(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
展開可能な医療器具特に大静脈フィルタ（17）或いはバルーンカテーテル（12）であって、
インダクタンス(22a、22b、25a、25b)とキャパシタンス(32a、32b、35a、35b)とを備えた少なくとも1つの受動共振回路が、MR画像化システムにより適用される高周波放射の共振周波数とほぼ等しい共振周波数を有し、当該医療器具の展開可能な部分がインダクタンス(22a、22b、25a、25b)を形成し、或いは前記インダクタンス(22a、22b、25a、25b)が前記部分に組み込まれていて、当該医療器具の展開とともに展開されることを特徴とする器具。
【請求項２】
インダクタンス(22a、22b、25a、25b)が当該器具の表面に形成され又は配置されていることを特徴とする請求項１の器具。
【請求項３】
インダクタンス(22a、22b、25a、25b)が当該器具の表面に配置された導体から形成されていることを特徴とする請求項１または２の器具。
【請求項４】
インダクタンス(22a、22b)が当該器具(12)の表面に取り付けられた箔から形成されていることを特徴とする請求項３の器具。
【請求項５】
インダクタンス(25a、25b)および/またはキャパシタンス(35a、35b)が器具(17)の材料から形成されていることを特徴とする請求項１または２の器具。
【請求項６】
当該器具(12、17)が細長い形状を有しており、インダクタンス(22b、25b)のコイル軸が当該器具の長軸にほぼ平行に延びていることを特徴とする請求項１〜５の少なくとも1つの器具。
【請求項７】
インダクタンスが一重螺旋形、二重螺旋形、または多重螺旋形で当該医療器具の表面に配置された導体により形成されていることを特徴とする請求項６の器具。
【請求項８】
当該器具(12、17)が細長い形状を有しており、インダクタンス(22a、25a)のコイル軸が当該器具(12、17)の長軸にほぼ垂直に延びていることを特徴とする請求項１〜５の少なくとも1つの器具。
【請求項９】
インダクタンスが当該器具の表面に形成または配置されたスパイラル状の導体(22a、25a)から形成されていることを特徴とする請求項８の器具。
【請求項１０】
当該器具が、互いに上下または前後に配置された複数のインダクタンスをもつ複数の共振回路を有していることを特徴とする請求項１〜９の少なくとも1つの器具。
【請求項１１】
高周波放射の適用時に少なくとも一つの前記共振回路を離調させるための手段(113)を有することを特徴とする請求項１〜１０の少なくとも1つの器具。
【請求項１２】
少なくとも一つの共振回路の離調のための前記手段が、コンデンサ(113)を高周波放射の適用時に共振回路のキャパシタンス(3')と並列に接続するものであることを特徴とする請求項１１の器具。
【請求項１３】
少なくとも一つの共振回路の離調のための前記手段が、コイル(114)を高周波放射の適用時に共振回路のインダクタンス(2')と並列に接続するものであることを特徴とする請求項１１の器具。
【請求項１４】
高周波放射の適用時にキャパシタンス(3')を短絡させるための手段(112)を有することを特徴とする請求項１〜１０の少なくとも1つの器具。
【請求項１５】
キャパシタンス短絡のための前記手段が、キャパシタンス(3')と並列に接続された2つの交差ダイオード(112)を有することを特徴とする請求項１４の器具。
【請求項１６】
少なくとも1つの共振回路をオン/オフするためのスイッチ(10)を備えていることを特徴とする請求項１〜１５の少なくとも一つの器具。
【請求項１７】
共振回路のインダクタンス(2)および/またはキャパシタンス(3)はMRシステムの共振周波数との同調のために調節できることを特徴とする請求項１〜１６の少なくとも1つの器具。
【請求項１８】
共振回路(4)が並列または直列接続された複数のインダクタンス(2a、2n)および/またはキャパシタンス(3a、3n)を有していることを特徴とする請求項１〜１７の少なくとも1つの器具。
【請求項１９】
当該器具がバルーンカテーテル(12)であり、その外面にはスパイラル状或いは螺旋状のインダクタンス（25a、25b）が形成されていることを特徴とする請求項１〜１８のうち少なくとも1つによる医療器具。
【請求項２０】
キャパシタンス（32a、32b）が前記バルーンカテーテル（12）の軸（121）に沿って延びる並列導体の形態を有していることを特徴とする請求項１９の器具。
【請求項２１】
当該器具が細長い可動な保持エレメント（171）を有する大静脈フィルタ（17）であり、インダクタンス（25a、25b）が前記保持エレメントに取り付けられていることを特徴とする請求項１〜１８の少なくとも1つの医療器具。
【請求項２２】
インダクタンス（25a、25b）および/またはキャパシタンス(35a、35b)が大静脈フィルタの材料から形成されていることを特徴とする請求項２１の器具。
