JPH11239572A - Mr装置、医療装置及び位置決定方法 - Google Patents
Mr装置、医療装置及び位置決定方法Info
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- JPH11239572A JPH11239572A JP10357342A JP35734298A JPH11239572A JP H11239572 A JPH11239572 A JP H11239572A JP 10357342 A JP10357342 A JP 10357342A JP 35734298 A JP35734298 A JP 35734298A JP H11239572 A JPH11239572 A JP H11239572A
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- coil system
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/285—Invasive instruments, e.g. catheters or biopsy needles, specially adapted for tracking, guiding or visualization by NMR
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/06—Devices, other than using radiation, for detecting or locating foreign bodies ; determining position of probes within or on the body of the patient
Abstract
(57)【要約】
【課題】 MR励起の伝送フェーズ中に医療機器のRF
リード線の付近に発生する共鳴によって組織が加熱され
ないようにする。 【解決手段】 検査すべき対象に導入すべき医療機器は
コイル11を有する。コイル11はキャパシタ19とと
もに共鳴回路20を構成する。コイル11に結合したR
F信号を変調する変調ユニット12も設ける。
リード線の付近に発生する共鳴によって組織が加熱され
ないようにする。 【解決手段】 検査すべき対象に導入すべき医療機器は
コイル11を有する。コイル11はキャパシタ19とと
もに共鳴回路20を構成する。コイル11に結合したR
F信号を変調する変調ユニット12も設ける。
Description
【0001】
【発明の属する技術分野】本発明は、検査すべき対象に
導入すべき医療機器と、この医療機器に配置されるとと
もにRF信号を受信し及び/又は送信する少なくとも1
個のコイルを有するコイル系とを設けた磁気共鳴(M
R)装置に関するものである。また、本発明は、検査す
べき対象に導入すべき医療機器であって、この医療機器
に配置されるとともにRF信号を受信し及び/又は送信
する少なくとも1個のコイルを有するコイル系を有する
医療機器、特にカテーテル又は内視鏡並びに検査すべき
対象に導入することができる医療機器の位置を決定する
位置決定方法に関するものである。
導入すべき医療機器と、この医療機器に配置されるとと
もにRF信号を受信し及び/又は送信する少なくとも1
個のコイルを有するコイル系とを設けた磁気共鳴(M
R)装置に関するものである。また、本発明は、検査す
べき対象に導入すべき医療機器であって、この医療機器
に配置されるとともにRF信号を受信し及び/又は送信
する少なくとも1個のコイルを有するコイル系を有する
医療機器、特にカテーテル又は内視鏡並びに検査すべき
対象に導入することができる医療機器の位置を決定する
位置決定方法に関するものである。
【0002】
【従来の技術】このようなMR装置、医療機器及び位置
決定方法は、米国特許出願第5,353,795号から
既知である。この場合、マイクロコイルと称される小R
Fコイルを、患者に導入されるカテーテルに配置してい
る。MR装置の動作中、検査区域の励起後RF信号が誘
導され、このRF信号がRFリード線を通じて受信装置
に供給され、この受信装置がその信号を処理するととも
にコイルの位置を決定する。その位置を、画像、例え
ば、MR画像又はコンピュータトモグラフィ(CT)画
像に重ね合わすことができる。
決定方法は、米国特許出願第5,353,795号から
既知である。この場合、マイクロコイルと称される小R
Fコイルを、患者に導入されるカテーテルに配置してい
る。MR装置の動作中、検査区域の励起後RF信号が誘
導され、このRF信号がRFリード線を通じて受信装置
に供給され、この受信装置がその信号を処理するととも
にコイルの位置を決定する。その位置を、画像、例え
ば、MR画像又はコンピュータトモグラフィ(CT)画
像に重ね合わすことができる。
【0003】
【発明が解決しようとする課題】好適には医療機器の先
端に取り付けられたマイクロコイルに対する、検査すべ
き対象の外側に配置された送信機及び/又は受信機間で
要求されるRFリード線が、欠点を有することが確認さ
れている。MR検査の伝送フェーズ(RF励起)中にR
Fリード線の付近で発生する共鳴(特にλ/4共鳴)が
原因で組織が加熱されるおそれがある。さらに、医療機
器を種々の用途に対して非常に細い血管に挿入する必要
があるので、RFリード線を本来非常に細いワイヤで形
成する必要がある。その結果、マイクロコイルから受信
した信号を受信装置に送信する間に非常に大きな信号損
失が生じるおそれがある。また、マイクロコイルはRF
リード線とともに安定した共鳴回路を形成する必要があ
り、したがって、RFリード線の長さを任意に変更する
ことができない。さらに、既知の装置はマイクロコイル
に対する個別の受信チャネルを必要とし、又は(単一受
信チャネルを用いるときには)受信コイル系とマイクロ
コイルとの間の切替に対して切替装置が要求される。
端に取り付けられたマイクロコイルに対する、検査すべ
き対象の外側に配置された送信機及び/又は受信機間で
要求されるRFリード線が、欠点を有することが確認さ
れている。MR検査の伝送フェーズ(RF励起)中にR
Fリード線の付近で発生する共鳴(特にλ/4共鳴)が
原因で組織が加熱されるおそれがある。さらに、医療機
器を種々の用途に対して非常に細い血管に挿入する必要
があるので、RFリード線を本来非常に細いワイヤで形
成する必要がある。その結果、マイクロコイルから受信
した信号を受信装置に送信する間に非常に大きな信号損
失が生じるおそれがある。また、マイクロコイルはRF
リード線とともに安定した共鳴回路を形成する必要があ
り、したがって、RFリード線の長さを任意に変更する
ことができない。さらに、既知の装置はマイクロコイル
に対する個別の受信チャネルを必要とし、又は(単一受
信チャネルを用いるときには)受信コイル系とマイクロ
コイルとの間の切替に対して切替装置が要求される。
【0004】本発明の目的は、上記欠点を回避する向上
したMR装置、向上した医療機器及びこのような医療機
器の位置決定方法を提供することである。
したMR装置、向上した医療機器及びこのような医療機
器の位置決定方法を提供することである。
【0005】
【課題を解決するための手段】MR装置及び医療機器に
関して、前記コイル系がキャパシタとともに共鳴回路を
構成し、前記コイル系に結合した、RF信号を変調する
変調ユニットを設けた本発明によって、この目的を達成
する。
関して、前記コイル系がキャパシタとともに共鳴回路を
構成し、前記コイル系に結合した、RF信号を変調する
変調ユニットを設けた本発明によって、この目的を達成
する。
【0006】検査すべき対象の外側に配置された送信装
置に対するリード線及び送信装置それ自体を、本発明に
よるMR装置において省略することができる。その理由
は、コイル系に誘導される信号が、検査領域に存在する
検査すべき対象の一部のRF励起後に変調され、この変
調された周波数及び/又は位相で再び放出されるからで
ある。MR装置の一部を形成する受信コイル系を用いる
と、コイル系から送信された(変調した)コイル信号及
び検査すべき対象の励起領域からの対象信号は、MR信
号として受信される。これら信号が互いに相違する周波
数及び/又は位相を有するので、コイル信号及び対象信
号を簡単に分離することができ、その結果、コイル系の
位置の決定、したがって、医療機器の位置の決定も簡単
にすることができる。
置に対するリード線及び送信装置それ自体を、本発明に
よるMR装置において省略することができる。その理由
は、コイル系に誘導される信号が、検査領域に存在する
検査すべき対象の一部のRF励起後に変調され、この変
調された周波数及び/又は位相で再び放出されるからで
ある。MR装置の一部を形成する受信コイル系を用いる
と、コイル系から送信された(変調した)コイル信号及
び検査すべき対象の励起領域からの対象信号は、MR信
号として受信される。これら信号が互いに相違する周波
数及び/又は位相を有するので、コイル信号及び対象信
号を簡単に分離することができ、その結果、コイル系の
位置の決定、したがって、医療機器の位置の決定も簡単
にすることができる。
【0007】RFリード線に対する既に説明したような
欠点は本発明によるMR装置ではもはや生じない。その
理由は、RF信号の低損失送信がコイル系から受信シス
テムへも又はその逆でも必要でないからである。したが
って、既知のMR装置で要求される低オーム性のRFリ
ード線を、非常に細い高オーム性のリード線に置き換え
ることができる。したがって、本発明によるMR装置で
は組織が加熱されるおそれもなくなり、追加の受信チャ
ネル又は切替装置も要求されない。
欠点は本発明によるMR装置ではもはや生じない。その
理由は、RF信号の低損失送信がコイル系から受信シス
テムへも又はその逆でも必要でないからである。したが
って、既知のMR装置で要求される低オーム性のRFリ
ード線を、非常に細い高オーム性のリード線に置き換え
ることができる。したがって、本発明によるMR装置で
は組織が加熱されるおそれもなくなり、追加の受信チャ
ネル又は切替装置も要求されない。
【0008】請求項2に規定した好適例の共鳴回路及び
変調ユニットの素子は互いに隣接する。例えば、これら
を互いに数ミリメートル〜数センチメートルの距離で配
置し、これら素子の間にRFリード線が全く要求されず
又は非常に短いRFリード線のみが要求される。
変調ユニットの素子は互いに隣接する。例えば、これら
を互いに数ミリメートル〜数センチメートルの距離で配
置し、これら素子の間にRFリード線が全く要求されず
又は非常に短いRFリード線のみが要求される。
【0009】請求項3に規定したような本発明の他の例
の制御リード線は、長さを任意に選択することができる
高オーム性の2ワイヤリード線からなり、それを通じて
低周波制御信号を制御ユニットから変調ユニットに供給
する。この制御ユニットを、好適には検査すべき対象の
外側に配置する。
の制御リード線は、長さを任意に選択することができる
高オーム性の2ワイヤリード線からなり、それを通じて
低周波制御信号を制御ユニットから変調ユニットに供給
する。この制御ユニットを、好適には検査すべき対象の
外側に配置する。
【0010】制御リード線の特に簡単な実現は、制御信
号を光学的に発生させるとともに適切な手段例えばオプ
トカプラによって電気制御信号に変換する請求項4に開
示されている。
号を光学的に発生させるとともに適切な手段例えばオプ
トカプラによって電気制御信号に変換する請求項4に開
示されている。
【0011】変調ユニットは、非常に簡単かつコンパク
トな構成を有し、実質的には、非常にコンパクトにする
ように製造することができる請求項5に開示されたよう
な切替装置を具える。好適には、切替装置を、共鳴回路
の振幅変調に対する二つの状態間で切り替える。
トな構成を有し、実質的には、非常にコンパクトにする
ように製造することができる請求項5に開示されたよう
な切替装置を具える。好適には、切替装置を、共鳴回路
の振幅変調に対する二つの状態間で切り替える。
【0012】請求項6に開示した好適例は、制御信号が
RF制御信号としてRF受信装置に誘導されるとともに
共鳴回路に対する実際の制御信号を変換する十分な無線
の解決を構成する。この場合、RF制御信号の周波数
を、コイル系に誘導される信号の周波数よりも十分高く
又は十分低く、共鳴回路の共鳴周波数よりも十分高く又
は十分低くして、乱れを回避する。好適には、RF受信
装置を変調ユニット及び共鳴回路に非常に近接して、例
えば、数センチメートルの距離で配置する。
RF制御信号としてRF受信装置に誘導されるとともに
共鳴回路に対する実際の制御信号を変換する十分な無線
の解決を構成する。この場合、RF制御信号の周波数
を、コイル系に誘導される信号の周波数よりも十分高く
又は十分低く、共鳴回路の共鳴周波数よりも十分高く又
は十分低くして、乱れを回避する。好適には、RF受信
装置を変調ユニット及び共鳴回路に非常に近接して、例
えば、数センチメートルの距離で配置する。
【0013】特に、請求項8に規定した例によって幾分
広い区域で医療機器の位置を決定することができ、この
場合、医療機器での位置が既知である個別のコイルの位
置を決定することによってコイルを配置する。
広い区域で医療機器の位置を決定することができ、この
場合、医療機器での位置が既知である個別のコイルの位
置を決定することによってコイルを配置する。
【0014】請求項9において、相違する方法、例えば
