(57)【要約】ＭＲスキャナに追加的受信ＭＲコイルを接続するためなどの用途に標準的な同軸ケーブルを用いることは、寄生的なケーブル共鳴が発生し、それにより患者に高周波火傷を起こしかねないという問題がある。本発明によれば、ケーブルは多数の小片に分割される。その小片に含まれる各導体は別の小片の対応する導体に直列コンデンサを介して接続される。このため、たとえばＭＲ周波数において、本発明に基づくケーブルは完全に共鳴から外れていることができ、寄生共鳴が起こらなくなる。
2006523365.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
第一のケーブルセグメントと第二のケーブルセグメントを有し、前記第一のケーブルセグメントは少なくとも一つの第一の導体を有し、前記第二のケーブルセグメントは少なくとも一つの第二の導体を有し、
前記第一のケーブルセグメントの前記少なくとも一つの第一の導体は、前記第二のケーブルセグメントの前記少なくとも一つの第二の導体に少なくとも一つの直列インピーダンスを介して接続される、
ことを特徴とする伝送ケーブル。
【請求項２】
前記伝送ケーブルが前記第一および第二のケーブルセグメントを含む同軸型のケーブルであって、
前記少なくとも一つの第一の導体が第一の遮蔽および第一の内部導体を含み、
前記少なくとも一つの第二の導体が第二の遮蔽および第二の内部導体を含み、
前記第一の遮蔽が前記第二の遮蔽に前記少なくとも一つの直列インピーダンスの直列コンデンサによって接続されており、
前記第一の内部導体が前記第二の内部導体に前記少なくとも一つの直列インピーダンスの別の直列コンデンサによって接続されている、
ことを特徴とする、請求項１記載の伝送ケーブル。
【請求項３】
前記ケーブルが第一の末端および第二の末端を有し、前記第一および第二の末端のそれぞれに、当該ケーブルによって伝送される信号の周波数をシフトさせるミキサが設けられていることを特徴とする、請求項１記載の伝送ケーブル。
【請求項４】
前記少なくとも一つの直列インピーダンスが１ｐＦ程度の容量をもつコンデンサを含むことを特徴とする、請求項１記載の伝送ケーブル。
【請求項５】
前記少なくとも一つの直列インピーダンスが１０ｎＨ程度のインダクタンスをもつインダクタを含むことを特徴とする、請求項１記載の伝送ケーブル。
【請求項６】
第一のケーブルセグメントと第二のケーブルセグメントを有し、前記第一のケーブルセグメントは少なくとも一つの第一の導体を有し、前記第二のケーブルセグメントは少なくとも一つの第二の導体を有し、
前記第一のケーブルセグメントの前記少なくとも一つの第一の導体は、前記第二のケーブルセグメントの前記少なくとも一つの第二の導体に少なくとも一つの直列インピーダンスを介して接続される、
ことを特徴とする伝送ケーブルをもつＭＲＩシステム。
【請求項７】
第一のケーブルセグメントと第二のケーブルセグメントを有し、
前記第一のケーブルセグメントは複数の第一の導体を含み、前記第二のケーブルセグメントは複数の第二の導体を含み、
前記複数の第一の導体は、前記複数の第二の導体に複数の直列インピーダンスを介してそれぞれ接続される、
ことを特徴とする伝送ケーブル。
【請求項８】
第一のケーブルセグメントと第二のケーブルセグメントを有し、前記第一のケーブルセグメントは少なくとも一つの第一の導体を有し、前記第二のケーブルセグメントは少なくとも一つの第二の導体を有し、
前記第一のケーブルセグメントの前記少なくとも一つの第一の導体は、前記第二のケーブルセグメントの前記少なくとも一つの第二の導体に少なくとも一つの直列インピーダンスを介して接続される、
ことを特徴とする伝送ケーブルを有する、ＭＲカテーテル。
【請求項９】
第一のケーブルセグメントと第二のケーブルセグメントを有し、前記第一のケーブルセグメントは少なくとも一つの第一の導体を有し、前記第二のケーブルセグメントは少なくとも一つの第二の導体を有し、
