JP2006501866A - 脈管内装置のためのインピーダンス整合装置および構造 - Google Patents

Abstract

脈管内回路の各部分のインピーダンスを整合、および脈管内導電体を加熱するＲＦ信号の誘起を制限するための脈管内装置である。脈管内装置（３００，４００，７００，８００）は、インピーダンス整合回路として作用する形態の導電性および誘電性の交互の層および導電性のコイル（３１８，４１２，９１２）を含む。脈管内装置の他の実施例は、圧縮可能な誘電材料によって分離された円筒状内壁および外壁を有する。内壁（５０４）によって規定された管腔内の圧力を変化させることによって、内壁および外壁間の間隔が変化して、内壁および外壁間のキャパシタンスが変化する。脈管内装置の他の実施例は、ＲＦ信号によって誘起される電流による加熱を制限するための一つ以上のチョークを含む。チョークの導電性のシールドはさらに加熱の影響を低減するための導電性のポリマーからなる。その他の実施例は送信線（９００，９３０）およびアンテナ構造（９５０，９７０）を含む。

Description

本発明は、広く脈管内装置に関する。特に、本発明は、脈管内装置などに関連する送信線の一部および該送信線構造内のインピーダンス整合に関する。

人体内に配置されるカテーテルやその他の装置を追跡する作業は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムを用いて実行することができる。典型的には、このような磁気共鳴撮像システムは、磁石、パルス磁界勾配発生器（pulsed magnetic field gradient generator）、無線周波数（ＲＦ）域内の電磁波の送信機、ＲＦ受信器、および制御装置で構成されている。通常の実施においては、追跡される装置、あるいは、装置を目的位置へ搬送するさいの支援として利用されるガイドワイヤやカテーテル（普通、ＭＲカテーテルと呼ばれている）には、アンテナが装備される。一つの従来例では、アンテナは導電性のコイルからなり、このコイルは、互いに電気絶縁され、かつ検知された信号をＲＦ受信器へ送信するように構成された送信線からなる一対の伸長導電体に結合されている。

一例として、前記コイルはソレノイド形状で構成されている。患者は磁石内部あるいはその近辺に置かれ、この患者内に装置が挿入される。磁気共鳴撮像システムは、患者の体内に送り込まれ、患者体内の選択された核スピンから共鳴応答信号を誘導する無線周波数域の電磁波および磁界勾配パルスを発生する。この共鳴応答信号は、装置に取り付けられた導電線コイル内に電流を誘起する。こうして、コイルは、その近辺の核スピン運動を検出する。検出された応答信号は、送信線により無線周波数受信器へ送られて、処理された後、制御装置に保存される。この作業が、３次元方向で繰り返される。磁界勾配に起因する検出信号の周波数は、各勾配での無線周波数コイルの位置に比例する。

患者体内における無線周波数コイルの位置は、フーリエ変換を使ったデータ処理により算定でき、コイルの位置画像が作成できる。実際例では、この位置画像は、所望領域の磁気共鳴画像に重ね合わされる。この領域の画像は撮像されて位置画像として、撮影と同時あるいは早い時期に保存される。

上述のようなコイル型アンテナでは、アンテナコイルのインピーダンスが送信線のインピーダンスと実質的に整合していることが望ましい。従来のＭＲＩコイルのインピーダンス整合では、分流器列または分流コンデンサの組み合わせでコイルを同調させれば十分であった。このような従来の使用法では、コンデンサはサイズを制約することがほとんどなかった。しかしながら、脈管内コイル用には同調コンデンサを小型化することが必要である。脈管内装置上の整合・同調回路を構成するのにばらばらの部品が用いられていた。しかし、このような部品は、かさばるし、装置の設計に容易に組みこむことができない。また、信号対雑音比（ＳＮＲ）を低減することなく、同調コンデンサをコイルから離して配置することが望ましい。任意の、またはトリム（調整）可能なコンデンサを形成する手段として開回路スタブ送信線を使うことや、同調インダクタである短絡回路スタブを用いることが提案されてきた。このようなプローブは、同軸ケーブルの長さを調整することによって同調される。しかしながら、これらの回路は、それでもなお脈管内の移動には理想的でない比較的大きな装置となる。また、回路は多くの接続部を必要とするので、組み立てプロセスが比較的に複雑である。

ＭＲＩシステムとの結合に用いられる脈管内ＭＲＩアンテナおよび脈管内ガイドワイヤに発生する他の問題は、前記導電体がＭＲＩシステムからのＲＦ信号を拾いやすいということである。これにより、導電体に高電圧が生じ、導電体が不所望に加熱される。脈管内ＭＲＩアンテナに関して導体のこのような望ましくない加熱を処理する一つの従来方法では、三軸ケーブルに直列に二つの同軸チョークを用いる。各チョークは、一端で三軸ケーブルの第一次および第二次シールド間の短絡をハンダ付け接合し、他端で第二次シールドを取り除くことによって形成される。第一次および第二次シールド層間の誘電性層は、チョークの開放端で短絡を高インピーダンスに変換する導波管として機能する。これにより、導電体の加熱が低減される。しかしながら、シールドは、金属の導電体で作られるので、導電体は、依然としていくらか加熱される。

さらに、一般的な製造上の難しさも問題を呈する。実際に、非常に小さな環境では、アンテナを送信線導体の後方または奥に接続することが極めて困難である。

本発明は、これらの問題並びにその他の問題の内の少なくとも一つに取り組み、従来技術以上の効果を提供する。

本発明は、患者の脈管内に挿入できるように構成された、伸長された脈管内装置に関する。本発明は、インピーダンス整合を改善すること、および／または迅速かつ確かな方法による製造を容易にするＭＲカテーテルの一つ、または、それ以上の構造体を提供する。

本発明の一実施例は、伸長された導電体、第１の導電性層、少なくとも一つの誘電性層、および導電性コイルを含む伸長された脈管内装置を提供する。第１の導電性層は伸長された導電体に対して同軸に配置される。誘電性層は、伸長された導電体と第１の導電性層との間に配置される。コイルの第１の端部は伸長した導電体に電気的に結合される。コイルの第２の端部は、第１の導電性層に電気的に結合される。伸長した導電体、導電性層、誘電性層およびコイルで構成される回路は、インピーダンス整合回路を形成する。

本発明の他の実施例は、円筒状の内壁と円筒状の外壁とを有する脈管内装置を提供する。円筒状の内壁は管腔（ルーメン）の境界を規定する膨張可能な導電性材料で形成される。円筒状の外壁もまた、膨張可能な導電性材料で形成される。内壁と外壁とは、圧縮可能な誘電性材料で分離され、管腔内の圧力を変えることによって、内壁と外壁との間の間隔が変化し、それにより、内壁と外壁との間のキャパシタンスが変化する。

本発明の他の実施例は、伸長された導電体、第１および第２の誘電性層、第一次シールド層、第二次シールド層、第１および第２の電気短絡、および第二次シールド層内の非導電間隙を有する伸長した脈管内装置を提供する。第１の誘電性層は、伸長した導電体の上に配置される。第一次シールド層は、導電性であり、第１の誘電性層の上に配置される。第２の誘電性層は、第一次シールド層の上に配置される。第二次シールド層は、導電性ポリマーまたは薄く塗装された金属からなり、第２の誘電性層の上に配置される。第１の電気短絡は、伸長した導電体に沿った第１の長手位置で、第一次シールド層を第二次シールド層に結合する。第２の電気短絡は、第１の長手位置の末端にある伸長した導電体に沿った第２の長手位置で、第一次シールド層を第二次シールド層に結合する。非導電性間隙は、シールド層内の第２の電気短絡の基端の長手位置に配置される。

本発明の他の実施例は、伸長された導電体、誘電性層、シールド層、第１および第２の電気短絡、およびシールド層内の非導電性間隙を有する伸長された脈管内装置を提供する。誘電性層は、伸長された導電体の上に配置される。シールド層は、誘電性層の上に配置された導電性ポリマーからなる。第１の電気短絡は、伸長した導電体に沿った第１の長手位置で、伸長された導電体をシールド層に結合する。第２の電気短絡は、第１の長手位置の末端にある伸長された導電体に沿った第２の長手位置で、伸長された導電体をシールド層に結合する。非導電性の間隙は、シールド層内の第２の電気短絡の基端の長手位置に配置される。

