(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
方向づけ可能装置の動きを配向するための装置であって、
（a）電流が流れるとき、局所的な方向性磁気モーメントが形成される独立した複数の電流を伝導することができる、２つ又はそれ以上の層状化された同心性コイルが巻き付けられた基体を備える、患者への挿入に適した方向づけ可能装置と、
（b）コイルに電流を選択的に適用するための手段と、
（c）方向づけ可能装置が暴露される外部磁場を形成するための手段とを備え、
局所的な方向性磁気モーメントが外部磁界に整列するように基体の向きを配向する回転を局所的な方向性磁気モーメントが生じる、装置。
【請求項２】
外部磁場を形成するための手段が磁気共鳴撮像装置、電磁石、または永久磁石である、請求項1記載の装置。
【請求項３】
方向づけ可能装置が送信/受信コイルをさらに備える、請求項1記載の装置。
【請求項４】
方向づけ可能装置が受信機コイルをさらに備える、請求項1記載の装置。
【請求項５】
方向づけ可能装置が近位端を有する細長い管を備えるカテーテルであり、遠位端が、先端、内部表面および外部表面並びに内部表面と外部表面との間に位置する壁を含む体腔、管または血管内に配置されることが意図される、請求項1記載の装置。
【請求項６】
コイルに電流を選択的に適用するための手段が無線周波数（RF）エネルギー源を備える、請求項1記載の装置。
【請求項７】
前記基体が、内部表面および外部表面を有する壁と、近位端と、体腔、管または血管に配置されることが意図され、先端を有する遠位端とを有する可撓性で細長い管状基体を含む、請求項1記載の装置。
【請求項８】
電流がコイルを通過するとき、相互に直交する3つの磁気モーメントを生ずる電流を独立に伝導することができる3つのステアリングコイルを備える、請求項7記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
技術分野
本発明は、一般には、遠隔誘導システムに関する。さらに詳細には、本発明は、例えば、医療用磁気共鳴撮像法並びにインターベンショナルラジオロジーによる診断手法および治療手法に有用な磁気的方向づけ可能誘導システムに関する。本発明はまた、遠隔誘導システムによって方向づけされ得る装置を方向づけする方法と、それを使用する方法を提供する。
【０００２】
背景技術
インターベンショナルラジオロジーは、治療目的および診断目的のためのコンピュータ断層撮影、磁気共鳴（MR）、X線およびX線透視検査などの医療用撮像システムを使用する。医療従事者は、ほとんどの場合、患者の脈管系内に配置されたカテーテルを可視化して体内の離れた部位にカテーテルを誘導する際の助力とするためにX線透視検査を使用する。このように配置されたカテーテルは、特定器官の脈管構造を撮像するための造影剤を注入するため、局所の化学物質を分析するため、試料（例えば、組織生検材料）を採取するため、冷凍手術などの治療手法を実施するため、治療剤を送達するため、腫瘍への動脈供給を遮断するため等に使用することができる。この手法の目的は、患者の体内の特定の内側部位にカテーテルの作業端を挿入することである。
【０００３】
血管系はカテーテルを収容し、カテーテルが進行する導管として作用するために使用される。血管内空間への接近は、鼡径部または稀ではあるが、腋窩部から針を用いて皮膚を貫通し、血管壁を貫通して穿刺することによって達成される。一般に、カテーテルの先端は射入部からそれを手動で進行させ、先端がカーブした比較的硬いカテーテルの回転力を利用して側枝に入れることによって目的血管に通される。カテーテルの先端は皮膚を貫通した射入部でカテーテルを押し、回転させることによって進行させられる。少量の放射線不透過な造影剤がカテーテルを介して血流中に注入される場合には、血管系内のカテーテルの先端の進行はX線透視モニターで観察される。また、特に蛇行または急に曲がっている脈管系にカテーテルを通過させるのを助けるためにガイドワイヤーがしばしば使用される。
【０００４】
熟練した血管造影技術者はほとんどの目的血管に到達することができるが、カテーテルの先端を目的血管に誘導するのに必要な時間と労力、患者および脈管系を通過するカテーテルの先端の進行をモニターするのに必要なX線透視的撮像のためのスタッフへの放射線用量、患者に導入される造影剤の負担およびそれに対して考えられる反応、並びにカテーテルの先端を手動で誘導する手法に固有の他の合併症によりこれらの手法は困難になり、危険になる。また、血管によっては、その患者の解剖学的構造により通過を成功させられないこともある。急に曲がっている側枝または顕著に蛇行した血管は、特にあまり熟練していない医師の手では接近を阻むことがある。
【０００５】
血管内のカテーテルの位置は磁気共鳴（MR）撮像技法を使用してモニターすることができる。簡単に説明すると、MR撮像は、空間的に異なる磁場に置いた物体に無線周波数の放射線パルスをあてて、得られた核磁気共鳴信号を合わせて、物体の輝度変調断面像を得る技法である。MR撮像システムは、一般に、磁場を形成するための大型の磁石を備える。分析対象の患者または物体を磁石の磁場に暴露する。適切な周波数の無線波長に暴露されると、磁場にある水素核（プロトン）または例えば３１P、２３Na、１３Cなどの生物的に重要な他のノンゼロスピン核は共鳴する。撮像目的のためには、磁石の強力で均一な磁場は、好ましくは、磁石に結合された3つの別個の傾斜磁場コイル（gradient coil）によって形成される小さい磁場によって1つ以上の方向に選択的に変更される。傾斜磁場コイルを流れる電流は、磁石の磁場のz成分を傾斜磁場コイルによって制御される方向に線形に変更する。
【０００６】
MR撮像における信号送信および受信は、撮像装置内の送信コイルまたはアンテナに結合された無線周波数（RF）送信機および撮像装置内に配置された「受信コイル」に結合されたRF受信機を使用することによって行われる。受信コイルは、最大撮像感度を得るために、患者または物体のできるだけ近くに配置される。患者または物体の周囲にはしばしば、送信および受信アンテナとして作用するボディーコイルが配置される。または、ボディーコイルを送信の両方アンテナとしてのみ使用することがあり、別の表面コイルを受信アンテナとして使用する。表面コイルは、通常、調査中の組織または物体を1つのボディーコイルよりさらに近接して配置することができる。RF発振器は異なる周波数の電波を形成する。
【０００７】
傾斜磁場コイルの電流を制御する交換方式による既知の方法でMR撮像の際に磁場を制御し、選択した周波数の電波を形成することによって、患者の身体または物体が撮像される正確な位置を制御することができる。RF信号の周波数を磁場の正確な値に対して設定すると、共鳴が生じる。励起した核磁気モーメントの摂動により、受信コイルに小電流が誘導される。誘導された電流は検出されて、共鳴に関係するプロトンの数および組織特異的パラメーターに応じて出力信号を形成する。RF受信機からの出力信号はコンピュータシステムによって処理されて、画像信号の位置を判定することができるように画像表示を形成する。例えば、ブラウン（Brown）ら、（1995）MRI：基本原理と応用（MRI: Basic Principles and Applications）（Wiley-Liss, NY）を参照。
【０００８】
例えば、カテーテルの先端に小型RFコイルを生体内に配置することによって、コイルの位置を判定することができる。NMR撮像装置の座標系に対する小型RFコイルの位置を測定するための方法は米国特許第4,572,198号に記載されている。ほぼ実時間の2次元血管造影法を用いたカテーテルの受動トラッキングも記載されている。例えば、バッカー（Bakker）ら（1997）Radiology 202: 273-276; バッカー（Bakker）ら（1996）Mag. Reson. Med.36:816-820, カンダルパ（Kandarpa）ら（1993）J. Vasc. Inerv. Radiol. 4: 419-427; レウング（Leung）ら（1995）Amer. J. Radiol. 164: 1265-1270; デュモウリン（Dumoulin, C. L.）ら（1993）MRM 29: 411-415を参照。また、1.5 Tスキャナーを使用したアテローム斑の血管撮像のためにデザインされた血管内コイルはマーチン（Martin）ら（1994）Magn. Res. Med.32: 224-249に記載されている。
【０００９】
しかし、患者の血管内空間、または実際には、任意の離れた目的部位への通路内におけるカテーテルもしくは他の装置の位置をモニターするためにMR撮像技法を使用する能力は、例えば、蛇行もしくは急に曲がった脈管系、もしくは他の通路を通過する段階、または直径の小さい血管もしくは他の側枝系内にカテーテルの先端を誘導する段階が必要になることがあり、目的部位へのカテーテルまたは装置の手動式誘導の困難さを解決していない。
【００１０】
従って、当技術分野ではカテーテルもしくは他の装置を血管内の離れた部位へ移動させる、または離れた部位に至る通路に沿って移動させることによって、遠隔制御で誘導できる方法の必要性が残されている。また、当技術分野ではこのような方法を実施するための装置およびこのような方法に有用なカテーテルの必要性が存在する。
【００１１】
発明の概要
従って、本発明の第一の目的は、方向づけ可能装置の動きを方向づけするための装置を提供することによって、当技術分野における上記の必要性に対処することである。
【００１２】
