JP2005507691A - 磁気共鳴画像法エラストグラフィのシステムと方法 - Google Patents
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Abstract
体のある部位の磁気共鳴画像法エラストグラフを生成するシステムと方法とが提供される。１つの実施の形態に従ったカテーテルは、細長い部材と、細長い部材の遠位端部の近くに位置する音響トランスデューサと、音響トランスデューサに隣接したＲＦコイルとを備える。体のある部位の磁気共鳴画像法エラストグラフを生成するために、カテーテルの音響トランスデューサとＲＦコイルは、体内の望まれる部位に位置する。音響トランスデューサは、体内のその部位に音響波を発生して、ＲＦコイルは体内のその部位で発生したＲＦ信号を検出する。検出されたＲＦ信号は、磁気共鳴画像法レシーバーに出力されて、体内のその部位の磁気共鳴画像法エラストグラフを生成する。
Description
【技術分野】
【０００１】
本発明は一般的に磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）に係る発明であって、特に音響トランスデューサを使用して体のある部位の磁気共鳴画像法エラストグラフ(ｅｌａｓｔｏｇｒａｐｈ）を生成するシステムと方法に関する発明である。
【背景技術】
【０００２】
核内に１つの陽子をもつ水素原子は、小さな磁気モーメントベクトルを生じる核スピンをもつ。磁場内では水素原子の磁気モーメントベクトルは磁場の方向へ向く傾向がある。加えて、水素原子の核スピンは共鳴周波数をもち、それは磁場の強さの関数であって、おおよそ４２．８５ＭＨｚ／Ｔである。
【０００３】
水素原子の磁気特性は、人体の内部の画像を生成するために磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）で利用される。磁気共鳴画像法は、体内の異なる位置の水素原子密度を計測することにより体の内側を画像化する。体の異なる組織は異なる水素原子密度をもっているので、磁気共鳴画像法は、測定した水素原子密度を体の画像へ変換可能である。
【０００４】
磁気共鳴画像法は、磁気共鳴画像法エラストグラフィ（ＭＲＥ）と呼ばれる医療画像化技術で使用されて、体内の異なる部位の相対的硬さを画像化する。磁気共鳴画像法エラストグラフィは、ある種の癌や腫瘍の診断における触診の重要性に端を発する。医者は、腫瘍とそのまわりの健康な組織の硬さの違いを評価することにより、典型的には触診を使用して体内の腫瘍を発見する。
【０００５】
磁気共鳴画像法エラストグラフィを使用して体内の異なる部位の相対的硬さを画像化するために、音響波が体に当てられる。音響波は体を伝播する横波を生成する。横波は体を伝播するので、磁気共鳴画像法はその横波を画像化するために使用される。上記横波の波長は、横波が伝播する体の組織の硬さに依存する。よりやわらかく、より容易に変形する体の組織では波長がより短くなり、より硬い体の組織ではより長くなる。横波のいくつかの磁気共鳴画像法の画像が異なる時間に撮られる。次に磁気共鳴画像法のその複数の波の画像が処理されて、１つのエラストグラフを生成して、そのエラストグラフは体内の異なる部位の相対的硬さの画像を提供する。エラストグラフは体のやわらかい組織と硬い組織の間の高いコントラストを提供する。これはまわりの組織よりも硬い傾向のある腫瘍の発見に特に有用である。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
医療技術の進歩にもかかわらず、人体の組織を画像化することの更なる改良が必要である。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明は、例えばエラストグラフなどの、音響トランスデューサを使用して体のある部位の磁気共鳴画像法画像を生成するシステムと方法とに関する。
【０００８】
本発明に従って構築されたシステムでは、カテーテルは血管に挿入するのに適した可撓性の細長い部材を備える。別のシステムではカテーテルは、腹腔鏡下手術により開けられたものを含む体の穴へ挿入するのに適していてもよい。この別のシステムの構成では、上記カテーテルは血管以外の体の組織を画像化することを意図している。カテーテルは、さらに、細長い部材の遠位端の近くに位置する少なくとも１つの音響トランスデューサと、その音響トランスデューサに隣接して位置する少なくとも１つのＲＦコイルとを備える。カテーテルは、例えば図１の磁気共鳴画像法システムとともに利用でき、血管または血管の近くの体細胞組織のエラストグラフを生成する。エラストグラフを生成するために、カテーテルの細長い部材が患者の血管の中に挿入される。カテーテルの音響トランスデューサは血管中の望ましい部位に位置される。また、血管が磁気共鳴画像法システムの磁場中に位置されるように、患者が磁気共鳴画像法システムの磁場中に位置される。音響トランスデューサは血管内で音響波を発生して、血管とそのまわりの組織を伝播する横波を生成する。血管とそのまわりの組織を伝播するこれらの横波の磁気共鳴画像法画像が撮られる。これらの磁気共鳴画像法画像を撮るために、磁気共鳴画像法システムのＲＦボディコイル（複数の場合あり）が磁気パルスを発信して、血管とその回りの組織にＲＦ信号を出させる。カテーテルのＲＦコイルは、出されたＲＦ信号を検出して、検出したＲＦ信号を磁気共鳴画像法レシーバーに出力する。磁気共鳴画像法レシーバーは、検出したＲＦ信号を処理して、血管とその回りの組織を伝播する横波の磁気共鳴画像法画像を生成する。例えば横波のいくつかの磁気共鳴画像法画像が、異なるサンプリング時間で撮られる。磁気共鳴画像法の波の画像が、磁気共鳴画像法により処理されて、エラストグラフを生成して、望まれたように血管とその回りの組織の相対的硬さを示す。
【０００９】
もう１つの実施の形態では、音響トランスデューサとＲＦコイルとが、カテーテルの代わりに針の上に位置する。この実施の形態の上記針は、体のある部位、例えば肝臓や脳に挿入されて、その部位のエラストグラフを生成する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