さらに他の実施例においては、ＭＲカテーテルは、導電性エポキシ、電気めっき技術、および／あるいは変性編組構造を用いて構成される。

本発明を特徴づける利点ばかりでなく、前述および他の様々な特徴が、後述の詳細な説明を読み、関連図面を精査することによって明らかになるであろう。

図１は、本発明によるいくつかの実施例が利用できる磁気共鳴撮像および脈管内ガイダンスシステムの一例の部分ブロック図である。図１において、支持台１１０上の患者１００は、磁界発生器１２０で発生される均等な磁界内に置かれている。磁界発生器１２０は、典型的には、患者１００を受容できる筒状磁気体からなる。磁界勾配発生器１３０は、予め決められた時間に、互いに直角である３方向で予定の強さの勾配磁力線を形成する。磁界勾配発生器１３０は、例えば、磁界発生器１２０内に同心に配備された１組の円筒状コイルからなる。カテーテルとして図示された装置１５０が挿入される患者１００の患部は、磁界発生器１２０の筒状体の孔のほぼ中央に位置している。

ＲＦ発生源１４０は、患者１００および装置１５０内のＭＲ能動的サンプルに予め定められた周波数でかつ十分な強さで予め定められた時間、パルス状無線周波数エネルギを照射し、当業者に周知の方法によって核磁気スピンを章動する。このスピン章動（nutation）により、ラーモア周波数値（Larmor frequency）での共振が発生する。各スピンのラーモア周波数は、スピンに影響する磁界の強さに正比例する。この磁界の強さは、磁界発生器１２０による静電磁界強さと磁界勾配発生器１３０による局地磁界強さとの和である。実施例におけるＲＦ発生源１４０は、患者１００の患部の周囲を取り囲む円筒状の外部コイルである。この外部コイルは、患者１００の全身を囲い込むための十分な直径を有することができる。また、頭部や手足などを撮像できるよう専用に設計された小さな円筒など、その他の形状を使っても構わない。さらに、表面コイルなどの非円筒状の外部コイルを代わりに利用することも可能である。

装置１５０は、操作担当者により患者１００内に挿入される。装置１５０は、ガイドワイヤ、カテーテル、剥離(ablation)装置、あるいは同様の再疎通器であってよい。装置１５０は、ＲＦ発生源１４０が生成する無線周波数電界に応答して患者と装置１５０の両方で発生するＭＲ信号を検知するためのＲＦアンテナを備える。内部装置アンテナは小型であるため、感知域も同じく狭い。その結果、検出信号は、アンテナに近い区域の磁界の強度からだけで発生するラーモア周波数信号となる。この装置アンテナで検知された信号は、導体１８０を経由して撮像追跡制御装置１７０へ送られる。

また、ＲＦ発生源１４０で生成された無線周波数電界に応答して患者から発生されるＲＦ信号は、外部ＲＦ受信機１６０でも検知できる。一例として、外部ＲＦ受信機１６０は、患者１００の患部を取り囲むような円筒状の外部コイルで構成される。そのような外部コイルの直径は、患者１００の全身を囲めるサイズである。その他の形状として、頭部や手足などを撮像できるよう専用に設計された小さな円筒などの形状でも構わない。さらに、表面コイルなどの非円筒状の外部コイルの利用も可能である。外部ＲＦ受信器１６０は、その構造の一部または全部をＲＦ発生源１４０中に含めてもよいし、あるいは、ＲＦ発生源１４０から完全に独立した構造とすることも可能である。ＲＦ受信機１６０の感知域は、装置アンテナの感知域よりも広いため、患者１００全体、または、その患部だけを取り囲むことができる。しかしながら、外部ＲＦ受信機１６０から得られる解像度は、装置アンテナの解像度よりも低い。外部ＲＦ受信機１６０が検知したＲＦ信号も、前記撮像追跡制御装置１７０へ送られて、装置アンテナが検知したＲＦ信号とともに分析される。

前記装置１５０の位置は、撮像追跡制御装置１７０により制御されて、表示手段１９０に表示される。本発明の実施例では、表示手段１９０上における装置１５０の位置の表示は、外部ＲＦ受信機１６０が作成した従来のＭＲ画像上にシンボル記号として重ねて表示される。別の方法として、最初の追跡動作前に外部ＲＦ受信機１６０で画像を作成して、追跡される装置の位置を示すシンボル記号をその予め作成された画像上に重ねて表示することもできる。さらに別の方法として、装置の位置を数値で表示してもよいし、あるいは、診断画像に関係なくシンボル画像として表示しても構わない。

装置１５０に関して上述したような脈管内アンテナでは、アンテナコイルのインピーダンスが送信線のインピーダンスと実質的に整合していることが望ましい。このような従来のＭＲＩコイルのインピーダンス整合では、コイルを同調させるために分流器列または直列分流コンデンサの組み合わせで十分であった。このような従来の方法において、コンデンサはサイズの制約がほとんどない。しかしながら、脈管内のコイルについては同調用コンデンサの小型化は必須である。脈管内装置上の整合回路および同調回路を形成するために別々の部品が使われてきた。しかし、このような部品はかさばっていて、装置の設計に容易に組み込むことができない。さらに、信号対雑音比（ＳＮＲ）を維持することが望ましい。任意の、つまり調節可能であるコンデンサの形成手段として開回路スタブ送信線を用いることや、短絡回路になっているスタブを同調インダクタとして用いることが提案されている。このようなプローブは、同軸ケーブルの長さを調節して同調される。しかしながら、これらの回路は、依然として、脈管内のナビゲーションのためには理想的でない比較的大きな装置になる。また、この回路は多くの接続部を要し、製造プロセスが比較的複雑である。

上述の問題点に対処するため、本発明の実施例では、導体および誘電性材料の交互層を用いて、脈管内装置の回路の同調もしくは前記回路の部品間つまりセグメント間のインピーダンス整合に使用することができる部品および回路を形成する。図２は、当技術分野で知られるインピーダンス整合回路２００の概略図である。インピーダンス整合回路２００は、送信線２０２，２０４、キャパシタンス２０６，２０８，２１０、並びに誘導性コイル２１２を含んでいる。説明のため、インピーダンス整合回路２００は、参照節点Ａ（２１４）、Ｂ（２１６）、Ｃ（２１８）、Ｄ（２２０）およびＥ（２２２）を付して示される。

図３ａは、本発明の一実施例に係る脈管内装置３００の側断面図である。図３ｂは、脈管内装置３００の端断面図である。脈管内装置３００は、導体と誘電性材料との交互層を利用したインピーダンス整合回路２００を実現する。本発明の一実施例では、脈管内装置３００は、ＲＦ信号を受信し、かつこの信号を受信機／制御装置に送り返すアンテナとして機能することを主目的とする装置である。代替の実施例では、脈管内装置３００は、そのアンテナ機能に対する付加的機能を果たす。例えば、一実施例においては、脈管内装置３００は、別の脈管内装置を脈管内の所定位置に給送するのを支援するために使用されるガイドワイヤとすることができる。その他の実施例において、脈管内装置３００は、脈管内の閉塞を崩壊するのに使用される剥離装置を提供する。一実施例では、脈管内装置３００はカテーテルを使って配置される。さらなる実施例では、脈管内装置３００はカテーテルと一体化されてカテーテル軸内に設けられる。

