(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
対象に導入されるよう配置され、ＲＦコイルを有し、該ＲＦコイルは、当該侵襲的装置の遠位部近くに配置され、磁気共鳴画像化装置によって発生する磁気共鳴信号を受信するよう電気的接続を介して制御ユニットへ結合され得る侵襲的装置であって、
遠端及び近端を有し、前記電気的接続が通されるところの中空担体と、
該担体に沿って前記遠端から前記近端までの距離にわたって設けられ、前記距離にわたって電気抵抗を有する導電性遮蔽体とを設けられ、
前記電気抵抗は、前記距離にわたる前記電気的接続の電気抵抗より実質的に高い、ことを特徴とする侵襲的装置。
【請求項２】
長手方向から見て、前記電気的遮蔽体は、交互に高い導電性部分と低い導電性部分とからなることを特徴とする請求項１記載の侵襲的装置。
【請求項３】
連続するより低い導電性部分の間の長さは、検査される対象においてスピンを励起するために前記磁気共鳴画像化装置により前記対象で発生されたＲＦ磁界の１／４波長より小さい又は等しいことを特徴とする請求項２記載の侵襲的装置。
【請求項４】
前記より低い導電性部分は、前記遮蔽体において中断部として形成されることを特徴とする請求項２又は３記載の侵襲的装置。
【請求項５】
前記遮蔽体は、その長さにわたって均一に分布し、且つ、前記電気的接続を形成する材料の電気固有抵抗より実質的に高い電気固有抵抗を有する材料を有することを特徴とする請求項１記載の侵襲的装置。
【請求項６】
前記遮蔽体の導電性材料は可撓材料を含むことを特徴とする請求項１乃至５のうちの１項記載の侵襲的装置。
【請求項７】
前記遮蔽体の導電性材料は導電性合成材料を含むことを特徴とする請求項１乃至６のうちの１項記載の侵襲的装置。
【請求項８】
前記電気的接続は同軸の導体からなることを特徴とする請求項１乃至７のうちの１項記載の侵襲的装置。
【請求項９】
請求項１乃至８のうちの１項記載の侵襲的装置を設けられた磁気共鳴画像化装置。
【発明の詳細な説明】
本発明は、磁気共鳴画像化装置と協働し、対象に導入されるよう配置され、ＲＦコイルを設けられる侵襲的装置であって、このＲＦコイルは、侵襲的装置の遠位部付近に配置され、電気的接続を介して制御ユニットに結合され得る侵襲的装置に関する。
この種の侵襲的装置は米国特許第５３１８０２５号から知られている。この知られている侵襲的装置は患者の体の開口を介して器官に導かれる介入的過程で用いられる。この目的のためにＲＦ磁界及び静磁界が侵襲的装置の遠端が位置する体の一部分のスピンの磁気共鳴信号を発生するよう印加される。ＲＦコイルはその周辺の体のスピンから磁気共鳴信号を受信する。ＲＦコイルにより受信された信号は磁気共鳴装置と協働して患者の体での侵襲的装置の遠い部分の位置を決定するよう用いられる。続いてこの位置はモニタ上に表示されるようカーソルを介して体の画像に重畳される。
この知られている侵襲的装置の欠点は発生されたＲＦ磁界はカテーテルの電気的接点の導電体及び対象を加熱することであり、これは患者を不快にすることである。
本発明の目的はカテーテルの熱の発生を減少することにある。この目的のために本発明の侵襲的装置は、遠端及び近端を有し、前記電気的接続が通されるところの中空担体と、該担体に沿って前記遠端から前記近端までの距離にわたって設けられ、前記距離にわたって電気抵抗を有する導電性遮蔽体とを設けられ、前記電気抵抗は、前記距離にわたる前記電気的接続の電気抵抗より実質的に高いことを特徴とする。この段階は電気的遮蔽体に誘導される電流は遮蔽されていない接続に誘導される電流より実質的に小さい故に電気的遮蔽体及び対象の熱の発生を減少する。
本発明による侵襲的装置の更なる実施例は、長手方向から見て電気的遮蔽体が交互に高い導電性部分と低い導電性部分とからなることを特徴とする。このようにして、電気的接続の電気的遮蔽体は誘導された電流を減少するための抵抗を有し、遮蔽体の残りは電気的接続でＲＦ磁界の適切な抑制用の適切な導電性材料を含む。
本発明による侵襲的装置の更なる実施例は、連続するより低い導電性部分の間の長さが、検査される対象においてスピンを励起するために磁気共鳴画像化装置により対象で発生されたＲＦ磁界の１／４波長より小さい又は等しいことを特徴とする。この場合に低い導電性のシールド部分は電気的遮蔽体にＥＭ定在波が出現することを阻止する。