また、本発明の別の目的としては、電流が流れるとき、局所的な方向性磁気モーメントを形成する電流を伝導することができるステアリングコイルが巻き付けられた基体と、コイルに電流を適用するための手段と、方向づけ可能装置が暴露される外部磁場を形成するための手段とを含む、方向づけ可能装置の動きを方向づけするための装置を提供することである。
【００１３】
また、本発明のさらに別の目的としては、方向づけ可能装置の動きを方向づけする方法を提供することである。この方法は、（i）電流が流れるとき、局所的な方向性磁気モーメントを形成する電流を伝導することができるステアリングコイルが巻き付けられた基体を備える方向づけ可能装置と、（ii）コイルに電流を適用するための手段と、（iii）方向づけ可能装置が暴露される外部磁場を形成するための手段とを提供する段階、コイルに電流を適用する段階、および方向づけ可能装置の動きを方向づけするのに十分な、直流を含む、強さと周波数の磁場を形成する段階とを含む。
【００１４】
本発明の一つの態様において、方向づけ可能カテーテルが提供される。方向づけ可能カテーテルは、内部表面および外部表面を有する壁と、近位端と、体腔、管または血管に配置されることが意図され、先端を有する遠位端とを有する可撓性で細長い管状基体と、電流が流れるとき、局所的な方向性磁気モーメントを形成する電流を伝導することができる導電性金属を含むステアリングコイルとを備える。
【００１５】
本発明のこれらの目的および他の目的、態様並びに特徴は、本発明の以下の開示内容および記載内容を読むことによって当業者に明らかになると思われる。
【００１６】
詳細な説明
本発明の装置および本発明の装置の使用方法を記載する前に、本発明は、当然変更してもよいように記載されている特定のMRI装置、方法、カテーテルまたは治療的介入に限定されないことを理解されるべきである。また、本発明の範囲は添付の請求の範囲によってのみ限定されるので、本明細書において使用される用語は特定の態様だけを記載する目的のためであり、限定する意図のものではないことも理解されるべきである。
【００１７】
本明細書および添付の請求の範囲に使用される、「a」、「an」および「the」は、文中でそうでないことがはっきりと示されない限り、複数形の指示物を含むことに留意しなければならない。従って、例えば、「1つの磁石（a magnet）」に対する言及は異なる種類を含み、「1つのMR撮像システム（an MR imaging system）」に対する多数のこのような言及は本明細書において記載される種類の1つ以上の機械、方法または段階を含み、「1つのコイル（a coil）」に対する言及は1つ以上のコイルを含む等である。
【００１８】
そうでないことが規定されない限り、本明細書の全ての技術用語および科学用語は、本発明が属する技術分野の技術者によって一般に理解されるものと同じ意味を持つ。本明細書に記載するものと同様または等価な任意の方法および材料を本発明を実施または試験する際に使用することができるが、好ましい方法および材料が本明細書に記載されている。本明細書に引用される全ての刊行物は、本発明の特定の局面を開示し、記載する目的のために参照として本明細書に組み入れられている。
【００１９】
定義
本発明を記載し、請求する際に、以下の用語を以下に記載する定義によって使用する。
【００２０】
「曲げたわみ」という用語は、例えば静電場または電磁場によって誘導される他の真っ直ぐな進路からの変位として定義される。
【００２１】
「治療」、「治療用の」、「治療する」等の用語は、一般に望ましい薬理学的効果、外科的効果、放射線的効果および／または生理学的効果を得ることを意味するために使用される。効果は、その疾患または症状を完全または部分的に予防する点に関しては予防的である場合、ならびに／または疾患および／もしくは疾患に起因する有害作用の部分的または完全な治癒に関しては治療的である場合のどちらでもよい。本明細書において使用される「治療」という用語は、哺乳動物、特にヒトの疾患の任意の治療を含み、（a）その疾患または症状に対する素因を有する可能性があるが、その疾患に罹患しているとは診断されていない被験者に疾患または症状が生じるのを予防すること；（b）疾患の症状を抑制、すなわちその発症を抑止すること；または（c）疾患の症状を軽減、すなわち疾患または症状の退行を生ずることを含む。
【００２２】
「治療的介入」という用語は、治療剤または治療方法による疾患または障害の治療に関する方法として定義される。本発明に有用な治療的介入には、冷凍手術、温熱治療、放射性核種もしくは任意の形態のエネルギーの導入、ステント、バルーンもしくはコイル設置の導入、生検試料の獲得、薬剤の投与等が含まれるが、これらに限定されない。
【００２３】
「外部磁場」は、方向づけ可能装置から物理的に離れた位置にある磁石によって形成され、装置に取り付けたコイルに電流を適用すると、磁気モーメントが、外部磁場に並列しようとするために、装置の方向を誘導する回転を生じて形成される磁場である。
【００２４】
「無線周波数エネルギー」または「RFエネルギー」は、約10キロヘルツ〜約100ギガヘルツの範囲の電磁エネルギーである。MRIでは、約8〜85 MHzの範囲の周波数が一般に使用される。
【００２５】
本発明は、例えば、被験者の身体の望ましい部位、および他の方法では接近が困難または危険である離れたその他の部位等まで方向づけ可能装置の方向を案内するための装置および方法に関する。本発明の装置は、電流を伝導することができるコイルが巻き付けられた基体と、コイルに電流を適用するための手段と、コイルに電流を適用するための手段と、方向づけ可能装置の外部に方向づけ可能装置が暴露される磁場を形成するための手段とを備える。電流がコイルに流れると、局所的な方向性磁気モーメントが形成される。外部磁場の影響下では、磁気モーメントを形成し、この磁気モーメントは、外部磁場に並列しようとすることから、装置の方向を誘導する回転が生ずる。
【００２６】
本明細書において使用される「コイル」という用語は、ワイヤー、リボンまたは任意の他の物理形態の導電性材料などの伝導性材料を多数回または分数回巻いたものを意図し、例えば、電流ループに形成されて、コイルが巻き付けられた基体の動きの方向に曲げたわみを生ずるのに十分な磁気モーメントを形成するために使用することができる。このようなコイルは本明細書において「ステアリングコイル」と呼ばれる。または、「RFコイル」は、無線周波数（RF）信号を形成または受信するために使用されてもよい。「コイル」という用語は、ソレノイドコイル、スパイラルコイル、らせんコイル、ヘルムホルツコイル、バードゲージコイル等などの物理形態を含む。コイルは、例えば、ラッピング、ワインディング 、層化等のような任意の従来の方法で基体上のその場で形成されても、事前成形されても、基体に移されても、または写真平板法もしくは他の同様の技法によって基体に直接適用されてもよい。または、コイルは事前成形されて、望ましい基体に移されてもよい。基体にコイルを配置することを言うために使用される「ラップする」、「導入する」および「適用する」という用語は、文中でそうではないことを明記しない限り、コイルが基体に形成または配置される任意の方法または形状を含むことが意図されている。基体は、（a）基体上にコイルを形成することができ、（b）コイルに電流を流し、物体を外部磁場に暴露することによって基体に動きの方向付けを誘導することができ、（c）移動するのに、または望ましい離れた部位への通路を移動させるのに適当なサイズと形状であるように、例えば、カテーテルまたは固形、半固形もしくは中空の任意の形状の物体のような細長く可撓性の管の形態を形成することができる。
【００２７】
細長い基体は、例えば、カテーテル、ガイドワイヤー（鉄製または非鉄製）、光ファイバー等であってもよい。細長い管または円筒の形態の基体は、一般に、遠位端と近位端とを有する。遠位端はさらに先端を有する。典型的には、ステアリングコイルは細長い基体の先端に導入されて、ステアリングコイルに電流を適用し、外部磁場に装置を暴露すると、先端の曲がり、従って細長い基体の方向付けの誘導を可能にする。外部磁場の影響下において、コイルに電流を適用することによって形成される磁気モーメントおよびその結果生ずる回転が、外部磁場と並列しようとするとき、基体の先端が曲げられるのを可能にするのに十分な可撓性を有するように選択された材料から製造される。好ましい基体材料は、約0.1〜20 MPa、さらに好ましくは約5〜15 MPa、よりさらに好ましくは約5〜10 MPaの範囲の低い弾性率を有する。最も好ましい材料は約7 MPaの弾性率を有する。細長い基体は、離れた部位に接近することができる通路または導管の一地点に挿入され、手動的、もしくは機械的に、自己推進力またはそれら以外の方法で望ましい離れた目的地点に向かって進ませることを意図する。細長い基体の近位端は、基体の先端を進行させる手段を形成する段階、ならびに／または先端の遠隔操作による設置および先端が設置された後、任意の望ましい活動が達成されたとき、基体をつないで、回収する手段を形成する。この装置を使用して、基体の先端の方向づけを誘導し、先端が離れた部位に到達するために取ろうとする経路での制御を可能にする。
【００２８】
細長い基体を進ませることができ、本明細書に記載するように基体の方向づけを導くことによって経路の移動を実施するような離れた部位の例には、脳、心臓、腫瘍、脈管系内の損傷部位、すなわち出血部位または動脈瘤部位などの被験者の身体の離れた部位が含まれる。本発明の装置はまた、例えば、原子炉などの離れた位置に放射性物質を配置するまたは除去するような非生物医学的用途に使用することもできる。
【００２９】