前記第一のケーブルセグメントの前記少なくとも一つの第一の導体は、前記第二のケーブルセグメントの前記少なくとも一つの第二の導体に少なくとも一つの直列インピーダンスを介して接続される、
ことを特徴とする伝送ケーブルを有する、ＲＦコイル。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は伝送ケーブルに関するものである。また、本発明はＭＲＩ画像生成に関するも
のでもある。特に、本発明は伝送ケーブル、ＭＲＩシステム、ＭＲカテーテルおよびＲＦコイルに関するものである。
【背景技術】
【０００２】
核共鳴現象はこれまで高解像度の磁気共鳴、分光装置において、そして構造化学者が化学物質の構造を解析する際に用いられてきた。より最近ではＮＭＲシステムおよびＭＲシステムは医療診断法として開発されてきており、解剖学的構造を撮像するのみならず、生体条件での非侵襲的な分光分析を実施することに応用されている。
【０００３】
ＮＭＲ／ＭＲ現象は、たとえば１．５Ｔの強度の分極用の均一磁場内に置かれた被験体の内部に、該対象にラーモア振動数で無線周波（RF：radio-frequency）エネルギーの照射をすることによって励起することができる。医療診断の分野では、これは典型的には、検査する患者を、たとえば円筒状の幾何学形状を持つＲＦコイルの場の中に位置させ、該ＲＦコイルをＲＦ電力増幅器を用いて励振することによって実現される。ＲＦ励振をやめると、ＲＦコイルの磁場内に置かれた被験者から発するＮＭＲ／ＭＲ信号が同じあるいは別のＲＦコイルを使って検出される。完全なＮＭＲ／ＭＲスキャンをする間に、典型的には複数のＮＭＲ／ＭＲ信号が観測される。これらの信号は検査対象についての画像または分光情報を再構築するのに使うことができる。
【０００４】
医療画像生成の研究においては、患者の体内の所望の領域に信号を局在させるためにパルス状の線形傾斜磁場などを使って空間情報を信号中にエンコードする。ＮＭＲ／ＭＲ検査の間、しばしば通常のデカルト座標系のＸ、Ｙ、Ｚ方向のそれぞれにパルス状の傾斜磁場を印加することが望まれる。
【０００５】
既知の固定または追加の受信ＭＲコイルはたとえば単ループコイルのようなものでよく、ＮＭＲ／ＭＲスキャナには標準的な同軸ケーブルで接続されている。すでに上で述べたように、ＮＭＲ／ＭＲシステムにおいては二つ以上のコイルを使うことは一般的である。ＭＲＩにおいて生じうる一つの問題は、標準的な同軸ケーブルを使うために、患者が高周波火傷をする可能性がきわめて高く、使用するコイルやケーブルの量が増えればそれだけ高くなる。残念ながら、高周波火傷の原因となる寄生共鳴は、任意の場所に位置される追加コイルの配置のため、またそうしたコイル自身が異なる構造をもっていることもあるため、通例予言できない。また、患者が変われば使うコイルが変わることもある。
【０００６】
従来は、そのような局地的な共鳴を抑えるためにはバズーカバルーン（共通モード四分の一波長共鳴器）が用いられていた。しかし、そのようなバズーカバルーンはそれ自身が共鳴器であり、励振されうるもので、それにパルス伝送の間に大量の高周波電力が散逸してしまう原因となりうる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
伝送ケーブルにおいて寄生共鳴を避けることが本発明の目的である。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明の例としての実施形態によると、上記の目的は、第一のケーブルセグメントと第二のケーブルセグメントを有し、前記第一のケーブルセグメントは少なくとも一つの導体を有し、前記第二のケーブルセグメントは少なくとも一つの第二の導体を有する伝送ケーブルを用いて解決しうる。前記第一のケーブルセグメントの前記少なくとも一つの第一の導体は、前記第二のケーブルセグメントの前記少なくとも一つの第二の導体に少なくとも一つの直列インピーダンスを介して接続される。