本発明による侵襲的装置の更なる実施例は、遮蔽体が、その長さにわたって均一に分布し、且つ、電気的接続を形成する材料の電気固有抵抗より実質的に高い電気固有抵抗を有する材料を有することを特徴とする。この段階はまたＥＭ定在波の出現を阻止し、電気的遮蔽体を電気的接続の全体に沿って近接したままにする。
本発明による侵襲的装置の更なる実施例は、遮蔽体の導電性材料が可撓材料を含むことを特徴とする。可撓性材料の使用の故に担体はなお機械的に適切に屈曲可能及び可撓であり、故に侵襲的装置もまた対象内に導入されうるように屈曲可能及び可撓である。
本発明による侵襲的装置の更なる実施例は、遮蔽体の導電性材料が導電性合成材料を含むことを特徴とする。導電性合成材料はそれが容易に担体に設けられるという利点を提供する。
本発明による侵襲的装置の更なる実施例は、電気的接続が同軸の導体を含むことを特徴とする。ＲＦコイルと侵襲的装置の制御ユニットとの間での同軸導電体の使用は、受信された信号へのＲＦ磁界の影響を更に減少する。
本発明は更に侵襲的装置を設けられた磁気共鳴画像化装置に関する。
上記及び他の本発明のより詳細な特徴を以下に図面を参照して例により詳細に説明する。
図１は磁気共鳴画像化装置の実施例を示す。
図２はＲＦコイル及び遮蔽体を有する侵襲的装置の実施例を示す。
図３は遮蔽体における中断部の一例を示す。
図４は遮蔽体における抵抗材料による中断部の一例を示す。
図５は２つのワイヤ導電体からなる電気接続を有する侵襲的装置の断面図である。
図６は２つの同軸導電体からなる電気接続を有する侵襲的装置の断面図である。
図１は静磁界を発生する第一の磁石システム２を含む磁気共鳴画像化装置を示す。示されている座標系のＺ方向は磁石システム２の静磁界の方向に慣例に従って対応する。磁気共鳴画像化装置はまたＸ，Ｙ，Ｚ方向で傾斜を有する付加的な磁界を発生する幾つかの傾斜コイル３、４、５をまた含む。傾斜コイル３、４、５は電源ユニット１１により給電される。磁石システム２は例えば患者７である検査される対象の一部分を収容するのに充分な大きさの検査空間を囲む。ＲＦ送信コイル６はＲＦ磁界を発生するよう設けられ、送／受信回路を介してＲＦ送信機及び変調器８に接続される。ＲＦ送信コイル６は検査空間内の患者７の一部の周囲又はその上に配置される。送受信回路９を介して信号増幅器及び復調ユニット１０に接続される受信コイルも設けられる。受信コイルは送信コイル６と同じコイルでありうる。制御ユニット１２はＲＦパルス及び傾斜磁界を含む特定のパルスシーケンスを発生するよう変調器８及び電源ユニット１１を制御する。検査空間内に配置された体の一部分で発生されたＲＦパルスによりスピンを励起した後に磁気共鳴信号は受信コイル６により受信される。復調ユニット１０から得られた磁気共鳴信号の情報はプロセッサユニット１４に印加される。プロセッサユニット１４は変換により情報を画像に処理する。この画像は例えばモニタ１５に表示される。図１はまた本発明による侵襲的装置の一例として患者７に挿入されるカテーテル１７及びカテーテル制御ユニット１６を示す。カテーテルは図２にその詳細が示される。
図２は電気的接続１９を介して制御ユニット１６に接続されるＲＦコイル１８及び遠端２１と近端２２とを有する外包２０を設けられたカテーテル１７を示す。ＲＦコイル１８は例えば遠端２１の付近に配置される。必要な場合には他のＲＦコイル２３、２４がまたカテーテル１７に配置される。残りに関してカテーテル１７は従来の形及び構成を有する。カテーテルは例えば遠端２１により患者の血管に挿入され、例えば器具が近端２２を介して患者内に導入される。本発明によるカテーテル１７はまた担体２５を含む。担体２５は例えば合成材料のような可撓性材料を含み、中空の管として構成される。担体２５の径は例えば０．３ｍｍから３ｍｍの間であり、その長さは例えば１１０ｃｍから１５０ｃｍである。
適切に選択されたＲＦパルス及び傾斜磁界を用いて磁気共鳴画像化装置はカテーテルが位置する体の部分で磁気共鳴信号を発生する。ＲＦコイル１８及びカテーテル制御ユニット１６内の感応するＲＦ受信機を介して磁気共鳴信号はＲＦコイル１８の付近の小さな体積内のスピンから受信される。受信された磁気共鳴信号は４で更に処理され、ここでＲＦコイル１８の位置は受信された磁気共鳴信号から得られる。受信された磁気共鳴信号の周波数はＲＦコイル付近の体積中のスピンのラーマー周波数Ｌfであり、
0004053091.tif 000002