固形または他の形状の中空の物体の形態である基体は、一般に、用途に応じて、手動式操作または、例えば、自己推進力、機械的手段等によって進ませることを意図する。このように、例えば、このような装置を被験者の身体に挿入する場合には、基体の進行は血流の運搬によって、または小型の機械的推進力システムによって達成することができる。このような基体を離れた部位に向かって進めることができる手段には当技術分野において既知である機械的手段が含まれる。この態様において、基体は、望ましい時および望ましい可能性のある場合に、つなぎとめて回収が可能である。つなぎ（tether）は、コイルまでのリードワイヤーの形態であっても、基体の回収を実施することができるような任意の他の様式であってもよい。つなぎは被験者の身体の望ましい部位に基体を配置させるために基体から離脱可能であっても、事前形成された製造品目等であってもよい。このような基体は、例えば被験者の身体への挿入または任意の望ましい離れた部位への通路の移動のような意図された使用に好適な任意の材料であってもよい。このように、例えば、つなぎの離脱時にある部位に配置され、望ましい局所的な部位に徐放性治療薬製剤を送達することが意図される基体は生分解性のポリマーであってもよい。このようなポリマーは当技術分野において既知である。例えば、火災のような危険な状況における誘導を意図する装置は必要に応じてその状況の状態に耐えることができなければならない。
【００３０】
装置の方向づけを誘導するためにステアリングコイルを装置の基体につける。電流がステアリングコイルに流れると、磁気モーメントが形成する。基体の方向づけを誘導するのに十分な磁気モーメントを形成するためにコイルに流さなければならない電流の量は、装置および／もしくは基体の可撓性ならびに／または寸法だけでなく外部磁場の強さに依存する。所定の基体については、ステアリングコイルに流さなければならない電流の量は外部磁場強度に反比例する。一般に、磁場強度は、約0.05 T〜0.5 Tの低強度から約1.5 T〜7.0 Tの高強度の範囲があり、低強度および高強度ともに使用することができる。
【００３１】
低い範囲の磁場強度は、一般に所定の用途においてコイルに適用することができる電流の量によって制限される。当技術分野において既知のように、コイルに流す電流を増加すると、熱が発生することがある。所定の外部磁場強度に対して、基体の方向づけを誘導するのに十分な力を形成するのに必要な電流が、用途に合わない熱を発生する場合には、すなわち敏感な電気的装置または生物組織に近い場合には、コイルを断熱処理して熱の移動を最小にすることができる。または、コイルにジャケット加工して、例えば、水のような熱交換材料がコイルの周囲を通過することを可能にすることができる。基体が細長い管または中空の物体である場合には、熱交換材料を管または中空の物体に流すことができる。
【００３２】
外部磁場は、ステアリングコイルに適用される所定の電流に対して装置の方向付けの誘導を実施するのに十分な強度の磁場を形成することができる任意の装置によって形成させることができる。従って、磁場は、一般に、永久、抵抗性および超伝導の3種類の磁石によって形成することができる。好ましい一つの態様において、磁場は磁気共鳴撮像装置によって形成される。好ましい別の態様において、磁場は、例えば、患者の頭部の両側のように、標的構造物の両側に配置された電磁石または永久磁石によって形成される。
【００３３】
物体または被験者の離れた部位まで基体の動きを誘導するためには、基体を既知の任意の技法によって可視化することができる。従って、X線透視撮影法を使用し、光ファイバー撮像システム、超音波（外部または内部トランスデューサーのいずれか）またはMR撮像装置内に配置された送信用コイルもしくはアンテナおよび受信用コイルを使用して画像を形成することによって、基体を位置づけることができる。または、アンテナとして基体に取り付けられた「受信コイル」を使用して基体の位置を追跡することができる。受信コイルは、例えばステアリングコイルのような、基体の方向づけを誘導する磁気モーメントを形成するために使用されるものと同じコイルであってもよく、または別の独立したコイルを基体に取り付けてもよい。基体を撮像するために基体に取り付けられる受信コイルの用途は、ブラッドリー（Bradley）らに付与された米国特許第5,050,607号、デュモウリン（Dumoulin）ら（1993）Magn. Reson. Med.29: 411- 415、レウング（Leung）ら（1995）AJR164: 1265-1270およびワイルダーマス（Wildermuth）ら（1997）Radiology202:578-583に記載されている。
【００３４】
また、局所的な環境の構造の画像を得るために使用することができる基体にRF「送信/受信コイル」を導入することによって、離れた部位までの経路に沿って装置を誘導することができる。RF送信/受信コイルはステアリングコイルであっても、または別の独立したRF送信/受信コイルを基体に取り付けてもよい。一つの態様において、撮像方法は、装置が挿入されている物体または被験者に（例えば、MR撮像装置を使用して）磁場勾配を適用する段階、基体に取り付けたRF送信/受信コイルを介してRFエネルギーをパルス化する段階およびアンテナとしてRF送信/受信コイルを使用して局所的な環境からの帰還信号を「聞く」段階を含む。RFエネルギーによって励起された局所的なプロトンまたは他の核から発生する信号は、空間的なプロトン分布を記憶するように暗号化された周波数および位相であり、標準的なMRI方法を使用して、例えば、フーリエ変換のような適当な変換によって明らかにすることができる。RF送信/受信コイルからの出力信号は、望ましい局所環境の画像が形成されるまで、コンピュータシステムによって処理される。RF送信/受信コイルを局所環境に近接させると、外部コイルを使用して得ることができる画像より優れた空間解像度を有する画像を作製することができる。この方法では、小さい分岐点部位を解像することができ、分岐点に進入するために、装置の方向づけをより正確に誘導することができる。このような局所的環境撮像方法は当技術分野において既知であり、例えば、マーチン（Martin）ら（1994）MRM32: 224-229；カワグチ（Kawaguchi）ら（1993）Proc. SMRM、第12回年回、1993年、50ページ；バウドウィン（Baudouin）ら（1992）Magn. Reson. Med.24: 196-203；シュナル（Schnall）ら（1989）Radiology172: 570-574；および、マーチン（Martin）ら（1988）Radiology167:268-270に記載されている。
【００３５】
別の態様において、装置が挿入されている物体または被験者に（例えば、標的構造物の両側、例えば、患者の頭部または他の身体部分の両側に磁石をおくことによって、）磁場を適用するように配置した電磁石または永久磁石を使用することによって、離れた部位までの経路に沿って装置を誘導することができる。カテーテルは、例えば、血管造影法（例えば、カテーテルに隣接して、またはカテーテル内に注入された例えば、蛍光造影剤のような造影剤を使用して）によって可視化される。別の方法または追加の方法として、超音波技法を使用してカテーテルを可視化する。血管造影法または超音波を使用して被験者内のカテーテルまたは他の物体を可視化するための方法は当技術分野において既知である。
【００３６】
一つの態様において、本発明はカテーテルを含む装置に関する。カテーテルは、カテーテルの先端に磁気モーメントを形成することによって、すなわちステアリングコイル内の電流によって形成される磁気モーメントによって、被験者の脈管系または他の導管系内で「目標づける」または方向づけすることができる先端を有する。モーメントの空間的および時間的特徴は、カテーテルの尖端が望ましい方向に移動することができるように、カテーテルの尖端を曲げるのに十分である。
【００３７】
本発明並びに本発明の別の特徴および利点は、例示的な図面と関連させて考慮された以下の説明を参照することによって最もよく理解することができる。
【００３８】
図1A、1B、1C、1Dおよび1Eを参照すると、方向付け可能なカテーテル（10）が一般に提供されている。方向付け可能なカテーテルは、遠位端（14）、近位端（16）、内部表面（18）、外部表面（20）および内部表面（18）と外部表面（20）との間の壁（22）を有する可撓性の細長い管（12）を備える。近位端から遠位端までのカテーテルの長さは2メーター以上であってもよい。遠位端（14）は、コイル（26）と、コイル（26）から延在し、コイルと電気通信することができる装置に電気的に接続されたリード（28）とを備える。コイル（26）は、管（12）の長手軸方向に測定された「長さ」（30）を有する。
【００３９】
細長い管（12）の基体を製造する材料は可撓性でなければならない、すなわち上記の範囲の弾性率を持たなければならない。本カテーテル発明に使用される細長い管は、典型的には、小型で、1〜5フレンチの範囲の先端径を有する。小型のカテーテルほど小さい血管に接近し、より小さい適用電流および低いエネルギーのMRシステムを使用してより容易に誘導される。
【００４０】
コイル（26）を製造する伝導性材料は、ステンレス鋼、銅、金、銀またはそれらの合金などの任意の伝導性材料であってもよい。抵抗が低い銅はほとんどの用途に対して好ましい導体である。カテーテルの先端（24）のコイル（26）はカテーテルの壁（22）に埋設されてもよく、または内部壁（18）もしくは外部壁（20）に巻き付けられてももしくはそれ以外の方法で配置されてもよい。コイル（26）は断熱処理されたまたは断熱処理されていない伝導性材料から製造することができる。断熱処理していない伝導性材料を使用する場合には、コイルを巻き付けたカテーテルの先端は、好ましくは被覆（32）に被われている（図1E参照）。
