(57)【要約】      （修正有）【課題】磁気共鳴（ＭＲ）画像化装置により、ＭＲ画像を形成すると共に検査されるべき物体に導入されたカテーテルの位置を該ＭＲ画像内で視覚化する方法、及び斯かる方法を実施するＭＲ画像化装置を提供する。【解決手段】カテーテル１０は第１周波数のＲＦ振動のパルスを、各々、形成及び放出する送信ユニット１１及び送信アンテナ１１６を含み、これにより、上記検査されるべき物体内の上記送信アンテナの近範囲内において核磁化が、この核磁化を当該ＭＲ画像化装置のＲＦ受信コイルによりピックアップすると共にＭＲ画像内で上記カテーテルの位置を視覚化することができるように励起される。本方法は、第１動作モードと第２動作モードとの間での交互の態様での切り換えを有し、上記ＭＲ画像は第１動作モードにおいて発生される一方、上記カテーテルは第２動作モードにおいて該ＭＲ画像内で再生される。これらの動作モードは同時に活性化することもできる。【選択図】  図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
ＭＲ画像化装置による物体の検査の間に使用するカテーテルにおいて、前記カテーテルには第１周波数のＲＦ振動のパルスを、各々、発生し及び放出する送信ユニット及び送信アンテナが設けられ、前記パルスは、前記送信アンテナの近範囲内の検査されるべき前記物体内の核磁化を、該磁化を前記ＭＲ画像化装置のＲＦ受信コイルにより拾うことができ且つ前記カテーテルの位置を視覚化すべくＭＲ画像内で再生することができるように、励起することを特徴とするカテーテル。
【請求項２】
請求項１に記載のカテーテルにおいて、前記送信ユニットはマイクロチップにより形成され、該マイクロチップは発振器を含むと共に当該カテーテルの壁内に収容されることを特徴とするカテーテル。
【請求項３】
請求項２に記載のカテーテルにおいて、前記マイクロチップは、
前記検査されるべき物体の測定値を収集するための少なくとも１つのセンサと、
前記発振器により発生された第２周波数のＲＦ振動を前記センサの前記測定値により、該測定値を評価のために前記検査されるべき物体の外部に位置する受信及び評価ユニットに伝送することができるように、変調する変調器と、
を含んでいることを特徴とするカテーテル。
【請求項４】
請求項１に記載のカテーテルにおいて、前記送信ユニットは、当該カテーテルを経て案内されるリード線を介して、前記検査されるべき物体の外部に位置する電源及び／又は制御ユニットに接続されることを特徴とするカテーテル。
【請求項５】
請求項１に記載のカテーテルにおいて、前記送信アンテナは、当該カテーテルの廻りに巻回された少なくとも１つのマイクロコイルにより形成されることを特徴とするカテーテル。
【請求項６】
請求項１に記載のカテーテルにおいて、当該カテーテルの先端は拡張カテーテルとして構成され、前記送信アンテナは該拡張カテーテルの壁内に延在する少なくとも１つのマイクロコイルの巻線により形成されることを特徴とするカテーテル。
【請求項７】
検査されるべき物体のＭＲ画像をＭＲ画像化装置により形成すると共に、該ＭＲ画像内で前記検査されるべき物体内に導入された請求項１に記載のカテーテルの位置を視覚化する方法において、第１動作モードと第２動作モードとの間において交互の態様で切り換えが行われ、前記第１動作モードにおいては前記ＭＲ画像化装置のＲＦ送信コイルが動作して前記検査されるべき物体のＭＲ画像を発生する一方、前記カテーテルの前記送信ユニットはスイッチオフされ、前記第２動作モードにおいては、前記ＲＦ送信コイルがスイッチオフされる一方、当該カテーテルの前記送信ユニットが動作して前記送信アンテナの近範囲内における核磁化を励起し、該核磁化は前記ＭＲ画像化装置により拾われると共に、前記第１動作モードにおいて形成された前記ＭＲ画像内で再生されて前記カテーテルの位置を視覚化することを特徴とする方法。
【請求項８】
検査されるべき物体のＭＲ画像をＭＲ画像化装置により形成すると共に、該ＭＲ画像内で前記検査されるべき物体内に導入された請求項１に記載のカテーテルの位置を視覚化する方法において、前記ＭＲ画像化装置のＲＦ送信コイル及び前記カテーテルの前記送信ユニットが実質的に同時に動作し、これにより前記送信アンテナの近範囲内で増強された核磁化が励起され、該核磁化が前記ＭＲ画像化装置により拾われると共に前記形成されたＭＲ画像内で再生されて、前記カテーテルの位置を視覚化することを特徴とする方法。
【請求項９】