以下、添付の図を参照して発明の実施の形態を説明する。
【００１１】
同様な参照番号が、異なる図内の対応する部品を示す。
【００１２】
図１は、磁石１５、傾斜コイル２０、およびＲＦボディコイル２５を備える従来の磁気共鳴画像法システム１０の概要を示している。磁石１５は、典型的には超電導物質によりできていて、約１．５テスラの強さの磁場をもつ。磁気共鳴画像法システム１０は、さらに、傾斜増幅器３０、ＲＦコイル増幅器３５、磁気共鳴画像法システム１０を制御するコンピュータ４０、および磁気共鳴画像法画像を表示するディスプレイ４５を備える。
【００１３】
傾斜増幅器３０は、コンピュータ４０と傾斜コイル２０との間に結合されて、コンピュータ４０からの制御信号を増幅して傾斜コイル２０に伝えるために使用される。ＲＦコイル増幅器３５は、コンピュータ４０とＲＦボディコイル２５との間に結合されて、コンピュータ４０からの信号を増幅してＲＦボディコイル２５へ伝えるために使用される。
【００１４】
磁気共鳴画像法システム１０を使用して人体内を画像化するために、患者５０はテーブル５５の上に位置して、テーブル５５は磁石１５とＲＦボディコイル２５の中の位置へスライド可能である。磁気共鳴画像法システム１０は、磁石１５とＲＦボディコイル２５の中に位置する患者の体を画像化可能である。傾斜コイル２０は、線形の磁場傾斜を磁石１５の磁場に加える。コンピュータ４０は、傾斜コイル２０により加えられる磁場の傾斜の勾配および／または方向を制御する。磁場の傾斜は、人体内の異なる位置にある水素原子を、わずかに異なる共鳴周波数を示すようにする。次にコンピュータ４０は、ＲＦコイル増幅器３５経由でパルス信号を、ＲＦボディコイル２５へ送信する。上記パルス信号は、ＲＦボディコイル２５に、磁石１５の磁場から離れて水素原子の磁場モーメントベクトルを回転させる方向へ、磁気パルスを体内へ発信させるので、水素原子を高エネルギー状態へ励起する。
【００１５】
磁気パルスが消えると、水素原子は自由誘導減衰と呼ばれる過程で低エネルギー状態へ緩和する。自由誘導減衰の間、水素原子は共鳴周波数のＲＦ信号を発生する。傾斜コイル２０の加える磁場の傾斜のために、体内の異なる位置にある水素原子は、わずかに異なる共鳴周波数のＲＦ信号を発生する。ＲＦボディコイル２５は、発生したＲＦ信号を検出して、検出されたＲＦ信号をコンピュータ４０へ出力する。コンピュータ４０は、検出されたＲＦ信号を処理して、体の内部の画像を生成して、その画像はディスプレイ４５に表示される。コンピュータ４０は、ＲＦ信号の共鳴周波数を加えられた磁場の傾斜に関する情報に相関することにより、各々の検出されたＲＦ信号がどの部位で発生したかを決定可能である。磁気共鳴画像法システム１０は、典型的には、異なる磁場の傾斜において数回計測をして磁気共鳴画像法画像を生成する。
【００１６】
よりよく人体の局所部位を画像化するために、小さな表面のＲＦコイル（図には示されていない）が、図１の磁気共鳴画像法システム１０とともに使用できる。この構成では上記小さな表面のＲＦコイルは人体の局所部位の近くに位置する。次にＲＦボディコイル２５は、体の局所部位を通る磁気パルスを発信して、局所部位にＲＦ信号を発生させる。ＲＦボディコイル２５は、もし所望ならば、ＲＦ信号を受信する能力も備えていてもよい。上記小さな表面のＲＦコイルは、局所部位内で発生したＲＦ信号を検出する。発生したＲＦ信号を検出する小さな表面のＲＦコイルを使用する１つの利点は、それが典型的にはＲＦボディコイル２５よりよい信号対ノイズ比（ＳＮＲ）をもつことである。
【００１７】
図２は、磁気共鳴画像法システムで使用されるカテーテル２１０の１つの例の斜視図を示す。カテーテル２１０は、可撓性の細長い部材２１５を備える。細長い部材２１５は、好ましくは、ナイロン、ポリウレタン、ポリエチレンなどを含むが、これらに限定されない可撓性物質からできている。細長い部材２１５は、１００センチメートル以上の長さであってもよく、縦方向にのびる細長い管腔２２０をもつ。ガイドワイヤ２１７が、血管の通り道に沿ってカテーテル２１０を案内するために提供される。ガイドワイヤ２１７は、細長い部材２１５の遠位端部に結合してもよく、または、細長い管腔２２０または他の形状の管腔を通してもよい。
【００１８】
カテーテル２１０は、細長い部材２１５の遠位端部の近くに位置する、音響波を発信する例えば超音波トランスデューサなどの音響トランスデューサ２２５も備える。ポリマー（図には示されていない）は、好ましくは音響トランスデューサ２２５の上に被膜されて、トランスデューサ２２５と血管内などの体内の流体との間の音響マッチング層を提供する。カテーテル２１０は、さらに、好ましくは細長い部材２１５のまわりに、かつ、音響トランスデューサ２２５に隣接して巻かれたＲＦコイル２３０を備える。ＲＦコイル２３０は、例えば銅線でできていてもよい。加えて、ＲＦコイル２６５は、例えばトランスデューサ２２５を被膜するのに使用されたポリマーなどの保護被膜層（図には示されていない）により覆われていてもよい。リード（ｌｅａｄ）２５５、２６０、２６５、２７０、または同軸ケーブルは、細長い部材の管腔２２０の中を通るように提供される。ＲＦコイル２３０の各端は、リードの１つまたは同軸ケーブルに結合されている。もちろん、カテーテル２１０の個々の形態は望むように変更可能である。この技術分野で知られている特徴は、本発明の範囲内で確かに付加可能である。例えば、カテーテルは１つまたは複数の管腔、カテーテルに結合されたふくらませることのできる風船か他の装置、１つまたは複数のトランスデューサ、または回転するかまたは固定されたトランスデューサ２２５をもつことが可能である。カテーテルは、そのリードをカテーテルの壁の中へ埋め込むことができ、または、離れた管腔の中に配置できる。
【００１９】
