Die Erfindung betrifft ein NMR-Bildgebungsverfahren zur
Darstellung, Positionsbestimmung oder funktionellen Kontrol
le einer in ein Untersuchungsobjekt eingeführten Vorrich
tung nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1, eine Vorrichtung
zur Verwendung in einem derartigen Verfahren und ein NMR-Bi
ldgebungssystem zur Durchführung des Verfahrens.
Hintergrund der Erfindung
NMR-Bildgebungsverfahren sind seit längerem bekannt. Sie
beruhen auf der Resonanz-Wechselwirkung zwischen einem
hochfrequenten elektromagnetischen Wechselfeld und bestimm
ten Atomkernen eines zu untersuchenden Objektes, insbesonde
re eines menschlichen oder tierischen Körpers, das in einem
starken äußeren Magnetfeld angeordnet ist. Die Atomkerne
präzedieren im Magnetfeld (B0) mit der sogenannten Lamorfre
quenz, die proportional zur Stärke des Magnetfeldes ist.
Bei Einstrahlen eines elektromagnetischen Wechselfelds,
dessen magnetische Wechselkomponente (B1) senkrecht zur
Richtung des starken Magnetfelds (B0) ist, werden die Spins
der Atomkerne zum Umklappen gebracht und können damit zusam
menhängende Relaxationszeiten gemessen werden.
Für die Beschreibung in einem wissenschaftlichen Modell
wird die Magnetisierung der einzelnen Spins zu einer Gesamt
magnetisierung zusammengefaßt. Diese Gesamtmagnetisierung
ist in ihrer Gleichgewichtslage parallel zum äußeren Magnet
feld und wird Gleichgewichtsmagnetisierung genannt. Durch
einen mit der Lamorfrequenz (Resonanzfrequenz) eingestrahl
ten HF-Impuls kann die Magnetisierung um einen Winkel in
Bezug auf die Magnetfeldrichtung ausgelenkt werden. Der
Winkel ist proportional zur Dauer des eingestrahlten
HF-Impulses und zur Magnetfeldstärke (B1) des HF-Impulses.
Nach einer Anregung um den Winkel präzediert die Gesamtma
gnetisierung um die Richtung des Magnetfeldes. Die präzedie
rende Magnetisierung kann mit einer Spule, die senkrecht
zur Richtung des Magnetfeldes orientiert ist, als ein Span
nungssignal aufgezeichnet werden. Die Stärke des Spannungs
signals ist proportional zu sin(), proportional zur Dichte
der Spins im signalgebenden Volumen und umgekehrt proportio
nal zur Temperatur.
Die maximale Signalantwort eines gegebenen Volumens wird
daher nach einer 90° Anregung erreicht. Die aufgezeichnete
Signalamplitude nimmt exponentiell mit der Relaxationszeit
T2 ab, da die einzelnen Spins auf Grund von fluktuierenden
Magnetfeldern ihre Phasenbeziehung verlieren. Gleichzeitig
nimmt die Gesamtmagnetisierung in Richtung des Magnetfeldes
wieder exponentiell mit der Relaxationszeit T1 auf die
Gleichgewichtsmagnetisierung hin zu. Mit Hilfe von zu
richtigen Zeitpunkten geschalteten magnetischen Gradienten
feldern ist es möglich, unterschiedliche Kombinationen aus
der Spindichte und den beiden Relaxationszeiten ortsaufge
löst in einem grauwertkodierten Bild darzustellen.
Weiter ist es bekannt, mit Hilfe eines Schwingkreises lokal
eine Verstärkung der Anregung von Kernspins herbeizuführen.
Hierzu sind sogenannte "Fiducial Markers" bekannt, die
spezielle, mit signalintensiven Flüssigkeiten gefüllte
Kompartments aufweisen, die von einem Schwingkreis umgeben
sind (Burl et al.: "Tuned Fiducial Markers to Identify Body
Locations with Minimal Perturbation of Tissue Magnetizati
on", in: Journal of Magnetic Resonance in Medicine 1996,
491-493). Der Schwingkreis besitzt dabei die Resonanzfre
quenz des NMR-Systems.
Wird ein solcher Fiducial Marker in das bildgebende Volumen
eines Kernspintomographen eingebracht, so wird im Falle der
Einstrahlung von elektromagnetischer Strahlung mit der Reso
nanzfrequenz der Schwingkreis angeregt. Dies führt zu einer
Verstärkung des magnetischen Wechselfeldes innerhalb der
Induktivität des Schwingkreises. Die erhöhte magnetische
Wechselfeldkomponente vergrößert den Drehwinkel der
Protonen innerhalb der Induktivität. Bei einem kleinen
Anregungswinkel (< 90°) der Protonen durch das Kernspinsy
stem erfahren die Protonen innerhalb der Induktivität einen
vergrößerten Anregungswinkel. Im Idealfall werden Protonen
im bildgebenden Volumen mit einem kleinen Winkel von
1°-10° angeregt, wogegen die Protonen innerhalb der Induk
tivität mit 90° angeregt werden. Selbst bei identischen Re
laxationszeiten und bei einer identischen Spindichte ist
das Signal des vom Schwingkreis umgebenen Kompartments
deutlich intensiver als das Signal der anderen Bildanteile.
Da diese Signalanhebung lokalisiert ist, kann sie zur Posi
tionsbestimmung verwandt werden.