相違する周波数で変調した複数の共鳴回路を設けること
もでき、その結果、個別のコイル系の位置を、たとえは
各コイル系を相違する画像領域で再生することによって
明確に決定することができる。
相違する周波数で変調した複数の共鳴回路を設けること
もでき、その結果、個別のコイル系の位置を、たとえは
各コイル系を相違する画像領域で再生することによって
明確に決定することができる。
【0015】医療機器の位置を決定する方法に関する目
的を、前記コイル系がキャパシタとともに共鳴回路を構
成し、前記コイル系に結合したRF信号を変調して、変
調されたコイル信号が前記MR信号に含まれるように
し、前記医療機器の位置を前記コイル信号から決定する
ことによって達成する。
的を、前記コイル系がキャパシタとともに共鳴回路を構
成し、前記コイル系に結合したRF信号を変調して、変
調されたコイル信号が前記MR信号に含まれるように
し、前記医療機器の位置を前記コイル信号から決定する
ことによって達成する。
【0016】本発明による方法によって、コイル系の位
置の決定を既知の方法に比べて著しく簡単にすることか
できる。コイル系に誘導した信号に周波数シフト又は位
相シフトを行う本発明による変調の結果、コイル系から
再び放出される変調されたコイル信号を、簡単な計算方
法によって受信コイル系によって受信したMR信号から
分離することができる。
置の決定を既知の方法に比べて著しく簡単にすることか
できる。コイル系に誘導した信号に周波数シフト又は位
相シフトを行う本発明による変調の結果、コイル系から
再び放出される変調されたコイル信号を、簡単な計算方
法によって受信コイル系によって受信したMR信号から
分離することができる。
【0017】請求項12〜14は、本発明による方法の
好適例、特に変調の好適例を開示する。
好適例、特に変調の好適例を開示する。
【0018】
【発明の実施の形態】図1の参照番号1は、磁石2によ
って発生した一様な安定した磁界にさらされた検査区域
に配置した検査すべき対象を示す。一様な安定した磁界
を、磁界勾配を発生させる3個の勾配装置3,4,5に
よって変更させることができ、この磁界勾配は、一様な
安定した磁界方向に延在し、x方向、y方向又はz方向
の勾配を有する。検査区域にパルス形状でRF磁界を発
生させることができるRF送信機6も設ける。
って発生した一様な安定した磁界にさらされた検査区域
に配置した検査すべき対象を示す。一様な安定した磁界
を、磁界勾配を発生させる3個の勾配装置3,4,5に
よって変更させることができ、この磁界勾配は、一様な
安定した磁界方向に延在し、x方向、y方向又はz方向
の勾配を有する。検査区域にパルス形状でRF磁界を発
生させることができるRF送信機6も設ける。
【0019】検査すべき対象から発生した対象信号は、
受信装置7と協同する1個以上の受信コイルからなる受
信コイル系14によって検出される。デジタル化された
対象信号に基づくとともに、適切な変換、例えばフーリ
エ変換後、検査区域の核磁気分布を、再構成ユニット8
で再構成するとともに、表示ユニット9上でMR画像の
形態で表示する。
受信装置7と協同する1個以上の受信コイルからなる受
信コイル系14によって検出される。デジタル化された
対象信号に基づくとともに、適切な変換、例えばフーリ
エ変換後、検査区域の核磁気分布を、再構成ユニット8
で再構成するとともに、表示ユニット9上でMR画像の
形態で表示する。
【0020】医療機器、例えばカテーテル10を、検査
すべき対象1に導入する。この機器の先端に、米国特許
出願明細書第5,353,795号に記載されたような
構成を有するマイクロコイル11を設ける。検査すべき
対象1に導入されたカテーテル10の一部10aに、マ
イクロコイル11及び変調ユニット12と協同して共鳴
回路を構成するキャパシタ19をマイクロコイル11に
近接して配置する。変調ユニット12は制御ユニット1
3によって制御される。マイクロコイル11に誘導され
るとともに変調ユニット12による変調後マイクロコイ
ル11によって再び放出される変調されたコイル信号
は、受信コイル系14によっても取り出され(マイクロ
コイルのコイル信号は、受信コイル系14に結合され
る。)、素子7,8によって処理される。素子2〜8及
び13は、プログラマブル制御ユニット15によって制
御される。
すべき対象1に導入する。この機器の先端に、米国特許
出願明細書第5,353,795号に記載されたような
構成を有するマイクロコイル11を設ける。検査すべき
対象1に導入されたカテーテル10の一部10aに、マ
イクロコイル11及び変調ユニット12と協同して共鳴
回路を構成するキャパシタ19をマイクロコイル11に
近接して配置する。変調ユニット12は制御ユニット1
3によって制御される。マイクロコイル11に誘導され
るとともに変調ユニット12による変調後マイクロコイ
ル11によって再び放出される変調されたコイル信号
は、受信コイル系14によっても取り出され(マイクロ
コイルのコイル信号は、受信コイル系14に結合され
る。)、素子7,8によって処理される。素子2〜8及
び13は、プログラマブル制御ユニット15によって制
御される。
【0021】図2は、本発明の第1の実施の形態を示
す。マイクロコイル11は、キャパシタ19と協同して
共鳴回路20を形成し、その共鳴周波数を、検査すべき
対象1の組織のラーモア周波数(例えば、水のラーモア
周波数)に同調させる。共鳴回路20は、変調ユニット
12を構成するPINダイオード18も有する。PIN
ダイオード18を、2個の抵抗又はチョークコイル17
及び高オーム性の2ワイヤリード線16を通じて制御ユ
ニット13に接続し、この制御ユニット13は、方形波
の交流電圧を発生させ、したがって、PINダイオード
18をオフ状態とオン状態との間で周期的に切り替え
る。したがって、コイル11は、(PINダイオード1
8のオン状態で)信号を周期的に送信し、(PINダイ
オード18のオフ状態で)信号を送信しない。切替周波
数が共鳴回路20の共鳴周波数より著しく低いので、コ
イル11に誘導される信号が変調される。この変調は、
実際には周波数範囲の信号のシフトとして行われる。変
調周波数を、コイル信号が周波数範囲の既知の量によっ
てシフトされるように選択することができ、その結果、
コイル信号は対象信号から分離される。したがって、コ
イル信号を、例えば時間又は周波数領域でフィルタ処理
することによって、受信ユニット7又は再構成ユニット
8の適切な算出手段を用いて識別することができ、か
つ、コイル11の位置を、コイル信号から決定すること
ができ、場合によってはMR画像に重ね合わせることが
できる。
す。マイクロコイル11は、キャパシタ19と協同して
共鳴回路20を形成し、その共鳴周波数を、検査すべき
対象1の組織のラーモア周波数(例えば、水のラーモア
周波数)に同調させる。共鳴回路20は、変調ユニット
12を構成するPINダイオード18も有する。PIN
ダイオード18を、2個の抵抗又はチョークコイル17
及び高オーム性の2ワイヤリード線16を通じて制御ユ
ニット13に接続し、この制御ユニット13は、方形波
の交流電圧を発生させ、したがって、PINダイオード
18をオフ状態とオン状態との間で周期的に切り替え
る。したがって、コイル11は、(PINダイオード1
8のオン状態で)信号を周期的に送信し、(PINダイ
オード18のオフ状態で)信号を送信しない。切替周波
数が共鳴回路20の共鳴周波数より著しく低いので、コ
イル11に誘導される信号が変調される。この変調は、
実際には周波数範囲の信号のシフトとして行われる。変
調周波数を、コイル信号が周波数範囲の既知の量によっ
てシフトされるように選択することができ、その結果、
コイル信号は対象信号から分離される。したがって、コ
イル信号を、例えば時間又は周波数領域でフィルタ処理
することによって、受信ユニット7又は再構成ユニット
8の適切な算出手段を用いて識別することができ、か
つ、コイル11の位置を、コイル信号から決定すること
ができ、場合によってはMR画像に重ね合わせることが
できる。
【0022】受信コイル系14を十分広い周波数範囲に
同調させて、コイル信号を対象信号とともに受信するこ
とができる。RF送信機6による励起中、PINダイオ
ード18をオフ状態に調整して、共鳴回路20による励
起磁界強度の局所的な変化を防止することができる。し
かしながら、PINダイオード18を励起中にオン状態
にして、高振幅の信号をコイル11から受信することも
できる。
同調させて、コイル信号を対象信号とともに受信するこ
とができる。RF送信機6による励起中、PINダイオ
ード18をオフ状態に調整して、共鳴回路20による励
起磁界強度の局所的な変化を防止することができる。し
かしながら、PINダイオード18を励起中にオン状態
にして、高振幅の信号をコイル11から受信することも
できる。
【0023】図3は、本発明の第2の実施の形態を示
す。ここでは、複数のマイクロコイル11a〜11eを
直列に接続するとともにキャパシタ19によってラーモ
ア周波数に同調させる。この場合、変調ユニット12
を、バラクタ(キャパシタンスダイオード)37によっ
て形成し、高オーム性の制御リード線16を通じて制御
ユニット13に接続する。
す。ここでは、複数のマイクロコイル11a〜11eを
直列に接続するとともにキャパシタ19によってラーモ
ア周波数に同調させる。この場合、変調ユニット12
を、バラクタ(キャパシタンスダイオード)37によっ
て形成し、高オーム性の制御リード線16を通じて制御
ユニット13に接続する。
【0024】数ミリメートル又はセンチメートルの小距
離でカテーテル10に沿って配置した複数のマイクロコ
イル11a〜11eを用いるので、検査すべき対象1内
のカテーテルの経路を、長距離に亘って決定するととも
に画像に重ね合わせることができる。キャパシタ38及
びバラクタ37と協同したラーモア周波数への同調に加
えて、キャパシタ19によって、バラクタ37のコイル
11a〜11eによる短絡がなくなる。さらに、伝送フ
ェーズ中、キャパシタ19はキャパシタ38と協同し
て、誘導されたRF電圧を細分し、バラクタ37の両端
間のRF電圧を、バラクタの同調悪化を回避する又は不
所望な信号成分の発生を回避するのに十分低くする。ま
た、共鳴周波数の同調感度を減少させる。PINダイオ
ードと比較すると、バラクタ37は、キャパシタンスが
電圧に依存し、したがって、コイル及びキャパシタの製
造誤差がある場合でも共鳴回路をラーモア周波数に正確
に同調させることができる、という利点がある。したが
って、他の実施の形態において、PINダイオードによ
るもの以外の変形も可能である。
離でカテーテル10に沿って配置した複数のマイクロコ
イル11a〜11eを用いるので、検査すべき対象1内
のカテーテルの経路を、長距離に亘って決定するととも
に画像に重ね合わせることができる。キャパシタ38及
びバラクタ37と協同したラーモア周波数への同調に加
えて、キャパシタ19によって、バラクタ37のコイル
11a〜11eによる短絡がなくなる。さらに、伝送フ
ェーズ中、キャパシタ19はキャパシタ38と協同し
て、誘導されたRF電圧を細分し、バラクタ37の両端
間のRF電圧を、バラクタの同調悪化を回避する又は不
所望な信号成分の発生を回避するのに十分低くする。ま
た、共鳴周波数の同調感度を減少させる。PINダイオ
ードと比較すると、バラクタ37は、キャパシタンスが
電圧に依存し、したがって、コイル及びキャパシタの製
造誤差がある場合でも共鳴回路をラーモア周波数に正確
に同調させることができる、という利点がある。したが
って、他の実施の形態において、PINダイオードによ
るもの以外の変形も可能である。
【0025】図3に示した実施の形態において、PIN
ダイオード18をバラクタの代わりに設けることもでき
る。1個のみのマイクロコイル11a又は複数のマイク
ロコイル11a〜11eを設けることもできる。キャパ
シタ38を省略することもできる。キャパシタ19を図
示した位置の代わりにキャパシタ38の上側端子と素子
37との間に接続することも可能である。
ダイオード18をバラクタの代わりに設けることもでき
る。1個のみのマイクロコイル11a又は複数のマイク
ロコイル11a〜11eを設けることもできる。キャパ
シタ38を省略することもできる。キャパシタ19を図
示した位置の代わりにキャパシタ38の上側端子と素子
37との間に接続することも可能である。
【0026】図4は、変調ユニット12の無線制御を伴
う実施の形態を示す。ここでは、コイル21及びキャパ
シタ22の並列接続によって形成した受信共鳴回路31
を設け、この受信共鳴回路は、送信ユニット27から発
生したRF制御信号28を受信するように作用する。共
鳴回路31を、RF制御信号28の周波数に同調させ
る。この周波数は、相互の干渉を回避するためにラーモ
ア周波数の周波数範囲及び共鳴回路20の共鳴周波数の
周波数範囲以外の周波数範囲にある。RF制御信号28
は、図示したような方形波の包絡線を有する。本実施の
形態において、共鳴回路20を、コイル11及びキャパ
シタ19の並列接続によって形成する。
う実施の形態を示す。ここでは、コイル21及びキャパ
シタ22の並列接続によって形成した受信共鳴回路31
を設け、この受信共鳴回路は、送信ユニット27から発
生したRF制御信号28を受信するように作用する。共
鳴回路31を、RF制御信号28の周波数に同調させ
る。この周波数は、相互の干渉を回避するためにラーモ
ア周波数の周波数範囲及び共鳴回路20の共鳴周波数の