図３ａおよび３ｂにおいて、導電性部分は暗い影で示し、誘電性部分は影無しで示す。脈管内装置３００は中央導体３０２を有する伸長された同軸の装置である。誘電性層３０４は中央導体３０２を導電性シールド層３０６から分離する。誘電性層３０８はシールド層３０６を導電性層３１０から分離する。誘電性層３１２は導電性層３１０を導電性層３１４から分離する。中央導体３０２はコネクタ３１６を介して導電性層３１４に電気的に結合される。コネクタ３１６はまた、中央導体３０２を導電性コイル３１８の第１の端部３３４に電気的に結合する。コイル３１８はＲＦ信号を受信してこの信号を中央導体３０２に送信するため例示のように構成される。導電性層３１０はコネクタ３２０を介して導電性コイル３１８の第２の端部３３２に電気的に結合される。図３ａに描かれた実施例では、コイル３１８は中央導体３０２の末端から延長される誘電性部分の周りに巻かれる。しかしながら、本発明において、コイル３１８はその他の配置で設置および形成することができる。例えば、一実施例では、コイル３１８は、中央導体３０２および誘電性層３０４の周りに、この実施例では、シールド層３０６、誘電性層３０８，３１２、および導電性層３１０，３１４の末端を超えて延長して巻かれる。

装置３００の導電性および誘電性層のこの配置は、図２に示したのと等価のインピーダンス整合回路を形成する。図３ａにおける部分Ａ（３２２）、Ｂ（３２４）、Ｃ（３２６）、Ｄ（３２８）およびＥ（３３０）は、図２におけるインピーダンス整合回路２００の節点Ａ（２１４）、Ｂ（２１６）、Ｃ（２１８）、Ｄ（２２０）およびＥ（２２２）に相当する。部分Ａ（３２２）は中央導体３０２に相当する。部分Ｂ（３２４）は中央導体３０２とコイル３１８の第１の端部３３４とに電気的に結合される導電性層３１４に相当する。コイル３１８は図２の誘導性コイル２１２に相当する。したがって、コイル３１８の第２の端部３３２は、導電性層３１０に相当する部分Ｃ（３２６）に電気的に結合される。導電性の部分Ｂ（３２４）およびＣ（３２６）は誘電性層３１２で分離されて、図２のキャパシタンス２０８に相当するキャパシタンスを生じさせる。部分Ｄ（３２８）はシールド層３０６の末端に相当する。部分Ｅ（３３０）はシールド層３０６近くの端部に相当する。導電部分Ｃ（３２６）およびＤ（３２８）は誘電性層３０８で分離されて、図２のキャパシタンス２１０に対応するキャパシタンスを生じさせる。導電部分Ｄ（３２８）およびＡ（３２２）は誘電性層３０４で分離されて、図２のキャパシタンス２０６に対応するキャパシタンスを生じさせる。こうして、脈管内装置３００は、図２におけるインピーダンス整合回路２００と実質的に同様に機能するインピーダンス整合回路をもたらす。

図４は、本発明の他の一実施例に係る脈管内装置４００の側断面図である。図３ａおよび３ｂの装置と同様、脈管内装置４００は、導体および誘電性材料の交互層を利用して図２のインピーダンス整合回路２００を実現する。本発明の一実施例では、脈管内装置４００は、ＲＦ信号を受信して、その信号を受信機／制御装置に送り返すアンテナとして機能することを主目的とする装置である。代替の実施例では、脈管内装置４００はそのアンテナ機能に付加される機能を実行する。例えば、一実施例において、脈管内装置は、別の脈管内装置を脈管内の所定位置に供給するのを支援するために使用されるガイドワイヤとしての用途に適うようにできる。その他の実施例では、脈管内装置４００は、脈管内の閉塞を崩壊するのに使用される剥離装置を提供する。実施例では、脈管内装置４００はカテーテルを使って配置される。さらなる実施例では、脈管内装置４００はカテーテルと一体化されてカテーテル軸内に配置される。

図４において、導電性部分は暗い影で示し、誘電性部分は影無しで示す。脈管内装置４００は中央導体４０２を有する伸長された同軸の装置である。誘電性層４０４はシールド層４０６を中央導体４０２の長手部分４２４から電気的に分離する。誘電性層４０８はシールド層４０６を導電性層４１０から分離する。中央導体４０２はコネクタ４１８を介して導電性コイル４１２の第１の端部４１４に電気的に結合される。コイル４１２はＲＦ信号を受信してこの信号を中央導体４０２に送信するため例示のように適合される。導電性層４２０は導電性シールド層４２２を中央導体４０２の長手部分４２６から電気的に分離する。コイル４１２の第２の端部４１６はコネクタ４２８を介してシールド層４２２および導電性層４１０の双方に電気的に結合される。図４の実施例では、コイル４１２は、長手部分４２４および長手部分４２６間で中央導体４０２の長手部分の周りに巻かれる。しかしながら、本発明によれば、コイル４１２はその他の配置で設置および形成することができる。例えば、一実施例では、コイル４１２は図４に示すように中央導体４０２の周りに巻かれるだけでなく、中央導体４０２から独立して巻かれる。他の実施例では、コイル４１２は、長手部分４２４および４２６間とは反対の位置である、長手部分４２４および長手部分４２６の双方の末端もしくは基端のいずれかの長手位置で中央導体４０２の回りに巻かれる。

装置４００の導電性および誘電性層の配置は、図２に示したのと同じインピーダンス整合回路を形成する。図４における部分Ａ（４３０）、Ｂ（４３２）、Ｃ（４３４）、Ｄ（４３６）およびＥ（４３８）は、図２におけるインピーダンス整合回路２００の節点Ａ（２１４）、Ｂ（２１６）、Ｃ（２１８）、Ｄ（２２０）およびＥ（２２２）に相当する。部分Ａ（４３０）は中央導体４０２に相当する。部分Ｂ（４３２）は中央導体４０２およびコイル４１２の第１の端部４１４に電気的に接続されるコネクタ４１８に相当する。コイル４１２は図２の誘導性コイル２１２に相当する。したがって、コイル４１２の第１の端部４１２は、コネクタ４２８に相当する部分Ｃ（４３４）に電気的に結合され、かつシールド層４２２および導電性層４１０に電気的に結合される。中央導体４２０（部分Ｂ（４３２））の長手部分４２６および導電性シールド層４２２（部分Ｃ（４３４））は誘電性層４２０で分離されて、図２のキャパシタンス２０８に相当するキャパシタンスを生じさせる。部分Ｄ（４３６）はシールド層４０６の末端に相当する。部分Ｅ（４３８）はシールド層４０６の基端に相当する。導電部分Ｃ（４３４）およびＤ（４３６）は誘電性層４０８で分離されて、図２のキャパシタンス２１０に対応するキャパシタンスを生じさせる。導電部分Ｄ（４３６）およびＡ（４３０）は誘電性層４０４で分離されて、図２のキャパシタンス２０６に相当するキャパシタンスを生じさせる。こうして、脈管内装置４００は、図２におけるインピーダンス整合回路２００と実質的に同様に機能するインピーダンス整合回路をもたらす。

図５は、本発明のその他の実施例に係る伸長された脈管内装置５００の断面図である。装置５００は二重壁の圧力管である。内壁５０４は膨張可能な導電性材料で形成される。外壁５０２は導電性材料で形成される。本発明の実施例では、外壁５０２は、実質的に剛性の高い膨張性のない材料で形成される。代替の実施形態では、外壁５０２は、内壁５０４と同様に膨張可能な材料で形成される。内壁５０４は、管腔５０８を規定する。外壁５０２および内壁５０４は、厚さｔ（５１０）の圧縮可能な誘電性材料５０６によって分離されている。外壁５０２および内壁５０４は、誘電体５０６によって分離されている平行な導電性の面であるので、外壁５０２と内壁５０４との間にはキャパシタンスが存在する。

操作では、管腔５０８内の圧力を変動させることによって外壁５０２と内壁５０４との隙間を変化させる。このような隙間の変動は、外壁５０２と内壁５０４との間のキャパシタンスの変化をもたらす。このキャパシタンスは数式に従って変化する。誘電体５０６の誘電率をε０、平行な導電性外壁５０２および内壁５０４の長さをＬ、内径（内壁５０４の径）をＡとし、外径（外壁５０２の径）をＢとした場合、キャパシタンスＣは、Ｃ＝２πεＬ／ｌｎ（Ｂ／Ａ）で示される。内壁５０４および外壁５０２間のキャパシタンスの変化は、導電性外壁５０２および導電性内壁５０４を含む回路が同調されることを可能にする。このような同調は、例えば、脈管内装置５００を取り囲む組織の影響を補償するために望ましい。