図３は、細長い部材２１５の軸とは垂直の平面に沿った音響トランスデューサ２２５の例の断面図である。この例では音響トランスデューサ２２５は、細長い部材２１５を覆うシリンダ状の内部伝導層２４５と、内部伝導層２４５を覆う圧電性結晶層２４０と、圧電性結晶層２４０を覆うシリンダ状の外部伝導層２３５とを備える。内部および外部の伝導層２４５、２３５は、各々数ミクロン（例えば２ミクロン）の厚みであって、各々アルミニウムからできていてもよい。内部および外部の伝導層２４５、２３５は、各々リード２６０、２５５に結合されているか、細長い部材の管腔２２０を通る同軸ケーブルに結合されている。上記音響トランスデューサ２２５の構築は、この技術分野でよく知られており、典型的には血管中の血小板を不動態化するのと、血管中の薬剤を拡散するのに超音波トランスデューサを構築するために使用される。そのような超音波トランスデューサは、バルーン血管形成術でも使用されて、血管中の障害物を取り除く。もちろん、この技術分野でよく知られているように、他のタイプのトランスデューサ、例えばキャパシタや磁気誘導コイルや光音響装置などが使用されてもよい。
【００２０】
図４は、音響トランスデューサ２２５とＲＦコイル２３０とに結合された外部システムの例を示すブロック図である。音響トランスデューサ２２５は、トランスミッター４１０とローパスフィルタ４２０とに、リード２５５、２６０経由で結合されている。トランスミッター４１０は、ローパスフィルタ４２０を通して、振動する励起信号を音響トランスデューサへ送信する。トランスミッター４１０からの励起信号は、圧電性結晶層２４０の厚さを変調して、音響トランスデューサ２２５に音響波を発生させる。典型的には、圧電性結晶層２４０の厚みと励起信号の周波数とは、音響波の望ましい音響周波数を達成するために選択される。波の音響周波数は望めば変更してもよい。
【００２１】
ＲＦコイル２３０は、磁気共鳴画像法レシーバー４３０とハイパスフィルタ４４０とにリード２６５、２７０経由で結合される。ＲＦコイル２３０は、音響トランスデューサ２２５の周辺のＲＦ信号を検出する。検出されたＲＦ信号は、ハイパスフィルタ４４０を通って磁気共鳴画像法レシーバー４３０に出力される。ハイパスフィルタ４４０は、例えば数１０メガヘルツの周波数以上（６４ＭＨｚなど）の信号を、磁気共鳴画像法レシーバー４３０に通すよう構築されている。磁気共鳴画像法システムは、検出されたＲＦ信号を使用して、音響トランスデューサ２２５を覆う部位の磁気共鳴画像法画像を生成する。
【００２２】
カテーテル２１０は、図１の磁気共鳴画像法システム１０のように、磁気共鳴画像法システムとともに使用されて、血管または近くの組織のエラストグラフを生成する。そのような方法では、カテーテル２１０の細長い部材２１５は患者の血管の中へ挿入される。次に音響トランスデューサ２２５は血管中の望まれる部位に位置する。また、患者は、血管が磁気共鳴画像法システム１０の磁気架台１５の中に位置するように、磁気共鳴画像法システム１０の磁気架台１５の中に位置する。トランスミッター４１０は励起信号を音響トランスデューサ２２５へ送り、その励起信号は音響トランスデューサに所定の周波数の音響波を血管中へ発生させる。音響波は例えば数１０キロヘルツ（２０ｋＨｚなど）の周波数をもっていてもよい。音響波は血管とそのまわりの組織を伝播する横波を生成してもよい。代わりに、カテーテルは、元々開いているか、腹腔鏡下手術により開けられた体の穴へ挿入するのに適していてもよい。この代わりの構成では、カテーテルは、血管以外の体細胞組織を画像化するように意図されている。
【００２３】
磁気共鳴画像法システム１０のＲＦボディコイル２５は、血管とそのまわりの組織にＲＦ信号を発信させるために、人体へ磁気パルスを発信する。カテーテル２１０のＲＦコイル２３０は、発生したＲＦ信号を検出して、検出されたＲＦ信号を磁気共鳴画像法レシーバー４３０へ出力する。磁気共鳴画像法レシーバー４３０は、検出されたＲＦ信号を処理して、血管および／またはそのまわりの組織を伝播する横波の磁気共鳴画像法画像を生成する。いくつかの横波の磁気共鳴画像法画像は、異なるサンプリング時間で撮られる。磁気共鳴画像法の波の画像は、磁気共鳴画像法レシーバー４３０で処理されて、例えば血管とそのまわりの組織の相対的硬さを示すエラストグラフを生成する。
【００２４】
結果として生じるエラストグラフは、血管中のアテローム性動脈硬化症のプラークの検出に有用である。アテローム性動脈硬化症のプラークは、薄い繊維状の覆いで覆われた大きな脂質の塊をともなうアテロームにより特徴付けられる。アテローム性動脈硬化症のプラークはそのまわりの血管壁よりも軟らかい傾向があるので、エラストグラフは、アテローム性動脈硬化症のプラークと血管壁との間にはっきりとしたコントラストを提供可能である。そのためアテローム性動脈硬化症のプラークの検出を向上させる。
【００２５】
図５はカテーテルのための向かい合ったソレノイドＲＦコイル５０５の例を示す。向い合ったソレノイドＲＦコイル５０５は、ある１方向へ細長い部材２１５のまわりに巻かれた第１のコイル５１０と、それとは反対方向へ細長い部材２１５のまわりに巻かれた第２のコイル５２０とを備える。例えば、もし第１のコイル５１０が左方向に巻かれたとすると、第２のコイル５２０は右方向に巻かれる、あるいはその逆も可能である。特にこの例では、音響トランスデューサ２２５が、細長い部材２１５の上の第１のコイル５１０および第２のコイル５２０の間に位置できるように、第１のコイル５１０と第２のコイル５２０の間には間隔が置かれる。図の簡略化のため、音響トランスデューサ２２５は図５には示されていないが、音響トランスデューサ２２５が第１のコイル５１０と第２のコイル５２０との間に位置することは理解できる。
【００２６】
第１のコイル５１０の一端は、リード５３０か、細長い部材の管腔２２０のなかを通る同軸ケーブルかに結合されている。第１のコイル５１０のもう一方の端は第２のコイル５２０に結合されている。２つのコイルの間の接続は、好ましくは、音響トランスデューサ２２５（図５には示されていない）の内部の伝導層２４５と接触するのを避けるため、細長い部材の管腔２２０を通る。第２のコイル５２０のもう一方の端は、リード５３５か、細長い部材の管腔２２０を通る同軸ケーブルかに結合されている。
【００２７】
向い合ったソレノイドＲＦコイル５０５は、音響トランスデューサ２２５が位置する第１のコイル５１０と第２のコイル５２０との間の部分で、ＲＦ信号に敏感である。それ故、向い合ったソレノイドＲＦコイル５０５は、音響トランスデューサ２２５のまわりでＲＦ信号の向上した検出能力を提供するために使用できる。
