(57)【要約】【課題】  医療用プローブを提供する。【解決手段】  医療用プローブは、体腔内への挿入のための遠位端を有し、かつ近位端を有する可撓性挿入チューブを含む。このプローブは、挿入チューブの遠位端に取り付けられ、かつ体腔内の組織と電気的接触を行うよう構成された電極を更に含む。電気導線が遠位端と近位端との間で挿入チューブを貫通して延びる。これに加えて、コイルが挿入チューブ内の電極と導線との間で電気的に接続することで、１ＭＨｚ〜３００ＭＨｚの範囲で共鳴周波数を有する共振回路を画定する。【選択図】  図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
医療用プローブであって、
体腔内への挿入のための遠位端を有しかつ近位端を有する可撓性挿入チューブと、
前記挿入チューブの前記遠位端に取り付けられ、かつ前記体腔内の組織と電気的に接触するように構成された電極と、
前記遠位端と前記近位端との間で前記挿入チューブを貫通して延びる電気導線と、
前記挿入チューブ内で前記電極と前記導線との間に電気的に接続することで、１ＭＨｚ〜３００ＭＨｚの範囲で共鳴周波数を有する共振回路を画定するコイルと、を備える、医療用プローブ。
【請求項２】
前記遠位端が、前記共鳴周波数で動作する磁気共鳴断層撮影装置において機能するように構成される、請求項１に記載の医療用プローブ。
【請求項３】
前記コイルが、前記遠位端に位置する、請求項１に記載の医療用プローブ。
【請求項４】
前記電極に結合した灌注チューブを更に備え、前記コイルが前記チューブを包囲しかつ前記チューブと接触している、請求項１に記載の医療用プローブ。
【請求項５】
前記灌注チューブが、それを通して灌注液体を搬送することで、前記コイルを冷却するように構成される、請求項４に記載の医療用プローブ。
【請求項６】
前記コイルが前記遠位端に位置し、かつ前記コイルにおいて存在する磁界に応答して信号を発生するように構成され、前記信号が前記遠位端の位置を表す、請求項１に記載の医療用プローブ。
【請求項７】
前記信号に応答して、前記遠位端の前記位置を算定するように構成されたプロセッサを更に備える、請求項６に記載の医療用プローブ。
【請求項８】
前記共鳴周波数が、１０ＭＨｚ〜１００ＭＨｚである、請求項１に記載の医療用プローブ。
【請求項９】
前記共鳴周波数が、前記体腔の核のラーモア歳差運動の周波数に応答して選択される、請求項１に記載の医療用プローブ。
【請求項１０】
前記コイルが、前記共鳴周波数に応答して選択されるインダクタンス及び自己キャパシタンスを有する、請求項１に記載の医療用プローブ。
【請求項１１】
前記コイルと並列に接続された外部キャパシタを更に備え、前記外部キャパシタが前記共鳴周波数に応答して選択されるキャパシタンスを有する、請求項１に記載の医療用プローブ。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、全般的には磁気共鳴映像法に関し、具体的には、撮像中に生じるアーチファクトを低減させることに関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）は、患者の組織、特に軟組織を可視化するための、極めて強力な技術である。この技術は、原子核、典型的には水素原子核をそれらの平衡状態から励起することと、原子核が平衡状態に緩和するときに原子核により放出される共鳴高周波信号を測定することとに依存する。現在のＭＲＩシステムは、良好な画像を提供するが、一部の画像は、全体の画像品質を損なう可能性があるアーチファクトを含む場合がある。
【０００３】
参照により本特許出願に組み込まれる文書は、組み込まれた文書内の用語が、本明細書で明示的又は暗黙的に行われる定義と相反するように定義される場合を除き、本出願の一体部分と見なされるべきであり、本明細書における定義のみが検討されるべきである。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【０００４】
