I實施方式中，通過用第I高頻屏蔽體21及22分別覆蓋形成為環狀的PET檢測部13及14，形成收發用高頻線圈5的線圈導體。因此，根據第I實施方式，能夠抑制收發用高頻線圈5與PET檢測部13的幹擾、以及收發用高頻線圈5與PET檢測部14的幹擾，能夠提高MR圖像的SN比。(第2實施方式)接著，說明第2實施方式。第2實施方式涉及在第I實施方式中說明的收發用高頻線圈5。圖4是表示第2實施方式所涉及的收發用高頻線圈5的圖。在圖4中，表示收發用高頻線圈5所具有的兩個端環之中的端環18的截面。如圖4所示，在第2實施方式中，PET-MRI裝置100除了 PET檢測部13之外，還具有前置放大器30、A/D轉換器31、1/0(輸入/輸出)接ロ 32和光纖33。PET檢測部13通過半導體檢測器將伽馬線轉換為模擬信號並輸出。前置放大器30是對從PET檢測部13輸出的模擬信號進行放大的信號放大部。A/D轉換器31是將通過前置放大器30放大後的模擬信號轉換為數位訊號的第I信號轉換部。I/O接ロ 32是將通過A/D轉換器31得到的數位訊號轉換為光信號的第2信號轉換部。光纖33的一個端部與I/O接ロ 32連接，另ー個端部與PET數據收集部15連接。該光纖33用作第I實施方式中說明的信號及控制線26。另外，在第2實施方式中，第I高頻屏蔽體21形成為覆蓋PET檢測部13並且覆蓋前置放大器30、A/D轉換器31以及I/O接ロ 32。由此，能夠遮蔽從PET檢測部13的半導 體檢測器產生的噪聲。另外，由PET檢測部13檢測出的信號經由光纖33傳送，因此能夠防止由數位訊號產生的噪聲。(第3實施方式)接著，說明第3實施方式。在第I實施方式中，說明了 PET-MRI裝置100具有作為收發兼用的高頻線圈的收發用高頻線圈5的情況。在第3實施方式中，說明PET-MRI裝置分別具有發送用的高頻線圈和接收用的高頻線圈的情況。圖5是表示第3實施方式所涉及的PET-MRI裝置200的結構的圖。如圖I所示，該PET-MRI裝置200具有靜磁場磁鐵I、診視床2、梯度磁場線圈3、梯度磁場線圈驅動電路4、發送用高頻線圈35、接收用高頻線圈36、發送部37、接收部38、MR數據收集部9、計算機10、控制臺11、顯示器12、PET檢測部43及44、PET數據收集部15、PET圖像重構部16以及順序控制器17。其中，靜磁場磁鐵I、診視床2、梯度磁場線圈3、梯度磁場線圈驅動電路4、MR數據收集部9、計算機10、控制臺11、顯示器12、PET數據收集部15、PET圖像重構部16、順序控制器17與第I實施方式相同，因此在此省略說明。發送用高頻線圈35基於從發送部37發送的高頻脈沖，向放置於靜磁場內的被檢體P施加高頻磁場。該發送用高頻線圈35配置在梯度磁場線圈3的內周側。在此，在第3實施方式中，發送用高頻線圈35是形成為大致圓筒狀的籠形線圈，具有兩個端環和多個輻條。端環是形成為環狀的線圈導體，輻條是形成為棒狀的線圈導體。兩個端環以環面對置的方式配置。另外，多個輻條以各自架設在兩個端環之間的方式配置，沿各端環的周向以大致等間隔排列。其中，對於該發送用高頻線圈35，在後面詳細說明。接收用高頻線圈36檢測由於高頻磁場以及梯度磁場的施加而從被檢體P發出的磁共振信號，將檢測出的磁共振信號發送給接收部38。該接收用高頻線圈36例如是按照攝像對象的部位配置在被檢體P的表面上的表面線圈。例如，在對被檢體P的身體部分進行攝像的情況下，兩個接收用高頻線圈36配置在被檢體P的上部以及下部。發送部37基於由順序控制器17進行的控制，向發送用高頻線圈35發送高頻脈沖。