周波数範囲以外の周波数範囲にある。RF制御信号28
は、図示したような方形波の包絡線を有する。本実施の
形態において、共鳴回路20を、コイル11及びキャパ
シタ19の並列接続によって形成する。
【0027】共鳴回路31に接続した変調ユニット12
は、この場合電界効果トランジスタ26を有し、そのゲ
ートGは、トランジスタ26を低オーム状態と高オーム
状態との間で周期的に切り替えるゲート電圧30を搬送
する。共鳴回路31に接続したダイオード23とキャパ
シタ24及び抵抗25の並列接続を用いて、ゲート電圧
30を、共鳴回路31によって受信したRF制御信号2
8から取り出す。トランジスタ26を周期的に切り替え
るので、共鳴回路20に対して所望の変調が行われ、そ
の変調周波数は、RF制御信号28の方形波の包絡線の
周波数によって調整可能である。
は、この場合電界効果トランジスタ26を有し、そのゲ
ートGは、トランジスタ26を低オーム状態と高オーム
状態との間で周期的に切り替えるゲート電圧30を搬送
する。共鳴回路31に接続したダイオード23とキャパ
シタ24及び抵抗25の並列接続を用いて、ゲート電圧
30を、共鳴回路31によって受信したRF制御信号2
8から取り出す。トランジスタ26を周期的に切り替え
るので、共鳴回路20に対して所望の変調が行われ、そ
の変調周波数は、RF制御信号28の方形波の包絡線の
周波数によって調整可能である。
【0028】電界効果トランジスタ26の代わりに、図
示した実施の形態に、制御電圧によって導通状態及び非
導通状態又は高オーム状態及び低オーム状態を周期的に
切り替えることができる相違する制御可能な抵抗又は切
替素子を設けることもできる。さらに、トランジスタ2
6のドレイン端子Dと共鳴回路20との間に(破線で示
した)キャパシタ35を設け、これによって、コイル1
1を二つの互いに相違する共鳴周波数、すなわち、(ト
ランジスタ26のオフ状態における)キャパシタ19の
みによる第1共鳴周波数並びに(トランジスタ26のオ
ン状態における)キャパシタ19及び35の並列接続に
よる第2共鳴周波数に同調させることができる。この
際、コイル11は、互いに相違する位相及び可能な場合
には相違する振幅で交互に信号を放出し、その結果、放
出された信号を、受信したMR信号中で再び識別するこ
とができる。
示した実施の形態に、制御電圧によって導通状態及び非
導通状態又は高オーム状態及び低オーム状態を周期的に
切り替えることができる相違する制御可能な抵抗又は切
替素子を設けることもできる。さらに、トランジスタ2
6のドレイン端子Dと共鳴回路20との間に(破線で示
した)キャパシタ35を設け、これによって、コイル1
1を二つの互いに相違する共鳴周波数、すなわち、(ト
ランジスタ26のオフ状態における)キャパシタ19の
みによる第1共鳴周波数並びに(トランジスタ26のオ
ン状態における)キャパシタ19及び35の並列接続に
よる第2共鳴周波数に同調させることができる。この
際、コイル11は、互いに相違する位相及び可能な場合
には相違する振幅で交互に信号を放出し、その結果、放
出された信号を、受信したMR信号中で再び識別するこ
とができる。
【0029】好適な実施の形態の共鳴回路20を同調さ
せて、二つの同調した状態において同一振幅であるが
(共鳴回路20をラーモア周波数に同調させるときの位
相に対して)互いに反対の位相差の信号を得る。これに
よって純粋な位相変調が行われる。
せて、二つの同調した状態において同一振幅であるが
(共鳴回路20をラーモア周波数に同調させるときの位
相に対して)互いに反対の位相差の信号を得る。これに
よって純粋な位相変調が行われる。
【0030】図5は、制御ユニット13と変調ユニット
32との間の光学的な制御リード線36を有する実施の
形態を示す。例えば、細いグラスファイバケーブルとす
る制御リード線36を、発光ダイオード33に接続す
る。この発光ダイオードは光制御信号を発生させ、これ
によって、適切な光学的に制御可能な切替素子、例えば
光学的に制御可能なトランジスタ34を、制御し、した
がってターンオン状態及びターンオフ状態に周期的にセ
ットする。残りの動作は、図4を参照した説明とほぼ同
一である。
32との間の光学的な制御リード線36を有する実施の
形態を示す。例えば、細いグラスファイバケーブルとす
る制御リード線36を、発光ダイオード33に接続す
る。この発光ダイオードは光制御信号を発生させ、これ
によって、適切な光学的に制御可能な切替素子、例えば
光学的に制御可能なトランジスタ34を、制御し、した
がってターンオン状態及びターンオフ状態に周期的にセ
ットする。残りの動作は、図4を参照した説明とほぼ同
一である。
【0031】変調ユニット32に対する単一素子、例え
ば適切なオプトカプラの使用も可能である。
ば適切なオプトカプラの使用も可能である。
【0032】上記実施の形態に加えて、変調ユニットの
他の例も可能である。例えば、制御ユニット13を、組
込みバッテリを設けた統合された方形波変調器として医
療機器10の導入可能部10a(図1参照)内に完全に
配置することができる。さらに、増幅器を有する周波数
変調回路を医療機器10内に集積することができる。ま
た、図示したPINダイオード、バラクタ又はトランジ
スタ以外の素子を有する他の回路も可能である。
他の例も可能である。例えば、制御ユニット13を、組
込みバッテリを設けた統合された方形波変調器として医
療機器10の導入可能部10a(図1参照)内に完全に
配置することができる。さらに、増幅器を有する周波数
変調回路を医療機器10内に集積することができる。ま
た、図示したPINダイオード、バラクタ又はトランジ
スタ以外の素子を有する他の回路も可能である。
【0033】図6は、共鳴回路20のQを増大させる手
段を有する実施の形態を示す。本実施の形態において、
負の抵抗(負のインピーダンスコンバータ)を有する素
子36をキャパシタ19に並列に接続し、この素子によ
って、共鳴回路の減衰を減少させ、したがって、共鳴回
路20のQを増大させる。これによって、コイル11が
十分強力な信号を受信コイル系に結合することができる
という利点を提供する。素子36を、例えば再結合(r
etrocoupled)電界効果トランジスタとして
種々の方法で実現することができる。
段を有する実施の形態を示す。本実施の形態において、
負の抵抗(負のインピーダンスコンバータ)を有する素
子36をキャパシタ19に並列に接続し、この素子によ
って、共鳴回路の減衰を減少させ、したがって、共鳴回
路20のQを増大させる。これによって、コイル11が
十分強力な信号を受信コイル系に結合することができる
という利点を提供する。素子36を、例えば再結合(r
etrocoupled)電界効果トランジスタとして
種々の方法で実現することができる。
【0034】図7及び8を参照して、本発明による方法
を後に詳細に説明し、図2〜6に示した実施の形態によ
って変換することができる相違するタイプの変調を説明
する。
を後に詳細に説明し、図2〜6に示した実施の形態によ
って変換することができる相違するタイプの変調を説明
する。
【0035】図7は、MR画像を形成するために適切な
密度で走査する必要があるk−スペース(空間周波数ス
ペース)を示す。図示した例において、k−スペース
を、k x 方向に延在する平行線にそって走査する。走査
速度を、受信コイル系によって測定されるとともに対象
信号及びコイル信号を具えるMR信号が符号k1 を付し
た位置(x)で時間的に規則的な間隔でサンプルされる
ように調整する。本例に対して、変調周波数を、コイル
11がk2 (0)を付した位置のみで他の全てのサンプ
リング瞬時に信号を発生させるように選択する。これ
を、例えば、周波数を半分にしたサンプリングレートか
ら制御ユニット13の制御信号を取り出すことによって
行う。コイルが第2のサンプリング点k2 の各々だけで
信号を発生させているので、それは、各サンプリング点
k1 で信号を発生させる対象信号に関連するサブサンプ
リングと同一である。これによって、空間的に相違する
位置のコイルの画像の繰り返しを発生させる。説明した
ような変調周波数の選択によって、画像幅を正確に半分
にすることによって水平方向にオフセットしたスペース
(r)にコイルの画像S2 が生じる。(視野すなわちF
OVの)撮像に要求されるようにサンプリングレートを
2倍に選択する(オーバサンプリング)と、結果的に生
じるMR画像の幅は通常のMR画像の幅の2倍となり
(読出し方向の拡大)、対象それ自体は-fov/2と+fov/2
との間に撮像され(S1 )(図8参照)、それに対し
て、コイルのみが-1/2fov と+1/2fov との間に撮像され
る。この場合、コイルを簡単に識別でき、その位置をこ
の画像の半分で決定することができ、場合によっては他
の画像の半分で再生することができる。
密度で走査する必要があるk−スペース(空間周波数ス
ペース)を示す。図示した例において、k−スペース
を、k x 方向に延在する平行線にそって走査する。走査
速度を、受信コイル系によって測定されるとともに対象
信号及びコイル信号を具えるMR信号が符号k1 を付し
た位置(x)で時間的に規則的な間隔でサンプルされる
ように調整する。本例に対して、変調周波数を、コイル
11がk2 (0)を付した位置のみで他の全てのサンプ
リング瞬時に信号を発生させるように選択する。これ
を、例えば、周波数を半分にしたサンプリングレートか
ら制御ユニット13の制御信号を取り出すことによって
行う。コイルが第2のサンプリング点k2 の各々だけで
信号を発生させているので、それは、各サンプリング点
k1 で信号を発生させる対象信号に関連するサブサンプ
リングと同一である。これによって、空間的に相違する
位置のコイルの画像の繰り返しを発生させる。説明した
ような変調周波数の選択によって、画像幅を正確に半分
にすることによって水平方向にオフセットしたスペース
(r)にコイルの画像S2 が生じる。(視野すなわちF
OVの)撮像に要求されるようにサンプリングレートを
2倍に選択する(オーバサンプリング)と、結果的に生
じるMR画像の幅は通常のMR画像の幅の2倍となり
(読出し方向の拡大)、対象それ自体は-fov/2と+fov/2
との間に撮像され(S1 )(図8参照)、それに対し
て、コイルのみが-1/2fov と+1/2fov との間に撮像され
る。この場合、コイルを簡単に識別でき、その位置をこ
の画像の半分で決定することができ、場合によっては他
の画像の半分で再生することができる。
【0036】コイルが(図7の位置k2 で)第2サンプ
リング瞬時の各々で信号を発生させるのではなく全ての
サンプリング瞬時k1 で各第2水平k−ラインにそって
のみ発生させるように、例えば、コイルがラインky1,
ky3等に沿ってのみ信号を発生させるがラインky2,k
y4等に沿って信号を発生させないように、変調周波数を
選択することもできる。したがって、画像の高さを正確
に半分にすることによって垂直方向にオフセットしたコ
イルの他の画像を得る(位相符号化方向の画像の拡
大)。FOVすなわち測定したkラインの数の適切な選
択によって、コイルの追加の画像が他の「空」画像領域
に出現することができ、したがって、コイルを簡単に識
別し及び位置測定することができる。
リング瞬時の各々で信号を発生させるのではなく全ての
サンプリング瞬時k1 で各第2水平k−ラインにそって
のみ発生させるように、例えば、コイルがラインky1,
ky3等に沿ってのみ信号を発生させるがラインky2,k
y4等に沿って信号を発生させないように、変調周波数を
選択することもできる。したがって、画像の高さを正確
に半分にすることによって垂直方向にオフセットしたコ
イルの他の画像を得る(位相符号化方向の画像の拡
大)。FOVすなわち測定したkラインの数の適切な選
択によって、コイルの追加の画像が他の「空」画像領域
に出現することができ、したがって、コイルを簡単に識
別し及び位置測定することができる。
【0037】コイルをラーモア周波数及びラーモア周波
数以外の周波数に交互に同調させるように共鳴回路を制
御するようにして、変調を行うことかできる。位相及び
/又は周波数変調を共鳴回路に対して行うようにして正
弦又は他の制御電圧によって変調ユニットを制御するこ
ともできる。
数以外の周波数に交互に同調させるように共鳴回路を制
御するようにして、変調を行うことかできる。位相及び
/又は周波数変調を共鳴回路に対して行うようにして正
弦又は他の制御電圧によって変調ユニットを制御するこ
ともできる。
【0038】例えば、コイルをラーモア周波数より上の
周波数とラーモア周波数より下の周波数に交互に同調さ
せるようにして変調ユニットが共鳴回路を制御するよう
にすることによって、位相変調を行うことができ、共鳴
周波数とラーモア周波数との間隔をほぼ等しく選択し、
その結果、いずれの場合でも、ほぼ等しい信号振幅が得
られる。このように送信された信号の振幅は共鳴の場合
に比べてわずかに小さくなり、送信された信号が両切替
状態で発生する。二つの状態は、共鳴の場合±φ、例え
ば±45°ごとに位相位置から変位し、その結果、全体
に亘って2φの位相差、例えば90°の位相差が生じ
る。この位相差を用いて、互いに相違する位相を有する
二つの測定されたMR信号の差分によってコイル信号を
決定するとともにそれからコイルの位置を計算すること
ができる。この方法は、予測及び再構成方法の場合及び
k−スペースの半径方向の走査の場合に用いるのにも適
切である。