【請求項２３】
請求項１の器具を備えたことを特徴とするMR画像化システム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は展開可能な医療器具の位置を表示し決定するためのMR(磁気共鳴)画像化システムに使用する医療器具に関する。
【０００２】
【発明の背景】
MR画像化方法は長らく周知である。これは、高周波交番電磁場と、強い外部磁場内に置かれた測定対象の原子核、とくに人間や動物の体の原子核との共鳴現象を利用した方法である。原子核は、磁場(B0)中では、磁場強度に比例するラーモア周波数で歳差運動を行う。強い磁場(B0)の方向に垂直の交番磁気成分(B1)をもつ電磁波を原子核に照射することにより、原子核をスピン回転させ、そのスピンの緩和時間を測定することができる。
【０００３】
学問的モデルで説明するため、総磁化に対する核スピンの磁化について要約する。総磁化は、平衡状態では外部磁場に対して平行であり、これを称して平衡磁化という。磁化は、ラーモア周波数(共振周波数)で照射されたHFパルスにより、磁場の方向を基準として角度α分、偏向させることができる。角度αは、HFパルスの照射時間とHFパルスの磁場強度(B1)に比例する。角度αの励起のあと、総磁化は磁場の方向を中心として歳差運動する。歳差運動する磁化は、磁場の方向に垂直に置かれたコイルにより、電圧信号として記録することができる。この電圧信号の強さは、sin(α)に比例し、信号生成ボリューム内のスピン密度に比例し、かつ温度に反比例する。
【０００４】
与えられたボリュームの最大信号応答はしたがって、90゜励磁のあと得られる。個々のスピンは磁場の変動のためその位相関係を失うことから、記録された信号振幅は、緩和時間T2*とともに指数関数的に減少する。同時に磁場の方向の総磁化は、緩和時間T1とともに平衡磁化に向かって指数関数的に増大する。勾配磁場を適切な時点で印加することにより、スピン密度と両緩和時間との様々な組合せを、位置情報とともにグレイコード化画像で実現することができる。
【０００５】
さらに、共振回路を用いて核スピンの励起を局所的に増幅する方法も公知である。これに関連して、共振回路に取り囲まれ、信号示強液で充填された特殊なコンパートメントを有する、いわゆる「フィデューシャルマーカー（fiducial markers）」も公知である(Burl他：「組織磁化の最小摂動による部位同定のための同調フィデューシャルマーカー」、Journal of Magnetic Resonance in Medicine誌、1996、491〜493頁)。この場合、共振回路はMRシステムの共振周波数を有している。
【０００６】
このようなフィデューシャルマーカーを核スピン断層撮影装置の画像生成ボリュームへ入れると、共振周波数を有する電磁波を照射したとき共振回路が励磁する。これにより、共振回路のインダクタンス内で交番磁場が増幅される。交番磁場モーメントが高くなると、インダクタンス内で陽子の回転角度αが大きくなる。核スピン系を通る陽子の励起角度が小さい場合(α<90゜)、インダクタンス内の陽子の励起角度が大きくなる。理想的な場合、画像生成ボリューム内の陽子の励起角度は1゜〜１０゜と小さいのに対し、インダクタンス内の陽子は90゜で励起する。両緩和時間が同じで、かつスピン密度が同じであっても、共振回路に取り囲まれたコンパートメントの信号は、他の画像成分の信号よりも明らかに強くなる。この信号強化現象は局所的なので、位置決定に使用することができる。
【０００７】
また、相反則によっても、共振回路に取り囲まれたコンパートメント(フィデューシャルマーカー)内の陽子のMR応答信号は増幅される。コイル内のスピンにより発生した磁力線は、インダクタンスにより束ねられ、その結果、より多くの信号がインダクタンス内のボリュームから放射され、対応する受信コイルへ入る。このような、放射/受信信号の増幅は、励起の増幅に依存しない。両方の効果により、フィデューシャルマーカーの信号応答が変化する。
【０００８】
「フィデューシャルマーカー」の欠点は、それが使用する信号生成ボリュームが、MR画像で見えるようにするために少なくとも数立法ミリメートルの大きさでなければならず、かつ測定対象内に精確に配置されているか、または測定対象内に置かれる系に統合されていなければならないことである。これは、不可能なことが多い。
【０００９】
一方、閉MRシステムにおいて開放磁石と新しい技術を使用することにより、MR断層撮影で患部を見ながら、穿刺、カテーテル法、手術などの介入的で最小侵入の治療法を実行することが可能になっている。この場合、強磁性または常磁性金属、または他の材料の不純物によって、画像にアーチファクト(Artefaｋten)が現われる。
【００１０】
