CN1744864A - 磁共振相容支架 - Google Patents

Abstract

提供了一种可和磁共振成像系统一起使用的血管内支架。该支架的构造设计使得其射频笼效应达到最小，该笼效应是支架处于相关的射频信号磁共振环境中在支架中感应的电流造成的。这种支架包括一种导电材料的网格和设置在该网格内的非导电材料，该非导电材料用于将该网格连接成为通常为管状的结构以便流经该网格的净电流近似为零并且使得射频笼效应达到最小。

Description

磁共振相容支架

技术领域

本发明涉及磁共振成像(MRI)领域。本发明更可以应用于当动脉及其周围组织患有诸如动脉粥样硬化等冠心病及脉管疾病时所作的磁共振动脉造影。更具体地说，本发明涉及使用支架来治疗这类疾病，这种支架在磁共振过程中所造成的图像假象最小。

背景技术

磁共振成像(MRI)由于它的无创伤特性而愈来愈多地用于血管疾病的鉴定。在磁共振成像过程中，检测区域内要生成一个基本均匀的主磁场。该主磁场将处于检测区域内的患者的待成像的核自旋系统极化。通过待检测区域发射射频激励信号而在与主磁场方向一致的偶极中受到该射频信号的激励而发生磁共振。具体地说，通过射频线圈组件发射的射频脉冲使所述偶极倾斜而偏离主磁场方向，并造成一个宏观的磁矩矢量以绕着平行于主磁场轴线的方向旋进。该射频线圈组件被调谐到主磁场中的待成像的偶极的共振频率上。当旋进的磁矩弛豫并回复到和主磁场一致的原先状态时，它又转而产生相应的射频磁共振信号。该射频磁共振信号由射频线圈组件来接收，该射频线圈再次被调谐于该共振信号频率上。根据所接收的共振信号，便可以重构起一个图像并显示在人眼可视的显示器上。以磁场脉冲对空间位置进行编码，该磁场脉冲的共振频率随着空间位置的不同而变。

支架的植入对于冠心病和血管疾病的治疗来说是一种常见的外科程序。典型的支架是一个小型的能够自行膨胀或依靠气囊膨胀的金属网格管件，该管件安放在动脉内以使其保持开启。这种支架通常用来支撑正在愈合的组织。这种支架也可以用在冠状动脉搭桥移植外科术中以使移植的血管保持开启，也可用于气囊血管成形术后以防止血管的重新闭合，或可用于其它外科手术之中和/或之后。因此，动脉粥样硬化性病变的支架支撑术已经成为一种非常普遍的治疗手段，并且已经用在广宽门类的解剖学位置上。

尽管支架作为有效的微创疗法提供了优点，但也具有再狭窄率较为显著的缺点。因此，在支架植入后必须进行例行的诊断检测。

然而不幸的是，用磁共振鉴定血管疾病和用支架来进行相关的治疗却不能同时得到应用。取决于所使用的支架的具体类型的不同，支架内或支架附近的组织的磁共振显示可视化或是严重削弱或是无法显示。由于安放支架的血管的固有的几何形态的原因，血管内支架的基本形态总是基于园柱形的。由于对支架的力学性能的严格要求，支架必须用金属材料来制造。又由于支架器件通常通过蚀刻一个坚实的圆筒形骨架制成，所以支架在各个方向上的导电性是无阻的。因此，当支架处于在磁共振成像器所产生的射频电磁能量下时，支架中便会产生感应电流。此感应电流使得所施加的射频磁场局部畸变并衰减使支架内部区域的射频磁场的振幅(射频屏蔽效应)。所以，这种导电材料的主要缺点，除了其磁化系数外，是这种材料会对磁共振检测中用来激励组织的射频脉冲形成干扰。概括地说，外加射频磁场在支架上产生倾向于反抗该外磁场的电流。这种干扰使支架附近的射频磁场发生畸变并且通常使得腔道内的信号强度显著减小。这种效应通常亦称为“射频笼效应”。这种笼效应限止了利用磁共振成像对支架的开放性及动脉状况进行无创伤随访评估的效用。

所以需要提供一种新的支架设计造，这种支架能够克服具有磁共振成像器的发射的射频磁场的干扰问题，使得有可能用磁共振技术对支架治疗后的病人进行检测鉴定。

发明内容

本专业的技术人员在阅读并理解下面的说明书后将能看到本发明的各项内容紧扣上面提出的问题及其它的问题。

根据本发明的一方面，提供了一种血管内支架。该支架包括一个导电材料形成的网格。该支架还包括了一种非导电材料，该非导电材料配置在所述网格内，该非导电材料的用于将该网格通常连接成为管状的结构以便使得流经该网格的净电流近似为零。

