JP2004514485A - 分離された電気的接続導体を有する挿入装置 - Google Patents

Abstract

カテーテル（１７）のような挿入装置が、接続導体（２１）を介して供給／制御部に接続される。接続導体は、この装置の末端部（１８）の電気的回路（２０）への／からの電力供給エネルギーおよび／またはＬＦ信号の伝達のために設けられる。操作の間、接続導体は、ＭＲＩ装置の一様磁場とＲＦ場を横切る。このことは、接続導体の熱かつ／または上記の場の乱れを引き起こす。これらの欠点を和らげるため、本発明に従った接続導体は、お互いに分離させられたセグメント（２２−ｉ）に分割させられる。これらのセグメントの各々は、ＭＲＩ装置のＲＦ場の波長よりずっと短い（例えば、１／２０）。これらのセグメントは、分離要素（２３−ｉ）（自己インダクタンス）によってお互いに対して分離させられる。これらの分離要素は、ＲＦ場に対して高いインダクタンスと、比較的低い周波数に対して低いインダクタンスを供給する。

Description

【０００１】
（発明の属する技術分野）
本発明は、ＭＲＩ装置によって画像化されるべき対象内に導入される挿入装置（ｉｎｖａｓｉｖｅ　ｄｅｖｉｃｅ）に関する。この挿入装置は、末端と、この末端に接続されたエンベロープと、この末端の領域に配置された回路とを含む。この挿入装置は、この回路に接続されこのエンベロープを通って伸びる電気的接続導体をさらに含む。
（従来の技術、発明が解決しようとする課題および課題を解決するための手段）
この種の装置は、米国特許第５，９１６，１６２号から知ることができる。医療用ＭＲＩ装置の場合は、この特許に開示されているＭＲＩ装置によって画像化されるべき対象は、通常、患者の体の一部分である。医療検査や医療介入のために、多くの場合、例えば、カテーテルや、腹腔鏡や、生体組織検査用針（ｂｉｏｐｓｙ　ｎｅｅｄｌｅ）などの装置を患者の体内に導入することが望ましい。そのような装置は、体の既に開いている開口またはこの目的のために例えば動脈に特別に作られた開口を介して、そのような装置が、内部器官にガイドされる。この装置は、長く伸びた形を持っており、その末端は、１つの部分・ユニットを形成する。この装置は、通常、中空のエンベロープを含んでいる。これによって、末端は、操作（ｏｐｅｒａｔｉｏｎ）の間、体の開口を通して進行させられる。この末端の内部またはこの末端において、患者の内側の治療または観測のための（電気的）回路が設けられる。導入された後は、その場に居る医者は、もはやこの末端の位置を直接観測することができない。しかしながら、そのような場合、装置の末端が患者の体内のどこに位置しているのかを知ることは大変重要である。
【０００２】
上述の米国特許第５，９１６，１６２号は、ＭＲＩ装置による画像化に関連した使用に適した挿入装置を記載している。挿入装置が体内に存在している間に、患者は、ＭＲＩ装置によって画像化される。この装置を見えるようにするために（認識できるようにするために）、ＲＦコイルの形をした回路がこの装置に設けられる。この回路は、装置の末端に設けられ、エンベロープを通って伸びている電気的接続導体を介して、ＲＦコイルによって受信された信号を処理する処理部に接続される。ＲＦコイルの位置は、受信された磁気共鳴信号の性質に基づいて決定される。この位置は、ＭＲＩ装置によって形成される画像に重ね合わせられ、モニターに表示させることが可能である。
【０００３】
エンベロープを通って伸びている電気的接続導体は、ＭＲＩ装置のＲＦ場に位置しているので、この電気的接続導体は、熱せられやすい。これは、検査される患者にとって、不快なことである。そのような熱に対処するために、知られている挿入装置の接続導体は、中空の支持部・キャリア（ｃａｒｒｉｅｒ）に収容され、この支持部の外側面に、比較的に高い電気抵抗を持つ導体材料の層が設けられる。この比較的に高い電気抵抗のために、この層で発生させられる熱量は、無視できるほど小さい。しかしながら、この層は、ＲＦ場から電気的接続導体を遮蔽することがまだ可能である。