介入的で最小侵入の方法のための器具において問題となるのは、これら器具のほとんどが強磁性体や常磁性体からなっていること、および/またはこれら装置がMR画像ではピクセルサイズ(約1mm)の大きさで表示されることである。とくに金属製またはプラスチック製のステントは、その小ささのためMR画像上ではほとんど見えず、せいぜいアーチファクトによってその位置を判断できるにすぎない。MR画像で見えない素材が使用されている限り、ステントは「影」としてしか認識できない。これら欠点のため、MRによるモニタリングは往々にして不充分であり、代わりにX線撮影法を使用しなければならないが、この方法にも周知の欠点がある。
【００１１】
ドイツ連邦共和国特許公開公報第195 10 194号（DE 195 10 194 A1）から、選択的血管造影図を生成するための能動侵入的磁気共鳴システムが公知である。このシステムはHFコイル付きの侵入器具が備わっており、これによって、血管内を流れる血液の核スピン磁化を局所的に変化させる。このシステムでは、特殊なMR画像パルスシーケンスによって、核スピン磁化が変化した血液だけを選択的に検出し、画像化する。
【００１２】
アメリカ合衆国特許第5,445,151号（US-PS 5,445,151）は、流動する液体、とくに血液の流量測定のための方法を記載している。この方法では、侵入的器具に少なくとも2つのHFコイルが備わっており、片方のHFコイルが核スピン磁化を局所的に変化させ、その変化をもう一方のHFコイルが検出して、遅延時間から流速を確定する。
【００１３】
上述の両公報とも、体内に導入される医療器具の画像化については何も触れていない。さらにこれらの公報は、導入された器具が体外部品と常にケーブル接続されているという欠点を有している。
【００１４】
ドイツ連邦共和国特許公開公報第195 07 617号（DE 195 07 617 A1）は、先端にマイクロコイルが取り付けられた外科的器具、たとえばカテーテルを測定対象へ挿入するMR方法を記載している。マイクロコイルの位置は、特定のシーケンス技術を使用して確認される。
欧州特許公開公報第０７６８５３９号（EP-A-0 768 539） は患者の体内に導入される物体の位置を決定するためのＭＲ方法を開示している。体外部品に接続されていないコイル構造が体内に導入される物体、例えばカテーテルや手術器具に取り付けられており、コイルによって生じる信号変化が物体の位置の決定に利用されている。
【００１５】
本発明の課題は、展開可能な医療器具の位置を表示し決定するためのMR画像化システム及びMR画像上での器具の明確かつ信号示強的な画像化を可能にするのに適した医療器具を提供することにある。
【００１６】
この課題は、本発明では、請求項１の特徴をもつ医療器具によって解決される。本発明の有利な実施様態は従属項に示されている。
【００１７】
本発明による解決策では、展開可能な医療器具に共振回路が組み込まれており、この器具の展開可能な部分がインダクタンスを形成し或いはインダクタンスがこの部分に組み込まれていて、器具が展開するとそれとともに展開するようになっている。器具の内部及び／もしくは外部の局所的に限定された領域で測定対象の信号応答変化を生成し、これが位置解析によって画像化される。共振回路の共振周波数は、適用するMR画像化システムの高周波放射の共振周波数とほぼ同じである。医療器具の位置はMR画像内の強調領域から明確に認識することができる。その理由は、この領域は、内部または外部から医療器具に直に接しているからである。測定対象の信号応答変化もそれ自身で生成されるので、医療器具の材料によって生成されるアーチファクトしか現われない。
【００１８】
MR画像に医療器具が明確に表示されることにより、精密な位置決定が可能である。さらに信号変化の状態から、医療器具を貫流する、または医療器具に沿って流れる媒体の流量をより正確に測定することができる。これは、医療器具の内部と外部で励起が異なるという現象を利用している。
【００１９】
本発明による解決策は、共振回路を医療器具に形成しまたは組み込んで、器具の展開時に適当な共振回路が提供されるようにすることができるという驚異的発見に拠っている。これによって、器具に展開可能な部分があっても改良された画像化によるＭＲ画像を確実に得ることができるコンパクトな器具を提供できる。共振回路を構成するインダクタンスとキャパシタンスが医療器具の材料から形成されているのが好ましく、これによって追加の相乗効果が生じる。ただし、インダクタンスとキャパシタンスを別個の部品として医療器具に配置することも本発明の範囲内のものである。
【００２０】
本発明では、インダクタンス内のスピンの信号応答が変化する。これには2つのステップが関与している。最初のステップでは、高周波放射線の適用によって共振周波数に同調する共振回路が励起され、そして共振回路の磁界で検出された核スピンが、インダクタンス内またはその付近の交番磁界の局所的増幅によって増幅励起される。換言すると、誘導磁界の磁力線に捕らえられた陽子は、この誘導磁界の外側にある陽子よりも偏向角度が大きくなる。つまり核スピンの倒れ角が大きくなる。これにより、受信コイルによって検出されて画像表示のために解析される信号応答を増幅することができる。また、インダクタンス内のスピンだけを飽和させ、周囲に向かう信号は減衰させることもできる。いずれの場合も信号応答の変化が起こる。