請求項７又は請求項８に記載の方法において、前記カテーテルにおける前記送信ユニットの動作の間において切り替えが第１周波数と第２周波数との間において交互の態様で行われ、前記第１周波数は前記送信アンテナの近範囲内における前記核磁化が励起されるように選択され、前記第２周波数はセンサにより拾われた前記検査されるべき物体の測定値を受信及び評価ユニットに伝送するように作用することを特徴とする方法。
【請求項１０】
請求項７又は請求項８に記載の方法において、前記ＲＦ送信コイルの動作の間において前記送信ユニットのインダクタンスに電圧が誘起され、該電圧は容量を充電し、該容量が前記送信ユニットの動作の間における該ユニット用の電圧源として作用することを特徴とする方法。
【請求項１１】
請求項７又は請求項８に記載の方法を実施する磁気共鳴画像化装置において、該磁気共鳴画像化装置が、前記ＲＦ送信コイル及び前記送信ユニットの動作を交互の態様で又は実質的に同時的に手動で及び／又は自動的に活性化させるスイッチングユニットを含んでいることを特徴とする磁気共鳴画像化装置。
【請求項１２】
請求項９に記載の方法を実施する磁気共鳴画像化装置において、該磁気共鳴画像化装置が、前記送信ユニットにより前記第２周波数を用いて放出された前記センサからの前記測定値を受信及び評価する受信アンテナアレイを備えた受信及び評価ユニットを含んでいることを特徴とする磁気共鳴画像化装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）画像化装置による物体の検査の間に使用するためのカテーテルに関する。また、本発明はＭＲ画像を形成すると共に検査されるべき物体内に導入されたカテーテルの位置を該ＭＲ画像内で視覚化する方法、及び斯様な方法を実施するＭＲ画像化装置にも関する。
【背景技術】
【０００２】
知られているように、磁気共鳴画像化装置は、患者の検査のためのみならず治療のためにも使用される。そして、多くの場合、カテーテルが患者内に導入され、ＭＲ画像内で該カテーテルを突き止めることができなければならない。しかしながら、カテーテルは、通常、ＭＲ画像内では見ることができないような材料から形成されているので、特にカテーテルの先端が患者に影響を与えることなく信頼性を以って認識することができることを保証するような対策をとらなければならない。
【０００３】
原理的に、この目的のためには受動的方法と能動的方法との間の区別がなされている。例えば国際特許出願公開第WO99/19739号から既知の受動的方法の場合、カテーテルの先端における１以上の小さな共振回路が、これら共振回路が直ぐ近傍におけるＲＦ場（Ｂ１フィールド）の増加を生じさせ、かくして近傍の核スピンの磁化を増加させることにより、ＭＲ画像内で見えるようになる。上記ＲＦ場の増加は、上記共振回路のＱに直に比例する。しかしながら、このＱは、通常、非常に小さいので、上記共振回路は、その位置を（従って、カテーテル先端の位置を）減算法により判定することができるようにするためにスイッチオン及びオフされねばならない。この目的のために共振回路においてスイッチされる能動スイッチ（例えば、ダイオード）は、該共振回路のＱを更に劣化させるので、磁化（核スピンのフリップ角）は、特に複雑な人体構造の場合、極小さな程度しか変化されない。更に、上記共振回路のＱは小さな場の強度の場合には特に劣ったものとなる。何故なら、その場合にコイル損失が比例的に高くなるからである。
【０００４】
ヨーロッパ特許第EP0531081号はカテーテルに送信コイルが設けられた能動システムを開示し、上記送信コイルはＲＦ源に接続されると共に比較的小さな電力を供給され、従って該コイルは電磁双極子場を発生し、該場が外部の受信コイルにより拾われると共に、当該カテーテルの位置を決定又は追跡すべく評価される。しかしながら、この能動システムは、カテーテルに加えて、上記送信コイルにＲＦ電力を供給するためにＲＦ電圧を伝達するワイヤも患者内に導入しなければならないという点で欠点を有している。この構成は、上記ワイヤの近傍の組織の不所望な加熱を引き起こしかねないので、処理は比較的小さな電力でしか行うことができない。更に、上記ＲＦ電力の周波数が高いほど、損失が高くなるので、この原理は比較的低い周波数範囲内でのみしか使用することができない。しかしながら、低い周波数での小さな電力は、カテーテルの位置を突き止める可能性に著しく影響し得る。更に、適切な精度の位置を判定するのに要する計算作業の量は、比較的多い。最後に、上記ワイヤにより放出されるＲＦ電力はＭＲ画像に妨害を生じ得る。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
従って、本発明の目的は、ＭＲ画像化装置による患者又は他の物体の検査の間に使用することを特に意図し、且つ、比較的少ない追加の手段を用いながらＭＲ画像内で著しく良好に視覚化することが可能なカテーテルを提供することにある。