本発明の実施形態は、
医療用プローブを提供し、この医療用プローブは、体腔内への挿入のための遠位端を有しかつ近位端を有する可撓性挿入チューブと、
挿入チューブの遠位端に取り付けられ、かつ体腔内の組織と電気的に接触するよう構成された電極と、
遠位端と近位端との間で挿入チューブを貫通して延びる電気導線と、
挿入チューブ内で電極と導線との間に電気的に結合することで、１ＭＨｚ〜３００ＭＨｚの範囲で共鳴周波数を有する共振回路を画定するコイルとを含む。
【０００５】
典型的には、遠位端は、共鳴周波数で動作する磁気共鳴断層撮影装置において機能するよう構成される。
【０００６】
開示された実施形態では、コイルは、遠位端に位置する。
【０００７】
他の開示された実施形態では、プローブは、電極に結合した灌注チューブを含み、コイルがチューブを包囲し、かつこのチューブと接触している。典型的には、灌注チューブは、灌注液体をそれを通して搬送するよう構成されることで、コイルを冷却する。
【０００８】
更に他の開示された実施形態では、コイルは、遠位端に位置し、かつコイルにおいて存在する磁界に応答して信号を発生するように構成され、この信号は、遠位端の位置を表すものである。このプローブは、典型的には、この信号に応答して遠位端の位置を算定するよう構成されたプロセッサを含む。
【０００９】
代替実施形態において、共鳴周波数は、１０ＭＨｚ〜１００ＭＨｚである。
【００１０】
典型的には、共鳴周波数は、体腔の核のラーモア歳差運動の周波数に応答して選択される。
【００１１】
他の代替において、コイルは、共鳴周波数に応答して選択されるインダクタンス及び自己キャパシタンスを有する。
【００１２】
更に他の代替実施形態では、プローブは、コイルと並列に接続された外部キャパシタを含み、この外部キャパシタは、共鳴周波数に応答して選択されるキャパシタンスを有する。
【００１３】
本発明の一実施形態によれば、方法は、
可撓性挿入チューブの遠位端を体腔内に挿入すること（この挿入チューブは近位端を有する）と、
電極を挿入チューブの遠位端に取り付けることと、
この電極を体腔内の組織と電気的に接触するように構成することと、
電気導線を挿入チューブの遠位端と近位端との間で挿入チューブを貫通して延ばすことと、
挿入チューブ内の電極と導線との間にコイルを電気的に接続し、１ＭＨｚ〜３００ＭＨｚの範囲で共鳴周波数を有する共振回路を画定すること、を含む。
【００１４】
本発明は、以下の実施形態の詳細な説明を、それら図面と総合すれば、より十分に理解されるであろう。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】本発明の一実施形態による、増強磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）のためのシステムの概略描写図。
【図２】本発明の一実施形態によるシステムのプローブの遠位端の概略断面図。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
概論
本発明の一実施形態は、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）環境における動作に好適である医療用プローブを提供する。このプローブは、心臓のセクションなどの体腔内への挿入のための遠位端を有する可撓性挿入チューブを備え、体腔は、ＭＲＩ技術を使用して撮像される。電極が挿入チューブの遠位端に取り付けられることで、体腔内の組織との電気的接触を行う。この電極は、典型的には、高周波（ＲＦ）アブレーションエネルギーを組織に伝達させるために、及び／又は組織で発生した電気生理学的信号を感知するために使用され得る。
【００１７】