接收部38基於由順序控制器17進行的控制，從接收用高頻線圈36接收磁共振信號。另外，接收部38將接收的磁共振信號發送給MR數據收集部9。PET檢測部43及44分別被形成為環狀，檢測從投放給被檢體P的正電子放射性核素放射的伽馬線(包括湮沒放射線)，來作為計數信息。另外，PET檢測部43及44將檢測出的計數信息發送給PET數據收集部15。該PET檢測部43及44例如通過以環狀配置多個半導體檢測器來形成，該多個半導體檢測器通過半導體元件將伽馬線轉換為模擬信號來進行檢測。另外，PET檢測部43及44在梯度磁場線圈3的內周側，沿靜磁場磁鐵I的軸向隔開間隔地配置。另外，PET檢測部43及44以夾著由靜磁場磁鐵I產生的靜磁場的磁場中心的方式配置。在此，在第3實施方式中，PET檢測部43及44分別由第I高頻屏蔽體覆蓋。另外，覆蓋PET檢測部43的外表面的第I高頻屏蔽體和覆蓋PET檢測部44的外表面的第I高頻屏蔽體形成發送用高頻線圈35所具有的兩個端環。其中，對 於該PET檢測部43及44，在後面詳細說明。接著，詳細說明第3實施方式所涉及的發送用高頻線圈35以及PET檢測部43及44。圖6是表示第3實施方式所涉及的發送用高頻線圈35以及PET檢測部43及44的圖。其中，圖6表示包括形成為大致圓筒狀的發送用高頻線圈35、PET檢測部43及44各自的軸在內的截面。發送用高頻線圈35具有用於產生向被檢體P施加的高頻磁場的線圈導體。具體而言，如圖6所示，發送用高頻線圈35具有端環48、端環49和多個輻條20作為線圈導體。端環48及49分別是形成為環狀的線圈導體，以沿Z方向環面對置的方式配置。另夕卜，各輻條20是形成為棒狀的線圈導體，連接端環48和端環49。各輻條20以架設在端環48與端環49之間的方式配置，在端環48及49的周向上以大致等間隔排列。並且，在第3實施方式中，端環48通過形成為覆蓋PET檢測部43的外表面的第I高頻屏蔽體51形成。即，在第3實施方式中，端環48通過由銅板等導體構成的第I高頻屏蔽體51包圍形成為環狀的PET檢測部43來形成。其中，端環49也同樣通過形成為覆蓋PET檢測部44的外表面的第I高頻屏蔽體52形成。像這樣，通過用第I高頻屏蔽體包圍PET檢測部43及44，能夠防止從PET檢測部43及44產生的噪聲混入接收磁共振信號的接收系統。另外，還能夠防止PET檢測部43及44使發送用高頻線圈35的效率惡化。另外，還能夠防止由發送用高頻線圈35發送的高頻對PET檢測部43及44造成不良影響。另外，如圖6所示，第3實施方式所涉及的發送用高頻線圈35具有電容器23、收發用線纜24、高頻遮斷電路25、信號及控制線26、信號及控制線27以及高頻遮斷電路28及29。其中，關於電容器23、收發用線纜24、高頻遮斷電路25、信號及控制線26、信號及控制線27、高頻遮斷電路28及29，由幹與第I實施方式相同，因此在此省略說明。但是，在第3實施方式中，收發用線纜24的一個端部與電容器23連接，另ー個端部與發送部37連接，將從發送部37發送的高頻脈衝向發送用高頻線圈35傳送。在此，與第I實施方式中說明的收發用高頻線圈5的差異在幹，發送用高頻線圈35在輻條20中具有切換部，該切換部在發送時設為期望的調諧狀態，在接收時將線圈設為非調諧狀態。該切換部例如通過PIN ニ極管41以及帶扼流圈的供電線纜42實現。圖7是表示第3實施方式所涉及的發送用高頻線圈35的外觀的圖。如圖7所示，PIN ニ極管41串聯插入輻條20。另外，帶扼流圈的供電線纜42連接在PIN ニ極管41的兩端，向PIN ニ極管41供電。