根据本发明的一项更为受限的方面，其中导电材料网格包括多个支杆，这些支杆通常配置在关于支架中心轴的倾斜方向上。

根据本发明的一项更为受限的方面，其中非导电材料包括多个连接元件，该连接元件用于引导(channeling)电流通过该多个支架。

根据本发明的一项更为受限的方面，流经支杆的电流是由磁共振设备的检测区域内的射频信号感应的。

根据本发明的一项更为受限的方面容，支杆及连接元件确定了多个支杆段，每个支杆段具有一个与此相关的段电流，并且邻近的支杆段的段电流大小相等而极性相反。

根据本发明的一项更为受限的方面，导电网格包括多个同轴的环路以及多个连接件，该连接件用于连接该同轴环路。

根据本发明的一项更为受限的方面，非导电材料包括多个绝缘结点，该绝缘结点配置在所述导电网格内使得在该网格内形成多个开路。

根据本发明的一项更为受限的方面，非导电材料包括多个绝缘结点，该绝缘结点配置在所述导电网格内。该支架还包括多个引导元件，该引导元件配置在该绝缘结点内，该引导元件用于引导感应电流流经该导电网格。

根据本发明另一方面，提供了一种用于血管内治疗的磁共振相容支架。该支架包括多个导电元件，该导电元件配置成通常为管形的结构。该支架还包括至少一个非导电的绝缘体，该绝缘体配置在该导电元件之间，该绝缘体用于引导感应电流如此地流经导电元件以使得流动在支架内的净电流接近于零。

根据本发明的一项更为受限的方面，该电流是由磁共振设备的检测区域内的射频信号感应的。

根据本发明的一项更为受限的方面，该导电元件包括通常关于支架中心轴倾斜配置的支杆，以及该至少一个非导电绝缘体包括多个连接元件，该连接元件用于引导电流如此地通过支杆以使得相邻段的电流相互抵消。

根据本发明的一项更为受限的方面，该导电元件包括多个环路，该环路配置在支架中心轴周围，该导电元件还包括多个连接件，该连接件用于连接该环路使得该环路及该连接件形成一个围绕支架中心轴的通常为管形的结构，以及该至少一个非导电绝缘体包括多个绝缘结点，该绝缘结点配置在该导电元件内以控制在该导电元件内感应的电流。

根据本发明的一项更为受限的方面，该支架还包括多个引导元件，该引导元件配置在该绝缘结点内，该引导元件用于引导电流通过该环路及该连接件以使得相邻环路内流动的电流互相抵消。

根据本发明的另一方面，提供了一种磁共振相容支架。该支架包括导电装置及非导电装置。该导电装置用于使电流得以在支架内传导，该电流由磁共振设备的检测区域内的射频信号感应。该非导电装置用于引导在支架内流动的电流以便使得支架内流动的净电流接近于零。

根据本发明的另一方面，提供了一种磁共振成像方法。该方法包括下列步骤：用一个主磁体在检测区域里生成一个主磁场；通过向检测区域发射射频信号在位于检测区域内的检测对象中激励磁共振，该检测对象内具有一个放置在其中的血管内支架；通过磁场梯度对检测对象内的磁共振进行空间编码；以及接收来自检测对象的磁共振信号。该方法还包括从至少一个所发射的射频信号和来自检测对象的磁共振信号在所述血管内支架内感应电流，并引导该感应的电流以这样的方式流经该支架使得流经该支架的净电流接近于零。该方法还包括重构所接收的信号为磁共振图像。