【０００９】
有利には、本発明のこの例としての実施形態によれば、従来の同軸ケーブルとほぼ同じ外形寸法で実現され、従来の同軸ケーブルと同じように使うことができ、それでいて寄生共鳴がほとんど起こらないような伝送ケーブルが提供される。さらに、この伝送ケーブルはまたＡＣ電力送信をも可能にする。本発明のこの例としての実施形態に基づく構成によれば、そのようなケーブルはＭＲスキャナ内での患者の安全性を向上させ、そしてこのケーブルはたとえケーブルの一部が落ちたり、あるいはケーブルが切れたりしても、ケーブル内で寄生共鳴が起こらないので患者にとって本来的に安全である。それに加え、この伝送ケーブルはどのような磁場強度のシステムにおいてでも使用可能である。
【００１０】
本発明の別の例としての実施形態によると、前記伝送ケーブルは同軸型のケーブルとして実現され、当該ケーブルのセグメント間では遮蔽導体、内部導体どうしは直列のコンデンサによって互いに接続される。有利には、この伝送ケーブルはきわめて扱いが簡単で、同軸ケーブルと同じように扱うことができ、同軸ケーブルと同じ用途に広く使うことができる。よって、そのような伝送ケーブルは標準ケーブルとして使うことができる。
【００１１】
本発明の別の例としての実施形態では、ケーブルの両端部分には、ケーブルによって伝送される信号の周波数をシフトさせるためのミキサが設けられている。このため、たとえばケーブルによって伝送されるべき信号の周波数を高めの周波数にシフトさせることにより、あまりノイズやひずみを加えない安全な信号伝送が実現できる。
【００１２】
特許請求の範囲においてはさらなる実施例も述べられている。
【００１３】
本発明のもう一つの例としての実施形態は、たとえば上記の伝送ケーブルを含むＭＲＩシステムに関するものである。そこでは患者の高周波火傷の可能性を著しく減らすことによってＭＲＩスキャナシステムにおける安全性を改善することが可能となっている。
【００１４】
本発明のもう一つの例としての実施形態は、伝送ケーブルに関するものである。それは第一のケーブルセグメントと第二のケーブルセグメントを有し、前記第一のケーブルセグメントは複数の第一の導体を有し、前記第二のケーブルセグメントは複数の第二の導体を有し、前記複数の第一の導体はそれぞれ前記複数の第二の導体に複数の直列インピーダンスを介して接続される。
【００１５】
本発明の例としてのある実施形態によると、本発明の例としての実施形態に基づくケーブルを有するＭＲカテーテルが提供される。本発明の別の例としての実施形態は本発明の例としての実施形態に基づく伝送ケーブルを有するＲＦコイルに関するものである。
【００１６】
本発明の例としての実施形態の要点として、伝送ケーブルがきわめて多数の小片に分割されている点を認めることができるであろう。その小片の導体は互いに直列コンデンサによって接続される。同軸ケーブル型のケーブルが実現される場合には、小片に分割された当該ケーブルのこれらの導体、たとえば同軸ケーブルでいう遮蔽導体および内部導体は、それぞれ直列導体によって接続される。
【００１７】
これらのことを含む本発明のさまざまな側面は、以下に記載される実施例を参照することによって明らかとなり、より明快に説明されることであろう。
【００１８】
本発明の例としての実施形態についてこれから図面を参照しながら説明していく。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１９】
図１は、本発明に基づく磁気共鳴撮像装置の一般的な構成の実施例を単純化して図式的に表したものである。図１において描かれる磁気共鳴撮像装置は、第一の磁石系２を含んでいる。前記第一の磁石系２は、図１において矢印で示した一様な検査磁場Ａを生成するよう適応されている。参照符号４は第二の磁石系を示し、これは傾斜磁場を生成する。参照符号６は第一の磁石系２のための第一の電源を、参照符号８は第二の磁石系４のための第二の電源を示す。
