磁気共鳴イメージング下磁気アシストリモート制御マイクロカテーテルの先端偏向

レーザー旋盤リソグラフィ製マイクロコイル先端が血管内マイクロカテーテルに適用されている現在では、さまざまな血管内処置時の脈管構造のナビゲーションの速度と効率を向上させることができ、磁気共鳴（MR）の指導の下で制御可能な偏向を実現することができます。

X線透視誘導血管内処置が困難なカテーテルナビゲーションと潜在的にMRの指導の下、磁気的操作可能なカテーテルを使用して克服することができる電離放射線の使用を含めて、いくつかの重要な制限があります。

この作品の主な目標は、その先端遠隔MRスキャナの磁場を用いて制御することができるマイクロカテーテルを開発することである。このプロトコルは、一貫して制御可能な偏向を生成するマイクロコイル先端がマイクロカテーテルに通電するための手順について説明することを目指しています。

マイクロコイルは、ポリイミド、先端が血管内カテーテルにレーザー旋盤リソグラフィを用いて作製した。 インビトロ試験を定常自由歳差運動（SSFP）シーケンシングを用いて1.5-TのMRシステムの指導の下、水浴及び血管ファントムで行われた。現在、様々な量のMEAを製造するためにマイクロカテーテルのコイルに印加されたsureable先端のたわみや血管ファントムにナビゲートします。

この装置の開発は、今後のテストおよび血管内インターベンMRI環境に革命をする機会のためのプラットフォームを提供します。

そのような脳動脈瘤、虚血性脳卒中、固形腫瘍、アテローム性動脈硬化症および世界¹年間100万人以上の患者を対象とした不整脈のようないくつかの主要な病気を治療するための血管系を通してカテーテルナビゲーションのためのツールとして介入医療用X線ガイダンスで行う血管内処置^{- 5。}造影剤を使用することで、血管系を介してナビゲーションが介入の手⁶によりカテーテルの手動回転と機械的な進歩によって達成される。しかし、多くの血管の曲がりの周りの小さな曲がりくねった血管を通るナビゲーションは、標的部位に到達するまでの時間を長くすることは、ますます困難になる。これは、このような閉塞した血管内の血栓を除去するなどの時間に敏感な手順については、問題が発生します。さらに、長引く手続きは放射線量を増加させ、有害事象は^7月11日の可能性を作成します。マネッティ下で行わしかし、血管内処置C共鳴イメージングは​​、ソリューションを提供することがあります。

MRIスキャナの強い均質磁場がリモコン^12,13によりカテーテル先端のナビゲーションのために悪用される可能性があります。カテーテル先端に位置するマイクロコイルに印加される電流は、それがMRIスキャナ^13（ 図1）の穴と揃うようにトルクが発生し、小さな磁気モーメントを誘発する。電流は個々のコイルにアクティブになっている場合は、カテーテル先端リモコンで一つの平面内に偏向させることができる。カテーテル先端の3コイルに通電している場合は、カテーテル先端のたわみは、3次元で達成することができます。このように、カテーテルの磁気促進ステアリングは手続き時間を短縮し、患者の転帰を改善することができる血管内処置における血管ナビゲーションの速度と有効性を、増加する可能性を秘めている。マイクロコイル先端が血管内カテーテルに印加される電流は、信頼性、制御されたdeflectiを作り出すことができる場合は、この研究では、検討カテーテルナビゲーションの研究の予備試験として、MR-指導の下、アドオン。

1。マイクロコイルの作製

1. 基板用の市販のマイクロカテーテル（ 例えば 2.3Fラピッド·トランジットコーディス神経血管カテーテル、レインハム、MA）を取得します。
2. カテーテルのサイズが2.3から3.0 Fを全く鉄の成分は、MR-安全であると見なされており、範囲を持っていないことを確認してください
3. 1〜2ミリメートル外径絶縁チューブかれ銅シード層が続くチタン接着層をスパッタする。可能な材料としては、ポリイミドやアルミナ（Ortech先進セラミックス、サクラメント、カリフォルニア州）。
4. シプリーのPEPrと-2400（現在の名前Intervia 3D-Pの下ダウケミカルが販売している）を使用して、ポジ型フォトレジスト層を電着。非平面円筒面上に均一なコーティングで電結果。
5. フォトレジストは、所望のコイルフォーム（ 図2A）のパターンのユニークなレーザー直接描画システム（レーザー旋盤、ローレンス·リバモア国立研究所で開発された非商用システム）によって公開されます。これはmodificaですもともとMalba らに記載された技術のる¹⁴
6. 35℃で炭酸カリウムの1％溶液で露光されたフォトレジストを開発
7. 銅は、所望のコイルを形成するために、残りのレジストマスクを介して電気めっきされる。システムは、ソレノイドとヘルムホルツ（競馬場）の銅パターン（ 図2Cおよび2D）の両方を製造することができる。
8. 銅電着した後、ホット現像液でレジストを除去。チタン接着層が続く銅シード層を削除します。
9. 組み立てを完了し、シュリンクラップを使用してカテーテル先端に絶縁チューブを取り付けます。シュリンクラップ全体のコイル先端を覆っていることを確認します。 図2Eに示すように、多軸カテーテルをアセンブルするには、互いの内部に絶縁チューブ構造を配置します。
10. 先端のコイルにマイクロカテーテルと半田の内腔に通した銅線を。
11. 6フィートRJ11電話ケーブルトンを変更して短縮長さはO 3フィート
12. マイクロカテーテルの後端ハブから修正された3フィートの電話ジャック伝送路に放出される銅線を接続します。