Nachteilig verwenden "Fiducial Markers" gesonderte signalge
bende Volumina, die zur Sichtbarkeit im NMR-Bild eine Größe
von zumindest einigen Kubikmillimetern aufweisen und im Un
tersuchungsobjekt extra plaziert oder in die Systeme inte
griert werden müssen, die im Untersuchungsobjekt plaziert
werden. Dies ist häufig nicht möglich.
Mit Einführung offener Magnete und neuer Techniken bei
geschlossenen NMR-Systemen ist es inzwischen möglich, inter
ventionelle und minimalinvasive Techniken wie Punktion, Ka
theterisierung und operative Verfahren wie Implantation und
endoskopische Chirurgie unter NMR-tomographischer Kontrolle
durchzuführen. Dabei muß für eine artefaktfreie Darstellung
der gesamte Bildinhalt frei von ferromagnetischen oder para
magnetischen Verunreinigungen sein.
Bei den für interventionelle und minimalinvasive Techniken
verwendeten Geräten ergeben sich dabei insofern Probleme,
als sie meist aus einem ferromagnetischen oder paramagneti
schen Material bestehen und/oder derart klein sind, daß sie
in der Größenordnung der Pixelgröße (ca. 1 mm) der NMR-Bil
der liegen. Insbesondere Gefäßimplantate wie Stents aus
Metall oder Kunststoffen sind wegen ihrer feinen Struktur
im NMR-Bild nicht sichtbar und höchstens durch Artefakte
lokalisierbar. Sofern im NMR-Bild nicht sichtbare Stoffe
verwendet werden, sind diese nur als "Schatten" erkennbar.
Diese Nachteile führen dazu, daß eine NMR-Überwachung
häufig nur unbefriedigend ist und statt dessen eine röntgeno
logisches Verfahren zur Bilddarstellung verwendet wird, mit
den bekannten Nachteilen derartiger Verfahren.
Aus der DE 195 10 194 A1 ist eine aktiv-invasives Magnetre
sonanzsystem zur Erzeugung selektiver NMR-Angiogramme
bekannt, bei dem ein Invasiv-Gerät mit einer HF-Spule
versehen ist, mit deren Hilfe lokal die Kernspin-Magnetisie
rung des in dem Gefäß fließenden Blutes verändert wird. Mit
speziellen NMR-Bildimpulssequenzen wird selektiv nur das
Blut erfaßt und dargestellt, das eine veränderte Kernsp
in-Magnetisierung aufweist.
Die US-PS 5,445,151 beschreibt ein Verfahren zur Flußmes
sung strömender Flüssigkeiten, insbesondere von Blut, bei
dem an einem Invasiv-Gerät mindestens zwei HF-Spulen verge
sehen sind, wobei eine von der einen HF-Spule erzeugte
lokale Veränderung der Kernspin-Magnetisierung an der
anderen HF-Spule erfaßt und die Verzögerungszeit zur Bestim
mung der Flußgeschwindigkeit ausgewertet wird.
Die beiden vorgenannten Druckschriften betreffen nicht die
Darstellung in einen Körper eingebrachter medizinischer Vor
richtungen. Des weiteren haben sie den Nachteil, daß sie
aktive Systeme darstellen, bei denen die eingeführten
Geräte ständig über Kabelverbindungen mit extrakorporalen
Komponenten in Verbindung stehen.
Aufgabe der Erfindung
Der Erfindung liegt die Aufgabe zu Grunde, ein NMR-Bildge
bungsverfahren zur Darstellung, Positionsbestimmung oder
funktionellen Kontrolle einer in ein Untersuchungsobjekt
eingeführten Vorrichtung, eine Vorrichtung zur Verwendung
in einem derartigen Verfahren und ein NMR-Bildgebungssystem
zur Durchführung des Verfahrens zur Verfügung zu stellen,
die eine deutliche, präzise und vorwählbare und im wesentli
chen artefaktfreie Darstellung der Vorrichtung im NMR-Bild
ermöglichen.
Zusammenfassung der Erfindung
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein NMR-Bildge
bungsverfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1, eine
Vorrichtung mit den Merkmalen des Anspruchs 12 und ein
NMR-Bildgebungssystem mit den Merkmalen des Anspruch 34
gelöst. Vorteilhafte und bevorzugte Ausgestaltungen der
Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.
Die erfindungsgemäße Lösung sieht vor, in die in das Unter
suchungsobjekt einzuführende Vorrichtung einen Schwingkreis
zu integrieren, der in einem lokal begrenzten Bereich
innerhalb und/oder außerhalb der Vorrichtung eine Verstär
kung der Anregung der Kernspins bewirkt, so daß ein ver
stärktes Signal erfaßt und dargestellt wird. Die Resonanz
frequenz des Schwingkreises ist dabei im wesentlichen
gleich der Resonanzfrequenz der eingestrahlten hochfrequen
ten Strahlung des NMR-Bildgebungssystems. Über den im
NMR-Bild entsprechend hervorgehobenen Bereich ist dann die
Position der Vorrichtung deutlich feststellbar, da dieser
Bereich unmittelbar von innen oder außen an die Vorrichtung
angrenzt. Da eine eine Verstärkung der Anregung der Kern
spins des zu untersuchenden Objekts selbst erfolgt, treten
dabei keinerlei Artefakte auf.