【００２１】
もうひとつのステップでは、−増幅励起と関係なく−インダクタンス内の陽子のMR応答信号が増幅される。つまりインダクタンスによって、インダクタンス内部のスピンに起因する磁力線が束ねられ、その結果、より多くの信号が放出されて受信コイルへ受信され、受信コイルは増幅信号を受け取って、MR画像化システムへと送る。この効果は、J. Tanttu著の刊行物「Floating Surface Coils」(XIV ICMBE AND VII ICPM, Espoo, Finland 1985)に記載されている。
【００２２】
本発明による方法では、上述の両効果が信号応答の変化に使用されている。ただし二番目の効果、すなわちMR応答信号の増幅だけを利用することもできる。
【００２３】
かくして本発明の第一の実施様態は、高周波放射線を照射することにより共振回路を励起させて、局所的に限定された領域での測定対象の核スピンの増幅励起を引き起こすことを特徴とする。
【００２４】
核スピンの励起の増幅が起こる局所的に限定された領域は、医療器具内部に形成され、インダクタンスに取り囲まれたコンパートメント内に設定することができる。これにより、インダクタンスまたはコイルの内部に配置された測定対象のボリュームがより増幅して表示される。このためにとくに、医療器具は細長い形状をしており、インダクタンスのコイル軸は医療器具の長軸にほぼ平行に走っており、インダクタンスは、医療器具の表面内に、または表面上に形成される。
【００２５】
核スピンの励起の増幅が起こる局所的に限定された領域を、医療器具に隣接する外部に設定することもでき、この場合、少なくとも1つの共振回路が、高周波の照射時に当該領域で磁気流の増幅が起こるように、医療器具の表面に配置される。このときコイル軸は、医療器具の長軸に基本的に垂直に位置することが望ましい。この変形例では、信号増幅のために周辺媒体を利用している。ただし上記の両変形例を組み合わせることも可能である。
【００２６】
本発明の第二の実施形態では、高周波放射の適用時に共振回路が離調するかまたはキャパシタンスが短絡し、そのため局所的に限定された領域における核スピンの増幅励起が起こらない。しかしながら、局所的に限定された領域の信号応答の測定に際しては、共振回路の離調またはキャパシタンスの短絡が中止され、その結果、共振回路は陽子から発せられるMR応答信号を増幅する。この方法は、医療器具内またはその周囲の領域を高品質で画像化できる、すなわち、単に位置確定だけでなく局所的画像化にも使用することができることが判明している。MR画像から、医療器具の位置のほか、医療器具の内部や周辺の組織構造などに関する情報を把握することができるのである。
【００２７】
核スピンの励起の増幅はたとえば、共振回路のコンデンサを交差ダイオードにより励起時に短絡させることによって抑えることができる。放射された信号の増幅はそれによって影響を受けない。というのは、放射時に起こるインダクタンス内部のスピンによる僅かの誘導電圧は、ダイオード導通電圧よりも低いからである。
【００２８】
本発明による信号応答の変化はほとんどの場合、信号応答の増幅である。ただしこれは多くの要因、とくに使用する励起シーケンスに左右される。たとえばシーケンスが高速で連続する場合、インダクタンス内部でスピンの励起の飽和が起こるため、信号が生成されないことがある。インダクタンス外部の、核スピンの励起が少ない領域では、飽和が起こらないため信号にが生成される。つまりこの例では、インダクタンスの磁界が支配する領域で信号応答の減衰が生じる。
【００２９】
本発明の望ましい実施形態では、共振回路は医療器具が適応された後に展開することによって、共振周波数に調整される。たとえば、バルーンカテーテルの場合には、バルーンカテーテルが膨らむとインダクタンスが展開され、それによって共振回路が調整される。
【００３０】
共振回路の共振同調のためにインダクタンスおよび/またはキャパシタンスを調節できるのが好ましい。このことはとくに、医療器具またはその一部が適応、展開した後のインダクタンスとキャパシタンスの積、つまり共振回路の共振周波数を変更する場合に便利である。
【００３１】
本発明の有利な実施形態では、医療器具に形成または配置された少なくとも2つの共振回路が利用され、各インダクタンスのコイルが異なる方向に、とくに互いに直交する方向にあるか、または前後に配置されている。互いに直交するようコイルを配置することによって、医療器具が外部磁界中でどんな姿勢にあるときでも、インダクタンスの1つのコンポーネントが外部磁界の磁界方向に直交することになり、このため信号応答の変化が確実に行われる。コイルの前後配置は、適当なシーケンス技術を用いて、医療器具を貫流する流体、または医療器具に沿って流れる流体の流量測定(すなわち流速測定)を行う場合に、とくに適している。