【００２０】
ＲＦコイル１０はＲＦ交流磁場を生成するために設けられている。ＲＦコイル１０はＲＦ源１２を含むＲＦ送信装置に接続されている。ＲＦコイル１０はさらに検査対象（図示せず）内のＲＦ励起磁場によって生成されるスピン共鳴信号の検出のために使われるよう適応されている。ＲＦ励起磁場によって生成されるスピン共鳴信号の検出のため、ＲＦコイル１０は信号増幅器４０を含むＲＦ受信装置に接続されている。信号増幅器４０の出力は検出器１６に与えられる。
【００２１】
検出器１６は制御ユニット１８に接続されている。コンピュータなどの制御ユニット１８は、ＲＦ源１２とともにはたらく変調器２０を制御するよう適応されている。さらに、制御ユニット１８は第一の電源８および制御ユニット１８によって再構築された画像を表示するためのＣＲＴディスプレイなどの表示装置２２を制御するよう適応されている。
【００２２】
さらに、変調器２０および検出器１６を制御するためのＲＦ発信器２４が設けられており、これが測定信号を処理する。行きと帰りのＲＦ信号の流れは分離回路１４によって互いに分離される。
【００２３】
参照符号２６は第一の磁石系２の磁石コイルを冷却ダクト２８を通じて冷却するよう構成された冷却装置を示している。空間的に第一および第二の磁石系２および４の内部に配置されたＲＦコイル１０は検査空間３０を取り囲む。医療ＭＲの用途の場合、検査空間３０は検索する患者を、あるいは少なくとも首や腕といった患者の検査する部位を取り囲むのに十分な大きさである必要がある。
【００２４】
上記の構成により、静磁場Ａ、対象スライスを選択する傾斜磁場、そして空間的に一様なＲＦ交流磁場が検査空間３０の内部に生成できる。すでに上述したように、ＲＦコイル１０は送信コイルと測定コイルの機能を併せ持つことができるよう適応することもできる。しかし、これら二つの機能のために別々のコイルを使うこともまた可能である。たとえば、表面コイルは測定コイルの役をすることができる。第一の磁石系２、ＲＦコイル１０、第二の磁石系４（傾斜磁場コイル）のなす構造体はＲＦを遮蔽するファラデーケージ３４に取り囲まれるようにしてもよい。
【００２５】
それに加えて、追加的受信ＭＲコイル５２を設けることができ、これはたとえばＣ１コイルであることができる。
【００２６】
参照符号３２はフィードスルー装置を示す。これは第一の電源線４２によって第二の電源８に接続されており、ＲＦ接続線３８によって分離回路１４に接続されており、第二の電源線４４によって第一の電源６に接続されており、好ましくはケーブルの束として実現される接続リード３６によって制御ユニット１８に接続されている。
【００２７】
ファラデーケージ内では、すなわち強力な磁場が発生する環境内では、フィードスルー装置３２は第一の電源ケーブル４６によって第二の磁石系４に、第二の電源ケーブル４８によって第一の磁石系に接続されており、該４８は好ましくはケーブルの束であり、ＭＲコイル５２に接続されているケーブル４８を含む。
【００２８】
好ましくは、フィードスルー装置３２とＭＲコイル５２との間のケーブル４８は図３に示すような本発明の例としての実施形態のような、本発明に基づくケーブルを用いて実現される。しかし、本発明に基づく伝送線をファラデーケージ３４内、すなわち強力な磁場を含む環境内に設けられているすべての電気的接続において使うことも可能である。換言すれば、第一の電源ケーブル４６、第二の電源ケーブル４８のおのおの、接続ケーブル５０のおのおのが本発明に基づく一つまたは複数のケーブルによって実現しうるのである。さらに、本発明に基づくケーブルを、接続リード３６、ＲＦ接続線３８、第一の電源線４２、第二の電源線４４のためのケーブルとして使うことも可能である。本発明に基づくケーブルは、この例としての実施形態のある変形ではＭＲコイル５２の代わりに、あるいはそれに追加して配置される、ＭＲカテーテルに使うこともできる。こうして、本発明の例としての実施形態に基づくケーブルを含むＭＲカテーテルもしくはＲＦコイルまたはその両方が提供される。
