JP2006503634A - Ｍｒｉシステムの電気的付属装置用の接続リード - Google Patents

Abstract

対象の検査中に使用される例えばカテーテル又はＲＦボディコイル等の少なくとも１つの電気的付属装置と、磁気共鳴撮像装置のＲＦ場に曝されうる検査領域を通って案内され付属装置を接続ユニットに接続するよう構成された接続導線とを具備した磁気共鳴撮像装置が提供される。ＲＦ場によって接続リード中に誘導され、患者に対する負傷や付属装置又は接続ユニットの損傷を生じさせうる電流による接続リードの加熱を防止するため、接続リードは、例えば変圧器である少なくとも１つの誘導結合素子によって制限され、ｎ＊λ／２に等しくない長さを有する少なくとも１つのリードセグメントを有し、λはＲＦ波長を示し、ｎ＝１，２，３．．．である。

Description

本発明は、患者又は他の対象の検査中に使用されることが意図されるＲＦボディコイル又はコイル素子を有するカテーテル等の１つ又はそれ以上の電気的付属装置と、磁気共鳴撮像装置の検査領域を通って案内されるべき接続リードとを具備し、当該領域はＲＦ場に曝されることができ、当該リードは付属装置を例えば電源又は制御装置等の接続ユニットへ接続することが意図される、磁気共鳴撮像装置に関する。

磁気共鳴（ＭＲ）撮像装置は、特に、患者の検査及び処置に使用される。検査されるべき対象の核スピンは、安定した主磁場（Ｂ₀磁場）によって整列され、ＲＦパルス（Ｂ₁磁場）によって励起される。このようにして形成される緩和信号は、局所化のために傾斜磁場に曝され、検査されている組織の画像をそこから既知の方法で形成するために受信される。

本質的には２種類の構造が区別されえ、即ち、患者がＣアームの端の間に位置し、従って実質的には全ての側から、即ち、検査又は処置中にもアクセス可能な検査領域に導入されるいわゆるオープンＭＲシステム（垂直システム）と、患者が導入される管状の検査空間（アキシアルシステム）を有するＭＲシステムとである。

ＲＦコイルシステムは、ＲＦ信号の送信と、緩和信号の受信のために役立つ。ＭＲ撮像システム中に永久的に内蔵されるＲＦコイル系に加えて、例えば検査されるべき領域の周りの又は検査されるべき領域の上のスリーブ又はパッドとして柔軟に配置されうるＲＦボディコイルが用いられる。

更に、撮像中の組織のサンプルを得るために患者に導入され、作成される画像中での局所化のために先端の領域にコイル素子、発信器等を有するカテーテルが使用される。

この種類の及び他の種類の付属装置は、特に電源、受信装置及び／又は制御装置である接続ユニットへ電気接続リードを介して接続される。

これに関する問題は、ＲＦコイル系によって発生する電界が、関連する付属装置につながる電気接続リード中にＲＦ電流を誘導することである。これらの電流は、付属装置及び接続装置の障害又は破壊の危険性だけでなく、特に、接続リードのかなりの加熱を生じさせうるものであり、ボディコイル及びカテーテルの場合は、リードが患者に近すぎる場合に患者に火傷を負わせることがある。

特許文献１は、使用者に火傷を負わせる危険性が、ケーブルの外側絶縁体の様々な形態によって防止される磁気共鳴撮像用の様々な同軸ケーブルを開示する。この外側絶縁体は、導体を囲む円筒状の内側遮蔽部分と、互いに接続された分割された外側遮蔽部分とから構成される。これらの遮蔽部分の間には、比較的高い比誘電率を有する誘電体材料が配置されうる。他の実施例では、導体素子は、分割された外側遮蔽部分の端に設けられ、又はかかる端はキャパシタを介して内側遮蔽部分に接続される。

しかしながら、この種類のケーブル構造は、比較的かさばり、複雑であり、高価であり、ＲＦパルスによって誘導される信号の抑制に関して達成されうる結果は、特に高いＲＦ場の強さの場合は、しばしば不適切である。
米国特許第６，２８４，９７１号明細書