脈管内装置５００の実施例では、外壁５０２および内壁５０４は導電性コイルを含む回路の一部である。コイルの一端は外壁５０２の末端に電気的に接続され、コイルの他端は内壁５０４の末端に電気的に接続される。外壁５０２および内壁５０４の基端は、例えば、受信機／制御装置に結合される送信線に接続される。このような回路は、ＲＦ信号を検出して受信機／制御装置に送信するためＭＲＩシステム内のアンテナとして使用される。外壁５０２および内壁５０４のキャパシタンスの変化によって、送信線のインピーダンスをコイルのインピーダンスに整合させるのを可能にして、アンテナ回路が同調されるのを可能にする。

脈管内装置の実施例では、誘電体５０６は空気である。代替の実施例では、誘電性材料５０６は多孔性、つまり空気が充填された材料である。一実施例では、誘電体５０６として、拡張されたポリテトラフロロエチレン（ＰＴＦＥ）もしくはＥＰＴＦＥ、または同様の構造および特性を有する材料が使用される。膨張されたＰＴＦＥは極めて低密度の発泡性材料である。膨張されたＰＴＦＥは主に空気からなる。したがって、このような材料は装置５００の管腔５０８内の静水圧力によって容易に圧縮されることができる。これによって誘電性材料の厚さに大きな変化をもたらすので、キャパシタンスはより容易に操作される。

前述のように、脈管内装置５００の一実施例では、内壁５０４は膨張可能な材料で作られる一方、外壁５０２は実質的に剛性の高い材料で作られる。代替の実施例では、内壁５０４および外壁５０２はいずれも膨張可能な材料で作られる。一実施例では、装置５００は、金属被覆のような導電性被覆で被覆された膨張性のある誘電性材料で形成される。一実施例では、装置５００は、導電性被覆でバルーンを被覆することで形成される。

本発明の一実施例では、脈管内装置５００は、脈管内の所定位置に物質もしくは他の脈管内装置を給送するために適用されるカテーテルである。他の実施例では、脈管内装置５００は、血管を開いた状態に支持するため拡大されることができるバルーンである。

図６は、従来技術で知られている脈管内装置６００の概略図である。脈管内装置６００は、二つのチョーク機構（choke mechanism）６０２および６０４を有する三軸ケーブルである。装置６００はまた、中央導体６０６、誘電性層６０８、第一次シールド６１０および導電性コイル６２４を含む。チョーク６０２は、誘電性層６１２、第二次シールド６１６および電気短絡６２０を含む。チョーク６０４は誘電性層６１４、第二次シールド６１８および電気短絡６２２を含む。第一次シールド６１０並びに第二次シールド６１６および６１８は導電性である。装置６００は、「バズーカ バル−ウン(bazooka bal-un)」として当該分野で一般に引用される。

中央導体６０６の基端６２６は延長されて、受信機／制御装置（図示しない）に結合される。誘電性層６０８は中央導体６０６から第一次シールド６１０を絶縁する。誘電性層６１２は、第一次シールド６１０から第二次シールド６１６を絶縁する。誘電性層６１４は第一次シールド６１０から第二次シールド６１８を絶縁する。中央導体６０６の末端はコイル６２４の一端に電気的に結合される。コイル６２４の他端は第一次シールド６１０の末端６２８に電気的に結合される。コイル６２４は、ＭＲＩシステムにおいてＲＦ信号を検出し、それらを中央導体６０６および第一次シールド６１０を介して受信機／制御装置に送信するのに適用されるアンテナを提供する。ＭＲＩシステムによって発生されるＲＦパルスは中央導体６０６および第一次シールド６１０内に電流を誘導しやすい。この誘導された電流は、インピーダンスの不連続の個所で高電圧を生じさせる。これは強力な電場を周囲の組織内に作り、結果的に周囲の組織を非所望に加熱する。さらに、脈管内装置６００が剥離装置として機能する実施例では、中央導体６０６内に誘導された電流は、意図していない継ぎ目で剥離チップを加熱させ、もしくは剥離の際に必要以上に剥離チップを加熱させることがある。

同軸チョーク６０２および６０４は中央導体６０６および第一次シールド６１０内に誘導される電流を制限するのに役立つ。電気短絡６２０は第二次シールド６１６をチョーク６０２の基端で第一次シールド６１０に結合する。第二次シールド６１６は第一次シールド６１０もしくは第二次シールド６１８のいずれにも電気的に結合されることなくチョーク６０２の末端で終端する。したがって、間隙６３４が第二次シールド６１６および第二次シールド６１８間に形成される。電気短絡６２２はチョーク６０４の基端で第二次シールド６１８を第一次シールド６１０に接続する。第二次シールド６１８は、第一次シールド６１０にキャパシタンス結合しているチョーク６０４の末端６３２で終端する。実施例では、短絡６２０および６２２は第二次シールド６１６および６１８を第一次シールド６１０にハンダ付けすることによって形成される。

第一次シールド６１０および第二次シールド６１６間の誘電性空間６１２は、短絡６２０をチョーク６０２の開放端部６３０で高インピーダンスに変換する導波管として作用する。同様に、第一次シールド６１０および第二次シールド６１８間の誘電性空間は、短絡６２２をチョーク６０４の開放端部６３２で高インピーダンスに変換する導波管として作用する。実施例では、チョーク６０２，６０４のそれぞれの長さ（そして、すなわち誘電性層６１２，６１４並びに第二次シールド６１６，６１８の長さ）は妨げられるべき電磁放射の波長の１／４である。したがって、３００センチメートル（ｃｍ）の波長を有するＲＦ放射を使用する一般的なＭＲＩシステムでは、チョーク６０２および６０４は７５ｃｍの波長を有するように設計される。実施例では、チョーク６０２の末端６３０とチョーク６０４の短絡６２２との間の距離は約１．０ｃｍである。同様に、チョーク６０４の末端６３２とコイル６２４間の距離は例えば約１．０ｃｍである。

本発明の実施例によれば、装置６００の第二次シールド層６１６および６１８のように、バズーカ バル−ウン装置（bazooka bal-un device）内に一ないしそれ以上の層を施すために導電性ポリマーが用いられる。導電性ポリマーは一般に金属導体よりも高い抵抗率を有する。したがって、導電性ポリマーを使っている装置には、金属導体を使っている装置よりも小さい電流が誘起されるが、効果的なシールドのための十分な導電性を備えなければならない。

図７ａおよび７ｂは本発明の実施例に係る脈管内装置７００の概略図である。図７ａは装置７００の横断面図である。図７ｂは装置７００の端部断面図である。装置７００は図６の装置６００に多少類似している。しかしながら、装置７００の装置６００との実質的な違いは、装置７００が、以下に述べるように第二次シールド用に導電性ポリマーを使っている点である。

脈管内装置７００は、二つのチョーク機構７０２および７０４を有する三軸装置である。装置７００はまた、中央導体７０６、誘電性層７０８および第一次シールド７１０を含む。チョーク７０２は誘電性層７１２、第二次シールド７１６および電気短絡７２０を含む。チョーク７０４は、誘電性層７１４、第二次シールド７１８および電気短絡７２２を含む。第一次シールド７１０並びに第二次シールド７１６および７１８は導電性である。

中央導体７０６の基端７２６は延長されて受信機／制御装置（図示しない）に結合される。誘電性層７０８は第一次シールド７１０を中央導体７０６から絶縁する。誘電性層７１２は第二次シールド層７１６を第一次シールド７１０から絶縁する。誘電性層７１４は第二次シールド７１８を第一次シールド７１０から絶縁する。第二次シールド７１６および７１８はＲＦ照射によって誘導される電流を低減するために導電性ポリマーで形成される。実施例において、装置７００は、ＲＦ信号を検出して、それらを中央導体７０６および第一次シールド７１０を介して受信機／制御装置に送信するためＭＲＩシステムに使用されることができるアンテナを提供する。実施例では、中央導体７０６の末端およびシールド層７１０の末端は、導電性コイルの両端に図６のコイル６２４と同様、電気的に結合される。実施例では、前記コイルは中央導体７０６の末端および誘電性層７０８の周りに巻かれる。代替の実施例では、装置７００は単極アンテナもしくは同軸アンテナである。単極もしくは同軸アンテナ構成では、中央導体７０６の末端およびシールド層７１０の末端は互いに電気的に結合され、そしてアンテナは中央導体７０６およびシールド層７１０内に誘導される電流によって生じるＲＦ信号を捕らえる。