【０００６】
更に、本発明の目的は、ＭＲ画像を形成すると共に、検査されるべき物体内に導入されたカテーテルの位置を該ＭＲ画像内で簡単且つ明瞭に視覚化する方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明によれば、請求項１に記載したように、第１周波数のＲＦ振動のパルスを、各々、発生し及び放出する送信ユニット及び送信アンテナを含むようなカテーテルであって、前記パルスが、前記送信アンテナの近範囲内の検査されるべき物体内の核磁化を、該磁化をＭＲ画像化装置のＲＦ受信コイルにより拾うことができ且つ前記カテーテルの位置を視覚化すべくＭＲ画像内で再生することができるように、励起するようなカテーテルが提供される。
【０００８】
この点において、上記近範囲とは前記送信アンテナにより囲まれる領域、及び該送信アンテナの外側の領域であって該アンテナのＲＦフィールドが本質的に集中されるような領域を意味するものと理解すべきである。
【０００９】
更に、本発明の請求項７によれば、上記カテーテルを使用するための前述した型式の方法であって、第１動作モードと第２動作モードとの間で交互の態様で切り換えが行われ、前記第１動作モードにおいては前記ＭＲ画像化装置のＲＦ送信コイルが動作して前記検査されるべき物体のＭＲ画像を発生する一方、前記カテーテルの前記送信ユニットはスイッチオフされ、前記第２動作モードにおいては、前記ＲＦ送信コイルがスイッチオフされる一方、前記カテーテルの前記送信ユニットが動作して前記送信アンテナの近範囲内における核磁化を励起し、該核磁化は前記ＭＲ画像化装置により拾われると共に、前記第１動作モードにおいて形成された前記ＭＲ画像内で再生されて前記カテーテルの位置を視覚化することを特徴とするような方法が提供される。
【００１０】
他の例として、請求項８は、カテーテルを使用する第２の方法であって、前記ＭＲ画像化装置のＲＦ送信コイル及び前記カテーテルの前記送信ユニットが実質的に同時に動作し、これにより前記送信アンテナの近範囲内で増強された核磁化が励起され、該核磁化が前記ＭＲ画像化装置により拾われると共に前記形成されたＲＭ画像内で再生されて、前記カテーテルの位置を視覚化することを特徴とするような方法を開示している。
【００１１】
通常は第１の方法が好ましいが、所与の用途に対しては、前記ＲＦコイル及びカテーテルの送信ユニットを第２の方法に従って同時に動作させ、例えば、（移動する）カテーテルの位置突き止めの間に特定の検査を実行することも有効である。
【００１２】
上記解決策は、受動型及び能動型システムの利点を、これらシステムの本質的な欠点を許容することなく組み合わせている。一方においては、位置突き止めの精度は上述した受動型システムの場合におけるものと正に同様に高いが、局部的核磁化、従って得られるべきＭＲ緩和信号も能動的励起により本質的に高い。他方においては、受信された信号を評価するために要する手段も前述した能動型システムにおけるよりも著しく少ない。何故なら、上記信号は、いずれにせよＭＲ画像化装置には存在するＲＦ受信コイルにより拾われ、該装置に存在するデバイスにより処理及び再生することができるからである。
【００１３】
第１の方法の特別な利点は、交互の動作モードにより、一方における画像化及び他方におけるカテーテルの位置突き止めの相互の影響又は妨害が実質的に取り除かれる点に存在する。
【００１４】
従属請求項は、本発明の他の有利な実施例に関するものである。
【００１５】
請求項２及び請求項５に記載した実施例は、本発明によるカテーテルの製造の容易さの点で特別な利点を提供する。請求項３による実施例は、カテーテルを囲む患者の組織において測定を同時に実行することを可能にし、その測定値は、好ましくは請求項９に記載の方法により伝送される。請求項４及び請求項６に記載の実施例は複雑さのないカテーテルの使用の点で特に有利であり、請求項１０に記載の方法はカテーテルを介しての電源リード線を不要にさえする。最後に、請求項１１及び１２は、本方法を実施するのに特に適した磁気共鳴画像化装置を記載している。
【００１６】
本発明の更なる詳細、特徴及び利点は、図面を参照してなされる好ましい実施例の下記説明から明となるであろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１７】
図１は、検査ゾーン１における磁場の発生及び収集に関係するＭＲ画像化装置の必須要素を示している。検査ゾーン１の上下には、各磁石システム２、３が設けられ、これらシステムは既知の方法で基本磁場（Ｂ０フィールド）及び勾配磁場を発生するように作用する。上記基本磁場は患者Ｐを該患者の長軸に対して実質的に直交する方向に（即ち、概ね垂直方向に）横切る。