在發送吋，電流通過帶扼流圈的供電線纜42以正向流過PIN ニ極管41，PIN ニ極管41成為導通狀態，發送用高頻線圈35成為調諧狀態。另ー方面，在接收時，通過帶扼流圈的供電線纜42向PIN ニ極管41施加逆電壓，由此PIN ニ極管41成為斷開狀態，發送用高頻線圈35成為非調諧狀態。由此，能夠通過接收用高頻線圈36進行磁共振信號的接收。如上所述，在第3實施方式中，發送用高頻線圈35具有端環48及49。並且，端環48由覆蓋PET檢測部43的外表面的第I高頻屏蔽體51形成，端環49由覆蓋PET檢測部44的外表面的第I高頻屏蔽體52形成。即，在第3實施方式中，用第I高頻屏蔽體51及52分別覆蓋形成為環狀的PET檢測部43及44，由此來形成發送用高頻線圈35的線圈導體。因此，根據第3實施方式，能夠抑制發送用高頻線圈35與PET檢測部43的幹擾、以及發送用高頻線圈35與PET檢測部44的幹擾，能夠提高MR圖像的SN比。
其中，在上述第3實施方式中，說明了發送用高頻線圈35具有端環的情況，但也有接收用高頻線圈36具有以包圍被檢體P的方式配置的環狀的線圈導體的情況。在該情況下，也可以設為使用由第I高頻屏蔽體覆蓋的PET檢測部作為接收用高頻線圈36所具有的環狀的線圈導體。即，在第3實施方式中，發送用高頻線圈35所具有的線圈導體以及接收用高頻線圈36所具有的線圈導體中的至少ー個由覆蓋PET檢測部的外表面的第I高頻屏蔽體形成。(第4實施方式)接著，說明第4實施方式。第4實施方式涉及在第3實施方式中說明的發送用高頻線圈35。圖8是表示第4實施方式所涉及的發送用高頻線圈35的外觀的圖。如圖8所示，在第4實施方式中，在發送用高頻線圈35中，由PIN ニ極管41以及帶扼流圈的供電線纜42構成的切換部配置在輻條20的大致中心。進而，在第4實施方式中，兩個電容器53及54配置在以切換部為中心而對稱的位置。發送用的電カ從電容器53及54中的某一個的兩端、或者從隔著電容器53及54兩者的兩端供給即可。像這樣，在第4實施方式中，以切換部為中心，確保發送用高頻線圈35的対稱性。結果，切換部的位置成為等電位面，不對扼流圈施加負荷。由此，能夠容易地進行電容器的電調整。(第5實施方式)接著，說明第5實施方式。第5實施方式涉及在第3實施方式中說明的發送用高頻線圈35。在第5實施方式中，在發送用高頻線圈35中，第I高頻屏蔽體51及52分別具有縫隙(間隙)。圖9是表示第5實施方式所涉及的發送用高頻線圈35的外觀的圖。如圖9所示，例如，在第I高頻屏蔽體51中，形成沿其周向將第I高頻屏蔽體51分割為多個導體的多個縫隙55。同樣，在第I高頻屏蔽體52中，也形成多個縫隙56。由此，在各第I高頻屏蔽體中，在周向上分割的多個導體間不流過直流電流。即，在周向上分割的多個導體分別被直流(DC=Direct Current)性絕緣。其結果，在進行MR攝像時，能夠抑制由於梯度磁場而在第I高頻屏蔽體51的表面誘發的渦電流。進而，由渦電流產生的渦電流磁場得到抑制，因此能夠防止由渦電流磁場引起的圖像惡化。其中，第I高頻屏蔽體51及52要求抑制產生渦電流，另ー方面，也要求將期望的高頻屏蔽。圖10是表示第5實施方式所涉及的第I高頻屏蔽體51的截面的圖。如圖10所示，例如，第I高頻屏蔽體51形成為在外側的屏蔽體部件51a與內側的屏蔽體部件51b之間配置電介質51c。在此，在外側的屏蔽體部件51a中形成多個縫隙55a，通過各縫隙55a，將屏蔽體部件51a分割為多個導體61a。