本发明的一个实施例的优点为：当支架用于磁共振成像技术时可能使支架的射频干扰降至最小或有可能甚至完全阻断射频干扰。

本发明的一个实施例的另一个优点为：可以降低磁共振成像中的和支架相关的假像。

本发明的一个实施例的另一个优点为：使得能够更现实地以无创的磁共振成像技术对进行了支架治疗后的病人进行跟踪。

本发明的一个实施例的另一个优点为：支架更容易建造。

本专业的普通技术人员在阅读并理解下面的优选实施例的描述后将能更清楚的了解本发明的更多的优点。

附图说明

本发明可以采取各种各样的元件及元件组合以及采取各种各样的步骤及步骤组合。所给出的附图仅是为了对优选实施例进行图示的目的而不对本发明的范围构成限止。

图1所示为一个磁共振成像扫描仪的方块图，在成像区域内具有一个支架；

图2所示为一个根据本发明的支架的实施例；

图3A所示为一个支架的更为详细的截面图；

图3B所示为一个支架的更为详细的截面图，图中展示了电流通过支架的路径；

图4A所示为支架的另一个实施例；

图4B所示为支架的另一个实施例。

具体实施方式

参照图1，磁共振成像扫描器10包括一个园柱形的主磁体12，其优选是超导和低温屏蔽的。主磁体12确定了一个磁体腔14或检测区域，其内安放了待成像的病人51或其它成像对象。主磁体12产生一个空间上和时间上恒定和均匀的主磁场，该主磁场沿着腔14的纵轴定向。然而，代替超导磁体，也可以使用非超导磁体，并且垂直的、敞开的或是其它类型的主磁体也可以被使用来代替所示的水平的圆柱形的主磁体12。

磁场梯度线圈包括一个主梯度线圈16以及一个可选的屏蔽梯度线圈18，这两个线圈在腔14内协同产生用于对磁共振信号进行空间编码的磁场梯度，用于产生磁化扰动磁场梯度或类似物。磁场梯度线圈16、18最好包括设计成能够在包括横向的X及Y方向的三个正交方向上产生磁场梯度的线圈。除了屏蔽线圈18以外，可选的冷屏蔽20为残余梯度场提供高电导率涡流表面由此保护磁体线圈仍然进一步远离。在一个适用的实施例中，冷屏蔽20集成在主磁体12的壳体内。

射频线圈组件22，例如一个整体线圈，产生用于激励磁共振的射频脉冲。射频线圈组件22还可以被用于检测磁共振信号。可选的是，可以包括其它的定域射频线圈(local RF coils)或定相射频线圈(phased RF coil)阵列(图中未展示)，以激励和/或检测腔14内的局部区域的磁共振。

梯度脉冲放大器30向磁场梯度线圈16、18递送受控的电流，以产生选定的磁场梯度。射频发射器34，最好是数字式的将射频脉冲或脉冲包施加到射频线圈组件22上以产生选定的磁共振激励。射频线圈组件22上还耦合了一个射频接收器36以接收磁共振信号。如果设有多于一个的射频线圈(诸如定域线圈或定相线圈阵列)，那么磁共振激励和检测操作可以任选为分别由不同的线圈来担任。

为了获取对象的磁共振图像数据，检测对象被放置在磁体腔孔14内，最好处于的主磁场的等角点上或等角点附近。一个顺序控制器40与梯度放大器30及射频发射器34通信以在检测对象内产生选定的瞬态或稳态的磁共振构型并对该磁共振进行空间编码以对磁共振进行有选择的扰动，或是换句话说生成选定的检测对象的磁共振信号特征。所生成的磁共振信号被射频接收器36检测并储存在一个k-空间存储器42内。图像数据由重构处理器44重构并产生一个图像表示，该图像表示储存在图像存储器46中。在一个适用的实施例中，重构处理器44实施反傅立叶变换重构。

结果得到的图像表示由视频处理器48进行处理并显示在用户界面49上，该用户界面最好是一台个人电脑、工作站、或其它类型的计算机。该图像表示也可以不产生射频图像而是由一个打印机驱动器进行处理后打印出来、发送到一个计算机网络上或英特尔网上等等。优选的是，该用户界面49允许放射学家或其它操作者与磁共振顺序控制器40通信以选择磁共振成像序列、修改成像序列、实施成像序列等等。

接着参照图1并且更具体地参照图2，示出了一个支架50。支架50通常可以看成是一个在人体内以随机方向定向的园柱形的金属笼。由于支架的空间规格相对于与通常的磁共振扫描仪相关的射频波长来讲是非常小的，因此可以采用直流近似方法。因此，如果建立起一个导体模型使得支架中的一部分的射频拾取能够精确地被支架的另一部分抵消，那么外界射频磁场(例如，射频线圈发射的射频磁场)将不会在支架50中感应出净电流。这样的设计的效果在于能够有效地阻断射频笼效应。

图2所示为一个这种支架的实施例50，其中基本上消除了感应电流所造成的净电流。为了更清楚地描述支架50的构造，图2展示了支架50的展开状态的平面图。本专业的技术人员都知道，在使用中支架被绕着其中心轴60卷成大体上的园柱形或管形构造，其中图中的支架的顶部70被连接到支架的底部80以便支架50形成这种园柱形。

继续参照图2，支架50由导电的网格构成，该导电网格以非导电材料连接起来。可以用来制作导电网格的材料包括不锈钢、铂、以及镍钛合金。可以用作非导电材料的材料包括，例如，非导电的环氧聚合物。