【０００４】
たとえ挿入装置を操作している間、エンベロープが、ＭＲＩ画像において見られることは、通常、煩わしいことではなくとも、そのような知られた遮蔽が使用された場合、形成される最終的な画像にエンベロープも見られることがあり得る。そのような存在は、いくつかの適用においては、望ましくない。
【０００５】
本発明の目的は、上述のこの種の挿入装置を供給することである。この挿入装置では、末端が、ＭＲＩ画像において見え、ＲＦ場による電気的接続導体の熱が、避けられ、ＭＲＩ画像において、エンベロープが完全に見えなくなる。
【０００６】
この目的のために、本発明に従った挿入装置では、接続導体が、お互いが分離させられたセグメントを含み、これらのセグメントの各々は、所定の値より小さく、これらのセグメントの間の分離が、周波数に依存する分離要素によって実現される。この分離要素は、ＬＦ電流に対する導体部かつＲＦ交流電流に対する絶縁部を構成する。
【０００７】
接続導体のセグメントの長さに関して、所定の値が選ばれた場合、即ち、この長さが、ＭＲＩ装置のＲＦ場の波長より小さい場合、実際に、接続導体において電流が引き起こされないので、接続導体において熱が発生しない。さらに、この接続導体自身は、この場を乱す効果を与えないので、接続導体は、ＭＲＩ画像において、見えない。セグメントの間の分離が、ＬＦ電流に対する導体部とＲＦ交流電流に対する絶縁部を構成する周波数に依存する分離要素によって実現される場合、末端に配置された回路に、接続導体を介してＬＦ電流（例えば、直流電流）を供給することが可能である。従って、ＭＲＩ画像において、選択的に、この回路を見えるようにしたり見えないようにしたりすることが可能である。代わりに、この回路が、照明機能や、生理学的センサー機能のような他の機能を実行するようにすることが可能である。
【０００８】
もし適切な視認度が望まれるならば、選択的に直流電流が流れたり流れなかったりするコイルを、この回路に使用することが可能である。そのような直流電流は、一様磁場に局部的な乱れを与える。この乱れは、この回路に関する指標に使用できる認識可能な画像のずれ・異常（ｄｅｖｉａｔｉｏｎ）としてＭＲＩ画像において明らかになる。この指標は、最終的なＭＲＩ画像の獲得の間、直流電流を遮断することによって、簡単に、作動されないようにすることが可能である。
【０００９】
本発明の１つの実施形態では、セグメントの長さの所定の値は、１２０ｃｍより小さい。この長さは、一様な磁場が、１．５テスラの強さを持つ通常の場合に基づいている。ＲＦ場の周波数は、６４ＭＨｚに達する。この場の波長は、およそ４．６ｍである。このセグメントの１２０ｃｍの長さは、１／４波長に対応・一致する。本発明によると、実際、この値は、通常、望ましい効果を達成するのに十分である。
【００１０】
本発明の１つの好適実施形態では、これらのセグメントの長さに関する所定の値は、２４ｃｍより小さい。本発明によると、実際、すべての状況において、これらのセグメントの長さのこの選択は、望ましい効果を実現するのに十分であることが分った。
【００１１】
本発明のさらなる実施形態では、分離要素は、強磁性材料を含まない自己インダクタンスによって形成される。結果として、自己インダクタンス要素における場の集中・大きさ（ｃｏｎｃｅｎｔｒａｔｉｏｎ）が、ＭＲＩ装置によって発生させられた一様磁場の一様性および／または強度に対して望ましくない効果を持つことが避けられる。
【００１２】