同樣，在內側的屏蔽體部件51b中也形成多個縫隙55b，通過各縫隙55b，將屏蔽體部件51b分割為多個導體61b。另外，外側的屏蔽體部件51a和內側的屏蔽體部件51b以相互的縫隙的位置在第I高頻屏蔽體51的周向上錯開的方式配置。通過這樣的配置，導體61a和導體61b隔著電介質51c重疊的部分作為電容性元件發揮功能。另外，通過使電介質51c的厚度充分薄，能夠使第I高頻屏蔽體51的狀態成為在期望的頻率下阻抗非常低的狀態、即接近於導通的狀態。另外，通過縫隙55a以及55b將多個導體61a以及61b分別直流性絕緣，因此能夠抑制在第I高頻屏蔽體51的表面產生禍電流。像這樣，根據第5實施方式，能夠抑制在第I高頻屏蔽體51的表面產生渦電流，並且對期望的高頻進行屏蔽。 (第6實施方式)接著，說明第6實施方式。第6實施方式說明第3實施方式中說明的PET-MRI裝置200具有設在第I高頻屏蔽體51及52的外表面的冷卻部的情況。在PET檢測部中使用的半導體檢測器一般易於受到熱影響。另ー方面，前置放大器和A/D轉換器一般在通電狀態下產生熱。並且，從前置放大器或A/D轉換器產生的熱經由第I高頻屏蔽體51及52傳遞到半導體檢測器，由此有時引起特性的惡化。在第6實施方式中，通過在第I高頻屏蔽體51及52設置冷卻部，能夠使從前置放大器和A/D轉換器產生的熱散熱。圖11是表示第6實施方式所涉及的發送用高頻線圈35的外觀的圖。如圖11所示，例如，作為冷卻部，在第I高頻屏蔽體51的外周面設有多個散熱片71。各散熱片71分別由板狀的部件形成，設為從第I高頻屏蔽體51的外周面突出。另外，各散熱片71在第I高頻屏蔽體51的外周方向以規定的間隔配置。其中，在第I高頻屏蔽體52的外周面也同樣設有多個散熱片72。像這樣，根據第6實施方式，通過在第I高頻屏蔽體51及52的外周面設置散熱片71及72，能夠使從前置放大器和A/D轉換器產生的熱散熱。一般而言，在MRI裝置中，設有用於在配置有發送用高頻線圈35的孔腔內進行通風的機構。由該機構產生的風吹到散熱片71及72，由此冷卻效果得到提高。(第7實施方式)接著，說明第7實施方式。第7實施方式說明第3實施方式中說明的PET-MRI裝置200具有散熱片71及72以外的其他冷卻部的情況。圖12是表示第7實施方式所涉及的發送用高頻線圈35的外觀的圖。如圖12所示，例如，作為冷卻部，沿第I高頻屏蔽體51的外周面設有冷卻用配管81。冷卻用配管81配置為與第I高頻屏蔽體51的外周面接觸。其中，在第I高頻屏蔽體52的外周面也同樣設有冷卻用配管82。在該冷卻用配管81及82中流過一定溫度的製冷劑(例如水等)，從而能夠除去在端環48及49內產生的熱。其中，冷卻用配管也可以設在第I高頻屏蔽體的內側。在該情況下，例如，冷卻管配置為與第I高頻屏蔽體的內周面相離開，以便對從第I高頻屏蔽體向孔腔內產生的熱進行冷卻。或者，冷卻管也可以配置為與第I高頻屏蔽體的內周面接觸。像這樣，通過在第I高頻屏蔽體的內側配置冷卻管，能夠抑制從第I高頻屏蔽體的內周面產生的熱傳遞到被檢體。以上，分別說明了第I 第7實施方式，但各實施方式能夠適宜地組合來實施。例如，也可以將第2實施方式中說明的收發用高頻線圈5的結構適用於第3實施方式中說明的發送用高頻線圈35。另外，例如，也可以將第6以及第7實施方式中說明的冷卻部適用於第I實施方式中說明的PET-MRI裝置100。另外，在上述實施方式中，說明了將由第I高頻屏蔽體覆蓋的PET檢測部分別用作高頻線圈所具有的兩個端環的情況。但是，為了生成PET圖像，不一定必須設置兩個PET檢測部。