【００２９】
図２は、図１に示されたＭＲＩ装置の測定空間３０をより詳細に表す図である。無用な反復を避けるために、図１と同じ参照符号が図２の同じまたは対応する要素を示すのに使われている。
【００３０】
図２では、測定空間３０内の検査台５６上に患者５４が配されている。好ましくは、患者５４は頭部および頚部の断層画像が形成できるように配置される。測定空間３０の内部または直近では検査される患者５４との連絡を維持するための電気接続装置が設けられている。図２に描かれている例としての実施形態では、カメラ５８とランプ６０が設けられている。しかし、患者５４を検査するのに必要または有用な他の電気装置が設けられていてもよい。カメラ５８およびランプ６０は第三および第四の電源ケーブル６２および６４によって電源６６に接続される。第三および第四の電源ケーブル６２および６４は、たとえばカメラ５８からの映像信号を表示装置２２に伝送するなどの信号伝送にも使われてもよい。すでに上で述べたように、測定空間３０の内部または近くにその他の電気装置を配してもよい。たとえば、患者５４の血圧や、患者５４の心拍数や脳活動を測定するセンサーである。また、患者５４との連絡のための通信装置が設けられていてもよい。
【００３１】
好ましくは、第三および第四の電源ケーブル６２および６４は、図３に示すような本発明に基づくケーブルを用いて実現される。
【００３２】
図３は、本発明の例としての実施形態に基づく、信号またはエネルギーを伝送する伝送ケーブルを単純化した表示である。図３に描かれるケーブルは同軸型のケーブルであり、複数の、好ましくは多数の小さなケーブルセグメントを有している。図３で示されているのは、第一のケーブルセグメント８０、第二のケーブルセグメント９０、第三のケーブルセグメント１００である。複数のケーブルセグメント８０、９０、１００のそれぞれは好ましくは約λ／４の長さである。しかし、個々のケーブルセグメント８０、９０、１００の長さは、λ／２でさえなければ別の選び方をしてもよい。第一のケーブルセグメント８０は第一の遮蔽導体８１および第一の内部導体８２を有する。第二のケーブルセグメント９０は第二の遮蔽導体９１および第二の内部導体９２を有する。第三のケーブルセグメント１００は第三の遮蔽導体１０１および第三の内部導体１０２を有する。図３から読み取りうるように、これらのケーブルセグメント８０、９０、１００は、同軸型ケーブルの両方の導体（差動ＴＥＭモードたとえば、遮蔽導体８１、９１、１０１および内部導体８２、９２、１０２）について、直列コンデンサ８５、８６、９５、９６を介して接続されている。詳しくは、第一の遮蔽導体８１は直列コンデンサ８５を直列にはさんで第二の遮蔽導体９１に接続され、第二の遮蔽導体９１は直列に配したコンデンサ９５によって第三の遮蔽導体１０１に接続されている。第一の内部導体８２は直列コンデンサ８６を介して第二の内部導体９２に接続され、第二の内部導体９２は別の直列コンデンサ９６を介して第三の内部導体１０２に接続されている。
【００３３】
第一のケーブルセグメント８０の一端には第一のミキサ１１１が設けられていて、これは標準的なＲＦポートにつなぐことができる。第三のケーブルセグメント１００の一端には別のミキサ１２１が設けられていて、これはコイルポート１２０をもつようなコイルにつなぐことができる。
【００３４】
