JP4949842B2 - 磁気共鳴の応用のための電気音響ケーブル - Google Patents

Description

本発明は、医療画像形成の分野に関し、磁気共鳴（ＭＲ）画像形成の分野への特定の応用を有する。より詳細には、本発明は、無線周波信号を送信するための伝送ケーブルに関する。

核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象は、磁気共鳴装置、分光装置において、化学成分の構造を分析するために構造化学者により利用されている。最近では、ＮＭＲ及びＭＲシステムは、ビボ、非破壊分光分析で実行するのと同様に、構造模型を画像形成する応用を有して、医療診断様式として開発されている。

ＮＭＲ／ＭＲ現象は、ラーモア周波数での無線周波（ＲＦ）エネルギーで対象物を照射することで、たとえば１．５Ｔの強度を有する一般に均質の変更磁場に位置される研究の対象物で励起される。医療診断応用では、これは、たとえば円筒形の幾何学的形状を有するＲＦコイルの磁場に検査されるべき患者を位置し、ＲＦパワーアンプを介してＲＦコイルに電圧を印加することで典型的に達成される。ＲＦコイルの磁場にある対象物のボリュームから発生するＮＭＲ／ＭＲ信号を検出するため、ＲＦ励起の停止に応じて、同じ又は異なるＲＦコイルが使用される。完全なＮＭＲ／ＭＲスキャンの途中で、複数のＮＭＲ／ＭＲ信号は、典型的に観察される。これらの信号は、研究される対象物に関する画像又は分光情報を再構成するために使用される場合がある。

医療画像形成の研究では、空間情報を信号のエンコードするために患者内の所望の領域に信号を位置づけるために、パルス化された一般に線形の磁場勾配が使用される。ＮＭＲ／ＭＲ検査の途中では、従来のデカルト座標システムのＸ，Ｙ及びＺ方向のそれぞれにおいてパルス化された磁場勾配を印加することが望まれることがある。

たとえばシングルループコイルのような公知の固定又は任意のレシーバＭＲコイルは、標準的な同軸ケーブルを介してＮＭＲ／ＭＲスキャナに典型的に接続される。先に既に説明されたように、ＮＭＲ／ＭＲシステムでの１を超えるコイルを使用するのが一般的である。ＭＲＩで生じる場合がある１つの問題は、標準的な同軸ケーブルの使用のため、望まれない熱の発生の可能性が存在し、使用されるコイル／ケーブルの量と共に増加する。残念なことに、ＲＦの加熱を生じる寄生の共鳴の予測は、それ自身異なるコンフィギュレーションを有する場合がある独自に配置された任意のコイルのアレンジメントのために通常は不可能である。また、異なるコイルは、異なる患者について使用される場合がある。

従来、かかるローカル共振器を抑圧するため、バズーカバルーン（コモンモードのλ／４共振器）が使用される。しかし、かかるバズーカバルーンは、それ自身共振器であるので、励起可能であり、ＲＦパワーが送信パルスの間に消散させる場合がある。

かかる局所的な共振を抑圧するため、変圧器及びキャパシタも使用されている。しかし、これらのケーブルは、信号損失を生じ、ミキサのような更なるコンポーネントを必要とし、不必要に大規模となる可能性がある。

当業者であれば、以下の説明を読んで理解することで、本発明の態様が先の問題及び他の問題に対処することを理解されるであろう。

本発明の１実施の形態によれば、磁気共鳴装置における使用のための伝送ケーブルが提供される。伝送ケーブルは、複数のケーブルセグメント、及びセグメント間の電気的な接続を提供する複数の電気音響カプラを含んでいる。

本発明の別の実施の形態によれば、ＭＲ装置が提供される。ＭＲ装置は、検査領域で主要な磁場を発生する第一の磁石システム、ＲＦ信号を検査領域の送信し、検査領域からのＲＦ信号を受けるために検査領域に配置されるＲＦコイル、及びＭＲシステムで信号を伝送する複数の伝送ケーブルを含んでおり、少なくとも１つの伝送ケーブルは、複数のケーブルセグメント、及び隣接するケーブルセグメントを結合するための複数の電気音響カプラを有している。

本発明の別の実施の形態によれば、磁気共鳴装置での使用のための伝送ケーブルが提供される。伝送ケーブルは、複数のケーブルセグメント、それぞれが第一のケーブルセグメントにより伝送される第一の信号を音響信号に変換し、音響信号を第二のケーブルセグメントにより伝送される第二の信号に変換する複数のカプラを含んでいる。