【００３２】
本発明の発展形では、医療器具のインダクタンスが、MR応答信号を獲得するための受信コイルとしても使用され、この場合インダクタンスは、ケーブル接続により体外の機能コンポーネントと連結される。これにより、インダクタンスを、そのために開発されたすでに公知の方法で、画像化のために補完的に使用することができる。
【００３４】
上記の画像化方法を実施するための本発明によるMR画像化システムは、通常の画像化システムと請求項10による医療器具とを含むものである。
【００３５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明のいくつかの実施形態を図面を参照して説明する。
【００３６】
図1aと1bは、ガイドワイヤすなわちカテーテル11を示したもので、それぞれの先端では、インダクタンス2a、2bとコンデンサ3a、3bからなる共振回路が形成されている。図１aのインダクタンスは、スパイラル状の導体2a（ソレノイドコイル）からなっており、誘導磁界が、カテーテルからほぼ垂直に周囲の組織へ向かい、そこで核スピンの増幅励起を引き起こすようになっている。図１bでは、インダクタンスが、螺旋形のコイル2bからなっており、誘導磁界が、カテーテル11の長軸に平行に走って、カテーテル11の内部で核スピンの増幅励起を引き起こすようになっている。コンデンサ3a、3bはそれぞれ、複数の平行なリング状の導体エレメントからなっている。これに代えて、コンデンサを、カテーテル11に組み込まれた別個のエレメントとすることもできる。
【００３７】
インダクタンス2a、2bとキャパシタンス３a、3bは、たとえば写真平版法により、箔から形成するのが好ましい。箔は、フレキシブルホース（特別には図示しない）に適用される。ホースと箔とのシーリングのあとホースは、ガイドワイヤすなわちカテーテル11に装着されて、図示のような形状となる。
【００３８】
別の実施形態（図示しない）では、複数の共振回路が図１a、１bのように、ガイドワイヤすなわちカテーテル11に沿って配置される。
【００３９】
図2aは、カテーテル11に形成された、インダクタンス2とキャパシタンス3とからなる電気回路4を示したものである。図2bでは、機械的に、たとえばカテーテル11の操作ワイヤによって、または電気的に、または磁気的にオン/オフ可能なスイッチ10がオプションで追加されている。
【００４０】
共振回路4は、多様な実施形態で構成することができる。図2cのように、並列接続された複数のインダクタンス2a〜2nから形成することもできれば、図2dのように、並列接続された複数のキャパシタンス3a〜3nから形成することもできる。さらに、複数のインダクタンスおよび/またはキャパシタンスを直列接続することも可能である。また、1つの医療器具に複数の共振回路を形成し、それぞれが1つのスイッチ、および直列および/または並列接続されたインダクタンスおよび/またはキャパシタンスを有するようにすることも可能である。
【００４１】
共振回路4は、医療器具が挿入される人体が配置されるM画像化システムの高周波放射線の共振周波数に対応する共振周波数を有している。
【００４２】
本発明によるカテーテル１では、共振回路4はMRシステムの照射高周波パルスによって励起される。これは共振回路の共振周波数が、照射高周波パルスの周波数に対応しているからである。共振回路の励起により、共振回路のインダクタンス内またはインダクタンス付近の磁界強度が高まり、それによってさらに、測定部位の陽子がより強く励起される。インダクタンスの磁界による検出領域の外部の原子核の励起角度は９０゜より小さく、インダクタンスの磁界による検出領域の内部の原子核は９０゜で励起し、従ってその応答信号の振幅が最大となる。インダクタンスの領域内部の陽子すなわち原子核はかくして、インダクタンス外部の陽子よりも強く励起する。
【００４３】
インダクタンス内部すなわちインダクタンスの磁界による検出領域内での偏向角は、インダクタンス外部の陽子のそれよりも最高45倍まで大きくすることができる。したがって、インダクタンス外部すなわち共振回路によって生成された磁界外部の陽子の励起角度が約２゜〜１０゜と小さくても、インダクタンス内部の陽子は９０゜の角度で偏向することが可能である(最大信号応答)。この結果、図1bの場合ではカテーテル11の内部領域が、図1aの場合ではカテーテル11に隣接する領域が、MR画像において他の周辺部よりも明るく表示される。よって、人体内におけるカテーテル11の位置を精密に測定することができる。
【００４４】
