(57)【要約】  医用ＭＲＩ機器では、装置の撮像体積２９内の患者５８と通信するため又は監視するための電子装置６２、６４を有することが望ましい場合が多い。このような装置は、磁場の乱れに対して非常に敏感であるため、ＭＲＩ電磁場と干渉してはならない。本発明によれば、このような装置に対する、慣習通りプリント回路基板（ＰＣＢ）から形成される遮蔽筐体が提案される。このような遮蔽は、遮蔽層９８が、０．０５Ωｍよりも小さい抵抗率、４０μｍよりも小さい厚さ、及び１００ｃｍ2よりも小さい全表面積を有する材料から形成される場合に、ＭＲＩ磁場に対して影響を与えない。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
医用ＭＲＩ機器の撮像体積の中又は近傍の電磁場内で用いられる電子装置であって、
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したエンベロープ中に配置され、前記エンベロープは更に妨害的な渦電流の源を構成しないことを特徴とする、電子装置。
【請求項２】
前記遮蔽層は、０．０５Ωｍよりも低い抵抗率を有する材料から作られ、前記遮蔽層は、４０μｍよりも小さい厚さを有し、前記遮蔽層の全表面積は１００ｃｍ2よりも小さい、請求項１記載の電子装置。
【請求項３】
前記装置は電子的な目的用のプリント回路基板から作られる筐体内に収容される、請求項２記載の電子装置。
【請求項４】
前記装置は、高周波搬送波を介して前記撮像体積外の領域への信号接続を維持するようにされる、請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の電子装置。
【請求項５】
所定の値よりも夫々短い互いに分離されたセグメントを有する接続ケーブルが設けられ、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与えられる、請求項１乃至４のうちいずれか一項記載の電子装置。
【発明の詳細な説明】
【発明の詳細な説明】
【０００１】
本発明は、医用ＭＲＩ機器の撮像体積の中又は近傍の電磁場内で用いられる電子装置に関連する。
【０００２】
このような電子装置は、欧州特許公開第１１０５９６６号明細書より公知である。この文献に記載された電子装置は、ＭＲＩ機器内で検査されるべき患者を監視するテレビジョンカメラである。テレビジョンカメラのほかに、ＭＲＩ機器の撮像体積の中又は近傍には、例えば脈拍、血圧、体温、又はＥＣＧデータ等の生理学的な量を、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。このような装置はいずれも、動作中に磁場を発生すること及び／又は電磁放射を発することが可能な電子回路を含む。ＭＲＩ機器は、装置の撮像体積中の擾乱界に非常に敏感であるため、これらの擾乱界は形成されるべきＭＲＩ記録物の中にアーティファクトを生じさせ、これは当該画像の解釈の誤りを生じさせうる。これは、医療用途では望ましくないことはいうまでもない。
【０００３】
本発明は、冒頭の段落で述べた種類の、撮像体積中に存在するＭＲＩ磁場との干渉を示さない装置を提供することを目的とする。これを達成するために、本発明による装置は、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したエンベロープ中に配置され、エンベロープは更に妨害的な渦電流の源を構成しないことを特徴とする。本発明は、ＭＲＩ機器の正しい動作を乱すことなく撮像体積中に複数の電子装置を同時に与えることが可能でなくてはならないこと、また、このためにとられる手段は異なった種類の擾乱を生じさせてはならないことを認識したことに基づくものである。また、装置からの電磁界の漏れを排除するだけでなくそれ自体が渦電流の無視できる程度の対象となる遮蔽エンベロープを製造することが可能であることも、本発明による認識の一部をなすものである。
【０００４】
本発明の望ましい実施例では、遮蔽層は、０．０５Ωｍよりも低い抵抗率を有する材料から作られ、遮蔽層は、４０μｍよりも小さい厚さを有し、遮蔽層の全表面積は１００ｃｍ2よりも小さい。実験では、この値は優れた遮蔽が達成されることを可能とし、更にこの遮蔽が、ＭＲＩ機器の傾斜磁場によって発生されうる妨害的な渦電流の源とならないことが見いだされた。
【０００５】
更に、本発明の有利な実施例では、装置は電子的な目的用のプリント回路基板から作られる筐体内に収容される。このプリント回路基板は、比較的安価に容易に入手可能であり、一般的には銅である導電性材料の正しく接着する層が設けられるという重要な利点を有する。更に、この基板の元の用途の性質により、半田付けされた接合部によって悪影響を受けないよう配置される。
【０００６】
本発明の他の実施例では、装置は、高周波搬送波を介して撮像体積外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、信号転送は例えば２．４ＧＨｚ搬送波を介してワイヤレスで行われるため、信号を搬送する導体は必要でない。このような信号搬送導体を避けることにより、このような導体がＭＲＩ磁場を乱す干渉を生じさせるという可能性がなくされる。このような高周波搬送波接続を確立することが可能な機器は市販されている。
【０００７】
本発明の更なる他の実施例では、所定の値よりも夫々短い互いに分離されたセグメントを有する接続ケーブルが設けられ、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与えられる。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（直流）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機器の電磁界を電磁的に乱さず、また、接続ケーブル自体はこの電磁界によって影響を受けない。セグメントに分けられた装置ケーブルは、いずれの場合も、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波長よりも短いが、これらのセグメントが当該の波長の１／２０よりも短いことが望ましい。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ついては導体を高周波信号につい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の静磁場の一般的な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。このようなセグメントに分けられた接続ケーブルは、それ自体として、欧州特許公開第１１０５９６６号明細書から公知である。
【０００８】
本発明について、添付の図面を参照して説明する。本発明が用いられる環境を示すため、図１に磁気共鳴機器（ＭＲＩ機器）を概略的に示す。この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。
【０００９】
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。
【００１０】
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。
【００１１】
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よう実現される。これらのセグメントは、２本の撚り線であるよう実現され、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。
【００１２】
図３は、本発明による電子装置用のエンベロープを示す製作図である。開始材料として、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を用いる。当該のＰＣＢ材料は、片面に、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、図に示すような表面は、ＰＣＢ材料から形成され、即ち５つの正方形７８、８０、８２、８４、及び８６から構成される。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弱め溝８８、９０、９２、及び９４が設けられる。四角形８６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。四角形８６には、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よう２つ以上の穴９４及び９６が設けられる。図示の板材料は、形成された後、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。
【００１３】
図４は、図３に示すエンベロープを形成する材料の断面を示す。材料は、全体で０．６ｍｍの厚さを有し、溝８８は０．４ｍｍの深さを有する。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ＰＣＢ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】
【００１４】
【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より詳細に示す図である。
【図３】本発明による電子装置用のエンベロープの製作図を示す図である。
【図４】図３によるエンベロープが形成される材料を示す断面図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【国際調査報告】
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