因此，在僅設有ー個PET檢測部的情況下，也可以僅對高頻線圈所具有兩個端環中的某ー個，使用由第I高頻屏蔽體覆蓋的PET檢測部。另外，在其他實施方式中，也可以是發送用高頻線圈具有多個線圈導體，該多個線圈導體之中的至少ー個線圈導體由覆蓋PET檢測部的外表面的第I高頻屏蔽體形成。例 如，在發送用高頻線圈除了兩個端環以外還具有形成為環狀的線圈導體的情況下，也可以對於該多個線圈導體全部使用由第I高頻屏蔽體覆蓋的PET檢測部。另外，也可以對於該多個線圈導體之中的一部分線圈導體，使用由第I高頻屏蔽體覆蓋的PET檢測部。進而，在上述實施方式中，也可以是PET_MRI裝置具備至少兩個PET檢測部，多個線圈導體之中的至少ー個線圈導體由覆蓋至少兩個PET檢測部之中的至少ー個PET檢測部的第I高頻屏蔽體形成。例如，在PET-MRI裝置具備兩個PET檢測部的情況下，僅將ー個PET檢測部用第I高頻屏蔽體覆蓋來用作發送用高頻線圈的線圈導體，對於另ー個PET檢測器，設置成與發送用高頻線圈相獨立。此時，獨立設置的PET檢測器既可以由第I高頻屏蔽體覆蓋，也可以不覆蓋。以上說明了本發明的幾個實施方式，但這些實施方式只是舉例說明，不意味著對發明的範圍進行限定。這些實施方式能夠通過其他各種方式實施，在不脫離發明的主旨的範圍內，能夠進行各種省略、置換、變更。這些實施方式及其變形都包含在發明的範圍和主旨中，並且包含在權利要求書所記載的發明及與其等價的範圍中。
權利要求
1.ー種PET-MRI裝置，具備 靜磁場磁鐵，產生靜磁場； 梯度磁場線圏，向置於所述靜磁場內的被檢體施加梯度磁場； 高頻線圈，向所述被檢體施加高頻磁場，檢測由於該高頻磁場以及所述梯度磁場的施加而從所述被檢體發出的磁共振信號； MR圖像重構部，基於由所述高頻線圈檢測出的磁共振信號，重構MR圖像； 環狀的PET檢測部，檢測從投放給所述被檢體的正電子放射性核素放射的伽馬線；以及 PET圖像重構部，根據基於所述PET檢測部檢測出的伽馬線而生成的投影數據，重構PET圖像； 所述高頻線圈所具有的線圈導體由覆蓋所述PET檢測部的外表面的第I高頻屏蔽體形成。
2.如權利要求I所述的PET-MRI裝置， 還具備第2高頻屏蔽體，該第2高頻屏蔽體配置在所述梯度磁場線圈與所述高頻線圈之間，對從所述高頻線圈產生的高頻進行遮蔽。
3.如權利要求I或2所述的PET-MRI裝置， 所述高頻線圈具有多個線圈導體，該多個線圈導體之中的至少ー個線圈導體由覆蓋所述PET檢測部的外表面的第I高頻屏蔽體形成。
4.如權利要求3所述的PET-MRI裝置， 具備至少兩個PET檢測部； 所述多個線圈導體之中的至少ー個線圈導體由覆蓋所述至少兩個PET檢測部之中的至少ー個PET檢測部的第I高頻屏蔽體形成。
5.如權利要求4所述的PET-MRI裝置， 所述至少兩個PET檢測部之中的至少兩個PET檢測部以隔著所述靜磁場的磁場中心的方式配置； 所述多個線圈導體之中的至少兩個線圈導體由覆蓋以隔著所述磁場中心的方式配置的所述兩個PET檢測部的兩個第I高頻屏蔽體形成。
6.如權利要求4或5所述的MET-MRI裝置， 所述高頻線圈是形成為大致圓筒狀的籠形線圈，該籠形線圈所具有的兩個端環之中的至少ー個端環由覆蓋所述至少兩個PET檢測部之中的ー個PET檢測部的第I高頻屏蔽體形成。