コイルが、電極と、チューブの遠位端と近位端との間で挿入チューブを貫通して延びる電気導線との間で電気的に接続されている。コイルのインダクタンスは、導線、コイル及び電極が、１ＭＨｚ〜３００ＭＨｚの範囲で、典型的には１０ＭＨｚ〜１００ＭＨｚの範囲内で共鳴周波数を有する共振回路を形成するように選択される。典型的には、この共鳴周波数は、これが磁気共鳴画像を発生するために使用される周波数に、すなわち、撮像される体腔内の核のラーモア歳差運動の周波数に相当するように選択される。
【００１８】
典型的には、この電極は孔があけられており、これによって電極及び電極に近接する組織を冷却するように、灌注液体が電極を通して向けられることができる。この灌注液体は、チューブによって電極に供給され、コイルはチューブを包囲しかつこれに接触するよう配置され得る。典型的には、かかる配置は、コイルをチューブの周りに巻き付けることによって実現される。コイルを貫通するようチューブを配置することは、灌注液体がチューブを冷却するよう使用されることを可能にする。
【００１９】
いくつかの実施形態において、コイルはまた、位置検出器としても使用され得る。位置、すなわち、遠位端の場所及び向きは、コイルが既知の空間分布を有する交番磁界内にある場合、発生された信号から誘導され得る。
【００２０】
上記の共鳴コイルを実現することによって、体腔内のプローブ遠位端の存在に起因する、磁気共鳴画像内に生成されるアーチファクトが実質的に低減されることを本発明者は見出した。
【００２１】
（詳細な説明）
ここで、本発明の一実施形態による、増強磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）のためのシステム２０の概略描写図である図１を参照する。システム２０は、ＭＲＩスキャナ２２と、カテーテル等のプローブ２４と、制御コンソール２６とを備える。プローブ２４は、患者３２の体腔２９内の組織の磁気共鳴映像中に動作するよう構成される。例として、撮像される体腔２９の組織は、患者３２の心臓２８の心室の組織を包含することが想定される。ＭＲＩ操作中に、プローブ２４は、典型的には、プローブの遠位端３４内の電極３５を使用して、心臓２８の組織における心臓アブレーションを実施するために使用される。いくつかの実施形態では、電極３５は、心臓２８の１つ以上の心室における電気ポテンシャルをマッピングするためなどの別の又は追加の目的に使用されてもよい。更に別の又は追加の方法としては、プローブ２４は、変更すべきところは変更して、心臓又はその他の身体器官において、その他の治療及び／又は診断目的のために使用され得る。
【００２２】
心臓専門医等の操作者３０は、プローブ２４の遠位端３４が撮像される心室腔内に入るように、患者３２の血管系を通してプローブを挿入する。
【００２３】
コンソール２６は、磁気位置検知を用いて、心臓２８内部の遠位端３４の配向及び位置座標を決定する。その検知では、コンソール２６は駆動回路３６を動作させ、この駆動回路３６は、既知の位置、例えば、患者の胴体の下方に設置された、典型的にはコイルを含む磁場発生器３８を駆動する。位置センサとしての機能を果たし、本明細書では位置センサとも呼ばれる磁場トランスデューサ３７が、遠位端３４に取り付けられ得る。位置センサ３７は、コイルからの磁場に応答して電気信号を生成し、それによりコンソール２６は、場所（即ち、発生器３８及び患者３２に対する心室内の遠位端３４の配向及び位置）を決定することができる。典型的には、センサ３７は、１つ以上のコイルを備える。
【００２４】
本発明の例では、システム２０は、磁気に基づくセンサを使用して遠位端３４の場所（即ち、配向及び位置）を測定するが、位置座標を測定するために他の位置追跡技術（例えば、インピーダンスに基づく技術）を用いてもよい。磁気位置追跡技術については例えば、その開示内容を参照により本明細書に援用する米国特許第５，３９１，１９９号、同第５，４４３，４８９号、同第６，７８８，９６７号、同第６，６９０，９６３号、同第５，５５８，０９１号、同第６，１７２，４９９号、同第６，１７７，７９２号に述べられている。インピーダンスに基づく位置追跡技術については例えば、その開示内容を参照により本明細書に援用する米国特許第５，９８３，１２６号、同第６，４５６，８６４号、及び同第５，９４４，０２２号に述べられている。
