(57)【要約】  医用ＭＲＩ機器では、機器の撮像体積２９内の患者５８と通信するため又は監視するために装置６２、６４を有することが望ましいことが多い。このような装置は、撮像体積の外側の領域７０とのＤＣ電力又は低周波接続を必要とする。ＭＲＩ磁場と干渉しない装置ケーブルは、それ自体として知られている。本発明は、帯状の導体７８、８０が機器の静磁場Ｂの磁力線に平行に延びるよう患者担体６０内の溝７６の中に装置ケーブルを固定することを提案する。このようにして、装置担体７２、７４を溝に固定し、このように装置にＤＣ電力を供給し、又は、溝の中の装置ケーブルを通じてオーディオ接続を確立することが可能である。
2005512703.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
細長い患者担体を有する患者台と、低周波電気伝導用の少なくとも一本の装置ケーブルとを具備し、
前記患者担体は、医用ＭＲＩ機器の撮像体積内に配置されると、その長手方向が前記撮像体積内の静磁場Ｂの方向と一致し、
前記装置ケーブルは、所定の値よりも短い互いに分離したセグメントを有し、前記セグメントは低周波電流に対しては導体を無線周波交流に対しては絶縁体を形成する周波数依存分離素子によって互いに分離される、
医用ＭＲＩ機器であって、
前記装置ケーブルは、その長さ全体に亘って患者担体に固定して接続され前記患者担体の長手方向に延びること、及び、前記装置ケーブルは分岐可能であることを特徴とする、医用ＭＲＩ機器。
【請求項２】
前記患者担体は、その長手方向に溝を有し、前記溝は前記装置ケーブルを収容する、請求項１記載の医用ＭＲＩ機器。
【請求項３】
前記溝は、前記溝の開口部が前記患者担体ではない方を向くよう、前記患者担体の側縁に設けられる、請求項２記載の医用ＭＲＩ機器。
【請求項４】
前記装置ケーブルのセグメント中の導体はストリップの形であり、前記ストリップは前記溝の側壁に接するよう設けられる、請求項２又は３記載の医用ＭＲＩ機器。
【請求項５】
前記撮像体積内又はその近傍に配置されるべき装置を具備し、前記装置は前記装置ケーブルに接続されうる接続ケーブルを具備し、前記接続ケーブルは所定の値よりも夫々短い相互に分離したセグメントを有し、前記セグメント間の分離は低周波電流に対しては導体を無線周波交流に対しては絶縁体を形成する周波数依存分離素子によって達成される、請求項１記載の医用ＭＲＩ機器。
【請求項６】
前記装置は高周波搬送波を介して前記撮像体積の外側の領域への信号接続を維持するようにされる、請求項５記載の医用ＭＲＩ機器。
【請求項７】
前記装置は、前記装置から前記撮像体積への電磁放射に対する遮蔽を与える保護層を具備するエンベロープ内に配置される、請求項５記載の医用ＭＲＩ機器。
【請求項８】
前記保護層は、０．０５Ωｍよりも低い抵抗率を有する材料から作られ、前記保護層は、４０μｍよりも小さい厚さを有し、前記保護層の全表面積は１００ｃｍ2よりも小さい、請求項７記載の医用ＭＲＩ機器。
【請求項９】
前記周波数依存分離素子は、バイファイラ巻き自己インダクタンス素子である、請求項１記載の医用ＭＲＩ機器。
【請求項１０】
請求項１乃至４のうちいずれか一項記載のＭＲＩ機器で使用されるようにされた患者担体。
【発明の詳細な説明】
【発明の詳細な説明】
【０００１】
本発明は、細長い患者担体を有する患者台と、低周波電気伝導用の少なくとも一本の装置ケーブルとを具備し、患者担体は、ＭＲＩ機器の撮像体積内に配置されると、その長手方向が撮像体積内の静磁場の方向と一致し、装置ケーブルは、所定の値よりも短い互いに分離したセグメントを有し、セグメントは低周波電流に対しては導体を無線周波交流に対しては絶縁体を形成する周波数依存分離素子によって互いに分離される、医用ＭＲＩ機器に関連する。