従って、本発明の一般的な目的は、磁気共鳴撮像装置の検査領域を通って案内されるリードの加熱によって生ずる患者に対する危険性を少なくともかなり防止する可能性を与える。

特に、本発明は、１つ又はそれ以上の付属装置、例えばＲＦボディコイル及びカテーテル、を有し、これらの付属装置へ導かれる接続リード中のＲＦパルス（Ｂ₁磁場）によって誘導される電流が、患者又は付属装置又は接続装置への危険性を構成しない、磁気共鳴撮像装置を提供することを目的とする。

また、本発明は、上述の種類の付属装置であって、ＭＲ撮像装置の検査領域中での使用中に、接続装置、例えば電源装置、受信装置、及び／又は制御装置との間で少なくともかなり乱れのないコネクションが確立されることを可能とし、即ち、接続リードにより患者に火傷を負わせる危険性又は接続リード中で誘導されるＲＦ電流による接続装置の損傷の危険性がないことを可能とする付属装置を提供することを目的とする。

上記目的は、対象の検査中に使用される少なくとも１つの電気的付属装置と、磁気共鳴撮像装置の検査領域を通って案内される接続導線とを具備し、領域はＲＦ場に曝されることができ、リードは付属装置を接続ユニットに接続することが意図される、磁気共鳴撮像装置であって、接続リード内で、少なくとも１つの誘導結合素子によって制限され、ｎ＊λ／２に等しくない長さを有する少なくとも１つのリードセグメントが接続され、λはＲＦ波長を示し、ｎ＝１，２，３．．．である、磁気共鳴撮像装置により、請求項１に従って達成される。

上記目的はまた、請求項１０に従う付属装置として動作するＲＦボディコイルによって、また、請求項１に従う付属装置として動作する送信及び／又は受信ユニットを具備したカテーテルによって達成される。

これらの解決策の格別な利点は、特に、接続リードの加熱により患者に危険を与えることが、実質的に全ての磁界強度のＲＦ場に対して高い信頼性で排除され、それにより接続リードが患者の寝台の中に直接設置されうることである。特に接続リード中で誘導されたＲＦ電流により接続リードに接続される接続ユニットの損傷の危険性は、少なくともかなり排除される。更に、例えば光ファイバを有する光伝送リンクといった他の解法と比較すると、接続されるべき構成要素に必要な変更はかなり少ない。最後に、本発明による接続リードは、非常に小さい断面（例えば２ｍｍよりも小さい）を有するよう実現されうる。これは、特に、カテーテルを用いる用途では重要である。

従属項は、本発明の有利な更なる実施例に関連する。

導体セグメントの周りで熱が発生することは、請求項２に開示される実施例によって特に効果的に抑制される。

請求項３乃至５は、誘導結合素子の望ましい実施例に関連し、請求項６は、接続リードの望ましい実施例を開示する。

請求項７に関連する実施例は、接続リードが直接電圧も伝導せねばならないときは特に有利である。

請求項８に開示した実施例は、評価されるべき信号の伝送、例えばボディコイルによってピックアップされるＭＲ緩和信号を向上する。

請求項９は、２つの望ましい付属装置を開示する。

本発明の更なる詳細、特徴、及び利点は、図示する望ましい実施例に関する以下の説明から明らかとなろう。

図１は、検査領域１中の磁場の発生及びピックアップに関連して本質的に重要なオープンＭＲ撮像装置の構成要素を示す。検査領域１の上方及び下方には、本質的に均一な主磁場（検査されるべき対象を磁化させる、即ち核スピンを整列させるＢ₀磁場）であって磁束密度（磁気誘導）が十分の数テスラ乃至数テスラのオーダでありうる主磁場を発生させる役割を果たす夫々の磁石系２、３が設けられる。主磁場は、本質的には、患者Ｐの長手軸（即ちｘ軸）に対して垂直な方向に患者Ｐを通って延びる。