7.ー種PET-MRI裝置，具備 靜磁場磁鐵，產生靜磁場； 梯度磁場線圏，向所述被檢體施加梯度磁場； 發送用高頻線圏，向置於所述靜磁場內的被檢體施加高頻磁場； 接收用高頻線圈，檢測由於該高頻磁場以及所述梯度磁場的施加而從所述被檢體發出的磁共振信號； MR圖像重構部，基於由所述接收用高頻線圈檢測出的磁共振信號，重構MR圖像； 環狀的PET檢測部，檢測從投放給所述被檢體的正電子放射性核素放射的伽馬線；以及 PET圖像重構部，根據基於所述檢測部檢測出的伽馬線而生成的投影數據，重構PET圖像； 所述發送用高頻線圈所具有的線圈導體以及所述接收用高頻線圈所具有的線圈導體中的至少一方由覆蓋所述PET檢測部的外表面的高頻屏蔽體形成。
8.如權利要求7所述的PET-MRI裝置， 還具備第2高頻屏蔽體，該第2高頻屏蔽體配置在所述梯度磁場線圈與所述發送用高頻線圈之間，對從所述發送用高頻線圈產生的高頻進行遮蔽。
9.如權利要求7或8所述的PET-MRI裝置， 所述發送用高頻線圈具有多個線圈導體，該多個線圈導體之中的至少ー個線圈導體由覆蓋所述PET檢測部的外表面的第I高頻屏蔽體形成。
10.如權利要求9所述的PET-MRI裝置， 具備至少兩個PET檢測部； 所述多個線圈導體之中的至少ー個線圈導體由覆蓋所述至少兩個PET檢測部之中的至少ー個PET檢測部的第I高頻屏蔽體形成。
11.如權利要求10所述的PET-MRI裝置， 所述至少兩個PET檢測部之中的至少兩個PET檢測部以隔著所述靜磁場的磁場中心的方式配置； 所述多個線圈導體之中的至少兩個線圈導體由覆蓋以隔著所述磁場中心的方式配置的所述兩個PET檢測部的兩個第I高頻屏蔽體形成。
12.如權利要求10或11所述的MET-MRI裝置， 所述發送用高頻線圈是形成為大致圓筒狀的籠形線圈，該籠形線圈所具有兩個端環之中的至少ー個端環由覆蓋所述至少兩個PET檢測部之中的ー個PET檢測部的第I高頻屏蔽體形成。
13.如權利要求1、2、7和8中任一項所述的PET-MRI裝置， 所述PET檢測部將伽馬線轉換為模擬信號並輸出， 所述PET-MRI裝置具備 信號放大部，對從所述PET檢測部輸出的模擬信號進行放大； 第I信號轉換部，將通過所述信號放大部放大後的模擬信號轉換為數位訊號； 第2信號轉換部，將通過所述第I信號轉換部得到的數位訊號轉換為光信號；以及 光纖，傳送由所述第2信號轉換部得到的光信號； 所述第I高頻屏蔽體形成為覆蓋所述PET檢測部，並且覆蓋所述信號放大部、所述數位訊號轉換部以及所述光信號轉換部。
14.如權利要求1、2、7和8中任一項所述的PET-MRI裝置，其特徵在於， 所述第I高頻屏蔽體具有縫隙。
15.如權利要求1、2、7和8中任一項所述的PET-MRI裝置， 還具有冷卻部，該冷卻部設在所述第I高頻屏蔽體的外表面或內側。
全文摘要
實施方式所涉及的PET-MRI裝置(100、200)具備靜磁場磁鐵(1)、梯度磁場線圈(3)、高頻線圈(5、35)、MR圖像重構部(10)、PET檢測部(13、14、43、44)和PET圖像重構部(16)。高頻線圈(5、35)向置於靜磁場內的被檢體施加高頻磁場，檢測由於該高頻磁場以及梯度磁場的施加而從所述被檢體發出的磁共振信號。PET檢測部(13、14、43、44)被形成為環狀，檢測從投放給所述被檢體的正電子放射性核素放射的伽馬線。另外，所述高頻線圈所具有的線圈導體(18、19、48、49)由覆蓋所述PET檢測部(13、14、43、44)的外表面的第1高頻屏蔽體(21、22、51、52)形成。
文檔編號G01T1/161GK102686155SQ201280000081
公開日2012年9月19日 申請日期2012年1月6日 優先權日2011年1月6日
發明者岡本和也, 山形仁, 高山卓三 申請人:東芝醫療系統株式會社, 株式會社東芝