【００４１】
カテーテルの先端（24）は、コイルに至るリード（28）に電流が流されたとき磁気モーメントが形成される任意の形状の1つ以上のコイル（26）が巻き付けられてもよい。図1Aに図示されるように、コイル（26z）はカテーテルの先端（24）に巻き付けられたソレノイド巻きコイルであってもよい。このようなコイルは、電流が流されたとき、磁気モーメントMzを形成する。別のコイルの形状は図1Bおよび1Cに図示されている。図1Bおよび1Cのコイル（26x）および（26y）は、それぞれ、正方形または長方形の形状を有する同心性コイルである。この形状は限定する意図のものではなく；円形、すなわち、らせんパターンの形状を使用してもよく、または電流がコイルに流れるとき、望ましい配向を有する磁気モーメントが形成される楕円形、三角形もしくは任意の他の幾何学形状を使用してもよい。
【００４２】
コイルを巻き付けることができる他の形状は、ヘルムホルツコイル、改良型ヘルムホルツコイル、バードゲージコイルまたは望ましい配向を有する磁気モーメントを形成することができる当技術分野において既知の任意の他の形状である。
【００４３】
コイル（26）の長さ（30）は、例えば、管（12）が製造される材料およびその弾性率、内径、外径形および壁（22）の厚さなどの管（12）の寸法、カテーテル（10）の意図された用途、例えば先端が蛇行した脈管系を通過することを意図され、従って最大の曲げたわみを可能にするために先端のより大きな可撓性が要求されるかどうか、ならびにMR磁場強度等を含む数多くの要因に依存して変わる。非常に小さいコイルを本発明に使用することができる；内径0.05 mm、長さ0.5 mmほどの小さいコイルが使用されている。しかし、使用される典型的なコイルは内径0.4 mm、長さ3〜4 mmで、直径0.05 mmの銅製ワイヤーを使用する。
【００４４】
カテーテルに巻き付けられるコイル（26）の数は同様の要因に依存する。従って、図1A、1Bおよび1Cに示すように、1つのコイルをカテーテルの先端（24）に適用してもよい。好ましくは、コイル（26X）、（26y）および（26z）がカテーテルの先端に適用される。コイルは管（12）の長手軸に沿ってエンドツーエンドで配置されてもよいが、コイルは内部、中心および外部コイルとして層状化されることが好ましい。図1Dに図示するように、コイル（26z）は内部コイルであり、（26x）は中心コイルであり、コイル（26y）は外部コイルであるが、しかし、内部、中心および外部コイルとして任意の順番でコイルを使用してもよい。また、内部、中心および外部コイルは絶縁材料によって分離されてもよい。2つ以上のコイルが存在する場合、別の形状には、例えば、コイル内の選択された回路を活性化することによって一つもしくは複数の望ましい磁気モーメントが形成される、多数の独立に活性化可能な回路を有する同一平面形状のコイルが含まれる。
【００４５】
3つのコイルが全て存在する場合には、それらは、好ましくは、磁気モーメントMx、MyおよびMzが相互に直交するように構成される。コイル（26x）、（26y）および(26z)の長さは同じでも、異なってもよい。コイルはカテーテルの外部表面（20）に適用することが好ましい。他の形状が可能であるが、このような形状にすることによって、操作中の医師が診断作用または治療的作用のための材料を送達するためにカテーテルのコアを何も含まないままにしておくことが可能になるため、この形状が一般に好ましい。図1Dに図示するコイルの形状は、少量の伝導性材料を使用して、従って、熱の発生を低くして、大きい磁気モーメントを形成する。
【００４６】
さらに、コイル（26x）、（26y）および(26z)の任意のものはRFアンテナもしくは「受信コイル」またはRF送信/受診コイルとして働くことができる。または、別個のコイルを、受信コイルおよび/または送信/受信コイルとして作用させるために基体に適用することができる。非常に小さい血管の開口部を見つけるために、血管の見やすさを増大させなければならないことから、受信コイルおよび/または送信/受信コイルの存在は本発明の好ましい一つの態様である。現在のMRシステムは、高磁場MRシステムであっても、一般に、直径約3 mm未満の血管を見るほど十分な解像度を有しない。従って、MRシステムにおける表面コイルと同様の方法で作用する1つ以上のコイルをカテーテルの先端に取り付け、小さい開口部のような先端の局所環境を可視化することができる。一つの形状において、先端の内側またはステアリングコイル側にも配置することができる受信コイルおよび/または送信/受信コイルを特定のカテーテルまたはガイドワイヤーに取り付け、ワイヤーを介して内部のカテーテルの電力をかけることができる。これらのコイルは受信としてのみ使用される可能性が大きい。または、おそらく操作コイル自体を使用して、受信コイルおよび/または送信/受信コイルを永久的に先端に固定することができる。
【００４７】
方向づけ誘導および撮像を同時に、または、操舵性（steerage）、すなわちステアリングコイルおよび送信/受信コイルへの電流の送達、すなわち本発明の撮像モードへのRF信号の送信および/または受信間を迅速にスイッチングすることによって交互に実施することができる。さらに、方向づけ誘導および撮像は共に2つの全く異なる手段を使用して実施することができる。例えば、撮像は、カテーテル中の光線および光学を使用して、または超音波を使用して、MR信号によって得ることができる。方向づけ誘導は、MRスキャナー磁場の使用によって、および/またはガイドワイヤーもしくは同様の手段を介した手動式の動きによって得ることができる。または、方向づけ誘導は、電磁石または永久磁石（例えば、小型の専用外部磁石システム）を使用することによって得ることができる。撮像は、血管造影法および例えば選択された動脈または静脈内のカテーテルに注入された造影剤を使用して、または超音波を使用して得ることができる。
【００４８】
上記のように、図1Eは、コイル（26x）、（26y）および（26z）並びにリード（28x）、（28y）および（28z）がそれぞれ配置された先端（24）を有する細長い管（12）を備えるカテーテル（10）を例示する断面図である。カテーテルの先端はシース（sheath）（32）で被われている。シースの目的は、例えば、カテーテルの電気的成分と、カテーテルが留置されることが意図される生体液または組織との相互作用を最小にするためである。細長い管（12）に使用される材料の場合と同様に、シース（32）に使用される材料は、シースの望ましい目的を果たすのに好適な任意の材料であってもよい。また、シースは、カテーテルの先端の方向づけを妨害しない材料から製造される。好ましくは、シースは、カテーテルが製造される基体の弾性率と同じかまたはそれより小さい弾性率を有する材料から製造される。
【００４９】
本発明の重要な一局面は、（例えば、MRシステム中におけるように、または小型の外部磁石によって提供されるように）磁場を使用して、カテーテルを望ましい血管、体腔または導管内で正確に操作することができることである。カテーテルの先端のコイルによって形成される磁気モーメントの配向を変えることによってカテーテルの先端を望ましい方向に曲げることができる。磁気モーメントは、コイルに独立に供給される電流を変更することによって調節することができる。
【００５０】
コイルは、当技術分野において既知の任意の電源からリード（28）およびコイル（26）を介して電流を流すことによって「活性化」される。一態様において、リード（28）は、コイルに必要な電流を発生することができる装置に物理的に接続される。コイル（26x）、（26y）、および（26z）が存在する場合、各コイルは別個に制御可能な3つの電流によって独立に活性化されても、コイルの2つまたは3つを任意に組み合わせて同時に活性化してもよい。
【００５１】
カテーテルをMR撮像法と併せて使用する場合には、MR撮像に使用するRF場によってカテーテルの電気回路に電気エネルギーを送達することができる。等量のコンデンサーとスイッチを提供する必要な微小電気回路構成は当技術分野において既知であり、カテーテル内に構築されて、放電したとき、コイルを活性化するのに十分な電荷を形成することができる。この回路は、カテーテルの先端から、例えば2〜10 cmの短い距離に配置することができる。スイッチはMRシステムから伝達されるRFパルスの符号信号によって選択的に活性化されて、入り、切りを作動させて、コイルに適用される電流を調節する。これらのRFパルスは、MRシステムRF発生装置に、当技術分野の範囲内であると思われるわずかな変更を必要とすることがある。
【００５２】
以下の実施例により詳細に記載するように、カテーテル（10）の先端（24）は、コイル（26）に電流を適用することによって「目標化」、「誘導」、「方向づけ」、「配向」または「舵取り」される。これにより、コイルの形状の関数である軸を有する磁気モーメントが形成される。外部磁場の影響下にあるとき、磁気モーメントの形成によって、磁気モーメントが外部磁場に整列しようとするため、カテーテルの先端をねじる回転が生ずる。これを図2に例示する。図2Aは、外部磁場B（38）の存在下において電流が流れていない、軸（36）を有する1つのソレノイド巻きコイル（34）を例示する。図2Bは、電流が流れ、それによって、外部磁場B（38）に整列した磁気モーメントMz（40）を生じるコイル（34）を図示する。同様の方法で、コイル（26）を有するカテーテル（10）の先端（12）は、先端のコイルによって形成される磁気モーメントと適用される外部磁場との相互作用により曲げられる。