【００２５】
プロセッサ４０は、回路及びコイルを使用することによってスキャナー２２を作動し、要求された磁界勾配を形成する。プロセッサは、他の回路を作動させて、体腔２９、すなわち、本明細書に記載される例では心臓２８の核のラーモア歳差運動の周波数に基づいた磁気共鳴周波数で、スキャナーの送信／受信コイルを励磁する。一実施形態では、磁気共鳴周波数は、約６３ＨＭｚであるが、他の実施形態では、この周波数は、１ＭＨｚ〜３００ＭＨｚの範囲であっても、又は１０ＭＨｚ〜１００ＭＨｚのより狭い範囲であってもよい。当該技術分野において既知であるように、スキャナー２２によって使用される磁気共鳴周波数は、磁界勾配コイルにより発生される磁界に依存する。
【００２６】
プロセッサ４０は、送信／受信コイルにより受け取る信号を用いて、患者の心臓２８、又は少なくとも撮像されるべき心室腔のＭＲＩデータを取得する。ＭＲＩデータは、典型的には、（必ずしもそうではないが）多くの場合に少なくとも１回の心臓周期に亘る、心臓２８の心臓周期の多数の段階において収集される。このデータを使用して、プロセッサ４０は、心臓２８の画像４４をディスプレイ４２上で操作者３０に表示する。いくつかの実施形態では、操作者３０は、１つ以上の入力デバイス４６を使用して、画像４４を操作することができる。
【００２７】
典型的には、プロセッサ４０は一般用途コンピュータで構成され、コンピュータには、本明細書に記載されている機能を実行するソフトウェアがプログラムされている。そのソフトウェアは、例えば、ネットワークを介して電子形式でプロセッサ４０にダウンロードされてもよく、あるいは、光学的、磁気的又は電子的記憶媒体等の有形の持続的な媒体上で提供されてもよい。あるいは、プロセッサ４０のいくつかの又は全ての機能は、専用の若しくはプログラム可能なデジタルハードウェア構成要素により、又はハードウエアとソフトウェア要素との組み合わせを使用して実行されることができる。
【００２８】
コンソール２６は、典型的には、アブレーションモジュール４８と灌注モジュール５０とを備える。これらモジュールの機能を、以下により詳細に説明する。
【００２９】
遠位端３４について、図２を参照して例示及び説明する。
【００３０】
図２は、本発明の一実施形態による遠位端３４の概略断面図である。電極３５は、プローブ２４に、遠位端３４の遠位先端部で取り付けられる。電極は、その近位端において第１の導電性円板６２で閉じられ、かつその遠位端において第２の導電性円板６４で閉じられた導電性シリンダ６０として形作られる。シリンダ６０は、遠位端３４の対称軸６６と同軸にある。シリンダ６０と円板６４は、概ね円形の穿孔６８で孔をあけられている。
【００３１】
いくつかの実施形態では、灌注チューブ７０を円板６２に接続し、灌注モジュール３６（図１）は、灌注液体をチューブを通して電極３５に送達させる。液体は、チューブ７０からシリンダ６０に入り、穿孔６８を介してシリンダから出る。典型的には、チューブ７０は、（必ずしもそうではないが）、対称軸６６と同軸にある。灌注液体は、典型的には、電極３５を冷却し並びにシステム２０によってアブレーションされる組織を冷却するなど、多数のタスクを実行する。
【００３２】
導電性の導線７２は電極３５に接続する。導線７２は、アブレーションモジュール４８（コンソール２６内の）からアブレーション電力を搬送するよう、更に電極からコンソールに信号を搬送するようにも使用される。図２に示すように、この接続は、典型的には円板６２に対してある。コイル７４は導線７２と直列に接続され、コイルで接続されている近位セクション７６と遠位セクション７８とに導線が分けられている。チューブ７０を有する実施形態では、コイル７４はチューブ７０の周りに形成されてもよく、これによって、チューブはコイルを貫通し、かつコイルと物理的接触状態にある。
【００３３】
いくつかの実施形態では、図２に示すように、センサ３７は、遠位端２４における別個の素子として存在する。別の方法として又は追加的に、コイル７４は、以下に説明するように、位置センサとしての機能を果たすよう構成される。