【００２８】
もう１つの実施の形態では、音響トランスデューサ２２５とＲＦコイル２３０は、カテーテル２１０の細長い部材２１５の代わりに、針の上に位置してもよい。針は、その中を通るリードが、トランスデューサ２２５とＲＦコイル２３０を外部システムと組み合わせるように、中空になっていてもよい。本実施例による針は、例えば肝臓や脳などの体の部位に挿入されてもよくて、その部位のエラストグラフを提供する。これはまわりの組織よりも硬い傾向のある腫瘍の検出に有用である。
【００２９】
応用例の種々の実施の形態を記載してきたが、本発明の範囲内で、多くの実施の形態や装置が可能であることが、当業者にとって明らかである。例えば当業者は、カテーテル２１０から発生した音響波のパターンを変化させるために、複数の音響トランスデューサが、カテーテル２１０の細長い部材２１５の上に位置することは理解できる。もうひとつの例では、複数の音響トランスデューサが集中的配列かフェイズアレイで使用されてもよい。それ故、本発明は、添付の請求項やその均等物に従う点を除いて、制限や限定をされない。
【図面の簡単な説明】
【００３０】
【図１】従来技術の磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）システムを示す図
【図２】１つの磁気共鳴画像法システムで使用されるカテーテルの１つの例の斜視図
【図３】磁気共鳴画像法システムとともに使用されるカテーテルの音響トランスデューサの例の断面図
【図４】磁気共鳴画像法システムとともに使用されるカテーテルの音響トランスデューサとＲＦコイルとに結合された外部システムを示すブロック図
【図５】カテーテルのための向い合ったソレノイドＲＦコイルの例の斜視図
【符号の説明】
【００３１】
１０ 磁気共鳴画像法システム
１５ 磁石
２０ 傾斜コイル
２５ ＲＦボディコイル
３０ 傾斜増幅器
３５ ＲＦコイル増幅器
４０ コンピュータ
４５ ディスプレイ
５０ 患者
５５ テーブル
２１０ カテーテル
２１５ 細長い部材
２１７ ガイドワイヤ
２２０ 細長い部材の管腔
２２５ 音響トランスデューサ
２３０ ＲＦコイル
２３５ シリンダ状の外部伝導層
２４０ 圧電性結晶層
２４５ シリンダ状の内部伝導層
２５５ リード
２６０ リード
２６５ ＲＦコイルのリード
２７０ リード
４１０ トランスミッター
４２０ ローパスフィルタ
４３０ 磁気共鳴画像法レシーバー
４４０ ハイパスフィルタ
５０５ 向い合ったソレノイドＲＦコイル
５１０ 第１のコイル
５２０ 第２のコイル
５３０ 向い合ったソレノイドＲＦコイルのリード
５３５ リード
【０００１】
本発明は一般的に磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）に係る発明であって、特に音響トランスデューサを使用して体のある部位の磁気共鳴画像法エラストグラフ(ｅｌａｓｔｏｇｒａｐｈ）を生成するシステムと方法に関する発明である。
【背景技術】
【０００２】
核内に１つの陽子をもつ水素原子は、小さな磁気モーメントベクトルを生じる核スピンをもつ。磁場内では水素原子の磁気モーメントベクトルは磁場の方向へ向く傾向がある。加えて、水素原子の核スピンは共鳴周波数をもち、それは磁場の強さの関数であって、おおよそ４２．８５ＭＨｚ／Ｔである。
【０００３】
水素原子の磁気特性は、人体の内部の画像を生成するために磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）で利用される。磁気共鳴画像法は、体内の異なる位置の水素原子密度を計測することにより体の内側を画像化する。体の異なる組織は異なる水素原子密度をもっているので、磁気共鳴画像法は、測定した水素原子密度を体の画像へ変換可能である。
【０００４】
磁気共鳴画像法は、磁気共鳴画像法エラストグラフィ（ＭＲＥ）と呼ばれる医療画像化技術で使用されて、体内の異なる部位の相対的硬さを画像化する。磁気共鳴画像法エラストグラフィは、ある種の癌や腫瘍の診断における触診の重要性に端を発する。医者は、腫瘍とそのまわりの健康な組織の硬さの違いを評価することにより、典型的には触診を使用して体内の腫瘍を発見する。
【０００５】
磁気共鳴画像法エラストグラフィを使用して体内の異なる部位の相対的硬さを画像化するために、音響波が体に当てられる。音響波は体を伝播する横波を生成する。横波は体を伝播するので、磁気共鳴画像法はその横波を画像化するために使用される。上記横波の波長は、横波が伝播する体の組織の硬さに依存する。よりやわらかく、より容易に変形する体の組織では波長がより短くなり、より硬い体の組織ではより長くなる。横波のいくつかの磁気共鳴画像法の画像が異なる時間に撮られる。次に磁気共鳴画像法のその複数の波の画像が処理されて、１つのエラストグラフを生成して、そのエラストグラフは体内の異なる部位の相対的硬さの画像を提供する。エラストグラフは体のやわらかい組織と硬い組織の間の高いコントラストを提供する。これはまわりの組織よりも硬い傾向のある腫瘍の発見に特に有用である。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
医療技術の進歩にもかかわらず、人体の組織を画像化することの更なる改良が必要である。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明は、例えばエラストグラフなどの、音響トランスデューサを使用して体のある部位の磁気共鳴画像法画像を生成するシステムと方法とに関する。
【０００８】