Die erfindungsgemäße Lösung beruht auf der überraschenden
Erkenntnis, daß geeignete Schwingkreise an der fraglichen
Vorrichtung selbst ausgebildet oder angeordnet werden
können. Die Erfindung sieht dabei bevorzugt vor, daß die
den Schwingkreis bildende Induktivität und Kapazität durch
das Material der Vorrichtung selbst ausgebildet werden,
wodurch ein zusätzlicher synergistischer Effekt entsteht.
Es liegt jedoch ebenfalls im Rahmen der Erfindung, Induktiv
ität und Kapazität als gesonderte Bauteile an der Vorrich
tung anzuordnen.
Der auf die Resonanzfrequenz abgestimmte Schwingreis er
fährt bei Einstrahlung geeigneter hochfrequenter Strahlung
eine Anregung, die zu einer lokalen Verstärkung des wech
selnden magnetischen Feldes führt, daß in oder in der Nähe
der Induktivität ausgebildet wird. Von den Feldlinien des
induzierten Magnetfeldes erfaßte Protonen erfahren dabei
eine verstärkte Anregung, die zu einem verstärkten Umkippen
der Kernspins führt. Entsprechend verstärkt kann die von
einer Empfangsspule erfaßte und zur Bilddarstellung ausge
wertete Signalantwort sein.
In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist der
lokal begrenzte Bereich, in dem eine Verstärkung der Anre
gung der Kernspins erfolgt, in einem innerhalb der Vorrich
tung ausgebildeten Gebiet oder Kompartment angeordnet, das
von der Induktivität umgeben ist. Es wird also ein im
Inneren der Induktivität bzw. Spule angeordnetes Volumen
des Untersuchungsobjektes verstärkt dargestellt. Hierzu ist
insbesondere vorgesehen, daß die Vorrichtung länglich
ausgebildet ist und die Spulenachse der Induktivität im
wesentlichen parallel zur Längsachse der Vorrichtung ver
läuft, wobei die Induktivität in oder auf der Wandung der
Vorrichtung ausgebildet ist.
In einer alternativen Variante der Erfindung liegt der
lokal begrenzte Bereich, in dem eine Verstärkung der Anre
gung der Kernspins erfolgt, außerhalb der Vorrichtung und
grenzt an diese an, wobei die Spulenachse mit Vorteil im
wesentlichen senkrecht zur Längsachse der Vorrichtung
verläuft, so daß bei Einstrahlung hochfrequenter Strahlung
eine Verstärkung des magnetischen Flusses in dem betrachte
ten angrenzenden Bereich erfolgt. Diese Variante nutzt also
das umgebende Medium zur Signalverstärkung. Es sind jedoch
auch Kombinationen, etwa mit innerhalb der Vorrichtung
liegenden Kompartments, der vorerwähnten beiden Varianten
möglich.
Mit Vorteil ist vorgesehen, daß zur resonanten Abstimmung
des Schwingkreises die Induktivität und/oder die Kapazität
eingestellt werden können. Dies ist für die Fälle erforder
lich, bei denen nach Einbringen in das Untersuchungsobjekt
und einer möglichen Aufweitung der Vorrichtung oder von
Teilen der Vorrichtung sich das Produkt von Induktivität
und Kapazität und somit die Resonanzfrequenz des Schwing
kreises ändern.
In einer Weiterbildung der Erfindung ist vorgesehen, daß
die Induktivität der Vorrichtung wahlweise auch als Emp
fangsspule zur Erfassung von NMR-Antwortsignalen verwendet
wird, wobei die Induktivität über eine Kabelverbindung mit
extrakorporalen Funktionskomponenten verbunden ist. Hier
durch wird ermöglicht, die Induktivität nach den hierzu
bereits entwickelten bekannten Verfahren ergänzend aktiv
zur Bildgebung zu verwenden.
Für das NMR-Bildgebungssystem kann jedes System verwendet
werden. Bevorzugt wird ein offener Magnet oder ein sehr
kurzer geschlossener Magnet verwendet, so daß am Untersu
chungsobjekt ohne Behinderungen interventionelle Techniken
wie Punktion und Katheterisierung, operative Verfahren wie
endoskopische Chirurgie durchgeführt und Gefäßimplantate
wie Stents appliziert werden können.
Eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung betrifft
einen Stent, der einen Schwingkreis aufweist oder ausbil
det. Dabei ist das Gitternetz des Stents oder Teile des
Gitternetzes bevorzugt derart ausgeführt, das es eine
Induktivität ausbildet. Das Gitternetz liegt dabei etwa in
Form einer Helix, einer Doppel- oder Mehrfachhelix oder als
Metallgeflecht vor. Die Kapazität des Stents ist zumindest
teilweise ebenfalls aus dem Stent-Material gebildet, insbe
sondere durch parallele Drähte der Induktivität. Alternativ
ist vorgesehen, die Kapazität des Stents durch einen geson
dert vorgesehenen Kondensator zu bilden, der mit dem Stent
körper verbunden ist.
Mit Vorteil ist die erfindungsgemäße Vorrichtung derart aus
gebildet ist, daß bei einer Veränderung der Geometrie der
der Vorrichtung durch die Applikation, etwa bei einer
Aufweitung eines Stents, das Produkt aus Induktivität und
Kapazität des Schwingkreises im wesentlichen konstant
bleibt, insbesondere eine Erhöhung des Induktivität mit
einer Verringerung der Kapazität oder umgekehrt einhergeht.