本発明の実施例では、第二次シールド層７１６および７１８を形成するために使用される導電性ポリマーは、本質的に導電性である。実施例では、第二次シールド層７１６および７１８は導電性物質が浸透されたキャリアポリマーからなる。キャリアポリマーは実質的にはどのようなポリマーであってもよい。充填物質は実質的にどのような導電性物質であってもよい。充填物質の例は、グラファイト、カーボン繊維および銀粉のような金属粉である。

同軸チョーク７０２および７０４は中央導体７０６および第一次シールド７１０内に誘導される電流を制限するのに役立つ。電気短絡７２０はチョーク７０２の基端で第二次シールド７１６を第一次シールド７１０に結合する。第二次シールド７１６は第一次シールド７１０もしくは第二次シールド７１８のいずれにも電気的に結合することなくチョーク７０２の末端で終端する。こうして、第二次シールド７１６および第二次シールド７１８の間に間隙７３４が形成される。電気短絡７２２はチョーク７０４の基端で第二次シールド７１８を第一次シールド７１０に結合する。第二次シールド７１８は第一次シールド７１０に対する電気的に接続されることなくチョーク７０４の末端７３２で終端する。実施例では、短絡７２０および７２２は第二次シールド７１６および７１８を第一次シールド７１０にハンダ付けすることによって形成される。

第一次シールド７１０および第二次シールド７１６間の誘電性空間７１２は、短絡７２０をチョーク７０２の開放端部７３０で高インピーダンスに変換する導波管として作用する。同様に、第一次シールド７１０および第二次シールド７１８間の誘電性空間は、短絡７２２をチョーク７０４の開放端部７３２で高インピーダンスに変換する導波管として作用する。実施例では、チョーク７０２，７０４のそれぞれの長さ（そして、すなわち誘電性層７１２，７１４並びに第二次シールド７１６，７１８の長さ）は妨げられるべき電磁放射の波長の１／４である。したがって、３００センチメートル（ｃｍ）の波長を有するＲＦ放射を使用する一般的なＭＲＩシステムでは、チョーク７０２および７０４は７５ｃｍの波長を有するように設計される。実施例では、チョーク７０２の末端７３０とチョーク７０４の短絡７２２との間の距離は約１．０ｃｍである。

本発明の実施例では、脈管内装置７００は、脈管内の所定位置に別の脈管内装置を給送する際の支援に用いられるガイドワイヤとして機能する。他の実施例では、装置７００は脈管内組織を崩壊するように構成された剥離装置として使用される。このような実施例では、剥離電流が中央導体７０６に供給される。供給された剥離電流によって加熱された中央導体７０６の末端７２８は、剥離されるべき組織の近くに位置決めされる。

図８ａおよび８ｂは本発明の他の実施例に係る脈管内装置８００の概略図である。図８ａは装置８００の側断面図である。図８ｂは装置８００の端部断面図である。

脈管内装置８００は二つのチョーク機構８０２および８０４を有する同軸装置である。装置８００はまた、中央導体８０６、誘電性層８０８および第一次シールド８１０を含む。チョーク８０２は、誘電性層８１２、シールド８１６および電気短絡８２０を含む。チョーク８０４は、誘電性層８１４、シールド８１８および電気短絡８２２を含む。シールド層８１６および８１８は導電性である。

中央導体８０６の基端８２６は延長されて、受信機／制御装置（図示しない）に結合される。誘電性層８１２は中央導体８０６からシールド８１６を絶縁する。誘導性層８１４は、中央導体８０６からシールド８１８を絶縁する。

本発明の実施例では、シールド８１６および８１８は、ＲＦ放射によって誘導される電流を低減するために導電性ポリマーで形成される。一実施例では、シールド層８１６および８１８を形成するために使用される導電性ポリマーは、本質的に導電性のポリマーである。代替の実施例では、シールド層８１６および８１８は導電性物質が浸透されたキャリアポリマーからなる。キャリアポリマーは、実質的にはどのようなポリマーであってもよい。充填材料は実質的にどのような導電性物質であってもよい。充填物質の例は、グラファイト、カーボン繊維および銀粉のような金属粉、またはカーボンナノチューブである。

同軸チョーク８０２および８０４は、中央導体８０６内に誘導される電流を制限するのに供される。電気短絡８２０はチョーク８０２の基端で中央導体８０６にシールド８１６を接続する。シールド８１６は中央導体８０６またはシールド８１８のいずれにも電気的に接続されることなくチョーク８０２の末端で終端する。こうして、シールド８１６およびシールド８１８間に間隙８３４が形成される。電気短絡８２２はチョーク８０４の基端で中央導体８０６にシールド８１８を接続する。シールド８１８は、中央導体８３２に電気的に接続されることなくチョーク８０４の末端で終端する。実施例では、短絡８２０および８２２はシールド８１６および８１８を中央導体８０６にハンダ付けすることによって形成される。

中央導体８０６およびシールド８１６間の誘電性空間８１２は、チョーク８０２の開放端部で短絡８２０を高インピーダンスに変換する導波管として作用する。同様に、中央導体８０６およびシールド８１８間の誘電性空間８１４はチョーク８０４の開放端部８３２で短絡８２２を高インピーダンスに変換する導波管として作用する。実施例では、チョーク８０２，８０４のそれぞれの長さ（そして、すなわち誘電性層８１２，８１４並びにシールド８１６，８１８の長さ）は妨げられるべき電磁放射の波長の１／４である。したがって、３００センチメートル（ｃｍ）の波長を有するＲＦ放射を使用する一般的なＭＲＩシステムでは、チョーク８０２および８０４は７５ｃｍの波長を有するように設計される。実施例では、チョーク８０２の末端８３０とチョーク８０４の短絡８２２との間の距離は約１．０ｃｍである。

本発明の実施例では、脈管内装置８００は、別の脈管内装置を脈管内の所定位置へ給送するのを支援するために用いられるガイドワイヤとして機能する。その他の実施例では、脈管内装置８００は、脈管内の組織を崩壊するのに使用される剥離装置として役立つ。このような実施例では、崩壊電流が中央導体８０６に供給される。崩壊電流が供給された結果、加熱される中央導体８０６の末端８２８は、剥離されるべき組織の近くに位置決めされる。

図７ａ〜８ｂにおける層は、電解的に沈着されたもの、化学的に沈着されたもの、編み組みされたもの等であることができることに注目されるべきである。導電性層もまた、金、銀、銅、金メッキされた銅、またはこのような他の任意の材料で形成されることができる。これらの実施例に関連するアンテナは、単一極、ヘリカル、ソレノイドまたは他の任意の型のアンテナであってもよい。中央導体もまた、ステンレス鋼、ニチノール(Nitinol)、銅もしくは銅および金のメッキ線、またはその他の所望の導体で作られることができるが、ニッケルチタン、チタン、およびタングステン（Ｗ）のような非磁性材料が好ましい。

現状でそれ自体に存在する一つの問題は、送信線として、ガイドワイヤとして、またはカテーテルとしての、いずれかで実際に具体化されている送信線へのアンテナの接続である。アンテナに関連する導体同士は互いに非常に短い距離であるので、アンテナを形成して、かつこれらを送信線の残余部分に接続することは非常に難しい。

図９ａ〜９ｄは、導電性エポキシ材料を使ってアンテナを接続するための一実施例を示す。図９ａは概略図であり、カテーテル上か、さもなければ上述のように形成される送信線が、シールド９０２および中央導体９０４を有する同軸送信線９００として表され、これらはもちろん絶縁体つまり誘電性材料で分離されている。導線９０６および９０８はシールド９０２および中央導体９０４を、それぞれカテーテル９１０の外側に接続する。図示のソレノイドアンテナ９１２には、導体９１４および９１６が接続される。実施例では、導体９１４および９１６は、導体９０６および９０８の末端に近接して位置され、かつ導電性エポキシのドロップ９１８および９２０が一対の導体を横切ってこれらを接続するために配置される。多くの種類の導電性エポキシが知られており、商業的に入手でき、そして実質的にこれらの内のいくつかを本発明に関して使用することができる。