【００１８】
ＲＦ送信コイル４及びＲＦ受信コイル５の形態の平坦な、又は少なくとも平坦状のＲＦ導体構造（フラット共振器）がＲＦパルス（Ｂ１フィールド）を発生するように作用し、これにより、検査されるべき組織内で、及び該組織内における後のＭＲ緩和過程の検出のために、核スピンが励起される。上記ＲＦ送信及び受信コイルは磁石システム２及び３上に各々配置され、更に又は代わりに局部ＲＦ受信コイル６が、検査されるべき患者Ｐの一部を覆うことができる。
【００１９】
この所謂垂直システムの代わりとして、本発明によるカテーテルは軸方向システムにおいても使用することができ、該軸方向システムにおいては、基本磁場は患者を実質的に該患者の長軸の方向に横切る。斯様なシステム自体は既知であり、患者が軸方向に導入されるような筒状の検査空間を有している。
【００２０】
カテーテル１０は、しばしば、患者Ｐに対して治療を実施するために又は組織サンプルを取るために使用され、該カテーテルは患者内に導入されると共に該カテーテルの位置は表示スクリーン上で視覚化される。
【００２１】
この目的のため、スイッチングユニット４１が設けられ、該スイッチングユニットは第１出力端Ａによりカテーテル１０に接続されると共に第２出力端ＢによりＲＦ送信コイル４に接続される。カテーテル１０及びＲＦ送信コイル４は上記スイッチングユニットにより手動で又は自動的に、後に述べる様な態様で交互に又は実質的に同時に動作するように、制御される。
【００２２】
交互モード（第１方法）においては、２つの動作モードの間での切り換えが生じる。第１動作モードにおいては、当該ＭＲ画像化装置のＲＦ送信コイル４が既知の方法で動作されて、検査されるべき物体のＭＲ画像を形成し、カテーテル１０の送信ユニット１１はスイッチオフされる。
【００２３】
第２動作モードにおいては、一方ではＲＦ送信コイル４がスイッチオフされる。他方では、当該カテーテルの先端に配置された活性化された送信ユニットが、第１周波数ｆ１のＲＦパルスの放出により局部的な核磁化（即ち、該カテーテルの送信アンテナの近範囲内における）を励起し、結果としてのＭＲ緩和事象がＲＦ受信コイル５、６により受信される。該受信された信号は、当該ＭＲ画像内で上記カテーテル先端の位置を再生するように作用する。
【００２４】
同時動作モード（第２方法）においては、当該ＭＲ画像化装置のＲＦ送信コイルと当該カテーテルの送信ユニットとが実質的に同時に活性化されるので、上記送信アンテナの近範囲内において、増強された核磁化が励起され、斯様な増強された核磁化がＲＦ受信コイル５、６により検出されると共に、形成されたＭＲ画像内で再生されて、該カテーテルの位置を視覚化する。
【００２５】
上記送信ユニットは、周囲の組織の所与の特性を拾うためのセンサも含むことができる。その場合、これらセンサの測定値は第２周波数ｆ２の電磁波（又は音響波若しくは光学波）の変調及び放出により受信及び評価ユニット４２（受信アンテナアレイ７ｘ、８ｘを含む（図１３及び１４参照））に供給されて、既知の方法で更に処理され又は表示される。
【００２６】
図２は、本発明によるカテーテル１０の概念図である。該カテーテルの先端、又は該先端から僅かな距離に位置する箇所には、送信ユニットを含むマイクロチップ１１（付加的に、拡大図で示す）が設けられている。該マイクロチップはＲＦ電磁波を発生するのに要する全ての要素を含んでいる。該カテーテル１０の他端、即ち当該患者の外側に位置する端部には、電源及び制御ユニット１２が設けられ、該ユニットを介して、該カテーテルを経て案内される電源及び制御リード線がマイクロチップ１１に接続される。
【００２７】
図３は、マイクロチップ１１のブロック図を示している。該マイクロチップはエネルギ変換器１１２を有し、該変換器は電源及び制御リード線１１１に接続されて、好ましくは電圧制御型のＲＦ発振器（ＶＣＯ）１１３に適切な電源電圧を供給する。ＲＦ発振器１１３は上記リード線１１１によって制御もされ、スイッチオフユニット１１３ａを含んでいる。該ＲＦ発振器の出力端は、発生された第１周波数ｆ１の電磁波の放出のための少なくとも１つの送信アンテナ１１６に接続されている。第１周波数ｆ１は局部Ｂ１フィールドを発生するように作用し、これにより送信アンテナ１１６の近範囲における組織内で核磁化が励起される。
【００２８】
マイクロチップ１１上には、周囲の組織の温度、圧力、ｐＨ値又は他のパラメータを拾うための１以上のセンサ１１４も設けられている。該センサの出力信号は、ＲＦ発振器１１３により発生される第２周波数ｆ２の電磁波の周波数、振幅及び／又は位相を変調する変調器１１５に供給される。その結果、上記センサ信号は送信アンテナ１１６を介して無線態様で当該患者の外側に位置する受信及び評価ユニット４２に送信することができ、診断目的で評価される。