本発明の別の実施形態では、接続導体の入力芯部と出力芯部が、バイファイラー巻きコイル（ｂｉｆｉｌａｒ　ｃｏｉｌｓ）を形成するように、自己インダクタンスが、形成される。結果として、接続導体の入力芯部と出力芯部は、ＭＲＩ装置によって発生させられる一様磁場の一様性および／または強度に対して逆効果を持つ場を、自己インダクタンス要素の外部に発生させることを避ける。
【００１３】
本発明の別の実施形態では、これらのセグメントは、お互いに対してからませた２本の芯部によって形成される。結果として、再び、接続導体の入力芯部と出力芯部が、ＭＲＩ装置によって発生させられる一様磁場の一様性および／または強度に対して逆効果を持つ場を、自己インダクタンス要素の外部に発生させることを避ける。
【００１４】
本発明の別の実施形態では、自己インダクタンスは、１μＨ以下の値を持つ。自己インダクタンスの値のこの選択は、これらのセグメントの間の望ましい分離を実現するのに十分である一方、これらの要素を、例えば、カテーテルのエンベロープに設けることができるように、自己インダクタンスのそのような小さな大きさが実現可能である。
【００１５】
本発明は、また、本発明に従った挿入装置と協働するように構成されたＭＲＩ装置に関する。このＭＲＩ装置は、接続導体を介して回路に電気的エネルギーを供給する電力供給部と、望ましい時に、回路への電気的エネルギーの供給を中断するスイッチ手段とを含む。その場にいるスタッフは、挿入装置の回路に電気的エネルギーを供給することによって、ＭＲＩ画像において、装置を見えるようにしたりまたは見えないようしたりを決定することが可能である。このことは、例えば、装置がカテーテルとして構成された場合、即ち、治療される患者の体内においてカテーテルの位置づけを行っている間において、重要である。カテーテルが、最終的な位置に達した時、電気的エネルギーを遮断することによって、カテーテルをＭＲＩ画像において見えないようにすることが可能である。従って、カテーテルは、最終的に形成されるＭＲＩ画像を乱さない。
【００１６】
特に、スイッチ手段を、ＭＲＩ装置によるＭＲＩ照射の実行のための実行信号に反応して電気的エネルギーの供給を中断・遮断するように構成してよい。これによって、上述の手順を自動的に行うことが可能になる。さらに、これによって、短時間の間だけ、即ち、実際のＭＲＩ画像の形成の間、装置を見えなくさせ、残りの時間の間、ずっと、装置が観測されることを可能にするという利点が得られる。
【００１７】
（発明の実施の形態）
本発明は、図面を参照して、以下でより詳しく説明される。図面において、参照符号が、対応する要素を示している。
【００１８】
図１は、磁気共鳴によって画像化を行う装置（ＭＲＩ）を示している。この装置は、一様な静磁場を発生させる第一磁石システム２を含む。図示されている座標系のｚ方向は、通常通り、静磁場の方向に一致する。ＭＲＩ装置は、複数勾配コイル３、４、５を含む。勾配コイル３、４、５は、ｘ、ｙ、ｚ方向に勾配を持つさらなる磁場を発生させる。勾配コイル３、４、５は、電力供給部１１によってエネルギーが供給される。磁石システムは、例えば、患者７のような被験対象の１部を収容するのに十分大きい画像化３次元領域を囲む。ＲＦ送信コイル６は、ＲＦ場を発生させ、送受信回路９を介してＲＦ送信／復号部８に接続される。ＲＦ送信コイル６は、画像化３次元領域内の患者７の１部のまわりまたは患者７の１部上に配置される。送受信回路９を介して信号増幅器／復号部１０に接続された受信コイルが提供される。受信コイルは、送信コイル６と同じコイルでよい。ＲＦパルスと勾配パルスを含む特別パルスシーケンスを発生させるために、制御部１２は、復号部８と電力供給部１１を制御する。画像化３次元領域内に位置している体の中のスピンをＲＦパルスによって励起した後、ＭＲＩ信号が受信コイル６によって受信されることが可能である。復号部１０から得られる磁気共鳴信号の情報は、処理部１４に供給される。処理部１４は、この情報を処理して、変換によって画像を形成する。この画像は、モニター１５に表示することが可能である。図１は、また、患者７へ導入可能であるカテーテル（ｃａｔｈｅｔｅｒ）１７の形をした、本発明に従った、挿入装置を示している。また、図１は、カテーテル制御部１６も示している。カテーテル１７は、図２を参照してより詳しく説明される。