図９ｂは９ｂ−９ｂ切断線に沿った端部断面図である。図９ｂは導電性エポキシのドロップ９１８および９２０が、カテーテル９１０の半径方向両端部に配置されているのを示す。

図９ｃおよび９ｄはまた、導電性エポキシを使った送信線９３０とソレノイドアンテナ９１２との接続部を示す。しかしながら、送信線９３０は、同軸線であるよりもむしろ、図９ａおよび図９ｂに示すように、カテーテル９３６の外周（または内周もしくは壁内に埋め込まれた）に配置された、単に平らな導体９３２および９３４で形成できる。また、導体９３２および９３４の末端はカテーテルの端部で露出していて、ソレノイドアンテナ９１２に接続された導体は単に導体９３２および９３４の末端に隣接して置かれており、導電性エポキシのドロップ９１８および９２０がその上に置かれている。

図９ｄは断面線９ｄ−９ｄに沿った断面図であり、図９ｂに示した構成と幾分類似したものを記載している。導電性エポキシはいくつかの効果を与える。例えば、従来のハンダ付けよりも軟かく、したがってカテーテルはより簡単に曲げられる。これは、曲がりくねった脈管内に装置が配備される実際の適用においてカテーテルが脈管内でより容易に追従するのを許容する。

図１０ａおよび１０ｂはカテーテルの末端にアンテナを形成するための他の実施例を示す。図１０ａ（カテーテルの一部の断面図である）は、カテーテルの末端に配置される分離線を示すよりはむしろ、同軸送信線として表される送信線９５２の基端に結合されるアンテナ９５０を示している（なお、その他のどのような送信線も使用することもできる）。アンテナ９５０は、カテーテル９５８の末端の、例えば電気メッキされた導電性部分９５４および９５６で形成される。これら電気メッキされた部分は、例示のように送信線９５２に接続された一対の並行導体であって、ダイポールアンテナになる。図１０ａおよび１０ｂではこのような型のアンテナを例示しているが、実質的にどのような形状を電気メッキすることができ、例えば、ヘリカルアンテナ、ソレノイドアンテナ、モノポールアンテナ等、実質的にどのような型のアンテナをも形成する。

図１０ｂは、カテーテル９５８の末端から見た端部の図であり、図１０ａに示したのと同様部分は同様の符号が付けられている。もちろん、電気メッキはカテーテル上に形成される必要はなく、ガイドワイヤ上に形成されることができることにも留意されるべきである。

図１１ａ〜１１ｃは、さらに、送信線近くへアンテナを接続（もしくはアンテナの形成およびそこへの接続）するための実施例を示す。広範囲の多様なカテーテルは、外部、内部を形成し、もしくはカテーテルの壁に一体的に形成された材料で編み組みされる。このようなカテーテルでは、編み組み材料は、例えば、タングステン、ステンレス鋼、もしくは他の電磁材料等の、導電性材料である。図１１ａは、カテーテル壁９７２並びに複数の編み組みされた撚り線９７４および９７６を含むカテーテル９７０の拡大された部分を示す。明瞭のために単に２本の撚り線が例示されているが、ある実施例では、実質的に連続面を形成するために多くの撚り線が編み組まれる。図１１ｂは、カテーテル壁９７２が除かれ、かつ編み込まれた撚り線９７４が除かれた、図１１ａに示されたカテーテル９７０を例示する。したがって、図１１は編み組まれた撚り線９７６の形状自体をよりよく例示する。もちろん、編み組まれた撚り線９７６の自然な形態はヘリカルアンテナの形態であることに注目されるだろう。したがって、本発明の一実施例によれば、編み組まれた撚り線自体がヘリカルアンテナを形成する。この実施例では、編み組まれた撚り線は、ただ、互いに電気的に絶縁されていることが必須である。

図１１ｃは他の実施例を示す。図１１ｃの実施例において、編み組まれた撚り線は、カテーテルの末端に配置されたアンテナ９８０に接続される導体を形成する。編み組まれた撚り線は、導電性材料で形成されており、すでにカテーテルの基端から末端領域へ延びているので、それらは、すでに所定位置にあり、アンテナを接続するための導体を形成するために都合良く使用されることができる。もちろん、この実施例において、前の実施例と同様、編み組み内で導体が互いに接触する場合、それらは絶縁されなければならない。編み組まれた撚り線の使用により、追加の導体を有するカテーテルにおいて特別な空間を無駄に使う必要を回避することができる。

図１１ａ〜１１ｃに示された複数の編み組みが用いられた実施例では、複数の編み組みがそれぞれの導体として使用されることができることにも注意されるなければならない。同様に、送信線内のシールドを形成するためにも複数の編み組みを使用することができる。

図１１ｄは、送信線の複数の異なる実施例を示す。この実施例は一つのカテーテルまたはガイドワイヤまたは複数の同軸に配置されたカテーテルつまりスリーブ９８２および９８４を例示のように含む。一つだけのスリーブを使っている実施例をスリーブ９８２に関して説明するが、これらの実施例はスリーブ９８２がガイドワイヤである場合にも使用できることに注意されるべきである。スリーブ９８２はその周りを取り囲んでいる複数の線つまり導体を有する。図示の実施例では、スリーブ９８２は、正のヘリカル編み組み、または（右手の法則を使ったときの）正方向における逆巻きされた巻線を形成する線ａ，ｂ，ｃおよびｄと、負へリックスつまり負方向の巻線を形成する線ｗ，ｘ，ｙおよびｚとを有する。これによって、送信線は多方向に形成されることができる。次の説明はほんの少しだけの例示である。送信線は、対をなす導線を形成する平行な導線ａ，ｂ，ｃ，ｄならびに平行な導線ｗ，ｘ，ｙ，ｚを使って形成されることができる。送信線はａおよびｂ（または同様の対）だけ、ａおよびｗ（または同様の対）だけ、ａ，ｂとｗ，ｘ、またはａ，ｃ，ｗ，ｙとｂ，ｄ，ｘ，ｚとで形成されることができることを示すが、これは二、三の例に過ぎない。

他の実施例では、スリーブ９８４に、巻線ａ，ｂ，ｃ，ｄと同方向に指向された巻線ｅ，ｆ，ｇ，ｈ、また巻線ｗ，ｘ，ｙ，ｚと同方向に指向された巻線ｓ，ｔ，ｕ，ｖが使用されている。そして送信線は外側線ａ，ｂ，ｃ，ｄ，ｗ，ｘ，ｙ，ｚ並びに外側線内に同心的に配置された内側線ｅ，ｆ，ｇ，ｈ，ｓ，ｔ，ｕ，ｖで形成することができる。さらに他の実施例では、スリーブ９８４（および関連する線）は、スリーブ９８２（および関連する線）内で軸方向に可動である。また、スリーブ９８４はガイドワイヤの代わりになることができることに注意されるべきである。同様に、チューブ、スリーブつまりカテーテルとしてここに参照して説明された装置は、適当なガイドワイヤまたは固体コア装置（それらを通ってなんらの移動の必要もない場合）であることができる。また、ここに記述されたカテーテルはガイドワイヤとともに使用されることができる。

要約すれば、本発明の一実施例は、伸長された導電体（例えば、導体３０２または４０２）、第１の導電体層（例えば、３１０，４１０または４２２）、少なくとも一つの誘電性層（例えば、層３０４，３０８，４０４，４０８または４２０）、および導電性コイル（例えば、３１８または４１２）を含む伸長された脈管内装置（例えば、装置３００または４００）に向けられる。第１の導電性層は伸長された導電体と同軸に配置される。誘電性層は伸長された導電体および第１の導電性層間に配置される。コイルの第１の端部は伸長された導電体に電気的に結合される。コイルの第２の端部は第１の導電性層に電気的に結合される。伸長された導電体、導電性層、誘電性層およびコイルからなる回路は、インピーダンス整合回路を形成する。