本発明について分かりやすく説明するため、必要なキャパシタンスとインダクタンスを算定する。ここでの例では、コンデンサはプレートコンデンサで、コイルは巻き数が一定の螺旋形であると想定する。核スピン系の共振周波数は通常2 MHzから90 MHzの範囲にある。核スピン系の共振周波数はこの場合、磁界強度と磁気回転比gとの積に等しい。中央磁界強度が1テスラの場合、共振周波数は約42 MHzとなる。共振回路の共振周波数は、トムソンの振動方程式から求められ、インダクタンスとキャパシタンスの積の平方根に反比例する。
【００４５】
キャパシタンスとインダクタンスの積は、1.4 ( 10-19 S2に等しい。図1bのカテーテル11の直径が8 mm、コイル2bの長さが40 mmと想定すると、巻き数からインダクタンスは約4 ( 10-6Vs/Aとなる。したがって、比誘電率が2で、プレートコンデンサの各プレート間の距離が0.1 mmの場合のプレートコンデンサの面積は、約0.2 mm2である。プレートコンデンサの面積をこのように小さくすることは、カテーテルでは簡単である。磁界強度や周波数が高いと、プレートコンデンサの面積はさらに、0.014 mm2まで小さくできる。
【００４６】
本発明のさらに2つの変形例を、図2e〜2gの回路図を用いて説明する。図2eでは、コンデンサ3'が、カテーテルに追加エレメントとして設けられた2つの交差ダイオード112によって、励起段階で短絡される。ダイオード112は、高周波照射時に生成される通常1ボルトとを越える電圧よりも低い約1ボルトの導通電圧をもっている。そのためダイオード112は高周波の照射時に導通し、コンデンサ3'が励起時に短絡されて共振回路が形成されないようにしている。
【００４７】
これはすなわち、高周波の照射時に、これまでの実施例とは違って核スピンの増幅された局所励起が起こらないことを意味する。ただし、インダクタンス2'がカバーする領域の信号応答の測定時には、キャパシタンス3'の短絡は中止される。このためにダイオード112は、その導通電圧がスピン信号応答時に生成される電圧よりも高くなるように構成されている。
【００４８】
つまり、コンデンサ3'は、原子核のMR応答信号の放射時に短絡されず、陽子の放射MR応答信号を増幅して測定応答信号を変化させる共振回路4'を形成する。
【００４９】
ダイオード112は、カテーテル内で多様な方法で実現することができる。とくに、部品としてのダイオードを使用することもできれば、カテーテルの材料によって、またはカテーテルの材料と協働して、カテーテルに組み込まれた構造としてダイオードを形成することもできる。
【００５０】
図2fでは、原理的に図2eと同じ構造のコンデンサ3'は短絡されないが、共振回路4'はもうひとつのコンデンサ113の接続によって励起時にのみ離調し、その結果、核スピンの励起の増幅程度が限定されている。MR応答信号の放射時にはダイオード112は遮断されるので、共振回路4'の離調は起こらず、放射MR応答信号が増幅されて、MR画像に表示される変換信号応答が生じる。
【００５１】
図2gでは、コンデンサの接続によってではなくコイル114を接続することで、励起段階で共振回路4'’’の離調が起こるようになっている。
【００５２】
ここで注意すべきは、励起段階における共振回路の短絡または離調は、医療器具、とくに以下で説明する図3a〜9bの医療器具に形成または配置されたいずれの共振回路でも実現できるということである。
【００５３】
図3a及び図3bは共振回路をもつバルーンカテーテル１２をそれぞれ示したものである。図3aでは、バルーンカテーテルの外皮にスパイラル状のインダクタンス22aが取り付けられており、その軸はバルーンカテーテル12の長軸121に直交している。図3bでは、螺旋状のインダクタンス22bが備わっており、その軸はバルーンカテーテル12の長軸121に平行である。キャパシタンス３2a、３2bはバルーンカテーテル１２の長軸１２１に設けられた平行導体の形態で形成されている。インダクタンス２２ａ、２２ｂはたとえば、図1a及び図1bを参照して説明したようにに箔から形成されている。
【００５４】
共振回路の共振周波数を放射高周波パルスの周波数に同調させるには、様々の形態の共振回路が考えられる。
【００５５】
ひとつの変形例として、共振回路のグレードを少し下げ、できるだけ広域の帯幅を有する共振回路を実現して、できるだけ幅広い共振周波数をカバーすることが考えられる。
【００５６】
第二の変形例として、医療器具の形状が変化した後も、ここでの例ではバルーンカテーテル12が膨張した後も、インダクタンスとキャパシタンスとの積を一定に保つ装置を提供することが考えられる。これは、バルーンカテーテルの展開時の特性変化が最小限になるような構成をバルーンカテーテルに与えること、とくに一定のインダクタンスと一定のキャパシタンスを有するように構成することにより実現可能である。これにより、適用部位においてバルーンカテーテルを膨張させても、共振回路の共振周波数がほとんど変化しなくなる。
【００５７】