在所示的实施例中，如所示出的，导电网格包括图中倾斜方向排列的支杆90，并且非导电材料包括连接元件或绝缘结点95用来连接这些支杆。通过适当地设置支杆及连接元件，可以使流经支架50的净电流达到最小。图2中绘出的穿过连接元件的垂线仅仅是为了图示的目的并且表示通过连接元件的电流可以垂直而不能通常水平地流经该连接元件。图3A及图3B更详细地展示了这种配置。

由图3A中可以更详细地看出支架部分的构造。可以看出，支杆90通过连接器95互连以便关于图3A的页面在通常垂直的方向上支杆之间是连续的，而在倾斜方向上支杆90是不连续的。为了说明的目的，支杆之间的间隙已被夸大。本专业的技术人员将会意识到，当卷成通常的圆柱形时，，支架50的顶部70上的A点和支架50的底部80上的B点之间是不直接相连的。

这种配置方式的效果可从图3B看到。对于导电支杆90和非导电连接器95(图3B中未表示)来说，通过支架段s1、s2、s3、及s4的给定电流可以分别以电流段i1、i2、i3、及i4表示。由图可见，各个邻近电流以相反的极性流动并且互相抵消，由此基本上消除了支架50内的净电流。因此，当存在大的均匀射频磁场(例如由磁共振成像器所造成的射频磁场)时，邻近段中的感应电流将是互相反向的，从而将使净电流达到最小。否则支架将在多个方向上导电并且流过其的电流将不会必然地抵消。

概括地说，支架50构造成当其和一个磁共振系统一起使用时使射频笼效应达到最小。在运行中，通过主磁体的控制在检测区域内生成主磁场；使用梯度磁体系统在检测区域内建立起在，例如，切片、相位、及读编码(read encode)方向上的磁场梯度；向检测区域发射射频脉冲以在检测区域内放置的检测对象中激励共振。使用一个序列控制器根据期望的磁共振成像序列对所述磁场梯度及射频发射进行控制。

关于本发明，病人位于检测区域中。支架50也位于检测区域内。这可以在植入过程中，在支架50通常在缩瘪状态下插入到对象的感兴趣的区域内随后再扩张。可选地，支架50可以已经被植入对象并且对象被检查以用于对已经植入的支架及其附近区域进行随后的评估。

由于磁共振系统所发射的射频信号和甚至来自检测对象的射频信号，在支架50内感应电流。由于感应的通过根据本发明的电流图形，因此支架50中的净电流有效地达到最小。所以，随后从支架50内及其周围区域接收到的共振信号及相关图像不受支架的负面影响。

本专业技术人员将会意识到可以预见此处所述的电流图形控制的许多不同的变换。作为例子，图4A及图4B展示了本发明的几个其它的实施例。图4A示出了一种支架50，其中导电网格由一系列由多个连接件120连接的同轴的环路110构成以产生通常为园柱形或管形的构造。环路元件110是波纹形的以允许支架50缩瘪，但其总体形状仍是环形的。为了控制电流在支架内的流通路径，在图示的连接点上设有绝缘结点95形式的非导电材料如图所示。可以看出环路元件和连接件之间是不相连的。所以，结点95阻止了电流在支架的不同元件之间流动，从而形成一个开路的网格并且大大降低了与外部射频磁场局部屏蔽和/或畸变相关的射频笼效应。

参照图4B，如所示的，通过连接同轴环路110和连接件120在支架50中流动的电流可以被引导通过绝缘结点95。此处，通过各个环路110的由图4B中的箭头表示的电流与通过相邻环路中的电流相反。这是通过控制通过结点95的连通性来实现的以便在一个环路元件上的电流拾取导致在其邻近环路中的相反极性的电流流动。

不管支架的具体构造如何，防止射频和磁共振系统之间的交互作用关键是控制支架构造中的电流路径。因此，本发明的另一个实施例为构造一种多层的支架，其中流经第一层或内层的电流和流经第二层或外层的电流抵消。因此，为了保持支架的结构性能，可能期望将导电网格构造成为两层，两层之间隔以一层弹性的非导电材料。这允许重叠完全相反的支架导电图形并且因此与通常的支架相比导致了降低的外部RF磁场的净拾取。

本发明的另一个实施例包括一种设计，其中，概括地说，该支架的左半部分可以强制地以与支架右半部分的相反的极性导通。因此，该左半部分和右半部分中的电流将相互抵消，导致基本上降低的净电流。