で与えられ、ここでＹは核磁気回転比である。磁界Ｂは静磁界Ｂ0と印加された傾斜磁界Ｇの和であり、印加された傾斜磁界Ｇが位置に線形従属する故にラーマー周波数は測定されたＭＲ信号のスピンの所望の体積の位置の線形関数である。
ＲＦコイルの位置、故にカテーテルの遠端の位置はＸ，Ｙ，Ｚ方向でそれぞれ傾斜磁界Ｇx，Ｇy，Ｇzで連続的に発生されたＭＲ信号により３つの座標方向で決定される。そのような方法は引用された米国特許第５３１８０２５号から知られている。ＲＦ磁界はＲＦコイルにより磁気共鳴信号の発生中に発生される。このＲＦ磁界はカテーテル１７と患者７の電気的接続で電流を示す。カテーテル１７と患者７の熱の発生に対抗するために担体２５は電気遮蔽体２６を設けられ、これは本発明により遠端２１から近端２２への距離にわたり電気的接続１８の抵抗より実質的に高い抵抗を有する。電気的遮蔽体の付加的な抵抗の故にＲＦ磁界により誘導された電流は減少され、それにより発生する熱はより少なくなる。近端２２と遠端２１との間の電気的遮蔽体２６の全体の電気的抵抗の適切な値は例えば５００から５０００オームである。
他の可能性は長手方向から見て電気的に適切な導電性及び導電性がより少ない部分を交互に電気的遮蔽体２６に設けることにある。そのような導電性のより少ない部分は例えば中断部のように実施されうる。図２は担体２５に沿った電気的遮蔽体２６に形成されたそのような中断部２７、２８、２９、３０、３１を示す。中断部２７、２８、２９、３０、３１の幅は例えば０．５ｍｍ又は１ｍｍである。担体に沿った規則的な間隔で配置された種々の中断部の使用が熱の発生を更に減少する。
定在電磁波の振幅は患者７に印加されたＲＦ磁界の例えば１／８又は１／１６波長に等しく２つの隣の中断部の間隔を選ぶことにより減少される。１．５Ｔの静磁界の磁界強度を有する磁気共鳴画像化装置では印加されるＲＦ磁界の周波数は約６４ＭＨｚであり、空中の波長は約４．６ｍである。
遠端から近端へ延在する電気的接続の電気抵抗より高い抵抗を有する電気的遮蔽体を提供する他の可能性は担体の外周全体に抵抗材料を堆積することである。図３はカテーテル１７の断面図であり、その外周が抵抗材料を含む電気的遮蔽体２６を設けられた担体２５を有する。遮蔽体を実施するために抵抗材料は担体２５のＲＦ磁界を減少するためにその厚さが充分な層で担体２５に沿って均一に分布される。この厚さδは以下の式により決定され、
0004053091.tif 000003
ここでρはΩｍで表された電気固有抵抗、μ0は真空の透磁率であり、μrは導体の透磁率である。電気的遮蔽体２６は可撓材料で作られ、それによりカテーテル１７は簡単に体内に導入される。図３はまた電気的遮蔽体２６の単一の中断部２７を詳細に示す。遮蔽体の中断部はまた中断部の外周に沿って均一に設けられる抵抗材料を含む。図４は抵抗材料で満たされたそのような中断部２７の詳細な図である。
他の可能性は遮蔽体材料に対して例えば導電性ポリアニリン、導電性ポリチオフェン、又は導電性ポリピロールのような導電性ポリマーを用いることである。その利点は電気的遮蔽体２６はカテーテル１７に簡単に設けられることである。更に他の可能性は担体２５用に合成材料を用いることであり、これはそれ自体では導電性はないが、例えば炭素粒子のような好ましくは常磁性材料を含まない分散された導電性粒子を含む。
図５は２つの導電体３２、３３を示し、これはＲＦコイル１８への電気的接続１９を形成する。導体３２、３３の直径は例えば０．１ｍｍである。電気的接続１９はまた２つの同軸の導体として構成されうる。図６は同軸導体３４、３５を示す。更にまた担体２５の内側は中空又は介入的な過程の実行に必要な可能な更なる器具の部品を収容する。
カテーテルの代わりに例えば案内ワイヤ、ラパロスコープ（ｌａｐａｒｏｓｃｏｐｅ）、又は生検の針のような他の侵襲的な装置がまた用いられる。
【図１】
0004053091.tif 000004
【図２】
0004053091.tif 000005
【図３】
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【図４】
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【図５】
0004053091.tif 000008
【図６】
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