周波数とラーモア周波数より下の周波数に交互に同調さ
せるようにして変調ユニットが共鳴回路を制御するよう
にすることによって、位相変調を行うことができ、共鳴
周波数とラーモア周波数との間隔をほぼ等しく選択し、
その結果、いずれの場合でも、ほぼ等しい信号振幅が得
られる。このように送信された信号の振幅は共鳴の場合
に比べてわずかに小さくなり、送信された信号が両切替
状態で発生する。二つの状態は、共鳴の場合±φ、例え
ば±45°ごとに位相位置から変位し、その結果、全体
に亘って2φの位相差、例えば90°の位相差が生じ
る。この位相差を用いて、互いに相違する位相を有する
二つの測定されたMR信号の差分によってコイル信号を
決定するとともにそれからコイルの位置を計算すること
ができる。この方法は、予測及び再構成方法の場合及び
k−スペースの半径方向の走査の場合に用いるのにも適
切である。
【0039】本発明は、所定のタイプのk−スペースの
走査、上記タイプの変調及び図示した実施の形態を制限
するものではない。測定されたMR信号からコイル信号
を分離するとともにそれからコイルの位置を決定するこ
とができように変調ユニットが共鳴回路の振幅を変調す
るだけで十分である。
走査、上記タイプの変調及び図示した実施の形態を制限
するものではない。測定されたMR信号からコイル信号
を分離するとともにそれからコイルの位置を決定するこ
とができように変調ユニットが共鳴回路の振幅を変調す
るだけで十分である。
【0040】コイル系に用いられるコイルの種類及び個
数も本発明に関連しない。例えば、用いられるマイクロ
コイルの代わりに、より大きな径を有するコイル又は互
いに垂直なコイル軸線を有する3個のコイルを具えるコ
イル系を用いることができ、そのコイルを、互いに隣接
して又は共通の中心の周りに配置する。
数も本発明に関連しない。例えば、用いられるマイクロ
コイルの代わりに、より大きな径を有するコイル又は互
いに垂直なコイル軸線を有する3個のコイルを具えるコ
イル系を用いることができ、そのコイルを、互いに隣接
して又は共通の中心の周りに配置する。
【0041】各々がコイル系を有する(例えば、各々が
マイクロコイルを具える。)複数の共鳴回路を関連の変
調ユニットによって並列に作動させるとともに、(例え
ば、相違する周波数によって)共鳴回路を互いに相違す
るように変調することもでき、その結果、コイル系のコ
イル信号がMR画像の相違する画像領域に出現し、した
がって、個々のコイル系を識別し及び所定の位置に配置
することができる。
マイクロコイルを具える。)複数の共鳴回路を関連の変
調ユニットによって並列に作動させるとともに、(例え
ば、相違する周波数によって)共鳴回路を互いに相違す
るように変調することもでき、その結果、コイル系のコ
イル信号がMR画像の相違する画像領域に出現し、した
がって、個々のコイル系を識別し及び所定の位置に配置
することができる。
【図1】本発明によるMR装置のブロック図である。
【図2】本発明の第1の実施の形態の線形図である。
【図3】本発明の第2の実施の形態の線形図である。
【図4】制御信号の無線伝送を伴う本発明の第3の実施
の形態の線形図である。
の形態の線形図である。
【図5】制御信号の光伝送を伴う本発明の第4の実施の
形態の線形図である。
形態の線形図である。
【図6】共鳴回路の減衰を減少させる手段を有する本発
明の実施の形態の線形図である。
明の実施の形態の線形図である。
【図7】本発明による方法を説明するためのk−スペー
スを示す図である。
スを示す図である。
【図8】測定された信号を示す図である。
1 対象 2 磁石 3,4,5 勾配装置 6 RF送信機 7 受信装置 8 再構成ユニット 9 表示ユニット 10 医療機器 11,11a,11b,11c,11d,11e マイ
クロコイル 12,32 変調ユニット 13 制御ユニット 14 受信コイル系 15 プログラマブル制御ユニット 16 2ワイヤリード線 17 抵抗又はチョークコイル 18 PINダイオード 19,22,24,35,35,38 キャパシタ 20,31 共鳴回路 21 コイル 23 ダイオード 25 抵抗 26 電界効果トランジスタ 27 送信ユニット 28 RF制御信号 30 ゲート電圧 33 発光ダイオード 34 トランジスタ 36 制御リード線 37 バラクタ D ドレイン端子 G ゲート
クロコイル 12,32 変調ユニット 13 制御ユニット 14 受信コイル系 15 プログラマブル制御ユニット 16 2ワイヤリード線 17 抵抗又はチョークコイル 18 PINダイオード 19,22,24,35,35,38 キャパシタ 20,31 共鳴回路 21 コイル 23 ダイオード 25 抵抗 26 電界効果トランジスタ 27 送信ユニット 28 RF制御信号 30 ゲート電圧 33 発光ダイオード 34 トランジスタ 36 制御リード線 37 バラクタ D ドレイン端子 G ゲート
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (71)出願人 590000248 Groenewoudseweg 1, 5621 BA Eindhoven, Th e Netherlands (72)発明者 フォルカー ラシェ ドイツ連邦共和国 22547 ハンブルク フリードリヒシュルダー ヴェーク 63
Claims (14)
- 【請求項1】 検査すべき対象(1)に導入すべき医療
機器(10)と、この医療機器(10)に配置されると
ともにRF信号を受信し及び/又は送信する少なくとも
1個のコイルを有するコイル系(11)とを設けたMR
装置において、 前記コイル系(11)がキャパシタ(19)とともに共
鳴回路(20)を構成し、前記コイル系(11)に結合
した、RF信号を変調する変調ユニット(12)を設け
たことを特徴とするMR装置。 - 【請求項2】 前記変調ユニット(12)、キャパシタ
(19)及びコイル系(11)を、前記検査すべき対象
(1)に導入することができる前記医療機器(10)の
一部(10a)に互いに小距離で配置したことを特徴と
する請求項1記載のMR装置。 - 【請求項3】 前記変調ユニット(12)を制御する制
御ユニット(13)と前記変調ユニットとの間に制御リ
ード線(16)を設けたことを特徴とする請求項1記載
のMR装置。 - 【請求項4】 前記制御リード線(36)を光ファイバ
ケーブルとし、前記変調ユニット(32)を、光制御信
号を電気制御信号に変換するために配置したことを特徴
とする請求項3記載のMR装置。 - 【請求項5】 前記変調ユニット(12)が切替装置を
有し、この切替装置が、ダイオード(18)、バラクタ
(37)、トランジスタ(26)又は集積された切替素
子を有することを特徴とする請求項1記載のMR装置。 - 【請求項6】 RF制御ユニット(27)から送信され
たRF制御信号を受信するとともにコイル(21)及び
キャパシタ(22)を有するRF受信装置(31)を設
け、前記変調ユニット(12)が、前記RF制御信号
(28)を前記共振回路(20)用の変調信号(29)
に変換する手段を有することを特徴とする請求項1記載
のMR装置。 - 【請求項7】 前記RF制御ユニット(27)及び変調
ユニット(12)を、前記RF制御信号(28)の無線
伝送用に配置したことを特徴とする請求項6記載のMR
装置。 - 【請求項8】 前記コイル系(11)が、直列接続され
るとともに互いに小距離で配置した複数のコイル(11
a,11b,11c,11d,11e)を具えることを
特徴とする請求項1記載のMR装置。 - 【請求項9】 各々が関連の変調ユニット(12)を有
する複数の共鳴回路(2)を前記医療機器(10)に配
置し、前記コイル系(11)に結合したRF信号を互い
に相違するように変調したことを特徴とする請求項1記
載のMR装置。 - 【請求項10】 検査すべき対象(1)に導入すべき医
療機器(10)であって、この医療機器(10)に配置
されるとともにRF信号を受信し及び/又は送信する少
なくとも1個のコイルを有するコイル系(11)を有す
る医療機器において、 前記コイル系(11)がキャパシタ(19)とともに共
鳴回路(20)を構成し、前記コイル系(11)に結合
した、RF信号を変調する変調ユニット(12)を設け
たことを特徴とする医療機器。 - 【請求項11】 検査すべき対象(1)に導入すること
ができる医療機器(10)の位置を決定する位置決定方
法であって、その検査すべき対象(1)をMR装置の検
査区域に配置し、RF信号を受信し及び/又は送信する
少なくとも1個のコイルを有するコイル系(11)を、
前記医療機器に配置し、前記医療機器(10)の位置
を、受信コイル系(14)から受信したMR信号から決
定する、位置決定方法において、 前記コイル系(11)がキャパシタ(19)とともに共
鳴回路(20)を構成し、前記コイル系(11)に結合
したRF信号を変調して、変調されたコイル信号が前記
MR信号に含まれるようにし、前記医療機器の位置を前
記コイル信号から決定することを特徴とする位置決定方
法。 - 【請求項12】 前記共鳴回路(20)の振幅を、変調
のために切替周波数でオン又はオフに切り替えることを
特徴とする請求項11記載の位置決定方法。 - 【請求項13】 前記共鳴回路(20)を、前記コイル
系(11)に結合したRF信号の周波数に等しい周波数
又はそのRF信号の周波数に等しくない周波数に交互に
同調させるようにして、前記変調を行うことを特徴とす
る請求項11記載の位置決定方法。 - 【請求項14】 前記共鳴回路(20)を、前記コイル
システム(11)に結合したRF信号の周波数より上の
周波数又はそのRF信号の周波数に等しくない周波数に
交互に同調させるようにして、前記変調を行うことを特
徴とする請求項11記載の位置決定方法。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19755782A DE19755782A1 (de) | 1997-12-16 | 1997-12-16 | MR-Anordnung mit einem medizinischen Instrument und Verfahren zur Positionsbestimmung des medizinischen Instruments |
DE19755782:1 | 1997-12-16 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH11239572A true JPH11239572A (ja) | 1999-09-07 |
Family
ID=7852032
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP10357342A Withdrawn JPH11239572A (ja) | 1997-12-16 | 1998-12-16 | Mr装置、医療装置及び位置決定方法 |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US6236205B1 (ja) |
EP (1) | EP0930509B1 (ja) |
JP (1) | JPH11239572A (ja) |
DE (2) | DE19755782A1 (ja) |
Cited By (40)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2006516441A (ja) * | 2003-02-05 | 2006-07-06 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 侵襲的装置のmr視覚化 |
JP2007504880A (ja) * | 2003-09-12 | 2007-03-08 | コニンクリユケ フィリップス エレクトロニクス エヌ.ブイ. | マイクロコイルを備える医療機器の位置を突きとめるための方法 |
JP2007504879A (ja) * | 2003-09-09 | 2007-03-08 | コニンクリユケ フィリップス エレクトロニクス エヌ.ブイ. | 磁気共鳴イメージングによりモニタされるインターベンショナル処置用のカテーテル先端部のトラッキング |
JP2007532259A (ja) * | 2004-04-15 | 2007-11-15 | ボストン サイエンティフィック リミテッド | 医療用装置およびその付近の生体組織の磁気共鳴画像生成方法 |
US7363090B2 (en) | 2001-04-13 | 2008-04-22 | Greatbatch Ltd. | Band stop filter employing a capacitor and an inductor tank circuit to enhance MRI compatibility of active implantable medical devices |
US7702387B2 (en) | 2006-06-08 | 2010-04-20 | Greatbatch Ltd. | Tank filters adaptable for placement with a guide wire, in series with the lead wires or circuits of active medical devices to enhance MRI compatibility |