【００５３】
図3は、外部磁場内に配置された被験者の分岐血管（60）に挿入されているカテーテル（50）を例示する。カテーテル（50）はシース（52）、細長い管の先端（54）、コイル（56）およびリード（58）を備える。コイル（56）に電流を適用すると、先端（54）が曲がり、分岐血管（62）内へのカテーテル（50）の方向づけを可能にする。
【００５４】
多種の手段をインプット装置として使用して、コイルに供給される電流を連続的に選択し、調節することによって先端の曲げたわみを制御することができる。標準的な操作レバーはXおよびY方向の誘導を提供する。カテーテルの軸に対して先端の配向をモニターするシステムを有する二次元システムを用いて三次元誘導を実施することができる。または、例えばMRシステムの磁場配向またはいくつかの他の外部磁石システムによって供給される磁場配向のような、磁場の配向に対するカテーテルの先端の位置に基づいて、改良型操作レバーを用いて、またはコイルへの電流を変更することのどちらかによって、二次元制御をX、YおよびZ信号に変換することができる。改良型操作レバーは、第三次元へのカテーテルの先端の曲げたわみを制御することができると思われるボタンを有する操作レバーの使用を簡単にすると思われる。他に考えられるインプット装置には「仮想現実」手袋すなわち手の動きを追跡するための外部光線/光検出システムが含まれる。
【００５５】
カテーテルは、望ましい位置に到達したとき、治療工程を開始することができるように、治療的介入を提供するための手段をさらに含むことができる。治療が望まれる部位へのカテーテルの誘導は、現在では接近が困難または接近できない解剖学的部位への重要な接近を提供する。
【００５６】
1つの可能性のある使用は、出血、動脈瘤を治療するための、または腫瘍への血管供給および動静脈奇形（AVMs）を切断するためのバルーンの配置またはコイルの使用である。このようなコイルは当技術分野において既知であり、例えばシャラー（Schaller）に付与された米国特許第5,643,254号、パレルモ（Palermo）に付与された米国特許第5,522,836号、ガグリエルミ（Guglielmi）に付与された米国特許第5,354,295号に記載されている。また、装置をカテーテルに組み込んでもよく、それによってカテーテルを使用して腫瘍塊内において操作することができ、おそらく腫瘍の細胞内に配置され、その後腫瘍細胞を撲滅するのに十分な量と時間にわたって加熱または冷却が与えられる。撲滅ゾーンは標準的な技法（例えば、MR技法）を使用してモニターすることができる。同様に、放射性の針を接近不可能な腫瘍に植え込むことができる。
【００５７】
異なる成分の部分により本発明の用途を増強することができる。例えば、小型のステントは塞栓、斑の形成を予防するため、または冠動脈、内部頸動脈または椎骨動脈などの血管の細い側枝を開くために使用することができる。特殊な生検針は小血管壁を介して組織試料を作成することができる。生検針はカテーテルの軸から角度をつけられ、血管壁の損傷が実質的である場合には、凝血装置を使用することができる。
【００５８】
カテーテル誘導システムはまた、心不整脈の診断および治療に、またはてんかん発作の誘発および分析に使用することができるように、電流の導入を行うためにも使用することができる。または、偽関節骨折などの創傷を治癒するために電流を使用することができる。
【００５９】
または、腫瘍に放射性化合物を植え込むことによって、血管に制御可能な線量の放射線を送達するシステムを使用して、カテーテルを介して放射線を送達することができる。放射線治療は腫瘍の破壊のため、または血管形成術後の再狭窄予防のためにデザインすることができる（米国特許第5,616,114号および米国特許第5,618,266号を参照）。
【００６０】
図4を参照すると、本発明と併せて使用される段階を例示するフローチャートが提供されている。基本的には、カテーテルが被験者に挿入され、離れた部位に誘導され、そこでカテーテルを使用して望ましい作用が実施され、カテーテルが抜かれる。段階100では、カテーテルの先端の方向づけを誘導するためのコイルを有するカテーテルが、インターベンショナルラジオロジーによる診断および/または治療手法を受けるように準備された患者に挿入される。上記のように、カテーテルの先端のコイルはコンピュータおよび操作レバーインターフェースの制御下で各コイルへ電流を適用するための手段に結合される。カテーテルは、操作医師が望ましい通路に沿ってカテーテルの先端を手動式で操作することを可能にするために露出された近位端を有する。
【００６１】
カテーテルは局所麻酔下で患者の血管に挿入される。典型的には、挿入部位は患者の鼡径部の大腿動脈である。段階102では、カテーテルの先端は好ましくはMRIで撮像され、段階104では、操作医師は患者の血管内の先端の画像を見る。
【００６２】
段階106では、医師は操作レバーを使用してカテーテルの先端を移動する。カテーテルの先端は、段階108に例示するように、血管の長手軸と直行する平面にあってもよい。段階110では、医師はカテーテルの近位端を手動で操作して、望ましい通路に沿ってカテーテルの先端を進ませる。段階112によりカテーテルの先端が目的の血管または組織に配置されたら、段階114により、例えば、電気メス、冷凍手術、生検試料採取、治療剤の直接送達、治療剤-送達システムの送達、例えば生物分解可能なポリマー薬剤製剤、コイルの配置、バルーンの配置等のような望ましい介入的診断または治療行為が実施される。一方、カテーテルの先端が最終目的部位に到達していない場合には、段階102から始まる工程を繰り返す。
【００６３】
段階116では、望ましい結果が得られたかどうかを判定するために、カテーテルの先端を再度撮像し、介入的手法の対象である血管または組織であるようにする。望ましい結果が得られたら、段階118においてカテーテルを抜く。望ましい結果が得られなかったら、医師は少なくとも2つの選択肢を利用できる。その治療行為が繰り返されるか、または段階120に示すように、新たな行為が実施される。または、段階102から始まる工程を繰り返すことによってカテーテルの先端を再度配置してもよい。
【００６４】
図5Aは、一般に（170）で示される、図4のフローチャートに記載される方法を実施するために好適な装置の一態様を例示する。患者（172）は磁気共鳴撮像システム（174）内に配置される。図5Bに、患者の頭部（172'）および血管（172''）の拡大図を示す。患者の頭部の血管（172''）のさらなる拡大図を図5Cに示す。
【００６５】
直接手術技法に一般に使用されるMRシステムは、約0.2テスラ（Tesla）または0.5テスラの範囲の磁場強度を形成することができる低磁場強度装置である。これらの低磁場強度MRシステムは、医師が磁場の有用な部分で手術することができる空間を獲得するために使用される。対照的に、血管内技法については、操作医師は、通常、患者の鼡径部に位置し、穿刺部位でカテーテルを操作する。この状況では、例えば約1.5テスラ以上の高磁場強度のMRシステムを使用することができる。このようなシステムは、一般に、可視性が良好であり、撮像がより迅速である。さらに、所定のステアリング電流では、カテーテルの回転力は磁場強度に比例する。本発明はまた、あまり高価でなく、広範に配置される低磁場強度MRシステムに使用することもできる。また、これらの低磁場強度システムは、しばしば、患者への接近がより良好であり、特に非血管用途にとって重要であると思われる。
【００６６】
本発明はまた、他の磁場診断または治療システムを用いて実施することができる。例えば、本発明のMR誘導システムおよびカテーテルに関して上記したものと同様の装置を使用すると、外部磁場を使用してカテーテルまたは他の可撓性プローブを体腔または他の空間内に誘導することができる。磁場は、例えば、標的構造物の両側、例えば患者の頭部の両側に配置された電磁石または永久磁石によって形成することができる。血管造影法、例えば選択された動脈または静脈内のカテーテルに造影剤を注入することによって、または超音波誘導によって可視化された誘導を提供することができる。先端の曲げたわみは上記の手段の任意のものを使用して制御することができる。例えば、制御システムに接続された操作レバーを使用して、カテーテルの先端のコイルに電流を選択的に流し、外部磁場によって影響される先端を曲げるのに必要な磁場を形成することができる。
【００６７】
本発明のこの後者の態様の利点は、カテーテルを可視化するために確立され、証明されている技法であるX線透視検査による誘導を使用することができることを含む。また、本発明のこの態様は高価なMRシステムの使用を必要としない。さらに、高磁場MRの磁場が存在して磁気的に感受性のあるモニタリング装置および他の装置の使用が困難を生ずるとは思われないので、手法中にこのような装置を使用することができる。
【００６８】