已经参照优选实施例对本发明进行了描述。显然，在阅读并理解前述说明的基础上还可以进行修改或变型。本发明被构造成意图包括所有此类修改和变型，只要其落附属的权利要求或其等价物的范围之内。

Claims (16)

1.一种血管内支架(50)，该支架(50)包括：

一种导电材料的网格；以及

一种配置在该网格内的非导电材料，用于以通常管形结构连接该网格以便流过该网格的净电流被基本上抵消。

2.如权利要求1的血管内支架(50)，其中该导电材料的网格包括多个支杆(90)，该支杆(90)被配置在关于支架(60)的中心轴通常倾斜的方向上。

3.如权利要求2的血管内支架(50)，其中非导电材料包括多个连接元件(95)用于引导电流(i)通过多个支杆(90)。

4.如权利要求3的血管内支架(50)，其中流经支杆(90)的电流(i)是由磁共振设备(10)的检测区域(14)中的射频信号感应的。

5.如权利要求4的血管内支架(50)，其中支杆(90)及连接元件(95)确定了多个支杆段(s1、s2、s3、s4)，每个该支杆段具有一个与其相关的段电流(i1、i2、i3、i4)并且相邻支杆段中的段电流大小相等而极性相反。

6.如权利要求1的血管内支架(50)，其中该导电网格包括多个同轴环路(110)及多个用于连接该同轴环路的连接件(120)。

7.如权利要求6的血管内支架(50)，其中非导电材料包括多个绝缘结点(95)，该绝缘结点(95)配置在该导电网格内从而在该网格内形成多个开路。

8.如权利要求6的血管内支架(50)，其中非导电材料包括多个绝缘结点(95)，该绝缘结点(95)配置在该导电网格内，而所述同轴环路(110)及所述连接件(120)在该绝缘结点(95)内连接由此感应电流(i)被如此的引导通过导电网格以便支架内的净电流基本上达到最小。

9.一个用于血管内治疗的磁共振相容支架(50)，该支架(50)包括：

排列成通常为管形结构的多个导电元件，；以及

至少一个非导电绝缘体，该绝缘体配置在该导电元件之间以引导电流(i)如此地在导电元件中流动以便在支架中流动的净电流基本上达到最小。

10.如权利要求9的磁共振相容支架(50)，其中的电流(i)是由磁共振设备(10)的检测区域(14)中的射频信号感应的。

11.如权利要求10的磁共振相容支架(50)，其中该导电元件包括相对于支架(60)中心轴通常倾斜设置的支杆(90)并且该至少一个非导电绝缘体包括多个连接元件(95)用于引导所述电流(i)如此地流过支杆(90)以便邻近段电流(i1、i2、i3、i4)互相抵消。

12.如权利要求10的磁共振相容支架(50)，其中该导电元件包括：

关于支架(60)的中心轴设置的多个环路(110)，；以及

多个连接件(120)，用于如此地连接该环路(110)以便该环路(110)及该连接件(120)形成通常为围绕支架(50)的中心轴的管形结构，并且

至少一个所述非导电绝缘体包括多个绝缘结点(95)，该绝缘结点(95)设置在该导电元件内以控制在该导电元件内感应的电流(i)。

13.如权利要求12的磁共振相容支架(50)，其中该环路(110)及该连接件(120)在所述绝缘结点(95)内如此地相连由此流经相邻环路(110)的电流基本上相互抵消。

14.一种磁共振相容支架(50)，该支架(50)包括：

导电装置，用于在支架内导通电流(i)，该电流(i)是由来自磁共振设备(10)的检测区域(14)中的射频信号感应的；以及

非导电装置，该非导电装置用于引导电流如此地在该支架中流动以便在该支架中流动的净电流达到最小。

15.一种磁共振成像方法，该方法包括下列步骤：

在检测区域(14)内生成主磁场；

通过向检测区域(14)内发射射频信号，在放置在该检测区域(14)内的检测对象中激励磁共振，该检测对象内具有一个放置在其中的血管内支架(50)；

通过磁场梯度对检测对象内的磁共振进行空间编码；

接收来自检测对象的磁共振信号；

根据至少一个发射的射频信号和来自检测对象的磁共振信号在所述血管内支架中感应电流；

引导该感应的电流如此地通过该支架由此流经该支架的净电流达到最小；以及

将所接收的信号重构成为磁共振图像。

16.一种支架，该支架包括通常管形的导电网格，该导电网格如此地设置以便在磁共振检测期间在该网格中感应的电流基本上互相抵消。

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