本発明に従って構築されたシステムでは、カテーテルは血管に挿入するのに適した可撓性の細長い部材を備える。別のシステムではカテーテルは、腹腔鏡下手術により開けられたものを含む体の穴へ挿入するのに適していてもよい。この別のシステムの構成では、上記カテーテルは血管以外の体の組織を画像化することを意図している。カテーテルは、さらに、細長い部材の遠位端の近くに位置する少なくとも１つの音響トランスデューサと、その音響トランスデューサに隣接して位置する少なくとも１つのＲＦコイルとを備える。カテーテルは、例えば図１の磁気共鳴画像法システムとともに利用でき、血管または血管の近くの体細胞組織のエラストグラフを生成する。エラストグラフを生成するために、カテーテルの細長い部材が患者の血管の中に挿入される。カテーテルの音響トランスデューサは血管中の望ましい部位に位置される。また、血管が磁気共鳴画像法システムの磁場中に位置されるように、患者が磁気共鳴画像法システムの磁場中に位置される。音響トランスデューサは血管内で音響波を発生して、血管とそのまわりの組織を伝播する横波を生成する。血管とそのまわりの組織を伝播するこれらの横波の磁気共鳴画像法画像が撮られる。これらの磁気共鳴画像法画像を撮るために、磁気共鳴画像法システムのＲＦボディコイル（複数の場合あり）が磁気パルスを発信して、血管とその回りの組織にＲＦ信号を出させる。カテーテルのＲＦコイルは、出されたＲＦ信号を検出して、検出したＲＦ信号を磁気共鳴画像法レシーバーに出力する。磁気共鳴画像法レシーバーは、検出したＲＦ信号を処理して、血管とその回りの組織を伝播する横波の磁気共鳴画像法画像を生成する。例えば横波のいくつかの磁気共鳴画像法画像が、異なるサンプリング時間で撮られる。磁気共鳴画像法の波の画像が、磁気共鳴画像法により処理されて、エラストグラフを生成して、望まれたように血管とその回りの組織の相対的硬さを示す。
【０００９】
もう１つの実施の形態では、音響トランスデューサとＲＦコイルとが、カテーテルの代わりに針の上に位置する。この実施の形態の上記針は、体のある部位、例えば肝臓や脳に挿入されて、その部位のエラストグラフを生成する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
以下、添付の図を参照して発明の実施の形態を説明する。
【００１１】
同様な参照番号が、異なる図内の対応する部品を示す。
【００１２】
図１は、磁石１５、傾斜コイル２０、およびＲＦボディコイル２５を備える従来の磁気共鳴画像法システム１０の概要を示している。磁石１５は、典型的には超電導物質によりできていて、約１．５テスラの強さの磁場をもつ。磁気共鳴画像法システム１０は、さらに、傾斜増幅器３０、ＲＦコイル増幅器３５、磁気共鳴画像法システム１０を制御するコンピュータ４０、および磁気共鳴画像法画像を表示するディスプレイ４５を備える。
【００１３】
傾斜増幅器３０は、コンピュータ４０と傾斜コイル２０との間に結合されて、コンピュータ４０からの制御信号を増幅して傾斜コイル２０に伝えるために使用される。ＲＦコイル増幅器３５は、コンピュータ４０とＲＦボディコイル２５との間に結合されて、コンピュータ４０からの信号を増幅してＲＦボディコイル２５へ伝えるために使用される。
【００１４】
磁気共鳴画像法システム１０を使用して人体内を画像化するために、患者５０はテーブル５５の上に位置して、テーブル５５は磁石１５とＲＦボディコイル２５の中の位置へスライド可能である。磁気共鳴画像法システム１０は、磁石１５とＲＦボディコイル２５の中に位置する患者の体を画像化可能である。傾斜コイル２０は、線形の磁場傾斜を磁石１５の磁場に加える。コンピュータ４０は、傾斜コイル２０により加えられる磁場の傾斜の勾配および／または方向を制御する。磁場の傾斜は、人体内の異なる位置にある水素原子を、わずかに異なる共鳴周波数を示すようにする。次にコンピュータ４０は、ＲＦコイル増幅器３５経由でパルス信号を、ＲＦボディコイル２５へ送信する。上記パルス信号は、ＲＦボディコイル２５に、磁石１５の磁場から離れて水素原子の磁場モーメントベクトルを回転させる方向へ、磁気パルスを体内へ発信させるので、水素原子を高エネルギー状態へ励起する。
【００１５】
磁気パルスが消えると、水素原子は自由誘導減衰と呼ばれる過程で低エネルギー状態へ緩和する。自由誘導減衰の間、水素原子は共鳴周波数のＲＦ信号を発生する。傾斜コイル２０の加える磁場の傾斜のために、体内の異なる位置にある水素原子は、わずかに異なる共鳴周波数のＲＦ信号を発生する。ＲＦボディコイル２５は、発生したＲＦ信号を検出して、検出されたＲＦ信号をコンピュータ４０へ出力する。コンピュータ４０は、検出されたＲＦ信号を処理して、体の内部の画像を生成して、その画像はディスプレイ４５に表示される。コンピュータ４０は、ＲＦ信号の共鳴周波数を加えられた磁場の傾斜に関する情報に相関することにより、各々の検出されたＲＦ信号がどの部位で発生したかを決定可能である。磁気共鳴画像法システム１０は、典型的には、異なる磁場の傾斜において数回計測をして磁気共鳴画像法画像を生成する。
【００１６】
よりよく人体の局所部位を画像化するために、小さな表面のＲＦコイル（図には示されていない）が、図１の磁気共鳴画像法システム１０とともに使用できる。この構成では上記小さな表面のＲＦコイルは人体の局所部位の近くに位置する。次にＲＦボディコイル２５は、体の局所部位を通る磁気パルスを発信して、局所部位にＲＦ信号を発生させる。ＲＦボディコイル２５は、もし所望ならば、ＲＦ信号を受信する能力も備えていてもよい。上記小さな表面のＲＦコイルは、局所部位内で発生したＲＦ信号を検出する。発生したＲＦ信号を検出する小さな表面のＲＦコイルを使用する１つの利点は、それが典型的にはＲＦボディコイル２５よりよい信号対ノイズ比（ＳＮＲ）をもつことである。
【００１７】
図２は、磁気共鳴画像法システムで使用されるカテーテル２１０の１つの例の斜視図を示す。カテーテル２１０は、可撓性の細長い部材２１５を備える。細長い部材２１５は、好ましくは、ナイロン、ポリウレタン、ポリエチレンなどを含むが、これらに限定されない可撓性物質からできている。細長い部材２１５は、１００センチメートル以上の長さであってもよく、縦方向にのびる細長い管腔２２０をもつ。ガイドワイヤ２１７が、血管の通り道に沿ってカテーテル２１０を案内するために提供される。ガイドワイヤ２１７は、細長い部材２１５の遠位端部に結合してもよく、または、細長い管腔２２０または他の形状の管腔を通してもよい。
【００１８】