本明細書中に記載され、請求されるカテーテル（176）は、患者（172）に挿入され、患者の頭部（172'）の血管（172"）内を進む先端（178）を有する。先端（178）は被覆されたコイル（180）を有する。コイル（180）からのリード（示していない）はカテーテルの長さ分だけ延在し、コンピュータ（82）を介してコイルに電流を適用するための手段に接続される。コンピュータ（182）はコイル（180）に適用される電流を制御するため、ならびに送信/受信コイルに適用され、および／またはそれから受信されるRF信号にシンクロナイズするために使用される。このコンピュータはMRシステムのコンピュータに接続されるか、または好適な制御システムがMRコンピュータのプログラムに組み入れられてもよい。操作レバー（184）は、上記のようにコイルに供給される電流を連続的に選択し、調節することによって先端の曲げたわみを調節するために使用される。フットペダル（186）は、MRI撮像モードとカテーテルの先端の方向づけ誘導モードの同時または切り替えを活性化するために使用される。ディスプレイスクリーン（188）は、MRI装置によって作成される画像を観察するため、患者の頭部（172'）の血管（172''）に、患者の血管内空間を介して誘導されるカテーテルの進行をモニターするため、および／またはRFコイルによって生成される画像を表示するために使用される。
【００６９】
本発明のこの態様の利点は、1つのMRIシステムが関心のある部位を撮像するため、および関心のある部位にカテーテルを誘導するための両方に使用されることである。別の利点は、同じカテーテルを局所環境を撮像するためおよび治療的介入を送達するために使用できることである。本発明のさらなる利点は、本発明のカテーテルは異なる治療範囲で送達するように設計することができることである。これらの治療には、冷凍手術的介入、温熱療法または低温療法プローブ、シャント留置、生検試料採取等が含まれるが、それらに限定されない。このような方法は当技術分野において既知である。例えば、MRI-介助型冷凍手術の手段は、ルビンスキー（Rubinsky）に付与された米国特許第5,433,717号およびバーケン（Barkrn）に付与された米国特許第5,531,742号に記載されており、温熱療法プローブはカンダルパ（Kandarpa）に付与された米国特許第5,323,778号およびバトン（Button）に付与された米国特許第5,492,122号に記載されている。これらの開示内容は参照として本明細書に組み入れられている。
【００７０】
本発明は、インターベンショナルラジオロジー技師または他の技師がより速く、より簡単でより安全に離れた血管内僕的部位に接近することを可能にする。本発明をMR撮像に関して使用する場合には、磁気共鳴血管造影法に使用される造影剤はx-線血管造影法に使用されるヨウ素化された造影剤よりずっと安全であり、x-線への暴露も排除されるという点において本発明は有利である。また、本発明の全ての態様において、かなり少ないカテーテル操作で目的の血管に到達するので、穿刺部位の出血などの合併症の可能性および斑を除去したり、途中で血管を切開する可能性を低下させる。本発明の利点は、少なくとも一部には以下に寄与する：カテーテルの先端を方向づけるために内部回転が必要ないので、カテーテルは硬くなくてもよい；カテーテルの先端を急な角度で曲げることが容易に実施できる；ヨウ素化された造影剤ではなくガドリニウムジエチレントリアミン五酢酸（GdDTPA）を撮像に使用する；ガイドワイヤーは必要ないか、またはあまり使用されない；造影剤がなくても細い血管を可視化することができる；および、イオン化放射線を使用しない。
【００７１】
標的血管へカテーテルを誘導する利点以外に、MR治療システムにより加温または冷却の適用をモニターすることが可能になり、MR撮像技法によりさらに大きな解剖学的および機能的情報が提供される。
【００７２】
以下の実施例は、本発明の新規な装置を製造する方法および使用する方法に関する完全な開示と説明を当業者に提供することを意図しており、本発明者らが本発明と考えるものの範囲をいかなる形でも限定するものではない。使用した数値（例えば、電流の振幅、カテーテルの径等）に関して、正確さ保証するための努力をしたが、何らかの実験誤差および偏差の説明をしなければならない。特に示さない限り、部または重量部、分子量は重量平均分子量であり、温度は摂氏度単位であり；電流はmA単位であり；磁場強度はテスラ（Tesla）単位であり、圧力は大気圧または近似大気圧である。
【００７３】
実施例１
介入的MRIのカテーテルに動きを与える、すなわち方向づけを提供するためのコイルの使用は、カテーテルの先端を動かす、すなわち方向づけるための適当な力を必要とする。この力は、コイルの電流と周囲のMR磁場との相互作用によって形成されるはずである。この検討は、本発明に使用されている3つのカテーテルの特徴に基づいている。2.0 mmの曲げたわみを計算の目標として設定した。
【００７４】
3つのカテーテルは径と材料の特徴を決定するために測定された。有為な先端の曲げたわみおよびその曲げたわみを形成するために必要な力を推定した。他の用途のためのコイルを検討して、製造の可能性を評価した。カテーテルの1つにつけたコイルを用いた曲げたわみを詳細に算出した。他のカテーテルに外挿した。
【００７５】
分析の結果は、2.0 mm以上の曲げたわみは利用可能なカテーテルの2つでは容易に形成することができることを示している。（3つめのカテーテルは先端に永久的な欠陥があり、測定したが、ここでは考慮しなかった。）カテーテルの先端付近に配置した60巻きのソレノイドコイルを考慮し、他の目的のために使用されるコイルの範囲内で適当であることを見いだした。カテーテルの径の約10%の導体径をこの検討のために選択した。電流を供給したコイルは10ガウスの次数で最大磁場を形成し、局所的なMRI像に影響を与えるが、ステアリング電流適用中のみである。交流モードでは、撮像を妨害しないと思われる。コイルによって発生される熱は1ミリワットの数分の1であったので、コイルが長期間作動中でも発熱はおそらく問題にならないだろう。
【００７６】
A.  カテーテルの形状と径  表Iに記載する3つのカテーテルを試験した。「フレンチ」サイズはカテーテルを供給した製造業者の情報に基づいている。これらのカテーテルは径および「フレンチ」サイズとSIと英国単位との関係を求めるために測定した。径測定の結果を表IIに掲載する。フレンチサイズとSIの外径のおおよその経験的関係と思われるものが見いだされた（I）：
【数】
0004206195.tif 000002
【００７７】
【表１】
0004206195.tif 000003
【００７８】
【表２】
0004206195.tif 000004
【００７９】
カテーテルの全体の寸法の他に、バルト（BALT）1.5フレンチカテーテルの壁の厚さは0.0045"または0.1125" mmであると測定された。コルディス  スーパートルク（Cordis Supertorque）は先端が永久的に曲がっているので、血管への進入がより容易である。結果として、コルディス  （Cordis）の材料は他の2つのカテーテルに使用されている材料よりずっと硬かった。それはこの検討において関心のある曲げたわみの種類に適当であるとは考えられない。
【００８０】
B.  カテーテル材料の弾性率  カテーテル最も細い部分の弾性率--バルト（BALT）1.5 フレンチ--を単純な引っ張り試験で測定した。200 mmの先端部分全体が自由につり下がるようにカテーテルを円形の棒で支えた。この部分の上端に配置したテープは、カテーテルの先端（末部）から約20 cmの明確な基準点となった。非常に軽い圧迫クランプを先端付近に取り付け、カテーテルにナイロンモノフィラメントを接続した。ナイロンは数グラムの重りを支えるように設計された。テープの下から圧迫クランプの上端までの垂直距離を使用して、カテーテルの伸びまたは歪みを求めた。表IIIは適用した重りの関数としてカテーテルの長さを示す。
【００８１】
【表３】
0004206195.tif 000005
これらの伸びを使用して、カテーテルの応力およびカテーテル材料の弾性率Eを求めた。これは、カテーテルの断面の測定値を必要とした。測定された壁の厚さ0.0045"および外径0.022"（0.55mm）に基づくと、カテーテルの面積は0.000247 in2または0.1596 mm2である。材料の弾性率は、適用した応力σにより測定された歪みeから求められる。
【数】
0004206195.tif 000006
種々の伸びのカテーテル材料について見いだされた弾性率の値を表IVに示す。力を増すと、弾性率はわずかに増加すると思われる。この影響は、おそらく、測定精度および歪みの大きい値に関係すると思われる。多くの材料の許容可能な歪みの最大値は、0.003未満であり、これと比較すると、ここで観察された最大値は0.09であった。以下の計算について、カテーテル材料の有効弾性率は1000 psi（6.8 MPa）であると考えられ、これは極めて小さい。比較として、鋼、アルミニウムおよび構造用木材の弾性率は30,000,000psi、10,000,000psiおよび1,500,000psiである。
【００８２】
【表４】
0004206195.tif 000007
【００８３】
C.カテーテルの曲がり  カテーテルに使用される管状材料などの構造物は、横軸方向の力および横軸方向の回転力によって長手軸に横断する方向に曲げられることができる。曲げたわみの大きさはカテーテルの形状、使用される材料、その部分の内部のモーメントおよび曲げられる部分の長さに依存する。これらの曲げたわみは、弾性ビームの基本的な理論によって与えられる。（例えば、William RileyおよびLoren Zachary、Introduction to Mechanics of Materials、John Wiley and Sons, New York, 1989を参照。）長さLにわたって支持されていないビームの末端の力Fによる曲げたわみYは下記の式であらわされる：
【数】
0004206195.tif 000008
（式中、Eは材料のヤング率であり、Iは構造物の内部のモーメントであり、xは圧迫末端からの距離である）。
【００８４】
同様に、カテーテルの自由末端に適用される回転力Tは曲がりを生ずる：
【数】