【００１９】
図２は、カテーテル１７の形をした、本発明に従った、挿入装置を示している。カテーテルは、末端１８と、末端１８に接続されたエンベロープ１９を含む。末端１８に、回路２０が設けられている。図２に示される実施形態の回路２０は、コイルとして形成される。このコイルに、ＬＦ（低周波）電流が伝導される。しかしながら、回路２０は、様々な他の形態を持ってよい。例えば、回路２０は、内部（体内）観測や内部（体内）治療のための照明用の光源であったり、生理学的量の測定のためのセンサー回路であってもよい。
【００２０】
回路２０に接続された電気的接続導体２１は、（直流）電力供給エネルギーおよび／またはＬＦ信号を伝達させるために、エンベロープ１９を通して伸びている。従って、ＬＦ信号は、ＭＲＩ装置で使用されるＲＦ信号の周波数（例えば、６４ＭＨｚ）より実質的に低い周波数の信号を意味していることが理解されるであろう。この低周波数は、接続導体２１による伝導性・コンダクタンスが実質的に干渉されることなく実現でき、この低周波数が、ＲＦ場に乱れの影響を与えないほど低くなければならない。ＲＦ場に乱れを及ぼさないＬＦ信号の妨げのない伝達の望ましい効果は、次の点において達成させられる。接続導体２１が、互いに分離させられたセグメント・部分（ｓｅｇｍｅｎｔｓ）２２−ｉから構成されており、これらのセグメントの各々は、ＲＦ場の波長の四分の一より小さく、好ましくは、ＲＦ場の波長の１／２０より小さいという点である。
【００２１】
セグメントの間の分離は、自己インダクタンス要素７４−１、７４−２、７４−ｉによって実現される。知られているように、自己インダクタンス要素は、低周波電流に対する導体部であるＲＦ交流電流に対する絶縁部を構成する周波数に依存する分離要素である。コイル６によって発生させられるＲＦ場に使用される周波数は、数十ＭＨｚの大きさのオーダーであり、代表的に、例えば、６４ＭＨｚまでの量・大きさである。この周波数は、およそ４６９ｃｍの波長に対応するので、セグメント２２−ｉの長さは、およそ４６９／２３ｃｍから４６９／２０の大きさである。これらのセグメントは、お互いのまわりにからませた・巻かれた・よりあわせた（ｔｗｉｓｔｅｄ）芯部（ｃｏｒｅ）の形に構成・形成される。これは、これらの芯部を通って流れる電力供給電流が、供給導体の外側では気づくことのできない（認識できない）磁場を発生させない効果と、これらの芯部において電流がこのＲＦ場によって全く引き起こされない（または、無視できるほど小さな電流が引き起こされる）効果を持つ。
【００２２】
図２は、自己インダクタンス要素２３−ｉをより詳しく示している。自己インダクタンス要素２３−ｉは、ＲＦ場と一様な場と相互作用しない支持部・キャリア（ｃａｒｒｉｅｒ）２４に巻かれたコイルとして構成される。従って、この支持部は、ＲＦ場と一様な場を乱すことができず、支持部自身は、これらの場によって影響されない。このコイル支持部に適切な材料・物質は、例えば、ポリカーボネートである。接続導体２１の芯部２５と２６は、これらの芯部における電流によって発生させられた磁場は、大きい（高い）程度にお互いに相殺するように支持部２４のまわりに巻かれる。従って、これらのコイルは、目立つ程度の磁場を発生させない。この効果は、これら２つの芯部における電流が、互いに逆であるように支持部２４上に２つの芯部を直接隣接させて配置することによって達成させられる。