本発明の別の態様によれば、ＭＲコンパチブルなカテーテル装置が提供される。ＭＲコンパチブルなカテーテルは、カテーテル、プリアンプ、及びカテーテルとプリアンプとの間に配置される伝送ケーブルを含み、伝送ケーブルは、複数のセグメント、及び隣接するケーブルセグメント間の信号を結合する複数の電気音響カプラを有する。

先のアレンジメントのため、さもなければケーブルで発生される熱を低減する実施の形態が提供される。また、実施の形態は、非常にスリムな伝送ケーブルのアレンジメントを許容し、ケーブルは、たとえば従来の同軸ケーブルと同じ寸法を有する場合がある。さらに、伝送ケーブルは、ＡＣ電力伝送のために使用される場合がある。

本発明の実施の形態の１つの利点は、伝送ケーブルにおける寄生容量における低減を容易にすることである。
本発明の実施の形態の別の利点は、ケーブルセグメント間の結合を容易にすることである。
本発明の実施の形態の別の利点は、伝送ケーブルのサイズにおける低減を容易にすることである。
本発明の実施の形態の別の利点は、セグメント化された伝送ケーブルの構造を簡単にすることである。

本発明の実施の形態の別の利点は、様々な磁場強度で使用可能であることである。
本発明の別の利点は、ＭＲ装置でのＲＦ伝送ケーブルの扱いを容易にすることである。
本発明の実施の形態の別の利点は、多くの雑音又は歪みを追加することなしに信号の伝送を容易にすることである。

本発明のなお更なる利点は、好適な実施の形態の以下の記載を読んで理解することで、当業者にとって明らかとなるであろう。
本発明は、様々なコンポーネント及びコンポーネントのアレンジメントでの形式をとる場合がある。添付図面は、好適な実施の形態を例示する目的のためであって、本発明を限定するものとして解釈されるものではない。

図１は、本発明に係る磁気共鳴画像形成装置の一般的な構成に関する実施の形態を概念的に示す図である。図１に示される磁気共鳴画像形成装置は、第一の磁石システム２を含む。第一の磁石システム２は、図１における矢印で示されるように一様な研究する磁場Ａを発生するために適用される。参照符号４は、第二の磁石システムであって、磁場の勾配を発生する。参照符号６は、第一の磁石システム２のための第一の電源を示し、参照符号８は、第二の磁石システム４のための第二の電源を示す。

ＲＦコイル１０は、ＲＦ交流磁場を発生する。ＲＦコイル１０は、ＲＦ送信装置に接続され、この装置は、ＲＦソース１２を含んでいる。ＲＦコイル１０は、更に、検査されるべき被検体（図示せず）でＲＦ送信磁場により発生されるスピン共鳴信号を検出するために使用されるように適合される。ＲＦ送信磁場により発生されたスピン共鳴信号の検出のため、ＲＦコイル１０は、ＲＦ受信装置に接続され、この装置は、信号増幅器４０を含んでいる。信号増幅器４０の出力は、検出器１６に供給される。

検出器１６は、制御ユニット１８に接続される。コンピュータのような制御ユニット１８は、ＲＦソース１２との動作のために変調器２０を制御するために適合される。さらに、制御ユニット１８は、第一の電源８、及び制御ユニット１８により再構成される画像を表示するためのＣＲＴディスプレイのようなディスプレイ２２を制御するために適合される。

さらに、測定信号を処理する、変調器２０及び検出器１６を制御するためのＲＦ発振器２４が提供される。フォワードＲＦ信号及びリターンＲＦ信号のトラフィックは、分離回路１４により互いに分離される。

参照符号２６は、クーリングダクト２８を介して第一の磁石システム２のマグネットコイルを冷却するために配置される冷却装置を示している。ＲＦコイル１０は、第一の磁石システム２及び第二の磁石システム４に空間的に配列され、検査ボリューム３０を囲んでいる。医療ＭＲ応用のケースでは、検査ボリューム３０は、検査されるべき患者を包囲するのに十分に大きくあるべきか、若しくは首又は腕のような検査されるべき患者の少なくとも一部を包囲するのに十分大きくあるべきである。