ＲＦ送信コイル４の形の平面的な又は少なくとも略平面的なＲＦ導体構造（表面共振器）は、ＭＲ周波数のＲＦパルス（Ｂ₁磁場）を発生する役割を果たし、それにより核スピンは検査されるべき組織中で励起され、ＲＦ送信コイルは夫々の磁石系２及び３上に配置されている。ＲＦ受信コイル５は、組織中の続く緩和イベントをピックアップする役割を果たす。これらのコイルはまた、磁石系２、３のうちの１つに設けられた表面共振器によって形成されうる。共通ＲＦ表面共振器はまた、適切に切り替えられれば送信及び受信に使用されてもよく、又は、２つのＲＦ表面共振器４、５が、共通に送信及び受信を交互とする役割を果たしてもよい。

更に、患者Ｐの組織から発せられる緩和信号の空間的な区別及び分解のために（冷気された状態の局所化）、複数の傾斜磁場コイル７、８が設けられ、それによりｘ軸の方向に延びる３つの傾斜磁場が発生される。第１の傾斜磁場は、ｘ軸の方向に本質的に線形に変化し、第２の傾斜磁場は、ｙ軸の方向に本質的に線形に変化し、第３の傾斜磁場は、ｚ軸の方向に本質的に線形に変化する。

電気的付属装置は、所与の検査のために必要である。かかる装置は、例えば、平面的なＲＦ受信コイル５に加えて又はその代わりに使用され、また、患者Ｐ又は検査されるべき領域の上にＲＦ受信コイルとして直接配置されるＲＦボディコイル６である。これらのＲＦボディコイル６は、一般的には可撓性のパッド又はスリーブとして構築される。

更に、患者Ｐに対して処置を行うため、又は組織サンプルを抽出するため、又は組織パラメータを決定するため、患者に導入され、その位置が表示画面上で視覚化されるカテーテル１０がしばしば使用される。

このために様々な受動的及び能動的な方法が知られている。

受動的な方法の場合、例えば、国際公開第９９／１９７３９号パンフレットに記載のように、カテーテルのチップ上の１つ又はそれ以上の小さい共鳴共振回路がＭＲ画像中で可視とされ、なぜならば、これらはＭＲ撮像中にそれらのすぐ近傍におけるＲＦ磁場（Ｂ₁磁場）の増加を生じさせるためである。送信及び／又は受信装置１１は、最も単純な場合は受信コイルによって形成される。しかしながら、これは更に、周囲を囲む組織の所定の性質をピックアップするセンサを有してもよい。

能動的な方法の場合、例えば、第１の出力Ａによってカテーテル１０に、第２の出力ＢによってＲＦ送信コイル４に接続される切り替え装置４１によって、交互に２つの動作モード間で切り替わることが可能である。第１の動作モードでは、ＭＲ画像はＭＲ装置により公知の方法で発生され、第２の動作モードでは、ＲＦパルスの送信により、カテーテルのチップ上に配置された作動された送信及び／又は受信装置１１を用いて、局所的な核磁化が励起され、結果としての緩和イベントはＲＦ受信コイル５、６によって受信される。受信された信号はそれ自体がＭＲ画像中でカテーテルのチップの位置を再現する役割を果たす。

図２は、カテーテルの形の付属装置を示す図である。カテーテルのチップ上（又はそこからわずかな距離だけ離れた場所）に、例えば必要な構成要素（及びおそらくはセンサも）がその上に実現されているマイクロチップの形で、送信及び／又は受信装置１１が配置される。患者の外側に配置されたカテーテルの端に、電源装置及び／又は受信装置及び／又は制御装置の形の制御ユニット１２が設けられ、これは、カテーテルを通って案内される接続リード１３を介して送信及び／又は受信ユニット１１へ接続され、接続リード１３を通じて、送信及び／受信ユニット１１が作動され、おそらくはセンサからの測定値が伝導される。

ＲＦボディコイル６の形の付属装置の場合、かかるコイルはまた、電気接続リード１３を介して、対応する接続ユニット１２（電源、受信装置及び／又は制御装置）に接続される。

図３は、本発明による接続リード１３の第１の電気等価図である。図４、図５、及び図７に示す実施例の動作原理を、それに基づいて例示する。

ＲＦ送信コイル４によって送信されるＲＦパルス（Ｂ₁磁場）は、例えば、ＲＦボディコイル６中に、並びに、ＲＦ送信コイル４の磁場を通って延びる接続リード１３の一部中に、等価図中の第１の電圧源Ｕ₁によって発生される共通モード信号を誘導する。共通モード信号は、接続リード１３中に対応する第１の電流Ｉ₁を生じさせる。ＲＦボディコイル６中で続くＭＲ緩和イベントによって誘導される信号（差動モード信号）は、等価図中の第２の電圧源Ｕ₂（有用な電圧）によって表わされ、接続リード１３中に第２の電流Ｉ₂を生じさせる。