インダクタンスとキャパシタンスの積の不変性は、とりわけ、インダクタンスが変化したとき、その変化がキャパシタンスの変化によって補償されるようにすることによって実現可能である。インダクタンスの変化をキャパシタンスの変化によって補償するためには、たとえば、コンデンサ面を互いに垂直または平行にシフト可能に配置して、キャパシタンスがコンデンサ面間の距離に応じて増減できるようにすることが考えられる。たとえば図3bでは、バルーンカテーテルが膨張したときのインダクタンスの変化を補償するため、カテーテル膨張時に二つのコンデンサプレート32bが長手方向にシフト可能となっている。
【００５８】
第三の変形例として、核スピン断層撮影装置の磁界内での共振回路の適合化を、共振回路のインダクタンスおよび/またはキャパシタンスを配置後に変更または調節することにより行う方法が考えられる。これはたとえば、体内に配置された器具により、コンデンサ面を変化させることにより行うことができる。インダクタンスを減少させ、よって共振回路を核スピン断層撮影装置の共振周波数に適合させることは、コイルセグメントを、たとえばレーザー誘導法により、または機械的に、または電解法により絶縁することにより実現可能である。キャパシタンスを変化させることも、同じくキャパシタンスをレーザー誘導法により、または機械的に、または電解法により絶縁することにより可能である。
【００５９】
図4は侵入器具9を示したもので、ここでは、それぞれがインダクタンス7とキャパシタンス8からなる複数の共振回路が、器具9の側面に配置されている。インダクタンス7は、スパイラル状の導体からなっている。これにより、誘導磁界は器具9から垂直に、周囲組織へ向かう。つまり共振回路に隣接する外部領域で励起の増幅が起こる。そのためMR画像では、器具の内部ではなく、器具の周囲が強調され、よって器具の位置を簡単に識別することができる。
【００６０】
図5は、図4の器具の別の実施形態を斜視図で示したもので、この図から、角形をなす器具の各面にスパイラル状のコイル71、72、73、74が備わっており、これらが概略を図示したコンデンサ8とともに共振回路を構成している。ここでは誘導磁界の方向は、器具9’の長軸に垂直である。この誘導磁界によって、磁力線が通過する器具の隣接外部領域で核スピンの増幅励起が起こり、その結果、MR画像にこの周辺領域が強調表示され、よって器具の位置を確認することができる。
【００６１】
図6a及び図6bは、本発明による共振回路を歯インプラント13に形成した形態を示したもので、ここではインダクタンス23a、23bの軸が、歯インプラントの長軸に対して垂直(図6a)または平行(図6b)になっている。コンデンサ33a、33bは、平行なリング状導体から形成されている。図６aは、歯14を設置した歯インプラントを示したもので、図６ｂでは、接続箇所15にまだなにも取り付けられていない。
【００６２】
インダクタンスとキャパシタンスは、シーリングのあと歯インプラント13に設けた箔から形成することもできる。あるいは、インダクタンスおよび/またはキャパシタンスをワイヤまたは金属板を切断して形成することも可能である。好ましい変形例では、歯インプラント13が複合材料からなっており、インダクタンスおよび/またはキャパシタンスが歯インプラントの材料に組み込まれる。これにより、誘導性エレメントや容量性エレメントを歯インプラント13の表面に位置するのを避けることができる。
【００６３】
図7a及び図7bはそれぞれ、共振回路を組み込んだ関節インプラント16を示したものである。インダクタンス24a、24bおよびキャパシタンス34a、34bの構造と配置は、図６a及び図６bのものと基本的に同じである。キャパシタンス34a、34bは、互いに上下に(または前後に)配置されたプレートの形状をしている。
【００６４】
図8a、8bはそれぞれ、大静脈フィルター1７に設けられた共振回路を示したものである。大静脈フィルターはとくに、静脈血栓から保護するために静脈に漏斗のかたちで装着されるものである。このフィルターは血管壁に保持エレメント171によって取り付けられる。インダクタンス25a、25bは、スパイラル状(図8a)または螺旋状(図8b)をなしている。キャパシタンス35a、35bは、たとえば平行のリング状容量性エレメントから形成されている。
【００６５】
インダクタンス25a、25bは、金属板からレーザーにより切り出すのが望ましい。これらは適当な方法で保持エレメント171へ固定され、安定化の役割も果たしている。
【００６６】
インダクタンス25a、25bと、場合によってはキャパシタンス35a、35bも、大静脈フィルター17の材料から形成することができる。この場合フィルターおよびインダクタンス/キャパシタンスは、例えば周知のレーザーまたはスパーク浸食切断或いはウォータージェット法により適当な導体から切り出される。
【００６７】