先にアレンジメントにより、安定した磁場Ａ、被検体のスライスを選択する勾配磁場、及び空間的に一様なＲＦ交流磁場が検査ボリューム３０で発生される。先に既に述べたように、ＲＦコイル１０は、送信コイル及び測定コイルの機能を組み合わせることが可能なように適合される場合がある。しかし、これら２つの機能について異なるコイルを使用することもできる。たとえば、表面コイルは、測定コイルとしての役割を果たす。第一の磁石システム２、ＲＦコイル１０及び第二の磁石システム４（勾配コイル）により形成されるアセンブリは、ＲＦシールドファラデーケージ３４に納められる場合がある。

それに加えて、任意の受信ＲＦコイル５２を提供することができ、たとえば、表面コイルである場合がある。

参照符号３２は、フィードスルー装置を示しており、この装置は、第一の電源ライン４２により第二の電源に接続され、ＲＦコネクションライン３８により分離回路１４に接続され、第二の電源ライン４２により第一の電源６に接続され、さらに、コネクションリード３６により制御ユニット１８に接続されており、これらは、ケーブルの束として実現されるのが好ましい。

ファラデーケージ内で、すなわち強い磁場が生じる環境で、フィードスルー装置３２は、第一の供給ケーブル４６により第二の磁石システム４に接続され、第二の供給ケーブル４８により第一の磁石システムに接続され、これらは、ＭＲコイル５２に接続される１つのケーブル４８を含むケーブルの束であることが好ましい。

１実施の形態では、フィードスルー装置３２とＭＲコイル５２の間のケーブル４８は、図３Ａ〜図３Ｃに示されるようなケーブルで実現される。しかし、ファラデーケージ又は強い磁場を含む環境に設けられる全ての電気接続でかかる伝送線路を使用することも可能な場合がある。言い換えれば、第一の供給ケーブル４６、第二の供給ケーブル４８のそれぞれ、及びコネクションケーブルのそれぞれは、図３Ａ〜図３Ｃに示されるように１以上のケーブルにより実現される場合がある。さらに、コネクションリード３６、ＲＦコネクションライン３８、第一の供給ライン４２又は第二の供給ライン４０について、かかるケーブルを使用することも可能である。

図２は、図１に示されるＭＲＩ装置の検査ボリューム３０の更に詳細な表現である。図２では、検査ボリューム３０内の患者テーブル５６に配置される患者５４が存在する。図示される実施の形態では、患者５４は、頭及び首からなるスライス画像が形成されるように配置される。検査ボリューム３０内部、又は検査ボリューム３０の直接的な周辺において、検査されるべき患者５４との通信を保持する電気接続装置が提供される。図２に示される実施の形態では、カメラ５８及びランプ６０が提供される。しかし、患者５４を検査するために必要かつ有効な他の電気装置が提供される場合がある。カメラ５８及びランプ６０は、第三及び第四の供給ケーブル６２及び６４により電源６６に接続される。また、第三及び第四の供給ケーブル６２及び６４は、たとえば、カメラ４８からディスプレイ２２に画像信号を送信する、信号送信のために使用される場合がある。先に既に記載されたように、他の電気装置は、たとえば患者５４の血圧、患者５４の脈、大脳の活動を測定するためのセンサといった、検査ボリューム３０内で、又は検査ボリュームの近くに配置される場合がある。また、患者５４との通信について通信装置が提供される場合がある。

第三の供給ケーブル６２及び第四の供給ケーブル６４は、図３に示されるようなケーブルに従って実現される場合がある。

図３Ａ〜図３Ｃは、信号又はエネルギーを送信する送信ケーブル２００を示している。図３Ａ〜図３Ｃに示されるように、伝送ケーブルは多数のセグメント２００₁〜２００₃を含んでいる。ケーブルは、望まれるように多かれ少なかれ３つのセグメントを含むことを理解されたい。１実施の形態では、ケーブルセグメントは、約λ／４の長さを有している。しかし、個々のケーブルセグメントの長さは、長さがλ／２でないか、その整数倍でない限り異なって選択される場合がある。たとえば、１Ｔシステムでは、全体の長さ７メートルを有するケーブルは、４つのセグメントを含む。

図３Ａに示されるように、それぞれのケーブルセグメントは、第一の導体２０１及び第二の導体２０２を含んでいる。また、伝送ケーブルは、その間に電気接続を提供するためにそれぞれのセグメント間に配置される電気音響カプラ２１０を含んでいる。