【００３４】
コイル７４、並びに以下に記載の遠位先端部２４の他の要素が不在であっても、心臓２８内の遠位先端部の存在が、心臓の画像４４においてアーチファクトを引き起こす場合がある。典型的には、ＭＲＩスキャナー２２が動作中、すなわち、プロセッサ４０が磁界勾配を形成中であり、かつ以下に記載の送信／受信コイルを作動中に、アーチファクトは、画像４４内での遠位先端部の拡大画像として出現する。本発明者は、このアーチファクトが、送信／受信コイルによって伝達された磁気共鳴周波数に対しては受信アンテナとして、次いで受け取られた周波数に対しては再放射アンテナとしての機能を果たす電極３５と共に、導線７２によって引き起こされると考える。
【００３５】
本発明の実施形態では、コイル及びその自己キャパシタンスは、導線７２及び電極３５と共に、スキャナー２２の磁気共鳴周波数で共鳴する共振回路を形成するように、コイル７４が形成されてもよい。上述したように、本発明の実施形態では、磁気共鳴周波数は、１ＭＨｚ〜３００ＭＨｚの範囲であり得る。かかる共振回路を形成することによって、すなわち、導線７２、コイル７４、及び電極３５が磁気共鳴周波数で共鳴するように、コイルのインダクタンス及び自己キャパシタンスを選択することによって、画像４４中に生じるいずれのアーチファクトのサイズも、共振回路が存在しない場合と比較して実質的に低減されることを、本発明者は見出した。本発明者は、共振回路が、電極３５などの回路の要素によって吸収される磁気周波数エネルギーを低減し、並びに回路の要素からの再放射を低減すると考える。
【００３６】
共振回路の要素によって吸収される磁気共鳴周波数エネルギーは、回路の要素を昇温させ、並びに遠位端３４を昇温させる。灌注チューブ７０を有する実施形態では、灌注モジュール５０を起動させて、穿孔６０から出るように、灌注液体をチューブ７０に強制的に通過させることで、この加熱が低減され得又は実質上排除され得る。灌注液体がコイル７４に及ぼす冷却効果の効率は、コイルがチューブ７０を包囲しかつこれと接触状態にあるよう配置することによって増強され得る。かかる配置は、コイルをチューブの周りに巻き付けることによって実行され得る。
【００３７】
いくつかの実施形態では、コイル７４は、センサ３７の代わりに、又はセンサ３７に加えて機能を果たすよう構成されてもよい。これらの場合のどちらにおいても、磁界発生装置３８を使用する実施形態については、実質的には上記で提供された磁気位置追跡技術の参照で記載したように、プロセッサ４０が、コイル７４で生じた電圧（発生装置磁界からの）を使用して、遠位端３４の向き及び場所を確定することができる。
【００３８】
典型的には、コイル７４の自己キャパシタンスは、共振回路に必要なキャパシタンスをもたらすよう機能を果たすことによって、他のキャパシタンスの必要がない。しかしながら、いくつかの実施形態では、所望の共鳴周波数に回路を同調させるために必要とされるキャパシタをもたらすために、任意の外部キャパシタ８０が、コイルと並列に接続されてもよい。
【００３９】
上述した実施形態は一例として記載されたものであり、本発明は、本明細書において上に具体的に図示及び説明した内容に限定されないことが明らかとなろう。むしろ本発明の範囲には、上記に述べた様々な特徴の組み合わせ及び下位の組み合わせ、並びに当業者であれば上記の説明文を読むことで想到されるであろう、先行技術に開示されていないそれらの変更及び改変が含まれるものである。
【００４０】
〔実施の態様〕
（１）  医療用プローブであって、
体腔内への挿入のための遠位端を有しかつ近位端を有する可撓性挿入チューブと、
前記挿入チューブの前記遠位端に取り付けられ、かつ前記体腔内の組織と電気的に接触するように構成された電極と、
前記遠位端と前記近位端との間で前記挿入チューブを貫通して延びる電気導線と、