Hierdurch wird gewährleistet, daß die Resonanzfrequenz im
wesentlichen unverändert bleibt.
In einer bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung ist minde
stens ein Schwingkreis im Bereich der Spitze der Vorrich
tung angeordnet, damit eine genaue Spitzenverfolgung wäh
rend des Eingriffs möglich ist.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung ist bevorzugt ein Implan
tat oder eine Vorrichtung zur Implantation, etwa ein Stent,
ein Vena Cava Filter, eine Gefäßprothese, eine Herzklappe,
ein Teil einer Herzklappe oder ein Teil eines künstlichen
Organs, oder ein diagnostisches Hilfsmittel wie ein Kathe
ter, ein Endoskop oder ein Instrument für die minimalinvasi
ve Chirurgie, wie Nadeln, Scheren, Pinzetten usw.
Beschreibung mehrerer Ausführungsbeispiele
Die Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die
Figuren der Zeichnung an mehreren Ausführungsbeispielen
näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 schematisch einen erfindungsgemäßen Stent,
der einen Schwingkreis mit einer Induktivi
tät und einer Kapazität ausbildet;
Fig. 2a-2d verschiedene elektrische Schaltbilder einer
erfindungsgemäßen Vorrichtung;
Fig. 3 schematisch einen erfindungsgemäßen, in Form
einer Helix ausgebildeten Stent;
Fig. 4 einen erfindungsgemäßen, in Form einer Helix
ausgebildeten Stent, der eine zweite, senk
recht zur ersten Induktivität ausgebildete
Induktivität aufweist;
Fig. 5 ein medizinisches Instrument mit an den
Seiten des Instruments aufgebrachten Schwing
kreisen;
Fig. 6 eine perspektivische Darstellung einer alter
nativen Ausführungsform des medizinischen
Instruments der Fig. 5;
Fig. 7a, b zwei Ausführungsbeispiele eines erfindungsge
mäß ausgebildeten Kathethers bzw. Führungs
drahts;
Fig. 8a, b zwei Ausführungsbeispiele eines erfindungsge
mäß ausgebildeten Ballonkathethers;
Fig. 9a, b zwei Ausführungsbeispiele eines erfindungsge
mäß ausgebildeten Dentalimplantats;
Fig. 10a, b zwei Ausführungsbeispiele eines erfindungsge
mäß ausgebildeten Gelenkimplantats;
Fig. 11a, b zwei Ausführungsbeispiele eines erfindungsge
mäß ausgebildeten Vena Cava Filters und
Fig. 12a, b zwei Ausführungsbeispiele einer erfindungsge
mäß ausgebildeten Herzklappe.
Fig. 1 zeigt schematisch als erfindungsgemäßes Implantat
einen Stent 1, der beispielsweise aus Metall wie Platin
oder einer Nickel-Titan-Legierung besteht. Das übliche Ein
satzgebiet von Stents liegt im Bereich von arteriellen Ge
fäßverengungen, peripheren Gefäßstenosen und insbesondere
bei der koronaren Herzerkrankung. Der Stent führt dabei zu
einer mechanischen Versiegelung der betroffenen Region, hin
terläßt eine glatte Fläche mit verbesserter Blutströmung,
vergrößert das Gefäßvolumen und vermindert den Wiederver
schluß, der nach einer konventionellen Ballondilatation
häufiger auftritt.
Stents bestehen üblicherweise aus Metallgeflechten, fortlau
fenden Metalldrähten oder einer Art Geflechtschlauch, oder
werden aus Metallrohren unter Verwendung von Laser- oder
Funkenerosionstechniken hergestellt. Zur Applikation wird
ein Stent beispielsweise auf einen Katheder aufgelegt,
mittels des Katheters am Ort der Applikation plaziert und
dann entfaltet, wobei sich der Durchmesser des Stents
vergrößert und sich dieser gegen die Gefäßwand drückt. Zum
Entfalten oder Aufweiten des Stents sind selbstexpandieren
de oder mittels einer Ballontechnik expandierende Stents
bekannt.
Die bekannten Stents sind aufgrund ihrer feinen Struktur in
einem NMR-Bild nicht darstellbar, sondern höchstens durch
Artefakte lokalisierbar, so daß eine genaue Plazierung und
Überwachung der Plazierung im zeitlichen Verlauf sowie
eine funktionelle Kontrolle nach der Plazierung bei Verwen
dung der Kernspintomographie als bildgebendem Verfahren
nicht gewährleistet sind.
Für eine verbesserte Darstellung des Stents weist der erfin
dungsgemäße Stent 1 gemäß Fig. 1 eine Induktivität 2 und
eine Kapazität 3 auf. Die Induktivität des Stents 1 wird
dabei durch das Metallgeflecht 2 gebildet. Hierzu ist
vorgesehen, daß die einzelnen Komponenten des Metallge
flechts 2 zueinander isoliert sind. Eine Isolierung der
einzelnen Komponenten des Drahtgeflechts kann beispielswei
se bereits während des Herstellungsverfahrens erfolgen,
wobei zwischen den einzelnen Phasen der Herstellung des
Stents aus einem Metallrohr jeweils eine Isolierschicht auf
bereits ausgebildete Geflecht aufgetragen wird.