US7787958B2 (en) | 2001-04-13 | 2010-08-31 | Greatbatch Ltd. | RFID detection and identification system for implantable medical lead systems |
US7853325B2 (en) | 2001-04-13 | 2010-12-14 | Greatbatch Ltd. | Cylindrical bandstop filters for medical lead systems |
US7899551B2 (en) | 2001-04-13 | 2011-03-01 | Greatbatch Ltd. | Medical lead system utilizing electromagnetic bandstop filters |
US7945322B2 (en) | 2005-11-11 | 2011-05-17 | Greatbatch Ltd. | Tank filters placed in series with the lead wires or circuits of active medical devices to enhance MRI compatibility |
USRE42856E1 (en) | 2002-05-29 | 2011-10-18 | MRI Interventions, Inc. | Magnetic resonance probes |
US8108042B1 (en) | 2006-11-09 | 2012-01-31 | Greatbatch Ltd. | Capacitor and inductor elements physically disposed in series whose lumped parameters are electrically connected in parallel to form a bandstop filter |
US8224462B2 (en) | 2005-11-11 | 2012-07-17 | Greatbatch Ltd. | Medical lead system utilizing electromagnetic bandstop filters |
US8301243B2 (en) | 2006-06-08 | 2012-10-30 | Greatbatch Ltd. | Method of tuning bandstop filters for implantable medical leads |
JP2014008412A (ja) * | 2012-07-02 | 2014-01-20 | Biosense Webster (Israel) Ltd | 合成開口mriセンサを有するカテーテル |
US8855785B1 (en) | 2001-04-13 | 2014-10-07 | Greatbatch Ltd. | Circuits for minimizing heating of an implanted lead and/or providing EMI protection in a high power electromagnetic field environment |
US8903505B2 (en) | 2006-06-08 | 2014-12-02 | Greatbatch Ltd. | Implantable lead bandstop filter employing an inductive coil with parasitic capacitance to enhance MRI compatibility of active medical devices |
US8977355B2 (en) | 2001-04-13 | 2015-03-10 | Greatbatch Ltd. | EMI filter employing a capacitor and an inductor tank circuit having optimum component values |
US8989870B2 (en) | 2001-04-13 | 2015-03-24 | Greatbatch Ltd. | Tuned energy balanced system for minimizing heating and/or to provide EMI protection of implanted leads in a high power electromagnetic field environment |
US9031670B2 (en) | 2006-11-09 | 2015-05-12 | Greatbatch Ltd. | Electromagnetic shield for a passive electronic component in an active medical device implantable lead |
US9042999B2 (en) | 2006-06-08 | 2015-05-26 | Greatbatch Ltd. | Low loss band pass filter for RF distance telemetry pin antennas of active implantable medical devices |
US9061139B2 (en) | 1998-11-04 | 2015-06-23 | Greatbatch Ltd. | Implantable lead with a band stop filter having a capacitor in parallel with an inductor embedded in a dielectric body |
US9108066B2 (en) | 2008-03-20 | 2015-08-18 | Greatbatch Ltd. | Low impedance oxide resistant grounded capacitor for an AIMD |
US9242090B2 (en) | 2001-04-13 | 2016-01-26 | MRI Interventions Inc. | MRI compatible medical leads |
US9248283B2 (en) | 2001-04-13 | 2016-02-02 | Greatbatch Ltd. | Band stop filter comprising an inductive component disposed in a lead wire in series with an electrode |
US9295828B2 (en) | 2001-04-13 | 2016-03-29 | Greatbatch Ltd. | Self-resonant inductor wound portion of an implantable lead for enhanced MRI compatibility of active implantable medical devices |
US9301705B2 (en) | 1998-11-04 | 2016-04-05 | Johns Hopkins University School Of Medicine | System and method for magnetic-resonance-guided electrophysiologic and ablation procedures |
US9427596B2 (en) | 2013-01-16 | 2016-08-30 | Greatbatch Ltd. | Low impedance oxide resistant grounded capacitor for an AIMD |
US9468750B2 (en) | 2006-11-09 | 2016-10-18 | Greatbatch Ltd. | Multilayer planar spiral inductor filter for medical therapeutic or diagnostic applications |
USRE46699E1 (en) | 2013-01-16 | 2018-02-06 | Greatbatch Ltd. | Low impedance oxide resistant grounded capacitor for an AIMD |
US9931514B2 (en) | 2013-06-30 | 2018-04-03 | Greatbatch Ltd. | Low impedance oxide resistant grounded capacitor for an AIMD |
US10080889B2 (en) | 2009-03-19 | 2018-09-25 | Greatbatch Ltd. | Low inductance and low resistance hermetically sealed filtered feedthrough for an AIMD |
US10350421B2 (en) | 2013-06-30 | 2019-07-16 | Greatbatch Ltd. | Metallurgically bonded gold pocket pad for grounding an EMI filter to a hermetic terminal for an active implantable medical device |
US10559409B2 (en) | 2017-01-06 | 2020-02-11 | Greatbatch Ltd. | Process for manufacturing a leadless feedthrough for an active implantable medical device |
US10561837B2 (en) | 2011-03-01 | 2020-02-18 | Greatbatch Ltd. | Low equivalent series resistance RF filter for an active implantable medical device utilizing a ceramic reinforced metal composite filled via |
US10589107B2 (en) | 2016-11-08 | 2020-03-17 | Greatbatch Ltd. | Circuit board mounted filtered feedthrough assembly having a composite conductive lead for an AIMD |
US10905888B2 (en) | 2018-03-22 | 2021-02-02 | Greatbatch Ltd. | Electrical connection for an AIMD EMI filter utilizing an anisotropic conductive layer |
US10912945B2 (en) | 2018-03-22 | 2021-02-09 | Greatbatch Ltd. | Hermetic terminal for an active implantable medical device having a feedthrough capacitor partially overhanging a ferrule for high effective capacitance area |
JP2021519183A (ja) * | 2018-03-29 | 2021-08-10 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. | デチューニングシステムを有する無線周波数(rf)アンテナ素子 |
US11198014B2 (en) | 2011-03-01 | 2021-12-14 | Greatbatch Ltd. | Hermetically sealed filtered feedthrough assembly having a capacitor with an oxide resistant electrical connection to an active implantable medical device housing |
Families Citing this family (55)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB9624399D0 (en) * | 1996-11-23 | 1997-01-08 | Marconi Gec Ltd | Device for use with nuclear magnetic resonance imaging apparatus |
EP1147430A1 (en) * | 1999-10-01 | 2001-10-24 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance imaging method |
DE19955346A1 (de) * | 1999-11-17 | 2001-09-20 | Hans Rudolf Schwind | Endoskop-Abbildungsverfahren und Endoskop-System |