前記挿入チューブ内で前記電極と前記導線との間に電気的に接続することで、１ＭＨｚ〜３００ＭＨｚの範囲で共鳴周波数を有する共振回路を画定するコイルと、を備える、医療用プローブ。
（２）  前記遠位端が、前記共鳴周波数で動作する磁気共鳴断層撮影装置において機能するように構成される、実施態様１に記載の医療用プローブ。
（３）  前記コイルが、前記遠位端に位置する、実施態様１に記載の医療用プローブ。
（４）  前記電極に結合した灌注チューブを更に備え、前記コイルが前記チューブを包囲しかつ前記チューブと接触している、実施態様１に記載の医療用プローブ。
（５）  前記灌注チューブが、それを通して灌注液体を搬送することで、前記コイルを冷却するように構成される、実施態様４に記載の医療用プローブ。
【００４１】
（６）  前記コイルが前記遠位端に位置し、かつ前記コイルにおいて存在する磁界に応答して信号を発生するように構成され、前記信号が前記遠位端の位置を表す、実施態様１に記載の医療用プローブ。
（７）  前記信号に応答して、前記遠位端の前記位置を算定するように構成されたプロセッサを更に備える、実施態様６に記載の医療用プローブ。
（８）  前記共鳴周波数が、１０ＭＨｚ〜１００ＭＨｚである、実施態様１に記載の医療用プローブ。
（９）  前記共鳴周波数が、前記体腔の核のラーモア歳差運動の周波数に応答して選択される、実施態様１に記載の医療用プローブ。
（１０）  前記コイルが、前記共鳴周波数に応答して選択されるインダクタンス及び自己キャパシタンスを有する、実施態様１に記載の医療用プローブ。
【００４２】
（１１）  前記コイルと並列に接続された外部キャパシタを更に備え、前記外部キャパシタが前記共鳴周波数に応答して選択されるキャパシタンスを有する、実施態様１に記載の医療用プローブ。
（１２）  近位端を有する可撓性挿入チューブの遠位端を体腔内に挿入することと、
前記挿入チューブの前記遠位端に電極を取り付けることと、
前記体腔内の組織と電気的に接触するように前記電極を構成することと、
電気導線を前記遠位端と前記近位端との間で前記挿入チューブを貫通して延ばすことと、
前記挿入チューブ内の前記電極と前記導線との間にコイルを電気的に接続して、１ＭＨｚ〜３００ＭＨｚの範囲で共鳴周波数を有する共振回路を画定することと、を含む方法。
（１３）  前記共鳴周波数で動作する磁気共鳴断層撮影装置において機能するように前記遠位端を構成することを更に含む、実施態様１２に記載の方法。
（１４）  前記コイルを前記遠位端に配置することを更に含む、実施態様１２に記載の方法。
（１５）  灌注チューブを前記電極に結合させることを更に含み、前記コイルが前記チューブを包囲しかつ前記チューブと接触している、実施態様１２に記載の方法。
【００４３】
（１６）  前記灌注チューブが、それを通して灌注液体を搬送することで前記コイルを冷却するように構成される、実施態様１５に記載の方法。
（１７）  前記コイルを前記遠位端に配置すること、及び前記コイルにおいて存在する磁界に応答して信号を生成するように前記コイルを構成することを更に含み、前記信号が前記遠位端の位置を表す、実施態様１２に記載の方法。
（１８）  前記信号に応答して前記遠位端の前記位置を算定することを更に含む、実施態様１７に記載の方法。
（１９）  前記共鳴周波数が１０ＭＨｚ〜１００ＭＨｚである、実施態様１２に記載の方法。
（２０）  前記体腔の核のラーモア歳差運動の周波数に応答して、前記共鳴周波数を選択することを更に含む、実施態様１２に記載の方法。
【００４４】
（２１）  前記共鳴周波数に応答して、前記コイルのインダクタンス及び自己キャパシタンスを選択することを更に含む、実施態様１２に記載の方法。
（２２）  外部キャパシタを前記コイルと並列に接続すること、及び前記共鳴周波数に応答して前記外部キャパシタのキャパシタンスを選択すること、を更に含む、実施態様１２に記載の方法。
【図１】
2014073384.tif 000003
【図２】
2014073384.tif 000004
【外国語明細書】
2014073384000001.pdf