図３Ｂに示されるように、特に図４に注目して、電気音響カプラ２１０は、基板２２０、第一の導電性フィンガーのセット２２１、及び第二の導電性フィンガーのセット２２２を含んでいる。１実施の形態では、電気音響カプラは、表面音響波装置である。かかる実施の形態について、基板２２０は、水晶、リチウム−ニオブ又はＰＺＴのような圧電基板であり、フィンガー構造は、基板に配置される導体である。図示される実施の形態では、フィンガー構造は、ケーブルセグメントの第一及び第二の導体２０１，２０２に延びるリードを有する。

分かるように、コモンモードがケーブルセグメントの間を進行するダイレクトパスが存在しない。また、フィンガー間の結合容量は、５ｐＦよりも非常に低く、したがってコモンモードは、十分に抑圧される。

動作において、セグメントは、電気音響カプラを介して結合される。ＭＲシステムからのソースにも拘らず、又はケーブルが接続しているシステムのエレメントからのソースにも拘らず、（図３Ａ〜図３Ｃに示されるケーブルの左端で）ケーブルの導体２０１，２０２に電圧が印加されるとき、その間に電位差が実現される。かかる電位差は、第一の導電性フィンガーのセット２２１のフィンガーにおけるベンディング（曲げ）を生じ、機械的な波が基板に生じる。セグメント間の結合は、第一のフィンガーのセット２２１により生じた機械的な波が第二の導電性のフィンガーのセット２２２により受けたときに生じる。第二の導電性フィンガーのセットにより受けた機械的な波は、その間に電位差を生じ、これに応じて、連続するセグメントに沿って信号が通過される。

図３Ｃに示されるように、１実施の形態では、伝送ケーブルは、シールド２４０を任意に含んでいる。ここで、シールドセグメントは、ケーブルに沿った定在波の状態が低減されるように、セグメント間で接続されない。

図５に示されるように、１実施の形態では、第一のケーブルセグメント２００₁の一方の端で、第一のミキサ３１１が提供される。第一のミキサは、標準的なＲＦポート３１０に接続される。ケーブルの他の端で、すなわち最後のセグメント２００_nの端子の端で、第二のミキサ３２１が提供される。第二のミキサは、コイルポート３２０を介してコイルに接続することができる。ここで、ミキサは、信号の周波数を電気音響カプラの応答周波数にシフトするか、及び／又は、カプラの異なる周波数及び異なる共振を使用することでケーブルにわたり１を超える信号を送信する。

図５に示されるように、ＭＲ信号及び／又は電力伝送について、ミキサ３１１及び３２１は、ケーブルを介して送信されるべき信号を高周波にシフトするために提供される場合がある。このため、全体の２ポートシステムは、すなわち標準的なＲＦポート３１０からコイルポート３２０へのシステムは、シンプルでありながら安全なケーブルとしての役割を果たし、ケーブルの交換可能性を許容する。

先に記載された実施の形態と共に、電力信号を測定された信号から分離するため、１を超えるカプラがケーブルセグメント間に並列に適用されることが意図される。代替的に、電力を伝送するために適合されたカプラをもつ個別のケーブルが実現される場合がある。

ＭＲ／ＮＭＲ応用で使用されるのとは別に、本発明に係る伝送ケーブルは、たとえば電気マシンの近くのような強い磁場をもつ他の環境で使用される場合もある。また、本発明に係るケーブルは、図６に示されるようにＭＲカテーテル５００のために使用される場合もある。

ここで、電気音響カプラ５１０は、カテーテル５００から出るリードとプリアンプ５２０との間のカテーテルの最も近い端に配置される。カプラは、所望とされるように、カテーテルで配置される場合もある。

本発明は、好適な実施の形態を参照して記載された。明らかに、先の説明を読んで理解することで変更及び代替が他のものに行われる。なお本発明は、特許請求の範囲にある限り全てのかかる変更及び代替又はその等価を含むとして解釈されるべきことが意図される。

磁気共鳴画像形成装置の一般的な構成の概念図である。 図１に示される磁気共鳴画像形成装置の測定ボリュームを表す図である。 図３Ａ、図３Ｂ及び図３Ｃは、伝送ケーブルの概念図である。 電気音響カプラを例示する図である。 ケーブルの端に配置されるミキサを有する伝送ケーブルを例示する図である。 電気音響カプラを有するカテーテルを例示する図である。

Claims (10)