最後に図9a及び図9bは、リング181を備えた心臓弁18を示したもので、これは心臓組織へ縫い込まれ、またそこには可動心臓弁182が装着されている。核スピンの増幅励起を引き起こす共振回路を形成するため、リング181にコンデンサ36a、36bが、たとえばリング状の平行導体のかたちで組み込まれている。図9aでは、インダクタンスとしてリングの周辺で広がるソレノイドコイル26aが備わっている。図9bでは、リング181に、コンデンサ36bに加えて、共振回路のインダクタンスとして環状コイル26bが組み込まれている。
【００６８】
図1a及び図1b〜図9a及び図9ｂの各実施例では、さらに様々なコイルの組合わせが可能であることを付言しておく。
【００６９】
本発明による器具の変形例(図示しない)として、図８の大静脈フィルターのように器具の中または周囲を流体が流れる場合には、その器具を流量測定に使用することもできる。この場合、その器具は、互いに前後に配置された2つの共振回路を有していて、片方の共振回路には図2eに示す2つの交差ダイオードが備えられて、励起時にキャパシタンスが短絡する一方、もう片方の共振回路はダイオードをもたない。そのため、高周波MR励起パルスを、ダイオードをもたない共振回路に取り囲まれた医療器具部分領域へ照射すると、増幅励起が起こる。ただし、ダイオードをもつ共振回路に取り囲まれた他の部分領域でも、図2eについて説明したように、取り囲んでいる組織と比較して変更信号応答が生じる。このような構成は、適切なシーケンス技術を利用すると、流量測定にとくに適しており、したがって医療器具の機能監視にも適している。
【００７０】
本発明のまた別の発展形(図示しない)では、医療器具のインダクタンスが、MR応答信号を獲得する受信コイルとしても利用され、この場合インダクタンスは、ケーブル接続により体外の機能コンポーネントと接続される。これにより、共振回路のインダクタンスを補完的に、画像化のために使用することができる。ただしこの変形例は、体外の機能コンポーネントとケーブル接続する必要があるために、一般には手術中にしか適用できない。
【００７１】
本発明の実施形態は、上述の実施形態に限定されるものではない。基本的に異なるタイプの形態においても本発明を利用できる多くの変形例が考えられる。
【図面の簡単な説明】
【図１ａ】  本発明に従って構成されたカテーテルすなわちガイドワイヤの実施形態を示す図。
【図１ｂ】  本発明に従って構成されたカテーテルすなわちガイドワイヤの実施形態を示す図。
【図２ａ】  本発明による共振回路の電気回路図。
【図２ｂ】  本発明による共振回路の電気回路図。
【図２ｃ】  本発明による共振回路の電気回路図。
【図２ｄ】  本発明による共振回路の電気回路図。
【図２ｅ】  本発明による共振回路の電気回路図。
【図２ｆ】  本発明による共振回路の電気回路図。
【図２ｇ】  本発明による共振回路の電気回路図。
【図３ａ】  本発明により構成されたバルーンカテーテルの実施形態を示す図。
【図３ｂ】  本発明により構成されたバルーンカテーテルの実施形態を示す図。
【図４】  側面に共振回路をもつ医療器具を示す図。
【図５】  図4の医療器具の別の実施形態の斜視図。
【図６ａ】  本発明により構成された歯インプラントの実施形態を示す図。
【図６ｂ】  本発明により構成された歯インプラントの実施形態を示す図。
【図７ａ】  本発明により構成された関節インプラントの実施形態を示す図
【図７ｂ】  本発明により構成された関節インプラントの実施形態を示す図
【図８ａ】  本発明により構成された大静脈フィルターの実施形態を示す図
【図８ｂ】  本発明により構成された大静脈フィルターの実施形態を示す図
【図９ａ】  本発明により構成された心臓弁の実施形態を示す図
【図９ｂ】  本発明により構成された心臓弁の実施形態を示す図
【図１ａ】
0004309043.tif 000002
【図１ｂ】
0004309043.tif 000003
【図２ａ】
0004309043.tif 000004
【図２ｂ】
0004309043.tif 000005
【図２ｃ】
0004309043.tif 000006
【図２ｄ】
0004309043.tif 000007
【図２ｅ】
0004309043.tif 000008
【図２ｆ】
0004309043.tif 000009
【図２ｇ】
0004309043.tif 000010
【図３ａ】
0004309043.tif 000011
【図３ｂ】
0004309043.tif 000012
【図４】
0004309043.tif 000013
【図５】
0004309043.tif 000014
【図６ａ】
0004309043.tif 000015
【図６ｂ】
0004309043.tif 000016
【図７Ａ】
0004309043.tif 000017
【図７ｂ】
0004309043.tif 000018
【図８Ａ】
0004309043.tif 000019
【図８ｂ】
0004309043.tif 000020
【図９ａ】
0004309043.tif 000021
【図９ｂ】
0004309043.tif 000022