【０００２】
このようなＭＲＩは欧州特許公開第１１０５９６６号明細書より公知である。この公知のＭＲＩ機器では、検査されるべき患者をＭＲＩ機器まで動かすのに可動患者台が使用されうる。患者台の上には、その上に患者が横たわる患者担体がある。次に、患者担体上の患者は患者台から機器の撮像体積中へ移動される。撮像体積中には、ＭＲＩ画像の記録中に患者を監視するテレビジョンカメラの形の装置がある。テレビジョンカメラへの電力供給は、夫々がＭＲＩ画像を生成するためにＭＲＩ機器によって発生される無線周波放射線の１／４波長よりも短いセグメントを介して行われる。セグメントは、知られているように、直流且つ低周波の信号に対しては導体を高周波信号に対しては絶縁体を形成する自己インダクタンス素子によって互いに分離される。この場合、低周波信号は、オーディオ信号も含むよう、例えば２０ｋＨｚまでの周波数を有する信号を意味すると理解され、一方で、高周波信号は、例えば２０ＭＨｚよりも高い周波数を有する信号を意味すると理解されうる。例えば１．５Ｔの静磁場の典型的なＭＲＩ機器では、無線周波信号は約６４ＭＨｚの周波数を有する。自己インダクタンス素子は、このように、高周波数に対しては絶縁体を、低周波数に対しては導体を形成する。結果として、このようにセグメントへ分けられたケーブルは、高周波数を発するためのアンテナ（ＭＲＩ機器ではＲＦボディコイルと称される）を非共振とさせることはない。非共振となるのは、セグメントに分けられていないケーブルが用いられる場合であり、撮像されるべき組織のＲＦ励起がもはや行われず、それによりＭＲＩ撮像が不可能となる。
【０００３】
患者は、全てが電力を必要とし及び／又は周囲との低周波信号交換を必要とする多数の装置に囲まれた条件下で検査されねばならない場合がありうる。テレビジョンカメラのほかに、これらの装置は、例えば脈拍、血圧、体温、又はＥＣＧデータ等の生理学的量を、例えばオーディオ通信といった患者との通信用の装置や、ＭＲＩ機器の撮像体積中を照明する装置へ転送するための、多くの他の電子装置が存在しうる。これにより、患者の周り及び上に多数の装置ケーブルが存在することになり、これは患者に付き添っているスタッフにとって不都合であり、患者自身にとっても不快である。
【０００４】
本発明は、ＭＲＩ機器の動作に対する妨害的な影響がなくされ、複数の装置ケーブルが必要でないよう、撮像体積中で用いられるべき装置に対して接続が設けられることを可能とするシステムを提供することを目的とする。
【０００５】
これを達成するために、本発明の装置は、装置ケーブルが、その長さ全体に亘って患者担体に固定して接続され患者担体の長手方向に延びること、及び、装置ケーブルは分岐可能であることを特徴とする。患者担体の長手方向、従って装置ケーブルの方向は、ＭＲＩ機器の静磁場の方向と一致する。結果として、このケーブルから出る全ての磁場は、機器の静磁場に対して垂直に延び、従って、この静磁場を妨害する成分は発生されない。装置ケーブルは分岐可能であるため、撮像体積内で使用されるべき各装置は、使用中に置かれる位置で装置ケーブルに接続されることができる。結果として、各装置から撮像体積の外側の接続点へ延びる装置ケーブルはない。
【０００６】
本発明の望ましい実施例では、患者担体は、その長手方向に溝を有し、溝は装置ケーブルを収容する。従って、装置ケーブルが患者にとって及び／又は患者の世話をするスタッフにとって不都合となりうる突出がなくされた装置ケーブルが達成されうる。
【０００７】
更に、装置ケーブルは、このケーブルの方向が常によく決められるよう、溝の中に容易に固定されうる。
【０００８】
本発明の更なる実施例では、溝は、溝の開口部が患者担体からそれた向きであるよう、患者担体の側縁に設けられる。この実施例は、溝が動作中に容易に汚されることができず、一方で装置に対する接続に関してのアクセス可能性が維持されるという利点を有する。