カテーテル２１０は、細長い部材２１５の遠位端部の近くに位置する、音響波を発信する例えば超音波トランスデューサなどの音響トランスデューサ２２５も備える。ポリマー（図には示されていない）は、好ましくは音響トランスデューサ２２５の上に被膜されて、トランスデューサ２２５と血管内などの体内の流体との間の音響マッチング層を提供する。カテーテル２１０は、さらに、好ましくは細長い部材２１５のまわりに、かつ、音響トランスデューサ２２５に隣接して巻かれたＲＦコイル２３０を備える。ＲＦコイル２３０は、例えば銅線でできていてもよい。加えて、ＲＦコイル２６５は、例えばトランスデューサ２２５を被膜するのに使用されたポリマーなどの保護被膜層（図には示されていない）により覆われていてもよい。リード（ｌｅａｄ）２５５、２６０、２６５、２７０、または同軸ケーブルは、細長い部材の管腔２２０の中を通るように提供される。ＲＦコイル２３０の各端は、リードの１つまたは同軸ケーブルに結合されている。もちろん、カテーテル２１０の個々の形態は望むように変更可能である。この技術分野で知られている特徴は、本発明の範囲内で確かに付加可能である。例えば、カテーテルは１つまたは複数の管腔、カテーテルに結合されたふくらませることのできる風船か他の装置、１つまたは複数のトランスデューサ、または回転するかまたは固定されたトランスデューサ２２５をもつことが可能である。カテーテルは、そのリードをカテーテルの壁の中へ埋め込むことができ、または、離れた管腔の中に配置できる。
【００１９】
図３は、細長い部材２１５の軸とは垂直の平面に沿った音響トランスデューサ２２５の例の断面図である。この例では音響トランスデューサ２２５は、細長い部材２１５を覆うシリンダ状の内部伝導層２４５と、内部伝導層２４５を覆う圧電性結晶層２４０と、圧電性結晶層２４０を覆うシリンダ状の外部伝導層２３５とを備える。内部および外部の伝導層２４５、２３５は、各々数ミクロン（例えば２ミクロン）の厚みであって、各々アルミニウムからできていてもよい。内部および外部の伝導層２４５、２３５は、各々リード２６０、２５５に結合されているか、細長い部材の管腔２２０を通る同軸ケーブルに結合されている。上記音響トランスデューサ２２５の構築は、この技術分野でよく知られており、典型的には血管中の血小板を不動態化するのと、血管中の薬剤を拡散するのに超音波トランスデューサを構築するために使用される。そのような超音波トランスデューサは、バルーン血管形成術でも使用されて、血管中の障害物を取り除く。もちろん、この技術分野でよく知られているように、他のタイプのトランスデューサ、例えばキャパシタや磁気誘導コイルや光音響装置などが使用されてもよい。
【００２０】
図４は、音響トランスデューサ２２５とＲＦコイル２３０とに結合された外部システムの例を示すブロック図である。音響トランスデューサ２２５は、トランスミッター４１０とローパスフィルタ４２０とに、リード２５５、２６０経由で結合されている。トランスミッター４１０は、ローパスフィルタ４２０を通して、振動する励起信号を音響トランスデューサへ送信する。トランスミッター４１０からの励起信号は、圧電性結晶層２４０の厚さを変調して、音響トランスデューサ２２５に音響波を発生させる。典型的には、圧電性結晶層２４０の厚みと励起信号の周波数とは、音響波の望ましい音響周波数を達成するために選択される。波の音響周波数は望めば変更してもよい。
【００２１】
ＲＦコイル２３０は、磁気共鳴画像法レシーバー４３０とハイパスフィルタ４４０とにリード２６５、２７０経由で結合される。ＲＦコイル２３０は、音響トランスデューサ２２５の周辺のＲＦ信号を検出する。検出されたＲＦ信号は、ハイパスフィルタ４４０を通って磁気共鳴画像法レシーバー４３０に出力される。ハイパスフィルタ４４０は、例えば数１０メガヘルツの周波数以上（６４ＭＨｚなど）の信号を、磁気共鳴画像法レシーバー４３０に通すよう構築されている。磁気共鳴画像法システムは、検出されたＲＦ信号を使用して、音響トランスデューサ２２５を覆う部位の磁気共鳴画像法画像を生成する。
【００２２】
カテーテル２１０は、図１の磁気共鳴画像法システム１０のように、磁気共鳴画像法システムとともに使用されて、血管または近くの組織のエラストグラフを生成する。そのような方法では、カテーテル２１０の細長い部材２１５は患者の血管の中へ挿入される。次に音響トランスデューサ２２５は血管中の望まれる部位に位置する。また、患者は、血管が磁気共鳴画像法システム１０の磁気架台１５の中に位置するように、磁気共鳴画像法システム１０の磁気架台１５の中に位置する。トランスミッター４１０は励起信号を音響トランスデューサ２２５へ送り、その励起信号は音響トランスデューサに所定の周波数の音響波を血管中へ発生させる。音響波は例えば数１０キロヘルツ（２０ｋＨｚなど）の周波数をもっていてもよい。音響波は血管とそのまわりの組織を伝播する横波を生成してもよい。代わりに、カテーテルは、元々開いているか、腹腔鏡下手術により開けられた体の穴へ挿入するのに適していてもよい。この代わりの構成では、カテーテルは、血管以外の体細胞組織を画像化するように意図されている。
【００２３】
磁気共鳴画像法システム１０のＲＦボディコイル２５は、血管とそのまわりの組織にＲＦ信号を発信させるために、人体へ磁気パルスを発信する。カテーテル２１０のＲＦコイル２３０は、発生したＲＦ信号を検出して、検出されたＲＦ信号を磁気共鳴画像法レシーバー４３０へ出力する。磁気共鳴画像法レシーバー４３０は、検出されたＲＦ信号を処理して、血管および／またはそのまわりの組織を伝播する横波の磁気共鳴画像法画像を生成する。いくつかの横波の磁気共鳴画像法画像は、異なるサンプリング時間で撮られる。磁気共鳴画像法の波の画像は、磁気共鳴画像法レシーバー４３０で処理されて、例えば血管とそのまわりの組織の相対的硬さを示すエラストグラフを生成する。
【００２４】
結果として生じるエラストグラフは、血管中のアテローム性動脈硬化症のプラークの検出に有用である。アテローム性動脈硬化症のプラークは、薄い繊維状の覆いで覆われた大きな脂質の塊をともなうアテロームにより特徴付けられる。アテローム性動脈硬化症のプラークはそのまわりの血管壁よりも軟らかい傾向があるので、エラストグラフは、アテローム性動脈硬化症のプラークと血管壁との間にはっきりとしたコントラストを提供可能である。そのためアテローム性動脈硬化症のプラークの検出を向上させる。
【００２５】