Die Induktivität 2 ist mit einer Kapazität 3 elektrisch ver
bunden, wobei Induktivität 2 und Kapazität 3 einen Schwing
kreis bilden. Der Kondensator 3 ist in Fig. 1 als Platten
kondensator mit zwei Platten 31, 32 ausgebildet. Es kann
jedoch auch ein beliebig anderer Kondensator verwendet
werden. Dabei liegt es auch im Rahmen der Erfindung, daß
der Kondensator 3 kein eigenes Bauelement darstellt, son
dern ebenso wie die Induktivität 2 aus dem Material des
Stents 1 besteht, beispielsweise durch parallele Drähte des
Drahtgeflechts gebildet wird. Es sei angemerkt, daß die
elektrische Verbindung zwischen der Kondensatorplatte 32
und der Induktivität 2 in Fig. 1 für eine bessere Über
sichtlichkeit der Darstellung nicht dargestellt ist.
In Fig. 2a ist das elektrische Schaltbild des im Stent 1
ausgebildeten Schwingkreises 4, bestehend aus Induktivität
2 und Kapazität 3, dargestellt. Optional ist gemäß Fig. 2b
zusätzlich ein Schalter 10 vorgesehen, der mechanisch, etwa
durch einen zur Applikation dienenden Katheder, elektrisch
oder magnetisch aktivierbar bzw. deaktivierbar ist.
Der Schwingkreis 4 kann auf vielfältigste Weise ausgebildet
sein. Gemäß Fig. 2c kann er mehrere parallel geschaltete
Induktivitäten 2a bis 2n und gemäß Fig. 2d mehrere parallel
geschaltete Kapazitäten 3a bis 3n aufweisen. Des weiteren
können mehrere Induktivitäten und/oder Kapazitäten seriell
geschaltet sein. Auch kann vorgesehen sein, an einer Vor
richtung mehrere Schwingkreise auszubilden, die jeweils
einen Schalter und seriell und/oder parallel geschaltete
Induktivitäten und/oder Kapazitäten aufweisen können.
Der Schwingkreis 4 weist eine Resonanzfrequenz auf, die der
Resonanzfrequenz der eingestrahlten hochfrequenten Strah
lung des NMR-Bildungsgebungssystems entspricht, in dem der
menschliche Körper, in den der Stent appliziert wird,
angeordnet ist.
Bei dem erfindungsgemäßen Stent 1 wird der Schwingkreis 4
durch die eingestrahlten hochfrequenten Pulse des NMR-Sy
stems angeregt, da seine Resonanzfrequenz der Frequenz der
eingestrahlten HF-Pulse entspricht. Dies führt zu einer Ver
stärkung des Magnetfeldes in der Induktivität des Schwing
kreises oder in der Nähe der Induktivität, was wiederum zu
einer verstärkten Anregung der Protonen im entsprechenden
Bereich führen kann. Bei einer Anregung der Kerne außerhalb
der Induktivität um einen Winkel, der kleiner als 90° ist,
können Kerne innerhalb der Induktivität eine Anregung von
90° erfahren und so mit maximaler Amplitude antworten. Die
im Bereich der Induktivität angeordneten Protonen bzw.
Kerne erfahren somit eine stärkere Anregung, als außerhalb
der Induktivität angeordneten Protonen.
Die Verstärkung des Drehwinkels innerhalb der Induktivität
kann gegenüber den Protonen außerhalb der Induktivität
einen Faktor von bis zu 45 betragen. Es ist daher möglich,
die Protonen im Inneren der Induktivität um einen Winkel
von 90° auszulenken (maximale Signalantwort), während die
Protonen außerhalb der Induktivität bzw. außerhalb des
durch den Schwingkreis erzeugten magnetischen Feldes ledig
lich eine Kleinwinkelanregung von ca. 2° bis 10° erfahren.
Dies führt dazu, daß der innere Bereich des Stents in einem
NMR-Bild wesentlich heller dargestellt wird als die restli
che Umgebung. Es kann daher die Lokalisation des Stents im
menschlichen Körper genau bestimmt werden.
In einer Weiterbildung der Erfindung ist es möglich, auch
die Geschwindigkeit des die Vorrichtung durchfließenden
Blutes zu bestimmen. Hierzu werden an sich bekannte Sequenz
techniken verwendet. Beispielsweise werden im Bereich des
blutzuführenden Gewebes vor der Vorrichtung Sättigungsimpul
se vorgenommen, wobei eine Variation entweder des Ortes der
Sättigungsimpulse oder des Zeitabstandes zwischen Sätti
gungspuls und Kleinwinkelanregung die Berechnung der Flußge
schwindigkeit und damit funktionelle Aussagen über den
Status des Gefäßes ermöglichen. Beliebige bekannte Methoden
der Flußbestimmung sind in Verbindung mit der erfindungsge
mäßen Vorrichtung einsetzbar.
Bei der Plazierung der Vorrichtung im Gewebe ist darauf zu
achten, daß die Spulenachse des Schwingkreises 4 nicht par
allel zur Feldrichtung des Magnetfeldes steht. Die größte
Wirkung wird dabei naturgemäß dann erzielt, wenn die Spu
lenachse senkrecht zur Feldrichtung des Magneten steht.
Zur Abstimmung der Resonanzfrequenz des Schwingkreises 4
auf die Frequenz der eingestrahlten HF-Pulse sind verschie
dene Gestaltungen des Schwingkreises 4 möglich.