【０００９】
本発明の他の望ましい実施例では、装置ケーブルのセグメント中の導体はストリップの形であり、ストリップは溝の側壁に接するよう設けられる。この実施例は、帯が溝の壁に対して固定されており、従ってそれらの位置的な画成が最大限であり、装置に対する分岐が単純な方法で、例えば装置接続ケーブルの端において溝の中の接触ブロックをクランプすることによって行われうるという利点がある。
【００１０】
本発明の異なる実施例では、撮像体積内又はその近傍に配置されるべき装置を具備し、装置は装置ケーブルに接続されうる接続ケーブルを具備し、前記接続ケーブルは所定の値よりも夫々短い相互に分離したセグメントを有し、セグメント間の分離は低周波電流に対しては導体を無線周波交流に対しては絶縁体を形成する周波数依存分離素子によって達成される。この実施例は、装置が比較的長い接続ケーブルを有する場合、又は、接続ケーブルが比較的大きい電流を転送せねばならない場合に有利である。この場合、セグメントに分けられた接続ケーブルは、ＭＲＩ機器の電磁場を電磁気的に妨害せず、また、接続ケーブル自体はこれらの磁場によっては影響を受けない。
【００１１】
本発明の更なる他の実施例では、装置は高周波搬送波を介して撮像体積の外側の領域への信号接続を維持するようにされる。この実施例では、信号転送はワイヤレスであり、例えば２．４ＧＨｚ搬送波を介して行われるため、信号搬送導体は必要ない。このような機器は市販されている。
【００１２】
本発明の更なる実施例では、装置は、装置から撮像体積への電磁放射に対する遮蔽を与える保護層を具備するエンベロープ内に配置される。使用されるべき多数の装置には、例えば上記のテレビジョンカメラといったアクティブな電子部品が設けられる。ＭＲＩ機器は、小さい磁場の乱れに非常に敏感であるため、これらの装置は干渉磁場を発してはならない。この効果は、遮蔽によって達成される。
【００１３】
本発明の更なる他の実施例では、保護層は、０．０５Ωｍよりも低い抵抗率を有する材料から作られ、保護層は、４０μｍよりも小さい厚さを有し、保護層の全表面積は１００ｃｍ2よりも小さい。
【００１４】
実験では、上述の値は、よい遮蔽が達成されることを可能とする一方で、更に、この遮蔽はＭＲＩ機器の磁場によって発生されえない妨害的な渦電流の源とならないことがわかっている。
【００１５】
本発明の更なる他の実施例では、周波数依存分離素子は、バイファイラ巻き自己インダクタンス素子である。
【００１６】
自己インダクタンス素子（コイル）は、それらが発生する磁場がＭＲＩ機器ユーザ装置の静磁場に対して垂直に延びるように向けられるが、誤った向きがやはり静磁場の方向に成分を発生させることが可能である。バイファイラ巻きコイルの場合、無視できるほど小さい磁場が生じ、従って、向きが誤っても静磁場を妨害することはない。
【００１７】
本発明について、図面を参照して説明する。図１に概略的に示す磁気共鳴機器（ＭＲＩ機器）は、均一な静磁場Ｂを発生する第１の磁気システム１と、傾斜磁場を発生する第２の磁気システム３と、傾斜磁場を発生するための第１の磁気システム１用の電源５及び第２の磁気システム３用の電源７と、第１の磁気システム１用の電源５及び第２の磁気システム３用の電源７とを含む。無線周波コイル（ＲＦコイル）９は、交番する無線周波磁場を発生するのに用いられ、このために、無線周波源１１を有するＲＦ送信装置に接続される。検査されるべき対象（図示せず）の中で無線周波送信磁場によって発生される電子スピン共鳴信号を検出するため、代わりにＲＦコイル９が使用されえ、ＲＦコイル９は、このために、信号増幅器１３を有するＲＦ受信装置に接続される。