DE19956595A1 (de) * | 1999-11-25 | 2001-05-31 | Philips Corp Intellectual Pty | MR-Verfahren zur Anregung der Kernmagnetisierung in einem begrenzten räumlichen Bereich |
WO2001075466A1 (en) * | 2000-03-30 | 2001-10-11 | Case Western Reserve University | Wireless detuning of a resonant circuit in an mr imaging system |
DE10113661A1 (de) * | 2001-03-21 | 2002-09-26 | Philips Corp Intellectual Pty | Katheter zur Anwendung in einem Magnetresonanz-Bildgerät |
US20040124838A1 (en) * | 2001-03-30 | 2004-07-01 | Duerk Jeffrey L | Wireless detuning of a resonant circuit in an mr imaging system |
US8509913B2 (en) | 2001-04-13 | 2013-08-13 | Greatbatch Ltd. | Switched diverter circuits for minimizing heating of an implanted lead and/or providing EMI protection in a high power electromagnetic field environment |
US8219208B2 (en) | 2001-04-13 | 2012-07-10 | Greatbatch Ltd. | Frequency selective passive component networks for active implantable medical devices utilizing an energy dissipating surface |
US8712544B2 (en) | 2001-04-13 | 2014-04-29 | Greatbatch Ltd. | Electromagnetic shield for a passive electronic component in an active medical device implantable lead |
DE10149955A1 (de) * | 2001-10-10 | 2003-04-24 | Philips Corp Intellectual Pty | MR-Anordnung zur Lokalisierung eines medizinischen Instrumentes |
WO2006067692A2 (en) * | 2004-12-22 | 2006-06-29 | Philips Intellectual Property & Standards Gmbh | Arrangement and method for determining the spatial distribution of magnetic particles |
DE10151779A1 (de) * | 2001-10-19 | 2003-05-08 | Philips Corp Intellectual Pty | Verfahren zum Lokalisieren eines Gegenstandes in einer MR-Apparatur sowie Katheter und MR-Apparatur zur Durchführung des Verfahrens |
DE10212841B4 (de) | 2002-03-22 | 2011-02-24 | Karl Storz Gmbh & Co. Kg | Medizinisches Instrument zur Behandlung von Gewebe mittels Hochfrequenzstrom sowie medizinisches System mit einem derartigen medizinischen Instrument |
US7725160B2 (en) * | 2002-08-12 | 2010-05-25 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Tunable MRI enhancing device |
US6892090B2 (en) * | 2002-08-19 | 2005-05-10 | Surgical Navigation Technologies, Inc. | Method and apparatus for virtual endoscopy |
CN1890577B (zh) * | 2003-12-08 | 2010-05-12 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 用于去调谐mr设备的谐振电路的电路装置 |
US7046005B2 (en) * | 2003-12-22 | 2006-05-16 | General Electric Company | Method and apparatus for driver circuits for use in magnetic systems |
US7876101B2 (en) * | 2004-03-08 | 2011-01-25 | New York University | Active radio frequency coil providing negative resistance for high field magnetic resonance imaging |
WO2005106518A1 (en) * | 2004-04-29 | 2005-11-10 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance imaging at several rf frequencies |
WO2005116676A1 (en) * | 2004-05-25 | 2005-12-08 | Hvidovre Hospital | Encoding and transmission of signals as rf signals for detection using an mr apparatus |
WO2006094354A1 (en) * | 2005-03-10 | 2006-09-14 | The University Of Queensland | Phased array coil for mri |
CN101151547B (zh) * | 2005-04-01 | 2011-02-16 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 磁共振系统中使用的介入设备 |
JP2008539903A (ja) * | 2005-05-06 | 2008-11-20 | リージェンツ オブ ザ ユニバーシティ オブ ミネソタ | 無線で結合された磁気共鳴コイル |
US20090256572A1 (en) * | 2008-04-14 | 2009-10-15 | Mcdowell Andrew F | Tuning Low-Inductance Coils at Low Frequencies |
US8339135B2 (en) | 2006-08-21 | 2012-12-25 | Stc.Unm | Biological detector and method |
EP2120705A1 (en) * | 2006-12-21 | 2009-11-25 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Wireless interventional device and a system for wireless energy transmission |
WO2008078294A1 (en) * | 2006-12-22 | 2008-07-03 | Philips Intellectual Property & Standards Gmbh | Transmission line for use in magnetic resonance system |
WO2008119054A1 (en) * | 2007-03-27 | 2008-10-02 | Abqmr, Inc. | System and method for detecting labeled entities using microcoil magnetic mri |
WO2008137721A2 (en) * | 2007-05-03 | 2008-11-13 | Abqmr, Inc. | Microcoil nmr detectors |
US8710836B2 (en) * | 2008-12-10 | 2014-04-29 | Nanomr, Inc. | NMR, instrumentation, and flow meter/controller continuously detecting MR signals, from continuously flowing sample material |
US8447414B2 (en) | 2008-12-17 | 2013-05-21 | Greatbatch Ltd. | Switched safety protection circuit for an AIMD system during exposure to high power electromagnetic fields |
WO2010122443A2 (en) * | 2009-04-20 | 2010-10-28 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | High magnetic field compatible interventional needle and integrated needle tracking system |
EP2440129A4 (en) | 2009-06-08 | 2015-06-03 | Mri Interventions Inc | MRI-CONTROLLED SURGICAL SYSTEMS WITH PRESET SCAN SURFACES |
EP2442718B1 (en) | 2009-06-16 | 2018-04-25 | MRI Interventions, Inc. | Mri-guided devices and mri-guided interventional systems that can track and generate dynamic visualizations of the devices in near real time |
US9476812B2 (en) | 2010-04-21 | 2016-10-25 | Dna Electronics, Inc. | Methods for isolating a target analyte from a heterogeneous sample |
US20110262989A1 (en) | 2010-04-21 | 2011-10-27 | Nanomr, Inc. | Isolating a target analyte from a body fluid |
US8841104B2 (en) | 2010-04-21 | 2014-09-23 | Nanomr, Inc. | Methods for isolating a target analyte from a heterogeneous sample |
US9428547B2 (en) | 2010-04-21 | 2016-08-30 | Dna Electronics, Inc. | Compositions for isolating a target analyte from a heterogeneous sample |
US10732244B2 (en) | 2012-03-26 | 2020-08-04 | Sirona Dental Systems Gmbh | Systems, methods, apparatuses, and computer-readable storage media for performing diagnostic examinations using MRI |
DE102012211147B4 (de) * | 2012-06-28 | 2017-08-31 | Siemens Healthcare Gmbh | Automatische Verstimmung nicht angeschlossener Sende-Empfangsspulen für MRI |
US9551704B2 (en) | 2012-12-19 | 2017-01-24 | Dna Electronics, Inc. | Target detection |
US10000557B2 (en) | 2012-12-19 | 2018-06-19 | Dnae Group Holdings Limited | Methods for raising antibodies |