図５はカテーテルのための向かい合ったソレノイドＲＦコイル５０５の例を示す。向い合ったソレノイドＲＦコイル５０５は、ある１方向へ細長い部材２１５のまわりに巻かれた第１のコイル５１０と、それとは反対方向へ細長い部材２１５のまわりに巻かれた第２のコイル５２０とを備える。例えば、もし第１のコイル５１０が左方向に巻かれたとすると、第２のコイル５２０は右方向に巻かれる、あるいはその逆も可能である。特にこの例では、音響トランスデューサ２２５が、細長い部材２１５の上の第１のコイル５１０および第２のコイル５２０の間に位置できるように、第１のコイル５１０と第２のコイル５２０の間には間隔が置かれる。図の簡略化のため、音響トランスデューサ２２５は図５には示されていないが、音響トランスデューサ２２５が第１のコイル５１０と第２のコイル５２０との間に位置することは理解できる。
【００２６】
第１のコイル５１０の一端は、リード５３０か、細長い部材の管腔２２０のなかを通る同軸ケーブルかに結合されている。第１のコイル５１０のもう一方の端は第２のコイル５２０に結合されている。２つのコイルの間の接続は、好ましくは、音響トランスデューサ２２５（図５には示されていない）の内部の伝導層２４５と接触するのを避けるため、細長い部材の管腔２２０を通る。第２のコイル５２０のもう一方の端は、リード５３５か、細長い部材の管腔２２０を通る同軸ケーブルかに結合されている。
【００２７】
向い合ったソレノイドＲＦコイル５０５は、音響トランスデューサ２２５が位置する第１のコイル５１０と第２のコイル５２０との間の部分で、ＲＦ信号に敏感である。それ故、向い合ったソレノイドＲＦコイル５０５は、音響トランスデューサ２２５のまわりでＲＦ信号の向上した検出能力を提供するために使用できる。
【００２８】
もう１つの実施の形態では、音響トランスデューサ２２５とＲＦコイル２３０は、カテーテル２１０の細長い部材２１５の代わりに、針の上に位置してもよい。針は、その中を通るリードが、トランスデューサ２２５とＲＦコイル２３０を外部システムと組み合わせるように、中空になっていてもよい。本実施例による針は、例えば肝臓や脳などの体の部位に挿入されてもよくて、その部位のエラストグラフを提供する。これはまわりの組織よりも硬い傾向のある腫瘍の検出に有用である。
【００２９】
応用例の種々の実施の形態を記載してきたが、本発明の範囲内で、多くの実施の形態や装置が可能であることが、当業者にとって明らかである。例えば当業者は、カテーテル２１０から発生した音響波のパターンを変化させるために、複数の音響トランスデューサが、カテーテル２１０の細長い部材２１５の上に位置することは理解できる。もうひとつの例では、複数の音響トランスデューサが集中的配列かフェイズアレイで使用されてもよい。それ故、本発明は、添付の請求項やその均等物に従う点を除いて、制限や限定をされない。
【図面の簡単な説明】
【００３０】
【図１】従来技術の磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）システムを示す図
【図２】１つの磁気共鳴画像法システムで使用されるカテーテルの１つの例の斜視図
【図３】磁気共鳴画像法システムとともに使用されるカテーテルの音響トランスデューサの例の断面図
【図４】磁気共鳴画像法システムとともに使用されるカテーテルの音響トランスデューサとＲＦコイルとに結合された外部システムを示すブロック図
【図５】カテーテルのための向い合ったソレノイドＲＦコイルの例の斜視図
【符号の説明】
【００３１】
１０ 磁気共鳴画像法システム
１５ 磁石
２０ 傾斜コイル
２５ ＲＦボディコイル
３０ 傾斜増幅器
３５ ＲＦコイル増幅器
４０ コンピュータ
４５ ディスプレイ
５０ 患者
５５ テーブル
２１０ カテーテル
２１５ 細長い部材
２１７ ガイドワイヤ
２２０ 細長い部材の管腔
２２５ 音響トランスデューサ
２３０ ＲＦコイル
２３５ シリンダ状の外部伝導層
２４０ 圧電性結晶層
２４５ シリンダ状の内部伝導層
２５５ リード
２６０ リード
２６５ ＲＦコイルのリード
２７０ リード
４１０ トランスミッター
４２０ ローパスフィルタ
４３０ 磁気共鳴画像法レシーバー
４４０ ハイパスフィルタ
５０５ 向い合ったソレノイドＲＦコイル
５１０ 第１のコイル
５２０ 第２のコイル
５３０ 向い合ったソレノイドＲＦコイルのリード
５３５ リード
Claims (54)
- 人体への挿入に適したカテーテルであって：
１つの細長い部材；
細長い部材に結合された音響トランスデューサ；および
細長い部材上で上記音響トランスデューサに隣接したＲＦ信号検出器
を備えたカテーテル。 - 上記音響トランスデューサが圧電性結晶を備える請求項１に記載のカテーテル。
- 上記音響トランスデューサが：
上記細長い部材を覆うシリンダ状の内部伝導層；
上記シリンダ状の内部伝導層の少なくとも一部を覆う圧電性結晶層；および
上記圧電性結晶層を覆うシリンダ状の外部伝導層
を備える請求項１に記載のカテーテル。 - 上記ＲＦ信号検出器が、ＲＦコイルを備える請求項１に記載のカテーテル。
- 上記音響トランスデューサが、圧電性結晶層を備える請求項４に記載のカテーテル。
- 上記ＲＦコイルが、上記細長い部材のまわりに巻かれた請求項４に記載のカテーテル。
- 上記細長い部材が、その中を縦方向に通る細長い管腔をもつ請求項１に記載のカテーテル。
- 上記ＲＦ信号検出器がＲＦコイルを備えて、上記カテーテルがさらに上記細長い管腔の中を通る２つのリードを備えて、各リードが上記ＲＦコイルの１つの端に結合された請求項７に記載のカテーテル。
- 上記ＲＦ信号検出器が：
第１の方向に巻かれた第１のＲＦコイル；および
第１のＲＦコイルに結合されて、第１の方向とは反対の第２の方向に巻かれた第２のＲＦコイル
をさらに備える請求項１に記載のカテーテル。 - 上記音響トランスデューサが、第１のＲＦコイルと第２のＲＦコイルとの間に位置する請求項９に記載の方法。
- 上記ＲＦ信号検出器が、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）レシーバーに結合された請求項１に記載のカテーテル。
- 上記音響トランスデューサが上記細長い部材に取り付けられた請求項１に記載のカテーテル。