0004206195.tif 000009
ビームの内部モーメントIは単位長さ４を有し、断面の幾何学的形状のみに依存する。例えば、径rの中実の棒は以下の式の内部モーメントを有する：
【数】
0004206195.tif 000010
内径riおよび外径roを有するカテーテルなどの中空の管は以下の式によって与えられる内部モーメントを有する：
【数】
0004206195.tif 000011
【００８５】
D.磁場中のコイルに対する力  この節では、本発明者らは、磁場中のコイルによって形成することのできる力を計算する。磁場中で電流iを有する導体の各部dsに対する力dFは、電流の方向と適用される磁場Bの方向との両方に垂直である：
【数】
0004206195.tif 000012
導体がコイル状に巻かれる場合には、コイルには2種類の力が作用する。第一は導体に対して外側（または内側）の力である。この力は、コイルに輪型の負荷を生ずる。外部磁場が一定である場合には、コイルを動かす傾向のある正味の力はコイルに作用しない。しかし、磁場勾配がある場合には、正味の力が存在する。電気モータに使用されるのは磁気勾配に関連するこの力である。コイルに対して作用する第二の力はねじりの力、すなわち回転力であり、外部磁場に対するコイルの配向に依存する。この回転力により、制約されていないコイルは、コイル自体の内部磁場と外部磁場が平行になる配向まで回転させられる。磁場B中の磁気モーメントMを有する固定式コイルによって形成される回転力Tは以下の式によって与えられる：
【数】
0004206195.tif 000013
コイルのモーメントは、電流、i、巻き数、nと有効面積の積によって与えられる。
【数】
0004206195.tif 000014
式中、νはコイルの軸方向の単位ベクトルであり、または等しくはコイル面積に対する垂直線であり、roはカテーテルの外径であり、rwはワイヤーの径である。ここでは、ソレノイド巻きコイルがカテーテルの外側に巻き付けられると考える。カテーテルの先端の他のコイルの幾何学的形状も考えられる。しかし、磁気モーメントの大きさが計算または測定のいずれかによってわかれば、回転力は上記の等式によって得ることができる。当然、他のコイルによって形成される回転力は、コイルの配向に応じて、ソレノイドの方向とは異なる方向となる。
【００８６】
E.コイルとコイルの材料  非常に小型のコイルは核磁気共鳴試験に使用されている。使用される典型的なコイルは内径0.4 mm、長さ3〜4 mmで、径0.05 mmの銅製ワイヤーを使用する。
【００８７】
銅製ワイヤーのいくつかの試料をニューイングランドエレクトリックワイヤー（New England Electric Wire）から入手し、それらの寸法を評価し、抵抗が、室温において銅について引用されている1.8 10-8オームメーターと類似しているかどうかを判定した。いくつかの試験コイルに十分な材料が利用可能である。大型のワイヤーの引用されている抵抗を寸法の測定値の精度に対して補正した、±0.0003 in。表Vは試験したワイヤーの測定された寸法を示す。
【００８８】
【表５】
0004206195.tif 000015
【００８９】
F.カテーテルの曲がり  1.5フレンチBALTカテーテルの曲げたわみを生ずるのに必要な回転力を、前節で展開した関係を使用して以下のように算出する。第一の問題は、曲げたわみに必要な力を求めることである。これを推定するために、本発明者らは、（1）カテーテルは血管の内部にあり、より細い血管に進入するために先端で曲げられなければならない；（2）2.0 mmの先端の曲がりはカテーテルがより細い血管で方向づけるのに十分である；（3）カテーテルは20 mmの長さにわたって制約されていない；および（4）40ゲージのワイヤーを60巻きしたコイルをカテーテルの外側に巻き付けるとする。
【００９０】
BALT、1.5フレンチ、カテーテルの内部モーメントは以下のようである：
【数】
0004206195.tif 000016
内部モーメントおよび測定された弾性率Eを使用すると、2.0 mmの曲げたわみを生ずるのに必要な回転力を算出することができる：
【数】
0004206195.tif 000017
1.5 Tの磁場内でこの大きさの回転力を生ずるのに必要な磁気モーメントは以下のようである：
【数】
0004206195.tif 000018
（式中、本発明者らは、sin（θ）=1とした）。この値から、60巻きのコイルに必要な電流を算出することができる：
【数】
0004206195.tif 000019
このコイルは、約10ガウス（1 mT）のピーク磁場を生じ、確実にMRI操作に影響を与える。従って、コイルには、その位置で観察する短い期間にわたって電流が供給されなければならない。
【００９１】
G.  コイル内の加熱の影響  電流は、ジュール加熱を生じ、コイルの温度を上昇させる。この影響を計算するために、本発明者らは40ゲージのワイヤーおよび比熱Cv=4.1J/cc/℃の銅の抵抗を使用する。温度の上昇は以下のようである：
【数】
0004206195.tif 000020
コイルに生ずる電力は0.053 mWで、非常にわずかな熱しか発生しなかったので、おそらく連続電流をコイルに流すことが可能であることを示している。より大きい力およびより大きい曲げたわみが可能であるはずであり、短期間パルスの電子装置は製造がかなり簡単であるはずである。
【００９２】
H. 他のサイズのカテーテルの動き--スケールアップ  この点に至る計算は利用可能な最も小型のカテーテル、BALT1.5フレンチに基づいている。より大きいサイズのカテーテルへのスケーリングを推定することは有用だろう。本発明者らが、カテーテルの径が増加するにつれて導体の径が増加すると考えると、曲げたわみは以下のようになる。
【数】
0004206195.tif 000021
ここで、電流密度
【数】
0004206195.tif 000022
を使用した。その理由は、異なる径の2つの導体における局所的な発熱（dT/dt）は、電流密度が同じであれば、同じであるからである。BとEは2つの場合において同じであるので、曲げたわみの差は支持されていない部分の長さ、Lおよびコイルの巻き数だけに依存する。上記のアプローチに基づいたスケールアップについては以下のことがいえる：（1）必要な電流は、カテーテルの径の面積、d2、につれて増加する；（2）総電力インプット（W）は導体の容積、すなわち、d3につれて増加する；（3）少なくともフレンチ4までのカテーテルは、弾性率が変化しない限り曲げられる；（4）コイルによって形成される磁場はカテーテルの径に比例する；および（5）カテーテルの曲げたわみはBおよびjに比例する、従って0.5 Tにおける操作が可能になるはずである。
【００９３】
実施例２
36ゲージの断熱処理した銅製ワイヤーを使用して、25〜30巻きのソレノイドコイルを1.2 mmの前者に巻き付けた。コイルは0.9%（標準的な生理的）食塩水を含有する管に挿入された。2 T Omega CSI-IIシステム（Bruker Instruments, Fremont, CA）および55 mmi.d. バードケージ送信/受信RFコイルを使用して撮像を実施した。4つの実験例を適用した：（1）ファントム（試験管には生理食塩水のみ、微小コイルなし）；（2）主要磁場軸に対して傾斜しており不活性な（電流供給なし）微小コイルを挿入したファントム；（3）（2）と同様であるが、コイルに10 mAの電流を流したもの、（4）（2）と同様であるが、電流をながさない、電流切断直後のもの。勾配反転エコー画像系列を以下のパラメーター：TR/TE/flip:100ms/3ms/30°と共に使用した。2つの信号平均値を得たので、25秒の総撮像時間（128マトリックス）が必要であった。
【００９４】
生理食塩水ファントムでは均一な信号強度が観察された。コイルは、均一なバックグラウンドに対して信号空隙としてはっきりと可視化された。わずかにぼやけが観察されるが、重大な磁化率アーチファクトは観察されなかった（図6）。コイルの電流によってコイル以外の場所に大きい信号空隙が観察された（図7）。残存するアーチファクトは観察されなかった。電流遮断直後に得られた像は電流適用前のものと同じであった（差し引くと、純粋なノイズが得られた）（図8）。主には、管の壁にコイルが接触する機械的な抵抗のために、電流を適用しても動きは検出されなかった。試験管がない場合には、コイルに電流を適用するとコイルの明確な動きが観察され、2T磁石内で主要な磁場軸に対して斜めに配向した。従って、コイルは、重大な磁化率アーチファクトを生ずることなく、典型的なMRI系列を使用して可視化することができる。方向付け中は、電流はコイルの可視化ができない；しかし、電流を遮断後も残存する影響は見られなかった。コイルが容易に可視化されると、コイルの可視化と動きのスイッチングが可能になる。コイルは、電流を適用すると磁場に整列し、磁気モーメントを形成することが観察された。一般に（外部からの抑制がない場合には）、動きが生じ、光学的に可視化可能であった。
【００９５】
実施例３
コイルの試験：コイルの曲げたわみの動的撮像
この検討において、MRIシステムの磁場内で、電流がながれているソレノイドコイルを曲げる段階、およびコイルの巻き内の電流の通過によってコイルを動的に撮像する段階を目的とする。
【００９６】