信号増幅器１３の出力は、中央制御装置１７に接続された検出器回路１５に接続される。当該の中央制御装置１７は更に、ＲＦ源１１用の変調器１９、電源７、及び画像表示用のモニタ２１を制御する。高周波発振器２３は、測定信号を処理する変調器１９及び検出器１５を両方制御する。順方向及び逆方向のＲＦ信号トラフィックは、分離回路１４によって互いに分離される。第１の磁気システム１の磁石コイルを冷却するために、冷媒線２７を有する冷却装置２５が用いられる。磁気システム１及び３の中に配置されたＲＦコイル９は撮像体積２９を囲み、撮像体積２９は、医療用途で画像を生成する装置の場合は、検査されるべき患者、又は、例えば頭や首といった検査されるべき患者の一部を囲むのに充分に大きい。撮像体積２９中、静磁場Ｂ、対象断面選択傾斜磁場、並びに、空間的に均一なＲＦ交番磁場は、このように発生されうる。ＲＦコイル９は、送信コイルと測定コイルの機能を組み合わせ得る。両方の機能に対して、例えば測定コイルとしての表面コイルといった異なるコイルが代わりに使用されうる。コイル１、コイル９、及び第２の磁気システム（傾斜磁場コイル）３の組立体は、ＲＦ磁場からの遮蔽を与えるファラデーケージ３１によって囲まれる。
【００１８】
電源線５０−１は、電源７からフィードスルー装置３０へ延び、また、電源線５０−２は、電源５からフィードスルー装置３０へ延びる。中央制御装置１７及びファラデーケージ３１内のＭＲＩ機器の制御されるべき様々な部分（図示せず）は、フィードスルー装置３０を通じて当該の制御されるべき部分に接続される接続線３２によって相互接続される。更に、ＲＦ接続線３４は、分離回路１４とフィードスルー装置との間に設けられる。ファラデーケージの内側では、電源線５０−１は接続線４６−１として続き、電源線５０−２は接続線４６−２として続く。接続線の束３２は、ファラデーケージの中で、接続線の束５６として続く。
【００１９】
図２は、図１のＭＲＩ機器の撮像体積をより詳細に示す図である。明瞭性のため、均一な静磁場Ｂを発生するための第１の磁気システム１の２つのコイルのみを示す。撮像体積２９内で、検査されるべき患者５８は、頭と首の断面画像が生成されうるよう患者担体６０に載せられる。撮像体積２９内、又は、その直ぐ近傍には、検査されるべき患者への接続を維持するための電気接続機器があり、この場合は、ＴＶカメラ６２と、カメラによって記録されるべき視野を照明するランプ６４である。しかしながら、撮像体積の中又は近傍には、例えば患者の血圧、心拍、又は脳の活動を記録するため、又は患者との双方向通信を行うためのセンサ等の他の電気接続機器が代わりに設けられ得ることに留意すべきである。
【００２０】
ＴＶカメラ６２及びランプ６４は、夫々の給電導線６６及び６８を介して給電装置７０から電源供給される。２つの給電導体６６及び６８は、均一な磁場Ｂとコイル９によって発生されるＲＦ磁場とを通って延びる。本発明は、コイル９によって発生されるＲＦ磁場及び／又は均一な磁場Ｂが、ＭＲＩ機器によって生成されるべき断面画像が悪影響を受けるよう妨害されることを防止する手段を与える。装置６２及び６４は、夫々、装置担体７２を介して患者担体６０に取り付けられ得、これについては図３を参照して以下詳述する。これらの装置６２及び６４へ電力を供給するために、装置担体には夫々、望ましくは中空である装置担体を通って延びる接続ケーブル６６、６８が設けられる。図３を参照して以下詳述するように、接続ケーブルは、患者担体６０の側面の溝７６の中の導体片に電気的に接触する。溝７６の中の導体片は、可撓性の取り外し可能なケーブルを介してインタフェースユニット７０に接続される。このインタフェースユニットは、当該の装置へ給電するための電源を有してもよく、また、オーディオ信号といった存在しうる低周波信号をＤＣ電力から分離するフィルタ手段を有してもよい。