1. 磁気共鳴装置で使用する伝送ケーブルであって、
   λを前記磁気共鳴装置の磁気共鳴周波数の波長として、λ/２の整数倍ではない長さをそれぞれが有する複数のケーブルセグメントと、
   セグメント間の電気音響接続を提供する複数の電気音響カプラとを備え、それぞれの電気音響カプラは、セグメント間で磁気共鳴信号を音響的に伝送し、コモンモード電流がセグメント間を流れるのを阻止し、
   前記それぞれの電気音響カプラは、基板を有し、
   隣接するケーブルセグメント間の電気的な接続が、前記隣接するケーブルセグメントのうちの一方の第一の導体と第二の導体との間の電位差により生じる前記基板における機械的な波により提供され、前記機械的な波が、前記隣接するケーブルセグメントの他方の第一の導体と第二の導体との間に電位差を生じさせるように、前記隣接するケーブルセグメントのそれぞれの第一の導体と第二の導体は、前記複数の電気音響カプラーのうちの１つに接続される、
   ことを特徴とする伝送ケーブル。
2. 前記電気音響カプラと関連される信号周波数をシフトするためにケーブルの第一の端に配置される第一のミキサをさらに有する、
   請求項１記載の伝送ケーブル。
3. 前記電気音響カプラに関連される信号周波数をシフトするために第二の端に配置される第二のミキサをさらに有する、
   請求項２記載の伝送ケーブル。
4. それぞれのケーブルセグメントは、第一の導体及び第二の導体を有し、前記第一の導体と前記第二の導体のそれぞれは、少なくとも１つの電気音響カプラに接続される、
   請求項１記載の伝送ケーブル。
5. それぞれの電気音響カプラは、
   前記基板と、
   前記基板に設けられる第一の導電性のフィンガーのセットと、
   前記基板に設けられる第二の導電性のフィンガーのセットとを有し、
   前記第一の導電性のフィンガーのセットから第二の導電性のフィンガーに音響信号が通過される、
   請求項１記載の伝送ケーブル。
6. 検査領域に主磁場を発生する第一の磁石システムと、
   前記検査領域に無線周波（ＲＦ）信号を送り、前記検査領域から無線周波信号を受けるため、前記検査領域に配置されるＲＦコイルと、
   磁気共鳴（ＭＲ）システムに信号を伝送する複数の伝送ケーブルとを有し、
   前記複数の伝送ケーブルの少なくとも１つは、複数のケーブルセグメント、及び隣接するケーブルセグメントを結合する複数の電気音響カプラを有し、それぞれのケーブルセグメントは、λを前記磁気共鳴装置の磁気共鳴周波数の波長として、λ/２の整数倍ではない長さを有し、前記複数の電気音響カプラは、セグメント間で磁気共鳴信号を音響的に伝送し、コモンモード電流がセグメント間を流れるのを阻止するように、隣接するケーブルセグメントを結合し、
   前記複数の電気音響カプラのそれぞれは、基板を有し、
   隣接するケーブルセグメント間の電気的な接続が、前記隣接するケーブルセグメントのうちの一方の第一の導体と第二の導体との間の電位差により生じる前記基板における機械的な波により提供され、前記機械的な波が、前記隣接するケーブルセグメントの他方の第一の導体と第二の導体との間に電位差を生じさせるように、前記隣接するケーブルセグメントのそれぞれの第一の導体と第二の導体は、前記複数の電気音響カプラーのうちの１つに接続される、
   ことを特徴とするＭＲ装置。
7. 前記少なくとも１つの伝送ケーブルは、前記電気音響カプラに関連する信号周波数をシフトするため、ケーブルの第一の端に配置される第一のミキサをさらに有する、
   請求項６記載のＭＲ装置。
8. 前記少なくとも１つの伝送ケーブルは、前記電気音響カプラに関連する信号周波数をシフトするため、ケーブルの第二の端に配置される第二のミキサをさらに有する、
   請求項７記載のＭＲ装置。
9. それぞれのケーブルセグメントは、第一の導体と第二の導体を有し、前記第一及び第二の導体は、少なくとも１つの電気音響カプラに接続される、
   請求項６記載のＭＲ装置。
10. それぞれの電気音響カプラは、
    前記基板と、
    前記基板に設けられた第一の導電性のフィンガーのセットと、
    前記基板に設けられた第二の導電性のフィンガーのセットとを有し、
    前記第一の導電性のフィンガーのセットから前記第二の導電性のフィンガーのセットに音響信号が通過される、
    ことを特徴とする請求項６記載のＭＲ装置。

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