【００２９】
図４に示されるように、センサは共振回路１１４ａ又は例えば別のＭＲ受信コイルのようなインダクタンスとすることもでき、これにより、第１周波数ｆ１による励起に続く該センサの近範囲内におけるＭＲ緩和過程又は複数の過程が拾われる。このセンサ１１４ａは前置増幅器１１５ａの入力端に接続され、該増幅器の出力端は発振器１１３に接続される。その結果、ＲＦ受信コイル５、６により拾われなくても、上記の励起されたＭＲ緩和事象を、送信アンテナ１１６を介して第２周波数ｆ２の適切な変調の形態で放出することができる。この場合、当該カテーテルは異なる投影における受信方向の方向探知により場所を突き止められなければならず、その目的で好ましくは複数の適切に配置された受信アンテナが使用される。
【００３０】
上記第１周波数と第２周波数とが互いに充分に近い場合は、これら２つの周波数に対して共通の送信アンテナ１１６を使用することができる。別個の送信アンテナが設けられる場合は、第１周波数用の送信アンテナは、上記ＭＲ緩和事象を拾うためのセンサ１１４ａとしても作用するようにすることができる。
【００３１】
前記発振器は、例えばコルピッツ発振器又はハートレー発振器として構成することができ、１以上の共振回路を含むと共に、検査されるべき物体内の核スピンを励起するためにＲＦ送信コイル４がＲＦパルス（Ｂ１フィールドを発生する）を放出する場合における誘導現象を防止するために上記共振回路をスイッチオフするようなスイッチオフユニット１１３ａ（本質的にダイオード）を含む。
【００３２】
送信アンテナ１１６は１以上のマイクロアンテナにより形成することができ、該マイクロアンテナは、図５に従って、短いロッドアンテナ（ａ）を形成するか、又は例えば発振器１１３に容量的に結合された並列共振回路（ｂ）を形成するように接続されるかの何れかである。これらのコイルは、好ましくは当該カテーテルの先端の周囲に直に巻回される、即ちマイクロチップとは別体とされる（図８ないし１１）。
【００３３】
マイクロチップ１１は、例えば、バイポーラ技術によるシリコンチップとして、又はガラス若しくはセラミック材料に基づいて形成される。約１〜４ｍｍ２以下の表面面積しか占めないこの種のチップは、カテーテルの先端に直に集積化することができ、図６に平面図で概略的に示されている。
【００３４】
該チップ上には、各電子機能ユニットを形成する種々のアセンブリが示されている。これらの機能ユニットは、エネルギ変換器１１２を介して電力を受ける発振器１１３、関連する測定データ変調器を備える１以上のセンサを含むセンサ及び変調器ユニット１１４、１１５、前置増幅器１１５ａ、並びに発振器１１３又は送信アンテナ１１６用のスイッチオフユニット１１３ａを含んでいる。更に、発振器１１３の１以上の共振回路を構成する１以上のインダクタンス（平坦コイル）Ｌ及び容量Ｃも、チップ１１上に適切な導体トラックとして印刷されている。
【００３５】
マイクロチップ１１の電源供給及び制御は電源及び制御リード線１１１を介して行われ、該リード線の種々の実施例が図７に示されている。
【００３６】
最も単純な場合、このリード線は図７ａに示されるように細いワイヤにより形成される。共振効果による温度上昇を防止するために、電源リード線１１１は、好ましくは、５００オーム／ｍより高い抵抗値を持つ抵抗ワイヤ合金からなるものとする。他の例として、低周波の総抵抗を低減し且つ定在波を防止するために、上記電源リード線は短い銅ワイヤリード線と、その都度ｌ≪λ／４（λは放出されるエネルギの波長）となるような長さｌの抵抗ワイヤリード線との交互の系列として形成することもできる。更に、複数の非常に細い電源ワイヤの並列接続も可能である。殆どの場合、１つのみの導体（順方向導体）を設けると共に、患者の身体の容量を戻りの導体として使用することで充分である。
【００３７】
図７ｂに示すように複数のダイオード１１１ａを当該電源リード線に直列に接続して、該リード線が共振しようとするのを防止することができる。全ての場合において当該電源リード線を介しての過度の電流を防止するために、図７ｃに従って、複数の直列ヒューズ１１１ｂが設けられて、限界電流が超過された場合に当該リード線を切断する。ＲＦ電流を抑圧するために、図７ｄに従い、複数のインダクタンス１１１ｃを当該電源リード線に直列に接続することもできる。
【００３８】