US9599610B2 (en) | 2012-12-19 | 2017-03-21 | Dnae Group Holdings Limited | Target capture system |
US9434940B2 (en) | 2012-12-19 | 2016-09-06 | Dna Electronics, Inc. | Methods for universal target capture |
US9804069B2 (en) | 2012-12-19 | 2017-10-31 | Dnae Group Holdings Limited | Methods for degrading nucleic acid |
US9995742B2 (en) | 2012-12-19 | 2018-06-12 | Dnae Group Holdings Limited | Sample entry |
US9739860B2 (en) * | 2012-12-28 | 2017-08-22 | General Electric Company | Systems and methods for landmarking for subject imaging |
EP2967423B1 (en) * | 2013-03-15 | 2021-06-30 | Synaptive Medical Inc. | Insert imaging device for surgical procedures |
US10323980B2 (en) * | 2013-03-29 | 2019-06-18 | Rensselaer Polytechnic Institute | Tunable photocapacitive optical radiation sensor enabled radio transmitter and applications thereof |
JP6498431B2 (ja) | 2014-03-07 | 2019-04-10 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置及びrfコイル |
US11204399B2 (en) * | 2014-11-12 | 2021-12-21 | Sunnybrook Research Institute | System and method for device tracking via magnetic resonance imaging with light-modulated magnetic susceptibility markers |
GB201719104D0 (en) | 2017-11-17 | 2018-01-03 | Hofmeir Magnetics Ltd | Pulsed electromagnetic field therapy device |
EP4198544A1 (de) * | 2021-12-20 | 2023-06-21 | Siemens Healthcare GmbH | Instrument, magnetresonanztomograph und verfahren zum verfolgen des instruments |
FR3134709A1 (fr) * | 2022-04-22 | 2023-10-27 | Universite de Bordeaux | Dispositif de réception à antenne de réception intracardiaque pour l’imagerie ou la spectroscopie par résonance magnétique |
Family Cites Families (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5005592A (en) * | 1989-10-27 | 1991-04-09 | Becton Dickinson And Company | Method and apparatus for tracking catheters |
DE4119674A1 (de) * | 1991-06-14 | 1992-12-17 | Spectrospin Ag | Stellantrieb |
US5318025A (en) * | 1992-04-01 | 1994-06-07 | General Electric Company | Tracking system to monitor the position and orientation of a device using multiplexed magnetic resonance detection |
US5353795A (en) * | 1992-12-10 | 1994-10-11 | General Electric Company | Tracking system to monitor the position of a device using multiplexed magnetic resonance detection |
DE19507617A1 (de) * | 1995-03-04 | 1996-09-05 | Philips Patentverwaltung | MR-Verfahren und MR-Gerät zur Durchführung des Verfahrens |
GB9521009D0 (en) * | 1995-10-13 | 1995-12-13 | Marconi Gec Ltd | Magnetic resonance methods and apparatus` |
-
1997
- 1997-12-16 DE DE19755782A patent/DE19755782A1/de not_active Withdrawn
-
1998
- 1998-12-08 DE DE59810995T patent/DE59810995D1/de not_active Expired - Fee Related
- 1998-12-08 EP EP98204162A patent/EP0930509B1/de not_active Expired - Lifetime
- 1998-12-16 US US09/212,624 patent/US6236205B1/en not_active Expired - Fee Related
- 1998-12-16 JP JP10357342A patent/JPH11239572A/ja not_active Withdrawn
Cited By (55)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US9301705B2 (en) | 1998-11-04 | 2016-04-05 | Johns Hopkins University School Of Medicine | System and method for magnetic-resonance-guided electrophysiologic and ablation procedures |
US9061139B2 (en) | 1998-11-04 | 2015-06-23 | Greatbatch Ltd. | Implantable lead with a band stop filter having a capacitor in parallel with an inductor embedded in a dielectric body |
US8855785B1 (en) | 2001-04-13 | 2014-10-07 | Greatbatch Ltd. | Circuits for minimizing heating of an implanted lead and/or providing EMI protection in a high power electromagnetic field environment |
US9242090B2 (en) | 2001-04-13 | 2016-01-26 | MRI Interventions Inc. | MRI compatible medical leads |
US7363090B2 (en) | 2001-04-13 | 2008-04-22 | Greatbatch Ltd. | Band stop filter employing a capacitor and an inductor tank circuit to enhance MRI compatibility of active implantable medical devices |
US8989870B2 (en) | 2001-04-13 | 2015-03-24 | Greatbatch Ltd. | Tuned energy balanced system for minimizing heating and/or to provide EMI protection of implanted leads in a high power electromagnetic field environment |
US7787958B2 (en) | 2001-04-13 | 2010-08-31 | Greatbatch Ltd. | RFID detection and identification system for implantable medical lead systems |
US7853325B2 (en) | 2001-04-13 | 2010-12-14 | Greatbatch Ltd. | Cylindrical bandstop filters for medical lead systems |
US9248283B2 (en) | 2001-04-13 | 2016-02-02 | Greatbatch Ltd. | Band stop filter comprising an inductive component disposed in a lead wire in series with an electrode |
US9295828B2 (en) | 2001-04-13 | 2016-03-29 | Greatbatch Ltd. | Self-resonant inductor wound portion of an implantable lead for enhanced MRI compatibility of active implantable medical devices |
US8244370B2 (en) | 2001-04-13 | 2012-08-14 | Greatbatch Ltd. | Band stop filter employing a capacitor and an inductor tank circuit to enhance MRI compatibility of active medical devices |
US8977355B2 (en) | 2001-04-13 | 2015-03-10 | Greatbatch Ltd. | EMI filter employing a capacitor and an inductor tank circuit having optimum component values |
US7899551B2 (en) | 2001-04-13 | 2011-03-01 | Greatbatch Ltd. | Medical lead system utilizing electromagnetic bandstop filters |
USRE44736E1 (en) | 2002-05-29 | 2014-01-28 | MRI Interventions, Inc. | Magnetic resonance probes |
USRE42856E1 (en) | 2002-05-29 | 2011-10-18 | MRI Interventions, Inc. | Magnetic resonance probes |
JP2006516441A (ja) * | 2003-02-05 | 2006-07-06 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 侵襲的装置のmr視覚化 |
JP2007504879A (ja) * | 2003-09-09 | 2007-03-08 | コニンクリユケ フィリップス エレクトロニクス エヌ.ブイ. | 磁気共鳴イメージングによりモニタされるインターベンショナル処置用のカテーテル先端部のトラッキング |
JP4838131B2 (ja) * | 2003-09-09 | 2011-12-14 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 磁気共鳴イメージングによりモニタされるインターベンショナル処置用のカテーテル先端部のトラッキング |
JP4846582B2 (ja) * | 2003-09-12 | 2011-12-28 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | マイクロコイルを備える医療機器の位置を突きとめるための方法 |