接続リード１３は、複数のリードセグメント１３１、１３２、等を有する。これらのセグメントの長さは、ｎ＊λ／２（ｎ＝１，２，３，．．．）に等しくない（λはＲＦパルスが送信される波長である）。従って、セグメント１３１、１３２、．．．は、共通モード信号に対しては共鳴しない。セグメントの長さは、望ましくはできる限り小さく、λ／４乃至λ／８の間にある。夫々の変圧器１４１、１４２は、個々のリードセグメント１３１，１３２，．．．を互いに接続するために設けられる。差動モード信号は、接続リード１３を介して伝導されるよう変圧器を介して送信される。変圧器１４１、１４２は、１次側と２次側の間の結合容量Ｃができる限り小さく、望ましくは２５０オームよりも小さくない（又は絶対的な意味では２５０オームより大きい）ことが望ましいよう調和される。

患者の領域におけるかなりの温度の上昇は、このように、高いＲＦ磁場強度（例えば３テスラ）の場合、並びに、ＲＦコイル４の数が多い場合でも回避され、従って付属装置６及び接続ユニット１２の損傷及び／又は故障を回避する。

ＲＦボディコイルが、互いに接続されえ、又は所与の受信特徴を達成するためにダイオードによって互いから分離されている複数の個々の導体セグメント（アンテナセグメント）から構成される場合、ダイオードの電力供給及び切り替えは、接続ユニット１２によって発生され、接続リード１３を介して伝導される交番する電圧信号によって実現されうる。例えば電源の２ＭＨｚの周波数、及び例えば切り替え電圧の２０ＭＨｚの周波数では（即ち、明らかにＭＲ周波数の範囲を超えるが、接続リードの伝送帯域幅内である周波数では）、接続リード１３はこれに関して顕著な減衰を示さない。

接続リード１３は、例えば、図４に示す第１の実施例に関連して実現されうる。これは、２線リード（例えば撚り対線）であり、その３つのリードセグメント１３１、１３２、１３３が示されている。リードセグメントは、１次巻き線Ｌ２と２次巻き線Ｌ２が夫々のリードセグメントで終端する夫々の変圧器１４１、１４２を介して互いに結合される。任意に、リードセグメント１３１、１３２、１３３は、遮蔽１５１、１５２、１５３を具備しうる。遮蔽は、変圧器１４１、１４２の領域で接触せずに互いに重なりあう。

図５は、図４に示す２線リードの代わりに同軸ケーブルが接続リード１３として使用される本発明の第２の実施例を示す図である。この例では、変圧器１４１，．．．の１次巻き線Ｌ１及び２次巻き線Ｌ２は同軸ケーブルの個々のセグメントの導体Ｌｔと遮蔽Ａの間に接続される。

図６を参照するに、変圧器１４１、１４２は、例えば、その上に１次巻き線Ｌ１及び２次巻き線Ｌ２が巻回されたトロイドＴを含みうる。２つの巻き線Ｌ１、Ｌ２はまた、トロイドＴ全体を包含し、互いの上に配置されてもよい。

トロイドＴの材料は、できる限り低い非誘電率を有するべきであり、巻き線のワイヤはできる限り細いものであるべきである。このように、１ｄＢよりも少ない減衰が達成されるべきである。主磁場の外側の範囲に配置された変圧器の場合、トロイドは、特に都合のよい性質が達成されうるような磁性材料から作られてもよい。

或いは、所望であれば、金属変圧器コアはなくされてもよく、変圧器は気泡の多い材料から作られるコイル巻型の周りに巻回されたエア・コイルから構成されてもよい。

接続リード１３の両端において、変圧器は、ＲＦボディコイル６（又はカテーテル１０の送信及び／又は受信ユニット１１）又は接続ユニット１２上のコネクタの一部を成すよう構築されうる。