図７ｅは電源リード線１１１の他の実施例を示している。このリード線は同軸ケーブルを形成し、該同軸ケーブルは、シールドとして形成された外側導体１１１ｅにより覆われた内側導体１１１ｄを有している。更に、複数のλ／４リード線１１１ｆが該同軸ケーブルに沿って配置され、これらλ／４リード線の一端は外側導体１１１ｅに接続され、他端は開放されている。最後に、該同軸ケーブル及びλ／４リード線は、好ましくは、絶縁シース１１１ｇにより覆われる。該電源リード線を介してのＲＦ電流の伝搬、従って共振の危険性は、この実施例でも防止される。
【００３９】
最後に、図７ｆは図７ｂに示した電源リード線の他のバージョンを示している。該バージョンは同軸リード線であり、該同軸リード線の内側導体１１１ｄにおいては第１の複数のダイオード１１１ｈが第１電流方向に直列に接続される一方、外側導体１１１ｅには、第２の反対の電流方向に直列に接続された第２の複数のダイオード１１１ｋが挿入されている。第１ダイオード１１１ｈ及び第２ダイオード１１１ｋは互いにずらされるように配置されている。
【００４０】
電源リード線１１１は光ファイバとすることもできる。その場合、エネルギ変換器１１２は、光から必要な電源電圧を形成する光電変換器となる。
【００４１】
上述した全ての場合において、電源リード線１１１は、エネルギの伝送のためのみならず、前記マイクロチップの制御、特に第１周波数と第２周波数との間で切り換えるための前記ＲＦ発振器（ＶＣＯ）の制御のためにも適したものである。
【００４２】
ＲＦ送信コイル４及び送信アンテナ１１６は、通常、交互の態様で動作するので、マイクロチップ１１には必要な電力を誘導的に供給することもできる。この目的のため、例えば、ＲＦ送信コイル４の場を送信アンテナ１１６（又は他のインダクタンス）に電圧を誘起するために使用することができ、該電圧は容量的に蓄積されると共に上記マイクロチップを動作させるために使用される。その場合、電源リード線１１１はＶＣＯ１１３の制御ためのみに作用する。この場合、勿論、発振器１１３の送信電力は小さくなるが、少なくとも、検査されるべき患者の一部の周りに直に配置されるＲＦ受信コイル６が利用される場合には一般的に充分である。
【００４３】
以下、本カテーテルの先端の可能な実施例を、図８ないし１１を参照して詳細に説明する。
【００４４】
図８は、カテーテル１０の前部及び該カテーテルの先端の概略断面図である。カテーテル内腔１０ｂを囲むカテーテルスリーブ１０ａは、電源リード線１１１（点線により示す）を収容している。該リード線はマイクロチップ１１において終端し、該マイクロチップもカテーテルスリーブ１０ａ内に収容されている。最後に、このカテーテルの前端の領域においては、該カテーテルの周りにマイクロコイル（ＮＭＲコイル）が巻回され、該マイクロコイルは送信アンテナ１１６として作用すると共に、該マイクロコイルの巻線はカテーテルスリーブ１０ａ内に位置されている。
【００４５】
該カテーテルの先端は、図９に示されるように拡張カテーテル１０１として構成されてもよい。この場合、コイル１１６の巻線は該拡張カテーテルの壁１０１ａ内に設けられ、該拡張カテーテルは既知の方法でカテーテルスリーブ１０ａの外部へ滑り出され、次いで当該カテーテルを経て他端まで延びる引っ張りワイヤ１０２により拡張されるか又は自動的に拡張される。本例ではカテーテル内腔１０ｂを経て延在する電源リード線１１１を介して電力を供給されると共に制御されるマイクロチップ１１は、この図においても概念的に示されている。
【００４６】
図１０は当該カテーテルの先端の他の実施例を示し、該先端は２つの直交する拡張カテーテル１０１、１０１'により形成され、該拡張カテーテルの壁１０１ａ内にも１以上のマイクロコイル１１６の巻線が設けられている。拡張カテーテル１０１、１０１'も、カテーテルスリーブ１０ａ外に滑り出された場合、引っ張りワイヤ１０２により又は自動的に拡張することができる。該拡張カテーテルは、引っ張りワイヤ１０２が引かれた場合に同時に長軸の廻りに回転され、かくして螺旋状を呈するように形成することもできる。このように、マイクロコイル１１６の効果を最適化することができる。最後に、マイクロチップ１１、並びに当該カテーテルの内腔１０ｂを経て延びる電源リード線１１１及び引っ張りワイヤ１０２が、この図でも概念的に示されている。
【００４７】
図１１は、この拡張カテーテル及び他の拡張カテーテルを再度別の視点で示す。図９に従う単純なループ１０１（図１１ａ）及び図１０に従う２つの直交するループ１０１、１０１'（図１１ｂ）に加えて、コイル状の拡張カテーテル（図１１ｃ）及び多重ループ拡張カテーテル（図１１ｄ）も使用することができる。拡張カテーテルの型式は、治療されるべき器官に依存するのみならず、個々のループにより形成されるマイクロコイル１１６の最適な効果、即ち最適な核磁化の達成度に鑑みても選択される。