本発明の他の実施例は、円筒状内壁５０４および円筒状外壁５０２を有する脈管内装置５００に向けられる。円筒状内壁５０４は管腔５０８を規定し、膨張可能な導電性材料で形成される。円筒状外壁５０２もまた膨張可能な導電性材料で形成される。内壁および外壁５０４，５０２は圧縮可能な誘電性材料５０６によって分離されており、管腔５０８内の圧力を変動させることによって内壁および外壁５０４，５０２間の間隔５１０が変化し、それによって内壁および外壁５０４，５０２間のキャパシタンスが変化する。

本発明の他の実施例は、伸長された導電体７０６、第１の誘電性層７０８、第２の誘電性層７１２，７１４、第一次シールド層７１０、第二次シールド層７１６，７１８、第１の電気短絡７２０、第２の電気短絡７２２、および第二次シールド層７１６，７１８内の非導電間隙７３４を含む伸長された脈管内装置７００に向けられる。第１の誘電性層７０８は伸長された導電体７０６の上に配置される。第一次シールド層７１０は導電性であり、第１の誘電性層７０８の上に配置される。第２の誘電性層７１２，７１４は第一次シールド層７１０の上に配置される。第二次シールド層７１６，７１８は導電性ポリマーからなり、二次誘電性層７１２，７１４の上に配置される。第１の電気短絡７２０は伸長された導電体７０６に沿った第１の長手位置で第一次シールド層７１０を第二次シールド層７１６に結合する。第２の電気短絡７２２は伸長された導電体７０６に沿った第１の長手位置の末端である第２の長手位置で第一次シールド層７１０を第二次シールド層７１８に結合する。非導電間隙７３４は第２の電気短絡７２２にほど近い長手位置で第二次シールド層７１６，７１８内に位置される。

本発明の他の実施例は、伸長された導電体８０６、誘電性層８１２，８１４、シールド層８１６，８１８、第１および第２の電気短絡８２０および８１８と、シールド層８１６，８１８内の非導電性間隙８３４とを含む伸長された脈管内装置８００に向けられる。誘電性層８１２，８１４は伸長された導電体８０６の上に配置される。シールド層８１６，８１８は誘電性層８１２，８１４の上に配置された導電性のポリマーからなる。第１の電気短絡８２０は伸長された導電体８０６に沿った第１の長手位置で、伸長された導電体をシールド層８１６に結合する。第２の電気短絡８２２は、第２の長手位置つまり伸長された導電体８０６に沿った第１の長手位置の末端で、伸長された導電体８０６をシールド層８１８に結合する。非導電性の間隙８３４は第２の電気短絡８２２に近い長手位置でシールド層８１６内に位置される。

なお、本発明のその他の実施例は導電性のエポキシを使って脈管内装置上の送信線にアンテナを接続することに向けられる。このいくつもの実施例が図９ａ〜９ｄに示される。

本発明の他の実施例は、カテーテル上のアンテナの電気メッキ部分に向けられる。この一つの実施例が図１０ａおよび１０ｂに示される。なお、本発明の他の実施例は、アンテナ自体あるいは分離して接続されるアンテナに対して引き出される導体である編み組みされたカテーテル上の、編み組まれた繊維に向けられる。これの実施例は図１１ａ〜１１ｄに例示される。

本発明の種々の実施例の多くの特徴や効果は、本発明の種々の実施例の構造および機能の詳細と共に先の説明で明らかにしたが、この開示は単に例示であり、特に、添付された請求項に表されている用語の広く一般的な意味によって指示される十分な範囲での本発明の主旨内において構造や配置に関する詳細を変更できる。例えば、本発明の脈管内装置のアンテナは、非無線周波数通信信号、例えば、ｘ線信号を本発明の範囲および精神から逸脱しないで、脈管内位置決めシステムに適用できる。その他の変形をすることもできる。

本発明の実施例を使用できる磁気共鳴撮像／脈管内ガイドシステムを例示する部分ブロック図である。 従来技術における既知のインピーダンス整合回路の概略図である。 本発明の実際例による、多層インピーダンス整合回路を有する脈管内装置の概略の側断面図である。 本発明の実際例による、多層インピーダンス整合回路を有する脈管内装置の概略の端部断面図である。 本発明の実際例による、多層インピーダンス整合回路を有する脈管内装置の概略の側断面図である。 本発明の実際例による、圧力変数キャパシタンスを有する脈管内装置の概略の断面図である。 二つの同軸チョークを有する従来技術の三軸脈管内装置の概略の側断面図である。 本発明の実際例による、２つの同軸チョークを有する三軸脈管内装置の概略の側断面図である。 本発明の実際例による、２つの同軸チョークを有する三軸脈管内装置の概略の端部断面図である。 本発明の実際例による、２つの同軸チョークを有する同軸脈管内装置の概略の側断面図である。 本発明の実際例による、２つの同軸チョークを有する脈管内装置の概略の端部断面図である。 導電性エポキシを用いて送信線に結合されたアンテナを有する脈管内装置の図である。 導電性エポキシを用いて送信線に結合されたアンテナを有する脈管内装置の図である。 導電性エポキシを用いて送信線に結合されたアンテナを有する脈管内装置の図である。 導電性エポキシを用いて送信線に結合されたアンテナを有する脈管内装置の図である。 電気メッキされた接続部を用いて送信線に接続されたアンテナを有する脈管内装置の図である。 電気メッキされた接続部を用いて送信線に接続されたアンテナを有する脈管内装置の図である。 導電性編組によって形成されるか、または該誘導性編組によって送信線に接続されたアンテナを有する脈管内装置の異なる実施例の図である。 導電性編組によって形成されるか、または該誘導性編組によって送信線に接続されたアンテナを有する脈管内装置の異なる実施例の図である。 導電性編組によって形成されるか、または該誘導性編組によって送信線に接続されたアンテナを有する脈管内装置の異なる実施例の図である。 導電性編組によって形成されるか、または該誘導性編組によって送信線に接続されたアンテナを有する脈管内装置の異なる実施例の図である。

符号の説明

１００・・・患者
１１０・・・支持台
１２０・・・磁界発生器
１３０・・・磁界勾配発生器
１４０・・・ＲＦ発生源
１５０・・・装置（カテーテル）
１６０・・・外部ＲＦ受信機
１７０・・・撮像追跡制御器
１８０・・・導体
１９０・・・表示手段
３００，４００，７００，８００・・・脈管内装置
３１８，４１２・・・導電性コイル
９００・・・同軸送信線
９０２・・・シールド
９０４・・・中央導体
９０６，９０８，９１４，９１６・・・導体
９１０，９７０・・・カテーテル
９１２・・・ソレノイドアンテナ
９１８，９２０・・・導電性エポキシのドロップ
９３０・・・送信線
９５０・・・アンテナ

Claims (33)