In einer Variante ist vorgesehen, daß die Güte des Schwing
kreises relativ gering gehalten wird, um einen möglichst
breitbandigen Schwingkreis zu realisieren und einen mög
lichst großen Bereich von Resonanzfrequenzen abzudecken.
Eine zweite Variante sieht vor, die Vorrichtung so auszubil
den, daß auch nach einer Änderung der Geometrie, im betrach
teten Beispiel nach dem Entfalten des Stents, das Produkt
aus Induktivität und Kapazität konstant ist. Dies kann
entweder dadurch erfolgen, daß dem Stent eine Geometrie ge
geben wird, die bei einer Entfaltung des Stents ihre Eigen
schaften möglichst wenig ändert, also insbesondere eine
konstante Induktivität und eine konstante Kapazität auf
weist. Eine Aufweitung des Stents am Ort der Implatierung
bewirkt somit im wesentlichen keine Änderung der Resonanz
frequenz des Schwingkreises.
Eine Konstanz des Produktes von Induktivität und Kapazität
kann zum anderen durch eine Kompensierung der sich ändern
den Induktivität durch eine sich entsprechend ändernde
Kapazität verwirklicht werden. Zur Kompensierung einer sich
ändernden Induktivität durch eine sich entsprechend ändern
de Kapazität ist beispielsweise vorgesehen, daß eine Konden
satorfläche verschiebbar angeordnet ist, so daß die Kapazi
tät sich entsprechend dem Abstand der Kondensatorflächen
vergrößert bzw. verkleinert. Die Verschiebbarkeit der Kon
densatorplatte 32 gegenüber der Kondensatorplatte 31 und
Einstellbarkeit der Kapazität ist in Fig. 1 durch einen
Doppelpfeil schematisch dargestellt.
Eine dritte Variante sieht vor, daß eine Anpassung des
Schwingkreises im Magnetfeld des Kernspintomographen durch
eine Veränderung bzw. Einstellung der Induktivität und/oder
Kapazität des Schwingkreises nach deren Plazierung erfolgt.
Hierzu ist beispielsweise vorgesehen, die Kondensatorfläche
mit Hilfe des noch im Körper befindlichen Applikationsin
struments, etwa Katheters, zu verändern. Eine Verminderung
der Induktivität und damit eine Anpassung des Schwingkrei
ses auf die Resonanzfrequenz im Kernspintomographen kann
etwa durch eine laserinduzierte, mechanische oder elektroly
tische Isolierung von Spulensegmenten erfolgen. Eine Ände
rung der Kapazität kann ebenso durch eine laserinduzierte,
mechanische oder elektrolytische Isolierung von Kapazitäten
erfolgen.
Es folgt zur weiteren Veranschaulichung der Erfindung eine
Abschätzung der erforderlichen Kapazitäten und Induktivitä
ten. In dem Beispiel wird ein-Plattenkondensator verwendet
und die Spule wird als Helix mit einer festen Windungszahl
angenommen. Die Resonanzfrequenz eines Kernspinsystems
liegt üblicherweise im Bereich zwischen 2 MHz bis 90 MHz.
Die Resonanzfrequenz des Kernspinsystems ist dabei gleich
dem Produkt aus der magnetischen Feldstärke und dem gyroma
gnetischen Verhältnis g. Bei einer mittleren Feldstärke von
1 Tesla ergibt sich eine Resonanzfrequenz von ca. 42 MHz.
Die Resonanzfrequenz des Schwingkreises ergibt sich aus der
Thomsonschen Schwingungsgleichung. Sie ist umgekehrt
proportional zur Wurzel aus dem Produkt der Induktivität
und der Kapazität.
Das Produkt aus Kapazität und Induktivität ist dann gleich
1,4 × 10-19 S2 ist. Bei einem angenommenen Durchmesser des
Stents von 8 mm und einer Länge von 40 mm ergibt sich je
nach Windungszahl eine Induktivität von etwa 4 × 10-6 Vs/A.
Die sich daraus ergebende resultierende Fläche eines Plat
tenkondensators bei einer relativen Dielektrizitätskonstan
ten von 2 und einem Abstand von 0,1 mm der einzelnen Plat
ten des Plattenkondensators beträgt etwa 0,2 mm2. Eine
derart kleine Fläche eines Plattenkondensators ist in einem
Stent leicht zu verwirklichen. Bei höheren Magnetfeldern
bzw. Frequenzen läßt sich die resultierende Fläche eines
Plattenkondensators auf 0,014 mm2 weiter reduzieren.
Fig. 3 zeigt ein alternatives Ausführungsbeispiel eines
Stents, das eine Induktivität 2' und eine Kapazität 3' aus
bildet. Die Induktivität ist hier in Form eines eine Helix
bildenden Drahtes 5 ausgeführt. Bei Applikation des Stents
ist der Draht 5 mit kleinerem Radius auf ein Applikationsin
strument aufgewickelt und dehnt sich dann am Ort der Appli
kation auf den gewünschten Durchmesser auf. Hierzu weist
der Draht 5 bzw. die Induktivität 2' bevorzugt ein Formge
dächtnis auf. Die Überscheidungsfläche oder der Abstand der
beiden Kondensatorplatten des Kondensators 3' ist zu einer
Anpassung der Resonanzfrequenz des Schwingkreises wiederum
verschiebbar ausgebildet. Es liegt jedoch durchaus im
Rahmen der Erfindung, daß eine Anpassung an die Resonanzfre
quenz auf eine andere Art und Weise wie oben beschrieben
erfolgt.