【００４８】
以下、本発明によるカテーテルの動作を、図１２ないし１４を参照して詳細に説明する。
【００４９】
図１２ａはＲＦ発振器１１３により生成される２つの周波数、即ちＢ１フィールドを発生し、これにより送信アンテナ（又はマイクロコイル（複数のマイクロコイル））１１６の周りの近範囲で核磁化が励起されるようにするＲＦパルスの第１周波数ｆ１（ＮＭＲ周波数）、及びセンサ１１４、１１４ａにより拾われる測定値及びデータが周波数、振幅又は位相変調により受信及び評価ユニット４２に送信されるようなＲＦキャリアの第２周波数ｆ２、の相対位置を示している。第１周波数ｆ１は、基本磁場の強度に依存し、０.２テスラと３テスラとの間の磁場強度の範囲に対しては、大凡、８ＭＨｚと１２８ＭＨｚとの間に位置する。
【００５０】
第２周波数ｆ２は第１周波数ｆ１より高くすることもできる一方、各周波数は対応する送信アンテナ１１６に関連させると共に、そのように上記発振器の出力端に接続することもできる。
【００５１】
更に、図１２ｂは、発振器１１３が第１周波数ｆ１の電磁波を放出する典型的な短いバーストパルスを示している。上記ＲＦパルスの位相、振幅及びオン／オフ時間、並びに該バーストパルスの帯域幅は、これらの変数の対応する調整により、核磁化を異なる程度に（例えば、当該カテーテルが患者内に位置する箇所に依存して）又は最適な態様で励起するように変化させることができる。
【００５２】
本発明のカテーテルを用いたＭＲ画像化装置による患者の検査の間において、２つの動作モードの間の切り換えは好ましくは交互の態様で行われる。
【００５３】
第１の動作モードにおいては、当該ＭＲ画像化装置は検査されるべき領域のＭＲ画像を既知の方法で形成するよう動作する。即ち、基本磁場（Ｂ０フィールド）により整列された核スピンはＲＦ送信コイル４により発生されるＲＦパルス（Ｂ１フィールド）により所謂フリップ角だけ曲げられ（核磁化による励起）、続いての緩和事象がＲＦ受信コイル５、６により検出されると共に、勾配磁場により位置を突き止められて画像化を行う。この場合、発振器１１３の共振回路Ｌ、Ｃ及び好ましくは送信アンテナ１１６が、スイッチオフユニット１１３ａにより遮断されるか、又は上記発振器から分離され、その結果、これらには電流は誘起され得ない。更に、この第１動作モードにおいては、マイクロチップ１１の送信アンテナ１１６（又は他のインダクタンス）に誘起された電圧を容量的に蓄積することができる。
【００５４】
第２動作モードにおいては、患者内に導入されたカテーテル１０は、位置が突き止められ当該ＭＲ画像内で再生される。この動作モードにおいて、ＲＦ送信コイル４は動作せず、ＶＣＯ発振器１１３は、第１周波数ｆ１の（即ちバーストパルス（Ｂ１フィールド）の形態の）電磁波の放出が送信アンテナ１１６（例えば、マイクロコイル）の近範囲内で核磁化を励起するように、制御される。続くＭＲ緩和事象が、ＲＦ受信コイル５、６により再び拾われ、勾配磁場により位置を突き止められ、第１動作モードにおいて形成されたＭＲ画像内で再生される。視覚性を最適化するために、上記バーストパルスの振幅、周波数及び／又は位相は、好ましくは、調整可能なものとする。
【００５５】
更に、この第２動作モードにおいては、第２周波数ｆ２は、センサ１１４、１１４ａにより拾われた測定データを用いて測定データ変調器１１５により振幅変調、周波数変調及び／又は位相変調され、かくして送出される。第１周波数と第２周波数との間の切り換えは、好ましくは、電源リード線１１１を介しての（電圧制御型）ＲＦ発振器１１３の適切な制御により交互の態様で行われる。
【００５６】
カテーテル１０の送信ユニット１１により第２周波数ｆ２で送出された上記測定データの受信のために、図１３及び図１４に示す垂直システムの場合には複数の局部受信アンテナ７ｘ、８ｘが設けられ、これらアンテナの各々は第１の平らなＲＦシールド７１及び第２の平らなＲＦシールド８１の周部に配置され、かくして第１アンテナアレイ７及び第２アンテナアレイ８を構成する。ＲＦシールド７１、８１は、検査空間１内の患者Ｐの上下に、即ち、実質的に、ＲＦ送信コイル４及び受信コイル５が配置されている領域に配置される。結果として、発振器１１３には僅かな送信電力しか必要とされないから、電源リード線１１１を経ての電流は小さくなり、従って第１動作モードの間に発生された上記ＲＦパルスによる誘導電圧源で多分充分である。図１３は、前述した軸方向システムの場合における筒状検査空間の縦断面図である。
【００５７】