36ゲージの引っ張り銅製ワイヤーの25〜30巻きのソレノイドコイルを使用した。コイルは、MRI可視化を改善するために数滴のGdDTPAを含有する約100mlの蒸留水を入れた容器内に垂直に吊した。コイルは固定した地点から約3.5 cmの地点に吊し、完全に水に漬けた。撮像は、2 T Omega CSI-IIシステム（Bruker Instruments, Fremont, CA）を使用して実施した。高解像度スピンエコー位置決め画像以外に、動的シングルスライス勾配反転エコー画像をコイルを含む矢状面で、スライス厚さ2mm（スポイルド勾配反転アクイジション（SPGR）パルス系列TR=12 ms、TE=2.4 ms、ふり角約60°）を用いて獲得した。画像獲得時間（128×128マトリックス、視野50mm）は約1秒であった。電流なし、+ve電流、電流なし、-ve電流および電流なしの交互の期間を各期間2〜3画像獲得するまで持続させて、16の動的画像のセットを獲得した。この3つの実験例において、電流レベル±38mA（図9A）、±58mA（図9B）および±130mA（図9C）を使用した。示した電流は約2〜3秒間適用し、その期間中は一定に維持した。コイルの先端のピークツーピーク曲げたわみを各電流レベルについて測定した。「ピークツーピーク」は、正の電流と負の電流の間をコイルの先端が移動することを示すために使用される。
【００９７】
図9A、9Bおよび9Cは各々上記のプロトコールを用いて獲得された16の画像を示す。各々の場合において、静止中のコイルは細い信号空隙として可視化することができる。電流を適用すると、磁場妨害が観察されることがある（信号空隙の延長として）。しかし、曲げたわみは解像することができる。電流に誘発された信号空隙および曲げたわみの大きさは電流の増加と共に増加する。曲げたわみの意味は適用された電流の極性に相当する。
【００９８】
4つの電流条件下（0 mA（図10A）、38 mA（図10B）、58 mA（図10C）および130 mA（図10D））での最大の正および負の曲げたわみに対応する重なった像（図10参照）を撮像することによって、「ピークツーピーク」曲げたわみを測定することができる。図11は、適用された電流の関数として、図9の像から測定された末端の「ピークツーピーク」曲げたわみのプロットを示す。
【００９９】
これらの結果は、2T磁場に垂直に吊されたソレノイドコイルに電流を適用すると、磁場軸方向に曲げたわみを生じることを示す。曲げたわみは、高速MRIを使用して動的に撮像することができる。曲げたわみの意味は適用された電流の極性に相当する。曲げたわみの大きさは適用された電流にほぼ直線的にスケールアップする。コイルに流れる電流によって生じる信号空隙化アーチファクトは適用される電流と共に増加するが、曲げたわみの可視化を不鮮明にはしない。
【０１００】
実施例４
血管造影法における磁気的に誘導されるカテーテル
上記の実施例のMRIシステムに使用するために記載したものと同様の装置を電磁石または永久磁石によって形成される外部磁場と合わせて使用する。磁石は、標的構造物、例えば患者の頭部の両側に配置される。
【０１０１】
血管造影法はカテーテルの視覚誘導を提供する。具体的には、造影剤を選択された動脈または静脈内のカテーテル内に注入する。装置の制御システムに接続された操作レバーを使用してカテーテルの先端のコイルに電流を選択的に導入する。導入された電流は、外部磁場によって影響される先端を方向づけるのに必要な磁場を形成する。一般に、この実施例に使用される工程は、大型のMR磁石の代わりに、小型専用磁石システムを使用して磁場を形成すること以外は、MRで装置を使用するために記載したものと同じである。
【０１０２】
医師である操作者がカテーテルを進行させるとき、操作者はX線透視下で分岐血管および他の構造を可視化するために放射線不透過な造影剤を注入する。カテーテルは、任意に、カテーテルの前進を容易にするガイドワイヤーを備えてもよい。カテーテルの先端は、適切な方向に先端を曲げることによって操作され、選択された分岐中を前進する。
【０１０３】
実施例５
超音波において磁気的に誘導されるカテーテル
上記の実施例においてMRIシステムで使用するために記載したものと同様の装置を、電磁石または永久磁石によって形成される外部磁場と合わせて使用する。磁石は、標的構造物、例えば患者の頭部の両側に配置される。
【０１０４】
超音波はカテーテルの視覚誘導を提供する。装置の制御システムに接続された操作レバーを使用してカテーテルの先端のコイルに電流を選択的に導入する。導入された電流は、外部磁場によって影響される先端を方向づけるのに必要な磁場を形成する。一般に、この実施例に使用される工程は、大型のMR磁石の代わりに、小型専用磁石システムを使用して磁場を形成すること以外は、MRに装置を使用するために記載したものと同じである。
【０１０５】
医師である操作者がカテーテルを進行させるとき、操作者は分岐血管および他の構造の可視化を容易にする超音波下でカテーテルの位置を可視化する。カテーテルは、任意に、カテーテルの前進を容易にするガイドワイヤーを備えてもよい。カテーテルの先端は、適切な方向に先端を曲げることによって操作され、選択された分岐中を前進する。
【０１０６】
本発明を具体的な態様に関して説明したが、多数の改良、変化、変更、置換および等価物は当業者に明らかであると思われる。
【図面の簡単な説明】
本発明の記載を通して、同じ部分が全体を通して同じ部分を示す添付の図面に言及される。
【図１】  カテーテルの先端の縦軸方向に対して平行な磁気軸（Mz、図1A）または垂直な磁気軸（Mｘ、図1B、；Mｙ、図1C）を有するコイルを備えるカテーテルの先端を例示する。図1Dは、相互に直交する磁気軸を有する重なった内部コイル、中間コイルおよび外部コイルを有するカテーテルの先端を例示する。この図では、中間コイルと外部コイルは例示目的のために切り取られている。図1Eはカテーテルを取り囲むシース（sheath）と重なった内部コイル、中間コイルおよび外部コイルとを有するカテーテルの先端の切り取られたものを例示する。
【図２】  図2Aは外部磁場Bの存在下における、電流がコイルに流れていない1つのソレノイド巻きコイルを例示する。図2Bは、外部磁場Bの存在下における、電流がコイルに流れている1つのソレノイド巻きコイルを例示する。
【図３】  外部磁場中に配置された被験者の血管内に挿入されており、コイルに電流が適用されており、それによってカテーテルの先端を曲げて、側枝血管内にカテーテルを方向づけさせることが可能になる、カテーテルとコイルを取り囲むシースを有するカテーテルを例示する。
【図４】  本発明の一態様によって被験者の離れた部位にカテーテルを誘導するための方法のブロックダイアグラムである。
【図５】  図5A〜Cは本発明の一態様によって離れた目的部位に装置を誘導する方法を実施するのに好適なシステムの例示である。
【図６】  36ゲージの断熱処理した銅ワイヤーを使用して、1.2 mmの前者に巻き付けた25〜30巻きコイルの視像である。画像は、2 T CSI-オメガスキャナー（Omega scanner）および55 mm i. d. バードゲージ送信/受信RFコイルから得られた。電流適用前の冠状断面像を示す。
【図７】  36ゲージの断熱処理した銅ワイヤーを使用して、1.2 mmの前者に巻き付けた25〜30巻きコイル多数の考えられる構成の1つを示す視像である。画像は、2 T CSI-オメガMRスキャナー（Omega MR scanner）および55 mm i. d. バードゲージ送信/受信RFコイルから得られた。画像は約10 mAの直流の適用中に撮像した。明らかな磁場妨害が生じ、信号空隙化（voiding）が物理（physical）コイルを越えて延在する。
【図８】  36ゲージの断熱処理した銅ワイヤーを使用して、1.2 mmの前者に巻き付けた25〜30巻きコイルの視像である。画像は、2 T CSI-オメガスキャナー（Omega scanner）および55 mm i. d. バードゲージ送信/受信RFコイルから得られた。画像は電流遮断後に撮像され、これは空隙化アーチファクトが消失することを実証している。
【図９】  図9Aは、実施例3に記載するように、コイルに適用した0、+38 mA、0、-38 mAおよび0電流の動的シリーズに対応して連続的に得られた画像を並べたものである。図9Bは、実施例3に記載するように、コイルに適用した0、+58 mA、0、-58 mAおよび0電流の動的シリーズに対応して連続的に得られた画像を並べたものである。図9Cは、実施例3に記載するように、コイルに適用した0、+130 mA、0、-130mAおよび0電流の動的シリーズに対応して連続的に得られた画像を並べたものである。
【図１０】  図10A、10B、10Cおよび10Dは、それぞれ、0 mA、38 mA、58 mAおよび130 mAに応答する正および負のコイルの曲がりに対応する像を重ねたものである。
【図１１】  適応した電流の関数として、カテーテルの先端の+および-電流に対応するピーク-ツー-ピーク変位、すなわち変位の範囲のプロットである。
【図１Ａ】
0004206195.tif 000023
【図１Ｂ】
0004206195.tif 000024
【図１Ｃ】
0004206195.tif 000025
【図１Ｄ】
0004206195.tif 000026
【図１Ｅ】
0004206195.tif 000027
【図２】
0004206195.tif 000028
【図３】
0004206195.tif 000029
【図４】
0004206195.tif 000030
【図５】
0004206195.tif 000031
【図６−８】
0004206195.tif 000032
【図９】
0004206195.tif 000033
【図１０Ａ−Ｂ】
0004206195.tif 000034
【図１０Ｃ−Ｄ】
0004206195.tif 000035
【図１１】
0004206195.tif 000036