JP2007504880A (ja) * | 2003-09-12 | 2007-03-08 | コニンクリユケ フィリップス エレクトロニクス エヌ.ブイ. | マイクロコイルを備える医療機器の位置を突きとめるための方法 |
JP2007532259A (ja) * | 2004-04-15 | 2007-11-15 | ボストン サイエンティフィック リミテッド | 医療用装置およびその付近の生体組織の磁気共鳴画像生成方法 |
US8200328B2 (en) | 2005-11-11 | 2012-06-12 | Greatbatch Ltd. | Tank filters placed in series with the lead wires or circuits of active medical devices to enhance MRI compatibility |
US8463375B2 (en) | 2005-11-11 | 2013-06-11 | Greatbatch Ltd. | Tank filters placed in series with the lead wires or circuits of active medical devices to enhance MRI compatability |
US7945322B2 (en) | 2005-11-11 | 2011-05-17 | Greatbatch Ltd. | Tank filters placed in series with the lead wires or circuits of active medical devices to enhance MRI compatibility |
US8224462B2 (en) | 2005-11-11 | 2012-07-17 | Greatbatch Ltd. | Medical lead system utilizing electromagnetic bandstop filters |
US9042999B2 (en) | 2006-06-08 | 2015-05-26 | Greatbatch Ltd. | Low loss band pass filter for RF distance telemetry pin antennas of active implantable medical devices |
US8903505B2 (en) | 2006-06-08 | 2014-12-02 | Greatbatch Ltd. | Implantable lead bandstop filter employing an inductive coil with parasitic capacitance to enhance MRI compatibility of active medical devices |
US8897887B2 (en) | 2006-06-08 | 2014-11-25 | Greatbatch Ltd. | Band stop filter employing a capacitor and an inductor tank circuit to enhance MRI compatibility of active medical devices |
US9119968B2 (en) | 2006-06-08 | 2015-09-01 | Greatbatch Ltd. | Band stop filter employing a capacitor and an inductor tank circuit to enhance MRI compatibility of active medical devices |
US9008799B2 (en) | 2006-06-08 | 2015-04-14 | Greatbatch Ltd. | EMI filter employing a self-resonant inductor bandstop filter having optimum inductance and capacitance values |
US8649857B2 (en) | 2006-06-08 | 2014-02-11 | Greatbatch Ltd. | Tank filters placed in series with the lead wires or circuits of active medical devices to enhance MRI compatibility |
US8577453B1 (en) | 2006-06-08 | 2013-11-05 | Greatbatch Ltd. | Header embedded filter for implantable medical device |
US8301243B2 (en) | 2006-06-08 | 2012-10-30 | Greatbatch Ltd. | Method of tuning bandstop filters for implantable medical leads |
US7702387B2 (en) | 2006-06-08 | 2010-04-20 | Greatbatch Ltd. | Tank filters adaptable for placement with a guide wire, in series with the lead wires or circuits of active medical devices to enhance MRI compatibility |
US8108042B1 (en) | 2006-11-09 | 2012-01-31 | Greatbatch Ltd. | Capacitor and inductor elements physically disposed in series whose lumped parameters are electrically connected in parallel to form a bandstop filter |
US9031670B2 (en) | 2006-11-09 | 2015-05-12 | Greatbatch Ltd. | Electromagnetic shield for a passive electronic component in an active medical device implantable lead |
US8175700B2 (en) | 2006-11-09 | 2012-05-08 | Greatbatch Ltd. | Capacitor and inductor elements physically disposed in series whose lumped parameters are electrically connected in parallel to form a bandstop filter |
US9468750B2 (en) | 2006-11-09 | 2016-10-18 | Greatbatch Ltd. | Multilayer planar spiral inductor filter for medical therapeutic or diagnostic applications |
US9108066B2 (en) | 2008-03-20 | 2015-08-18 | Greatbatch Ltd. | Low impedance oxide resistant grounded capacitor for an AIMD |
US10080889B2 (en) | 2009-03-19 | 2018-09-25 | Greatbatch Ltd. | Low inductance and low resistance hermetically sealed filtered feedthrough for an AIMD |
US11198014B2 (en) | 2011-03-01 | 2021-12-14 | Greatbatch Ltd. | Hermetically sealed filtered feedthrough assembly having a capacitor with an oxide resistant electrical connection to an active implantable medical device housing |
US11071858B2 (en) | 2011-03-01 | 2021-07-27 | Greatbatch Ltd. | Hermetically sealed filtered feedthrough having platinum sealed directly to the insulator in a via hole |
US10596369B2 (en) | 2011-03-01 | 2020-03-24 | Greatbatch Ltd. | Low equivalent series resistance RF filter for an active implantable medical device |
US10561837B2 (en) | 2011-03-01 | 2020-02-18 | Greatbatch Ltd. | Low equivalent series resistance RF filter for an active implantable medical device utilizing a ceramic reinforced metal composite filled via |
JP2014008412A (ja) * | 2012-07-02 | 2014-01-20 | Biosense Webster (Israel) Ltd | 合成開口mriセンサを有するカテーテル |
USRE46699E1 (en) | 2013-01-16 | 2018-02-06 | Greatbatch Ltd. | Low impedance oxide resistant grounded capacitor for an AIMD |
US9427596B2 (en) | 2013-01-16 | 2016-08-30 | Greatbatch Ltd. | Low impedance oxide resistant grounded capacitor for an AIMD |
US10350421B2 (en) | 2013-06-30 | 2019-07-16 | Greatbatch Ltd. | Metallurgically bonded gold pocket pad for grounding an EMI filter to a hermetic terminal for an active implantable medical device |
US9931514B2 (en) | 2013-06-30 | 2018-04-03 | Greatbatch Ltd. | Low impedance oxide resistant grounded capacitor for an AIMD |
US10589107B2 (en) | 2016-11-08 | 2020-03-17 | Greatbatch Ltd. | Circuit board mounted filtered feedthrough assembly having a composite conductive lead for an AIMD |
US10559409B2 (en) | 2017-01-06 | 2020-02-11 | Greatbatch Ltd. | Process for manufacturing a leadless feedthrough for an active implantable medical device |
US10912945B2 (en) | 2018-03-22 | 2021-02-09 | Greatbatch Ltd. | Hermetic terminal for an active implantable medical device having a feedthrough capacitor partially overhanging a ferrule for high effective capacitance area |
US10905888B2 (en) | 2018-03-22 | 2021-02-02 | Greatbatch Ltd. | Electrical connection for an AIMD EMI filter utilizing an anisotropic conductive layer |
US11712571B2 (en) | 2018-03-22 | 2023-08-01 | Greatbatch Ltd. | Electrical connection for a hermetic terminal for an active implantable medical device utilizing a ferrule pocket |
JP2021519183A (ja) * | 2018-03-29 | 2021-08-10 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. | デチューニングシステムを有する無線周波数(rf)アンテナ素子 |
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