受信アンテナ７ｘ、８ｘの各々はダイバーシティスイッチ９に接続され、これにより、その都度当該カテーテルに最も近い受信アンテナへの切り換えが行われる。受信された測定データの復調及び評価は、既知の方法を使用しながら受信及び評価ユニット４２（図１）により行われる。
【００５８】
他の例として、送信電力が充分に大きい場合には、全てのアンテナ信号７ｘ、８ｘの振幅及び位相を評価すると共に、振幅差及び位相差に基づいて既知の方法により当該カテーテルの先端の（即ち、送信アンテナ１１６の）第１及び第２アンテナアレイ７、８に対する位置を計算することも可能である。
【図面の簡単な説明】
【００５９】
【図１】図１は、ＭＲ画像化装置の概念的側面図である。
【図２】図２は、本発明によるカテーテルを示す。
【図３】図３は、送信ユニットの第１のブロック図を示す。
【図４】図４は、上記送信ユニットの一部の第２のブロック図を示す。
【図５ａ】図５ａは、上記送信ユニットのアンテナの等価図を示す。
【図５ｂ】図５ｂも、上記送信ユニットのアンテナの等価図を示す。
【図６】図６は、送信ユニットを備えるマイクロチップの原理を図示する。
【図７ａ】図７ａは、上記カテーテルの或る実施例を示す。
【図７ｂ】図７ｂは、上記カテーテルの他の実施例を示す。
【図７ｃ】図７ｃは、上記カテーテルの他の実施例を示す。
【図７ｄ】図７ｄは、上記カテーテルの他の実施例を示す。
【図７ｅ】図７ｅは、上記カテーテルの他の実施例を示す。
【図７ｆ】図７ｆは、上記カテーテルの他の実施例を示す。
【図８】図８は、上記カテーテルの好ましい実施例を示す。
【図９】図９は、カテーテルの先端の第１実施例を示す。
【図１０】図１０は、カテーテルの先端の第２実施例を示す。
【図１１ａ】図１１ａは、カテーテルの先端の他の代替実施例を示す。
【図１１ｂ】図１１ｂは、カテーテルの先端の他の代替実施例を示す。
【図１１ｃ】図１１ｃは、カテーテルの先端の他の代替実施例を示す。
【図１１ｄ】図１１ｄは、カテーテルの先端の他の代替実施例を示す。
【図１２ａ】図１２ａは、送信ユニットにより放出される信号の周波数スペクトルを示す。
【図１２ｂ】図１２ｂも、送信ユニットにより放出される信号の周波数スペクトルを示す。
【図１３】図１３は、複数の受信アンテナを有するアレイの側面図である。
【図１４】図１４は、受信アンテナの配置の三次元の図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５ａ】
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【図５ｂ】
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【図６】
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【図７ａ】
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【図７ｂ】
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【図７ｃ】
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【図７ｄ】
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【図７ｅ】
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【図７ｆ】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１ａ】
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【図１１ｂ】
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【図１１ｃ】
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【図１１ｄ】
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【図１２ａ】
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【図１２ｂ】
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【図１３】
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【図１４】
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