Bei dem Ausführungsbeispiel der Fig. 4 ist die Wandung des
Stents wiederum als Helix ausgebildet, die die Induktivität
2'' bildet. Ein eigener Kondensator ist bei dieser Ausfüh
rungsform nicht vorgesehen. Vielmehr bilden zwei Schlaufen
21, 22 der Induktivität 2'' die Kapazität aus, wobei zur
Erhöhung der Kapazität zwischen den beiden Schlaufen 21, 22
ein Dielektrikum 6 mit einer möglichst hohen Dielektrizi
tätskonstante angeordnet ist.
Zusätzlich zu der Induktivität 2'' ist eine weitere Indukti
vität 7 in Form von einem Spulenpaar 7 vorgesehen, dessen
Achse senkrecht zur Achse der Induktivität 2'' liegt.
Hierdurch wird gewährleistet, daß bei jeder Anordnung des
Stents im Gewebe eine Komponente senkrecht zur Feldrichtung
des homogenen äußeren Magneten vorliegt. Alternativ ist
hierzu eine weitere Induktivität senkrecht zu den beiden
dargestellten Induktivitäten vorgesehen. Auf diese Weise
wird bei jeder Anordnung des Stents im Magnetfeld eine ver
stärkte Spinanregung im betrachteten Bereich gewährleistet.
In Fig. 5 ist ein invasives Instrument 9 dargestellt, bei
dem mehrere Schwingkreise, jeweils bestehend aus einer In
duktivität 7 und einem Kondensator 8, an den seitlichen
Oberflächen des Instruments 9 angeordnet sind. Die Indukti
vität 7 wird dabei durch einen spiralförmigen Leiter ausge
bildet. Dies bewirkt, daß das induzierte Magnetfeld in senk
rechter Richtung von dem Instrument 9 in das umgebende
Gewebe gerichtet ist. Es wird also, anders als bei den Aus
führungsbeispielen der Fig. 1, 3, 4, nicht im Inneren
der Spule eine verstärkte Anregung der Kernspins herbeige
führt, sondern im äußeren Nahbereich des Schwingkreises
eine Verstärkung der Anregung vorgenommen. In der NMR-Bild
darstellung ist dann nicht das Innere des Instruments, son
dern die Umgebung des Instruments hervorgehoben, wodurch
jedoch ebenso leicht die Position des Instruments zu identi
fizieren ist.
Fig. 6 zeigt eine alternative Ausführungsform des Instru
ments der Fig. 5 in perspektivischer Darstellung, wobei zu
erkennen ist, daß auf jeder Seite des viereckig ausgebilde
ten Instruments eine spiralförmige Spulenanordnung 71, 72,
73, 74 vorgesehen ist, die zusammen mit einem schematisch
dargestellten Kondensator 8 einen Schwingkreis bilden. Das
induzierte magnetische Feld verläuft dabei jeweils senk
recht zur Längsachse des Instruments 9'. Durch das induzier
te magnetische Feld erfolgt im von dem magnetischen Feldli
nien durchsetzten äußeren Nahbereich des Instruments eine
verstärkte Anregung der Kernspins, so daß im NMR-Bild
dieser Umgebungsbereich hervorgehoben und damit auf die
Position des Instruments zurückgeschlossen werden kann.
In den nachfolgenden Ausführungsformen der Erfindung ist
ein erfindungsgemäßer Schwingkreis jeweils an einem anderen
medizinischen Gerät als einem Stent angeordnet bzw. ausge
bildet. Der Schwingkreis führt dabei jeweils zu einer
Verstärkung der Anregung der Kernspins in dem vom Feld des
Schwingkreises durchsetzten Bereich, so daß dieser Bereich
im NMR-Bild hervorgehoben und die Position der entsprechen
den Vorrichtung feststellbar ist. Bevorzugt befindet sich
dabei ein Schwingkreis an der Spitze des jeweiligen Instru
ments, um eine Spitzenüberwachung bei der Plazierung zu ge
währleisten.
Die Fig. 7a, 7b zeigen einen Führungsdraht oder Kathe
ther 11, an dessen Spitze jeweils ein Schwingkreis beste
hend aus einer Induktivität 21a, 21b und einem Kondensator
31a, 31b ausgebildet ist. In Fig. 7a wird die Induktivität
durch spiralförmigen Leiter 21a ausgebildet (Solenoidspu
le), so daß das induzierte Magnetfeld im wesentlichen in
senkrechter Richtung von dem Katheter 11 in das umgebende
Gewebe gerichtet ist und dort eine verstärkte Anregung der
Kernspins bewirkt. In Fig. 7b wird die Induktivität durch
eine helixförmige Spule 21b ausgebildet, so daß das indu
zierte Magnetfeld im wesentlichen parallel zur Längsachse
des Katheters 11 verläuft und im Inneren des Katheters 11
eine verstärkte Anregung der Kernspins bewirkt. Der Konden
sator 31a, 31b ist jeweils durch parallele, ringförmige Lei
terelemente verwirklicht.