（別個の）変圧器１４１、１４２、．．．が機械的な理由又は他の理由により接続リード１３に沿うことが望まれていないとき、導体ループ１６１、１６２、．．．の形で変圧器を実現することが可能である。図７は、接続リード１３のそのような第３の実施例を示す。この実施例は、有利には、接続リード１３が特に小さい断面を有さねばならないときに有利である。

この接続リード１３は、やはり、各リードセグメントの夫々の端において短絡される２つのコアを有する複数のリードセグメント１３１、１３２、１３３から構成される。導体セグメントは、この場合も、互いに誘導結合される。このために、夫々が近傍のリードセグメント１３１、１３２及び１３２、１３３等の端部ゾーンの上に配置される導体ループ１６１、１６２が用いられる。この接続リード１３は、例えば、帯状の板、又は他のやはり可撓性の担体材料（例えば箔）であり、一方の側にはリードセグメント１３１、１３２、１３３、．．．が設けられ、他方の側には導体ループ１６１、１６２，．．が設けられるものによって実現されうる。

任意に、第３の実施例では遮蔽１７１、１７２；１７３、１７４もまた設けられ、遮蔽は導体ループ１６１、１６２及び／又はリードセグメント１３１、１３２、１３３上に配置される。

最後に、図８は、本発明による接続リードの第４の実施例を示す第２の等価な図である。この等価図では、第１の電圧源Ｕ₁によって発生される電圧は、ＲＦボディコイル６中で、並びに、ＲＦ送信コイル４の磁界を通って延びる接続リード１３の一部の中で、ＲＦ送信コイル４によって発せられるＲＦパルスによって誘導される電圧を表わす（共通モード信号）。第２の電圧源Ｕ₂は、ＲＦ緩和イベントによってＲＦボディコイル６によって誘導される（差動モード）信号を表わす。図８に示す２つのリードセグメント１３１、１３２は、やはり、上述の説明に従って１次巻き線Ｌ１及び２次巻き線２を有する変圧器を介して互いに接続される。変圧器は、２つの巻き線Ｌ１、Ｌ２の並列な相互インダクタンスＭ、並びに、直列インダクタンスＬ１−Ｍ及びＬ２−Ｍから構成される公知のＴ等価回路の形を示す。

これに関して本質的なものは、第１のリードセグメント１３１に直列に接続される第１のキャパシタＣ１、及び、第２のリードセグメント１３２に直列に接続される第２のキャパシタＣ２である。キャパシタの静電容量は、変圧器のインダクタンスとともに共鳴回路を形成し、即ち、１／ωＣ１＝ωＬ１及び１／ωＣ２＝ωＬ２であり、この共鳴条件は、接続リードを介して伝導されるべき信号の回路周波数ωに対して満たされるよう、即ち、差動モード信号に対しては満たされるが共通モード信号に対しては満たされないよう、選定される。

リードセグメント１３１、１３２の非常に高く且つ非常に狭い帯域の結合は、ＭＲ緩和信号に対して達成されうる。更に、変圧器の巻き線Ｌ１、Ｌ２の間の結合容量Ｃは、さらに小さいままに維持されうる。

例えばボディコイル６の部分の間でダイオードにバイアスをかけるため、直接電圧信号が接続リード１３を介して伝導されるべきである限りは、２つのキャパシタＣ１、Ｃ２、並びに、中間変圧器は、オーム抵抗Ｒによってブリッジされうる。変圧器をブリッジすることに関して、これは図３に示す第１の等価な図に関しても成り立つ（図３には図示せず）。

上述の接続リードは、ＳＥＮＳＥ（感度エンコード：Sensitivity Encoding）撮像方法の場合に特に用いられる切り替え可能なＲＦボディコイル６の適用に格別な利点を与え、なぜならば、ダイオードと受信した緩和信号の転送によるＲＦボディコイル６の様々な部分の乱れのない電力供給及び切り替えが上述のように可能であり、また、ＲＦ送信コイル４によって発せられるＲＦパワーによって生ずる共鳴効果及び接続リード１３の内在的な加熱により患者が火傷を負う危険性がないためである。接続リードは、従って患者の寝台に直接配置されうる。付属装置６、１１又は接続ユニット１２に対する危険性もまた、高い度合いで除外される。同じことは高いＲＦ磁場の強さについても成り立つ。