このＭＲＩ磁場の乱れをなくす手段は、接続ケーブル６６及び６８が、所定の値よりも短く、即ちＲＦ磁場の波長の１／４よりも短く、望ましくはこの波長の１／２０よりも短い互いに分離されたセグメントから構成されること、並びに、セグメント間の分離は、低周波電流に対しては導体を、無線周波交流に対しては絶縁体を形成する周波数依存分離素子及びによって与えられることを含む。これらの周波数依存分離素子は、望ましくは、バイファイラ巻き自己インダクタンス素子である。これらのセグメントは、２本の撚り線であり、その結果、これらの線を通って流れる電流は接続ケーブルの外側に無視できるほど小さい磁界を発生する。このような接続ケーブルは、それ自体として、欧州特許出願第１１０５９６６号明細書から公知である。
【００２１】
図３は、装置ケーブルが設けられる患者担体の溝を示す断面図である。溝７６は、この溝の開口部が横を向くよう、即ち患者担体ではない方を向くよう、患者担体６０の側面に設けられる。装置ケーブルの帯状導体７８及び８０は、溝の側壁に設けられる。装置担体７２は、溝の中に着脱可能に配置される。装置担体７２が、どのように設けられ、取り外されるかは、本願には重要でなく、例えば、溝７６に対応する部分８２は、空洞（図示せず）から図の平面に垂直な方向上の位置へ動かされることが考えられる。接触パッド８４及び８６は部分８２の側面に設けられ、接触パッドは、装置担体７２が溝７６の中に配置されたときに、帯状導体８０、７８に夫々電気的に接触する。接続ケーブル６６の導体６６は、接触パッド８４及び８６に取り付けられ、結果として、装置担体７２上に配置された装置に電力が伝えられ得る。
【００２２】
ＭＲＩ磁場内で使用される電子装置用のエンベロープは、慣習的に電子部品用の支持体として用いられるプリント回路基板から製造されうる。かかるプリント回路基板材料は、例えば０．６ｍｍの厚さを有し、片面に、例えば厚さ１７μｍの銅の層が設けられる。立方体形状のエンベロープが望まれる場合、５つの正方形から構成される面が、ＰＣＢ材料から形成される。正方形が相互接続される場所では、材料が容易に立方体へと折り曲げられ得るよう０．４ｍｍの深さを有する弱め溝が設けられる。中央の四角形の角度的な点では、折り曲げ中に空間を与えるよう円形の穴があけられる。立方体の底面をなす正方形には２つの更なる穴が設けられ、電源及び信号転送用のフィードスルーが設けられることを可能とする。このように成形された板材料は、１つの面が開いている立方体を得るために折り曲げられ得る。この動作中、銅の層は、立方体の内側に維持される。
【００２３】
開いた立方体が形成された後、存在しない面に等しい大きさのプリント回路基板材料片が形成され、この材料片には、電子部品が設けられ、開いた面に半田付けされうる。このようにして、実験で示されるように、遮蔽層が０．０５Ωｍよりも下の抵抗性を有する材料から形成され、層が４０μｍよりも小さい厚さを有し、遮蔽層の全表面積が１００ｃｍ2よりも小さいとき、観察可能な画像の乱れが生じないような方法でＭＲＩ磁場の乱れを防止することが可能な遮蔽されたエンベロープが得られる。
【図面の簡単な説明】
【００２４】
【図１】本発明が適用されうる磁気共鳴装置の一般的な構成を示す図である。
【図２】図１による磁気共鳴装置の撮像体積を詳細に示す図である。
【図３】装置ケーブルが設けられた患者担体内の溝の断面図である。
【図１】
2005512703.tif 000003
【図２】
2005512703.tif 000004
【図３】
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【国際調査報告】
2005512703.tif 000006
2005512703.tif 000007
2005512703.tif 000008