好ましくは、コンデンサ８５、８６、９５、９６は１ｐＦ程度になるよう選ばれる。しかし、各コンデンサ８５、８６、９５、９６の容量は０．５ｐＦから２ｐＦ程度であってもよい。本発明のある側面によれば、キャパシタンスは約５００Ωのインピーダンスから実現されるべきであり、６４ＭＨｚでは約２．５ｐＦのキャパシタンスが実現される。磁場強度がより高いＭＲＩシステムにおいて使われるケーブルの場合、これらのインピーダンスは変更するべきである。たとえば、１２８ＭＨｚの場合は最大値１ｐＦを選択するべきであり、３２ＭＨｚの場合は最大値４〜５ｐＦを選択するべきである。
【００３５】
ＭＲスキャナでの応用において、各コンデンサ８５、８６、９５、９６は、局所的な共鳴をできるだけ大きくするため、好ましくは１ｐＦ程度となるように選ばれる。このため、ＭＲ周波数（ｆr）において、図３に描かれたケーブルは完全に共鳴から外れており、ＭＲスキャナの送信パルスの間たとえば患者に高周波火傷を起こしうる局所的なホットスポット、すなわち寄生共鳴が起こる可能性はなくなる。ここで、伝送行列の伝送係数Ｓ21はＭＲ周波数ｆrにおいて非常に低い。図３に描かれているように、ＭＲ信号もしくは電力またはその両方の伝送について、ミキサ１１１および１２１が設けられていて、当該ケーブルを通じて伝送されるべき信号をたとえば１０×ｆrといったようなより高い周波数にシフトさせることができる。このため、標準的ＲＦポート１１０とコイルポート１２０という２つのポートを結ぶシステム全体が単純だが安全な同軸ケーブルとしてはたらき、いかなるシステムにも接続でき、当該ケーブルの互換性を可能にする。
【００３６】
本発明のある側面によれば、コンデンサ８５、８６、９５、９６の代わりに誘導素子を設けることもできる。そうした誘導素子は５ｎＨ（６４ＭＨｚの場合）から１０ｎＨ程度でよい。有利なことに、これは直流の伝送も可能にする。その場合、周波数変換はたとえば２ＭＨｚのような数ＭＨｚの程度であろう。
【００３７】
上記の構成により、たとえば万一ケーブルが切れた場合であろうと患者にとって本来的に安全なケーブルが提供される。また、図３において示されている構成は、当該ケーブルが従来型の同軸ケーブルと同じ外形を持ちうるなど、当該ケーブルの非常に簡素な構成を可能にする。さらに、図３構成は従来型の同軸ケーブルとの組み合わせで用いることもでき、標準的なケーブルシステムに適応することもできる。さらに、すでに上で述べたように、図３に示した伝送ケーブルはＡＣ電力伝送にも使われうる。また、図３において描かれている例としての実施形態に基づく伝送ケーブルはいかなる磁場強度のＭＲシステムにおいても使うことができ、いかなる磁場強度にも容易に適応させうる。二つの導体のみを有する図３に描かれた構成の代わりに、多導体システムを使って本発明を実施してもよい。
【実施例】
【００３８】
同軸型のケーブルとは別に、本発明はいかなる種類の伝送ケーブルにおいて実施することもできる。複数の導体を有するケーブルは本発明に基づいて実現しうる。また、単純な２本線接続ケーブルも本発明に基づいて実装することができる。
【００３９】
また、本発明のある側面によれば、図３に示されているコンデンサの代わりに、並列または直列の共振回路を用いてもよい。
【００４０】
ＭＲ／ＮＭＲの用途に使われるほか、本発明に基づく伝送ケーブルは、たとえば電気機械に隣接するような強力な磁場をもつその他の環境においても用いうる。また、本発明に基づくケーブルはＭＲカテーテル、ＲＦコイル、ＭＲコイルのために用いうる。
【図面の簡単な説明】
【００４１】
【図１】本発明の例としての実施形態に基づく磁気共鳴撮像装置の一般的な構成を図式的に表す図である。
【図２】図１に示された磁気共鳴撮像装置の測定空間をより詳細に表す図である。
【図３】本発明に基づく伝送ケーブルの例としての実施形態を図式的に表す図である。
【図１】
2006523365.tif 000003
【図２】
2006523365.tif 000004
【図３】
2006523365.tif 000005
【国際調査報告】
2006523365.tif 000006
2006523365.tif 000007