- 上記音響トランスデューサが、回転可能な状態で上記細長い部材に結合された請求項１に記載のカテーテル。
- さらに第２の音響トランスデューサを備える請求項１２に記載のカテーテル。
- 上記細長い管腔を通るガイドワイヤをさらに備える請求項７に記載のカテーテル。
- 上記細長い部材の中を通る第２の管腔をさらに備える請求項７に記載のカテーテル。
- 医療用探針であって：
体内への挿入に適した針；
上記針に結合された音響トランスデューサ；および
上記針に結合されて上記音響トランスデューサに隣接したＲＦ信号検出器
を備える医療用探針。 - 上記音響トランスデューサが圧電性結晶層を備える請求項１７に記載の医療用探針。
- 上記音響トランスデューサが：
上記針を覆うシリンダ状の内部伝導層；
上記シリンダ状の内部伝導層の少なくとも一部を覆う圧電性結晶層；および
上記圧電性結晶層を覆うシリンダ状の外部伝導層
を備える請求項１７に記載の医療用探針。 - 上記ＲＦ信号検出器が、ＲＦコイルを備える請求項１７に記載の医療用探針。
- 上記音響トランスデューサが、圧電性結晶層を備える請求項２０に記載の医療用探針。
- 上記ＲＦコイルが、針のまわりに巻かれた請求項２０に記載の医療用探針。
- 上記ＲＦ信号検出器が：
第１の方向へ針のまわりに巻かれた第１のＲＦコイル；および
第１のＲＦコイルに結合されて、第１の方向とは反対の第２の方向へ針のまわりに巻かれた第２のＲＦコイル
をさらに備える請求項１７に記載の医療用探針。 - 上記音響トランスデューサが、第１のＲＦコイルと第２のＲＦコイルとの間に位置する請求項２３に記載の医療用探針。
- ＲＦ検出器が、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）レシーバーに結合された請求項１７に記載の医療用探針。
- 上記音響トランスデューサが、上記針に取り付けられた請求項１７に記載の医療用探針。
- 上記音響トランスデューサが、回転可能な状態で上記針に結合された請求項１７に記載の医療用探針。
- 第２の音響トランスデューサをさらに備えた請求項１７に記載の医療用探針。
- 針の中を通る細長い管腔をさらに備えた請求項１７に記載の医療用探針。
- 体内のある部位のエラストグラフを生成する方法であって：
（ａ）上記部位へ音響波を発信するステップ；
（ｂ）発信された音響波を上記部位へ伝播させるステップ；
（ｃ）上記部位内に位置するＲＦ信号検出器を使用して、上記部位から発生するＲＦ信号を検出するステップ；
（ｄ）磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）を使用して、検出されたＲＦ信号を処理して、上記部位を伝播する音響波の画像を生成するステップ；
（ｅ）少なくともステップ（ｃ）と（ｄ）を繰り返して、第２の画像を生成するステップ；および
（ｆ）生成された画像を処理して、上記部位のエラストグラフを生成するステップ
を備える方法。 - 上記音響波が、上記部位内に位置する音響トランスデューサから発信される請求項３０に記載の方法。
- ＲＦ信号検出器が、ＲＦコイルを備える請求項３０に記載の方法。
- 上記部位に磁場の傾斜を印加えるステップ；および
上記部位へ磁気パルスを発信して、上記部位からＲＦ信号を発生させるステップ
をさらに備える請求項３０に記載の方法。 - 上記音響波が、おおよそ２０ｋＨｚの周波数をもつ請求項３０に記載の方法。
- 検出されたＲＦ信号が、おおよそ６４ＭＨｚの周波数をもつ請求項３０に記載の方法。
- 上記部位が血管である請求項３０に記載の方法。
- 上記部位が元々開いている人体の穴である請求項３０に記載の方法。
- 上記部位が手術により開けられた人体の穴である請求項３０に記載の方法。
- 請求項３０のステップ（ｃ）のＲＦ信号検出器が、第１の方向へ針のまわりに巻かれた第１のＲＦコイルと、第１のＲＦコイルと組み合わされて、第１の方向とは反対の第２の方向へ針のまわりに巻かれた第２のＲＦコイルとを備える請求項３０に記載の方法。
- 請求項３０のステップ（ａ）が、音響トランスデューサにより実行される請求項３０に記載の方法。
- 請求項３０のステップ（ａ）が、音響トランスデューサにより実行される請求項３９に記載の方法。
- 上記音響トランスデューサが、第１のＲＦコイルと第２のＲＦコイルとの間に位置する請求項４１に記載の方法。
- 体内のある部位のエラストグラフを生成する方法であって：
上記部位内に位置する音響トランスデューサから音響波を発信するステップ；
上記部位を伝播する上記音響波の少なくとも２つの磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）画像を生成するステップ；および
生成された画像を処理して上記部位のエラストグラフを生成するステップ
を備える方法。 - 上記部位が血管であって、上記音響トランスデューサが血管内に位置するカテーテルに結合された請求項４３に記載の方法。
- 上記音響トランスデューサが、圧電性結晶層を備える請求項４４に記載の方法。
- 上記部位から発生したＲＦ信号を検出するステップをさらに備える請求項４３に記載の方法。
- ＲＦ信号を検出する上記ステップが、ＲＦ信号検出器を使用する請求項４６に記載の方法。
- 上記ＲＦ信号検出器が、上記針のまわりを第１の方向へ巻かれた第１のＲＦコイルと、第１のＲＦコイルと組み合わされて、第１の方向とは反対の第２の方向へ針のまわりに巻かれた第２のＲＦコイルとを備える請求項４７に記載の方法。
- 上記音響トランスデューサがキャパシタを備える請求項１に記載のカテーテル。
- 上記音響トランスデューサが磁気コイルを備える請求項１に記載のカテーテル。
- 上記音響トランスデューサが光音響装置を備える請求項１に記載のカテーテル。
- 上記音響トランスデューサがキャパシタを備える請求項４４に記載の方法。
- 上記音響トランスデューサが磁気コイルを備える請求項４４に記載の方法。
- 上記音響トランスデューサが光音響装置を備える請求項４４に記載の方法。
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