これは、バイファイラー巻き（ｂｉｆｉｌａｒ　ｗｉｎｄｉｎｇ）と呼ばれる。バイファイラー巻きのさらなる効果は、ＲＦ場は、接続導体において電流を発生させることができない点である。なぜなら、自己インダクタンスは、そのような電流に対して高いインピーダンスを持っているからである。（そのような電流は、同相モード（ｃｏｍｍｏｎ　ｍｏｄｅ）で起こり、このことは、そのような電流が、２つの芯部２５と２６において、同じ方向を持つことを意味する。）ＲＦ周波数に対して高いインピーダンスを持つ自己インダクタンスによって分離させられたセグメントの長さの上述の選択の効果は、これらのセグメントが、ＲＦ場からエネルギーを取得しないので、これらのセグメントが、ＲＦ場によって熱せられることがなく、目立つ程度にＲＦ場に影響をおよぼさない点である。
【００２３】
０．５μＨの自己インダクタンスが実現可能であることが分かった。この場合、自己インダクタンス要素は、１．８ｍｍの厚さと、１３ｍｍの長さを持つ。この目的のために、０．１ｍｍの厚さの線材を６６巻きのバイファイラー巻きによって使用がなされる。そのような大きさの自己インダクタンスは、６Ｆｒｅｎｃｈという名称で知られており一般的に使用されるカテーテルのエンベロープに導入可能である。これらの自己インダクタンスの間隔が２０ｃｍである場合、接続導体は熱せられず、ＭＲＩ装置の一様な磁場とＲＦ場との煩わしい干渉がない。
【図面の簡単な説明】
【図１】
知られた磁気共鳴装置の一般的なブロック図である。
【図２】
挿入装置の回路の接続のための接続導体と、自己インダクタンスとを含む本発明に従った挿入装置の実施形態を示している。

Claims (9)

1. ＭＲＩ装置によって画像化されるべき対象内に導入させる挿入装置であって、当該挿入装置が、末端と、当該末端に接続されたエンベロープと、上記末端の領域に配置された回路と、当該回路に接続され上記エンベロープを通って伸びている電気的接続導体とを含み、
   上記接続導体が、お互いに分離させられたセグメントを含み、当該セグメントの各々が所定の値よりも短く、当該セグメントの間の分離が周波数に依存する分離要素によって実現され、当該分離要素がＬＦ（低周波数）電流に対する導体部かつＲＦ（無線周波数）交流電流に対する絶縁部を構成することを特徴とする挿入装置。
2. 上記セグメントの長さに関する上記所定の値が、１２０ｃｍより小さいことを特徴とする請求項１に記載の挿入装置。
3. 上記セグメントの長さに関する上記所定の値が、２４ｃｍより小さいことを特徴とする請求項２に記載の挿入装置。
4. 上記分離要素が、強磁性材料を含まない自己インダクタンスによって形成されることを特徴とする請求項１乃至３のいずれかの請求項に記載の挿入装置。
5. 上記接続導体の入力芯部と出力芯部が、バイファイラー巻きコイルを形成するように、上記自己インダクタンスが、形成されることを特徴とする請求項４に記載の挿入装置。
6. 上記セグメントが、お互いに対してからませた芯部によって形成されることを特徴とする請求項１乃至５のいずれかの請求項に記載の挿入装置。
7. 上記自己インダクタンスが、１μＨ以下の値を持つことを特徴とする請求項４または５に記載の挿入装置。
8. 請求項１乃至７のいずれかの請求項に記載の挿入装置と協働するように構成されたＭＲＩ装置であって：
   上記接続導体を介して上記回路に電気的エネルギーを供給する電力供給部；および
   上記回路への電気的エネルギーの上記供給を所望時に中断するスイッチ手段；
   を含むことを特徴とするＭＲＩ装置。
9. 上記スイッチ手段が、上記ＭＲＩ装置によるＭＲＩ照射の実行のための実行信号に反応して上記回路への電気的エネルギーの上記供給を中断するように構成されることを特徴とする請求項８に記載のＭＲＩ装置。