1. 患者の脈管を通って前進されるように構成される伸長された脈管内装置において、
   伸長された導電体と、
   前記伸長された導電体と同軸に配置された第１の導電性層と、
   前記伸長された導電体と前記第１の導電性層との間に配置された少なくとも一つの誘電性層と、
   第１の端部が前記伸長された導電体に電気的に接続され、かつ第２の端部が前記第１の導電性層に電気的に結合された導電性コイルとを具備し、
   前記伸長された導電体、前記導電性層、前記誘電性層および前記コイルからなる回路がインピーダンス整合回路を形成している脈管内装置。
2. 前記伸長された導電体と同軸に配置された導電性シールド層をさらに備え、
   前記伸長された導電体と前記同軸の導電性層との間に配置された少なくとも一つの前記誘電性層が、前記伸長された導電体と前記シールド層との間に配置された第１の誘電性層、並びに前記シールド層と第１の導電性層との間に配置された第２の誘電性層からなる請求項１の脈管内装置。
3. 前記第１の導電性層と同軸に配置された第２の導電性層であって、前記伸長された導電体および前記コイルの第１の端部に電気的に接続された第２の導電性層と、
   前記第１の導電性層と第２の導電性層との間に配置された第３の誘電性層とをさらに備えた請求項２の脈管内装置。
4. 前記第１の誘電性層が前記伸長された導電体の上に配置され、前記シールド層が前記第１の誘電性層の上に配置され、前記第２の誘電性層が前記シールド層の上に配置され、前記第１の導電性層が前記第２の誘電性層の上に配置され、前記第３の誘電性層が前記第１の導電性層の上に配置され、かつ前記第２の導電性層が前記第３の誘電性層の上に配置された請求項３の脈管内装置。
5. 前記コイルが前記伸長された導電体の第１の長手部分の周りに巻かれ、前記第１の誘電性層が前記伸長された導電体の第２の長手部分の上に配置され、前記シールド層が前記第１の誘電性層の上に配置され、前記第２の誘電性層が前記シールド層の上に配置され、かつ前記第１の導電性層が第２の誘電性層の上に配置されるとともに、
   前記伸長された導電体の第３の長手部分の上に同軸に第３の誘電性層が配置され、前記導電体の第１の長手部分が前記第２および第３の長手部分間に伸長されて長手に配置され、
   さらに、前記第３の誘電性層の上に同軸に第２の導電性シールド層が配置されて前記第１の導電性層および前記コイルの第２の端部に電気的に結合されている請求項２の脈管内装置。
6. 前記導電性コイルが、電磁信号を受信し、該信号を前記伸長された導電体に送信するように構成されたアンテナである請求項１の脈管内装置。
7. 前記脈管内装置がカテーテルであって、前記伸長された導電体、前記第１の導電性層、少なくとも一つの前記誘電性層、および前記コイルが該カテーテル軸内に配置されている請求項１の脈管内装置。
8. ガイドワイヤをさらに備え、前記カテーテルが該ガイドワイヤに対して軸方向に可動である請求項７の脈管内装置。
9. ガイドワイヤを備え、前記伸長された導電体、前記第１の導電性層、および少なくとも一つの前記誘電性層が該ガイドワイヤ上に配置された請求項１の脈管内装置。
10. 管腔を規定し、膨張可能な導電性材料で形成された円筒状内壁と、
    導電性材料で形成された円筒状外壁とを備え、
    前記内壁および外壁が圧縮可能な誘電性物質によって分離されているとともに、
    管腔内の圧力が変動することによって前記内壁および外壁間の間隔が変化し、それによって前記内壁および外壁の間のキャパシタンスが変化する脈管内装置。
11. 前記圧縮可能な誘電性物質が空気である請求項１０の脈管内装置。
12. 前記圧縮可能な誘電性物質が空気が充填された多孔性の物質である請求項１０の脈管内装置。
13. 前記圧縮可能な誘電性物質がＥＰＴＦＥ物質である請求項１０の脈管内装置。
14. 前記内壁および外壁が、導電性物質で被覆された弾力性のある材料からなる請求項１０の脈管内装置。
15. 導電性コイルをさらに備え、該コイルの第１の端部が前記内壁の末端に電気的に結合され、該コイルの第２の端部が前記外壁の末端に電気的に結合されるとともに、
    前記内壁の基端および前記外壁の基端がそれぞれの送信線に電気的に結合され、前記コイル、内壁、外壁およびそれぞれの送信線からなる回路が、前記管腔内の圧力を変動させることによって前記内壁と外壁との間のキャパシタンスが変化して同調されることができる請求項１０の脈管内装置。
16. 前記脈管内装置がカテーテルからなる請求項１０の脈管内装置。
17. 前記脈管内装置がバルーンである請求項１０の脈管内装置。
18. 前記外壁が、膨張可能な材料で形成される請求項１０の脈管内装置。
19. 前記外壁が、実質的に高剛性材料で形成される請求項１０の脈管内装置。
20. 前記脈管内装置が、ガイドワイヤからなる請求項１０の脈管内装置。
21. ガイドワイヤをさらに備え、前記カテーテルが該ガイドワイヤに対して軸方向に可動である請求項１６の脈管内装置。
22. 伸長された導電体と、
    前記伸長された導電体の上に配置された第１の誘電性層と、
    前記第１の誘電性層の上に配置された導電性の第一次シールド層と、
    前記第一次シールド層の上に配置された第２の誘電性層と、
    前記第２の誘電性層の上に配置された導電性ポリマーからなる第二次シールド層と、
    前記伸長された導電体に沿った第１の長手位置で前記第一次シールド層を前記第二次シールド層に結合する第１の電気短絡と、
    前記伸長された導電体に沿った前記第１の長手位置の末端である第２の長手位置で前記第一次シールド層を前記第二次シールド層に結合する第２の電気短絡と、
    前記第２の電気短絡の基端であって長手位置の前記第二次シールド層内にある非導電性の間隙とからなる伸長された脈管内装置。
23. 前記第２誘電性層が、導波管としての役割を果たす前記第２の電気短絡の末端の長手部分を含み、前記導波管が前記第２の電気短絡の末端の第３の長手位置で前記第２の電気短絡を高インピーダンスに変換する請求項２２の脈管内装置。
24. 電磁信号を受信し、その信号を、伸長された導電体の基端および第一次シールドの基端に結合された制御装置へ送信するように適合されたアンテナを形成するため、前記伸長された導電体の末端が第一次シールド層に電気的に結合されている請求項２２の脈管内装置。
25. 前記伸長された脈管内装置が、所定の脈管内位置へ第２の脈管内装置を給送する際の支援をするように構成されたガイドワイヤとして役立つように構成されている請求項２４の脈管内装置。
26. 電磁信号を受信し、その信号を、伸長された導電体の基端および第一次シールドの基端に結合された制御装置に送信するように適合されたアンテナを形成するため、前記伸長された導電体の末端に電気的に結合された第１の端部および第一次シールド層の末端に電気的に結合された第２の端部を有している導電性のコイルをさらに備えている請求項２２の脈管内装置、
27. 伸長された導電体と、
    前記伸長された導電体の上に配置された誘電性層と、
    前記誘電性層の上に配置された導電性ポリマーからなるシールド層と、
    前記伸長された導電体に沿った第１の長手位置で前記伸長された導電体を前記シールド層に結合する第１の電気短絡と、
    前記伸長された導電体に沿った前記第１の長手位置の末端の第２の長手位置で、前記伸長された導電体を前記シールド層に結合する第２の電気短絡と、
    前記第２の電気短絡の基端であって、長手位置の前記シールド層内にある非導電性の間隙とを備えた伸長された脈管内装置。
28. 基端および末端を有する伸長軸を有する伸長カテーテルと、
    前記伸長軸の末端領域上に電気メッキされた導電性材料から形成されたアンテナと、
    第１の伸長導体および第２の伸長導体とを備え、
    前記第１および第２の伸長導体が、前記伸長部材の基端領域から末端領域に延び、少なくとも前記第１および第２の伸長導体の一つが前記アンテナに電気的に接続されている脈管内装置。
29. 前記アンテナが、前記伸長軸の末端領域上に電気メッキされた導電性材料の複数の部分からなり、前記伸長軸に関して互いに間隔を有する関係である請求項２９の脈管内装置。
30. 導電性材料部分の各々が第１および第２の伸長導電体の一つに電気的に接続されている請求項２９の脈管内装置。
31. 伸長部材と、
    前記伸長部材の少なくとも一部分に配置された編み組みとからなり、
    前記編み組みが、少なくとも２本の編み組み線を含んでいて、この編み組み線の少なくとも１本が送信線およびアンテナを含む電気回路の一部を形成している脈管内装置。
32. 第１の編み組み線が、露出されてアンテナを形成する部分を有する導電性材料からなる請求項３１の脈管内装置。
33. 前記伸長装置が第１のスリーブを備え、
    前記第１のスリーブ内に同軸的に配置された付加的な伸長部材と、
    前記付加的な伸長部材の少なくとも一部分に配置された編み組みとをさらに備え、
    前記編み組みが、少なくとも２本の編み組み線を含んでいて、前記第１のスリーブ上の編み組み線の少なくとも一本、および前記付加的な伸長部材上の編み組み線の少なくとも一本が、送信線およびアンテナを含む電気回路の一部を形成している脈管内装置。

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