かかる接続リードの使用は、例えば、ＲＦボディコイル、カテーテル、又は他の付属装置からの及びこれらへの関連する信号の光学的な伝送よりもかなり少ないシステム変更を必要とする。

公知の解決策と比較して、特に、接続リード１３は第１の実施例から第３の実施例までに従って、比較的大きい帯域幅を有し、従って例えば接続リードを介して複数の受信信号を転送することが可能である。

最後に、同じ又は更に簡単なコネクタが、接続リード１３を関連のある接続ユニット１２（電源、受信装置、及び／又は制御装置）に接続するのに使用されうる。

ＭＲ撮像装置を示す側面図である。 付属装置を概略的に示す図である。 本発明による接続リードを示す第１の等価の図である。 接続リードの第１の実施例を示す図である。 接続リードの第２の実施例を示す図である。 図４及び図５に示す接続リードに用いられる変圧器を示す図である。 接続リードの第３の実施例を示す図である。 本発明による接続リードを示す第２の等価の図である。

Claims (11)

1. 対象の検査中に使用される少なくとも１つの電気的付属装置と、磁気共鳴撮像装置の検査領域を通って案内される接続導線とを具備し、前記領域はＲＦ場に曝されることができ、前記リードは前記付属装置を接続ユニットに接続することが意図される、磁気共鳴撮像装置であって、
   前記接続リード内で、少なくとも１つの誘導結合素子によって制限され、ｎ＊λ／２に等しくない長さを有する少なくとも１つのリードセグメントが接続され、λはＲＦ波長を示し、ｎ＝１，２，３．．．である、磁気共鳴撮像装置。
2. 前記リードセグメントの長さはλ／４乃至λ／８の範囲にある、請求項１記載の磁気共鳴撮像装置。
3. 前記誘導結合素子は変圧器である、請求項１記載の磁気共鳴撮像装置。
4. 前記変圧器は、トロイド並びにその上に巻回された１次及び２次巻き線によって形成される、請求項３記載の磁気共鳴撮像装置。
5. 前記誘導結合素子は導体ループである、請求項１記載の磁気共鳴撮像装置。
6. 前記接続リードは２線リード又は同軸リードである、請求項１記載の磁気共鳴撮像装置。
7. 前記誘導結合素子は、前記接続リードを介して直接電圧信号を伝送するようオーム抵抗によってブリッジされる、請求項１記載の磁気共鳴撮像装置。
8. 前記誘導結合素子は、少なくとも１つの容量性素子とともに共鳴回路を形成するよう接続され、前記共鳴回路の共鳴条件は前記接続リードを介して伝送されるべき信号の周波数に対して満たされる、請求項１記載の磁気共鳴撮像装置。
9. 前記付属装置は、ＲＦボディコイル、又は、送信及び／又は受信ユニットを具備したカテーテルである、請求項１記載の磁気共鳴撮像装置。
10. 磁気共鳴撮像装置による対象の検査中に使用される付属装置を形成するボディコイルであって、
    前記磁気共鳴撮像装置の、ＲＦ場に曝されうる検査領域を通って延びるよう、及び、前記ボディコイルを接続ユニットに接続するよう配置された接続リードを具備し、前記接続リード内で、少なくとも１つの誘導結合素子によって制限され、ｎ＊λ／２に等しくない長さを有する少なくとも１つのリードセグメントが接続され、λはＲＦ波長を示し、ｎ＝１，２，３．．．である、ボディコイル。
11. 磁気共鳴撮像装置による対象の検査中に使用される付属装置を形成する送信及び／又は受信ユニットを具備したカテーテルであって、
    前記磁気共鳴装置の、ＲＦ場に曝されうる検査領域を通って延びるよう、及び、前記送信及び／又は受信ユニットを接続ユニットに接続するよう配置され、前記接続リード内で、少なくとも１つの誘導結合素子によって制限され、ｎ＊λ／２に等しくない長さを有する少なくとも１つのリードセグメントが接続され、λはＲＦ波長を示し、ｎ＝１，２，３．．．である、カテーテル。

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