Die Induktivität 21a, 21b und Kapazität 21a, 31b sind
bevorzugt auf einer Folie ausgebildet, etwa mittels eines
photolitographischen Verfahrens. Die Folie wird auf einen
flexiblen Schlauch (nicht gesondert dargestellt) aufge
bracht. Nach einer Versiegelung von Schlauch und Folie wird
der Schlauch auf den Führungsdraht oder Katheter 11 aufge
bracht, so daß sich die dargestellte Anordnung ergibt.
In weiteren Ausführungsformen (nicht dargestellt) sind
mehrere Schwingkreise gemäß Fig. 7a, 7b entlang dem Füh
rungsdraht oder Kathether 11 angeordnet.
Fig. 8a, 8b zeigen jeweils einen Ballonkatheter 12 mit
Schwingkreis. In Fig. 8a sind auf die Außenhaut des Ballon
katheters mehrere spiralförmige Induktivitäten 22a auf ge
bracht, deren Achse senkrecht zur Längsachse 121 des Ballon
katheters 12 verläuft. In Fig. 8b ist eine helixförmige In
duktivität 22b vorgesehen, deren Achse parallel zur Längs
achse 121 des Ballonkatheters 12 verläuft. In Kapazität
32a, 32b ist jeweils auf der Achse 121 des Ballonkatheters
12 in Form von parallelen Leitern verwirklicht. Die Indukti
vität 22a, 22b ist beispielsweise, wie in Bezug auf Fig.
7a, 7b beschrieben, auf einer Folie ausgebildet.
In den Fig. 9a, 9b ist ein erfindungsgemäßes Schwingkrei
se an einem Dentalimplantat 13 ausgebildet, wobei die
Achsen der Induktivitäten 23a, 23b wiederum senkrecht (Fig.
9a) oder parallel (Fig. 9b) zur Längsachse des Dentalimplan
tats verlaufen. Der Kondensator 33a, 33b ist durch paralle
le ringförmige Leiter ausgebildet. Fig. 9a zeigt das Dental
implantat mit aufgesetztem Zahn 14 und Fig. 9a mit noch
freier Kontaktstelle 15.
Die Induktivitäten und Kapazitäten können wiederum auf
einer Folie ausgebildet sein, die nach Versiegelung auf das
Dentalimplantat 13 aufgebracht wird. Alternativ können
Induktivität und/oder Kapazität auch aus Draht bestehen
oder aus einem Blech geschnitten sein. In einer bevorzugte
Variante ist das Dentalimplantat 13 als Kompositwerkstoff
ausgebildet und werden Induktivität und/oder Kapazität in
den Werkstoff des Dentalimplantats eingebracht. Hierdurch
wird vermieden, daß die induktiven bzw. kapazitiven Elemen
te an der Oberfläche des Dentalimplantats 13 angeordnet
sind.
In den Fig. 10a, 10b ist jeweils ein Gelenkimplantat 16
mit integriertem Schwingkreis dargestellt. Aufbau und
Anordnung der Induktivitäten 24a, 24b und Kapazitäten 34a,
34b entsprechen im wesentlichen derjenigen der Fig. 9a, 9b.
Die Kapazität 34a, 34b ist dabei jeweils in Form von zwei
übereinander (alternativ: nebeneinander) angeordneter
Platten ausgebildet.
In den Fig. 11a, 11b ist ein Schwingkreis jeweils an einem
Vena Cava Filter 17 ausgebildet. Ein Vena Cava Filter wird
insbesondere zum Schutz vor Venentrombosen als eine Art
Trichter in eine Vene eingesetzt. Über Verzahnungselemente
171 ist der Filter an der Gefäßwand befestigt. Die Indukti
vität 25a, 25b ist wiederum spiralförmig (Fig. 11a) oder
helixförmig (Fig. 11b) ausgebildet. Die Kapazität 35a, 35b
wird beispielsweise wiederum durch parallele, ringförmige
kapazitive Elemente ausgebildet.
Die Induktivitäten 25a, 25b werden bevorzugt mit einem
Laser aus Blech geschnitten. Sie sind in geeigneter Weise
an den Verzahnungselementen 171 befestigt und dienen zusätz
lich zur Stabilisierung.
Die Fig. 12a, 12b schließlich zeigen eine Herzklappe 18
mit einem Ring 181, der in das Herzgewebe eingenäht wird
und an dem beweglich die eigentliche Herzklappe 182 angeord
net ist. Zur Ausbildung eines Schwingkreises, der eine
verstärkte Anregung der Kernspins bewirkt, ist zum einen in
den Ring 181 ein Kondensator 36a, 36b integriert, etwa in
Form paralleler ringförmiger Leiter. In Fig. 12a sind als
Induktivität Solenoidspulen 26a vorgesehen, die sich am
Umfang des Ringes entfalten. In Fig. 12b ist in den Ring
181 zusätzlich zum Kondensator 36b als Induktivität des
Schwingkreises eine Ringspule 26b integriert.
Es wird darauf hingewiesen, daß zu den Ausführungsbeispie
len der Fig. 7a, 7b bis 12a, 12b jeweils auch eine
Kombination der verschiedenen Spulenanordnungen vorgesehen
sein kann.
Die Erfindung beschränkt sich in ihrer Ausführung nicht auf
die vorstehend angegebenen Ausführungsbeispiele. Vielmehr
sind eine Anzahl von Varianten denkbar, welche von der
Erfindung auch bei grundsätzlich anders gearteten Ausführun
gen Gebrauch machen.