2。水槽のセットアップ

1. 底から約5cmのプラスチック洗面器の側面の中央に小さな穴をあけます。
2. 穴を通して9Fアヴァンティコーディス血管シース（血管内コーディス、マイアミレイクス、フロリダ州）を挿入します。
3. 盆地にに延びる4センチメートル-長い作品を残し血管シースの遠位先端をカットします。
4. シースの終わりには、マイクロカテーテルの位置を安定させるために回転止血またはThuoy-ボーストバルブを取り付けます。
5. 蒸留水は、装置を完全に水没を確実に洗面器を埋める。
6. 血管シースとバルブを介してコイル状の先端でカテーテルを挿入します。
7. 測定し、中のバルブから水浴に伸びるマイクロカテーテルの気ままな長さを記録。
8. マイクロで水浴を置き磁石のボアに対してMRスキャナと東洋の磁石内のカテーテルシステム。
9. 2ウェイフォンジャックを使用して25フィートRJ11電話ケーブル伝送路にカテーテルに取り付け修正3フィートの電話ケーブルを接続します。
10. デバイスへの1の電流を供給するようにラムダLPD-422A-FMデュアル安定化電源に25フィートの電話ケーブルのもう一方の端を接続します。
11. 5ガウスラインの外のMRスキャナ室の外導波路と電源を介して送電線を配置します。

3。血管ファントムのセットアップ

1. ゴムチューブから実験開始までにY字路を有する中空容器ファントムを構築します。
2. ファントム船と背景のコントラストを作成するには、蒸留水でgadopentetateジメグルミン（GdDTPA）（Magnevist、バイエルヘルスケアファーマシューティカルモントビル、ニュージャージー州）の0.​​0102 M溶液と血管ファントムを埋める。
3. のMicroCを組み立てる1.9〜ステップ1.1で概説されているようatheterはシステム。手順2.11から2.9で説明したように電源との位置にカテーテルを接続します。
4. 容器開口部の基部にマイクロカテーテルの先端の位置を決めます。
5. 磁石のボアに対してMRスキャナと東洋の磁石内にファントムを置きます。

4。磁気共鳴画像

1. 1.5Tの臨床MRシステム（：;フィリップスAchieva、SWリリース2.1、クリーブランド、オハイオ州Syngo B13、エアランゲン、ドイツシーメンスAvanto、SW）との撮像を行う。
2. カテーテル先端の位置を視覚化するために現在の<50ミリアンペアを適用します。 MRI下で、小さな磁気モーメントは、コイルに通電されているに応じて形状を変化させることの明確な成果物を可視化するために、カテーテル先端部で生産される。
3. コイルにラムダデュアル電源から±100 mAの範囲で電流の可変量を適用し、水BA内の先端偏向（ 図3A-3C）を観察する番目のセットアップ。先端のたわみはほぼ瞬時であるため、電流は最大たわみを可視化するために〜1〜2秒のために適用されるだけで済みます。
4. 現在の設定金額の連続した​​アプリケーションを繰り返して記録します。
5. 同時に血管ファントム（ 図4Aおよび図4B）を介して機械的な発展を可能にする手でカテーテルを押しながら、4.2の手順を繰り返します。所望の血管にカテーテル先端をそらすために分岐点に現在適用されます。手動でカテーテル先端（ 図4C）を押して、分枝血管にカテーテルを進める。反対側の枝の血管分岐と繰り返し（ 図4D）にカテーテルを収納してください。
6. 2Dスナップショットフラッシュシーケンス（TR = 30ミリ秒、TE = 1.4ミリ秒、256 X128の行列とフリップ角〜30℃）を使用して、MR画像を収集。

5。たわみ測定

中に撮影した画像の角度偏向を分析し、測定様々なコンピュータ·アプリケーション（医学のどのデジタル画像と通信（DICOM）ビューア）と水槽実験を行った。

上記のプロトコルから、0度と90度の間の偏向角は、結合されたソレノイド及びヘルムホルツコイルマイクロカテーテルシステム（ 図2E）の両方のコイルに同時に供給される電流の50〜300ミリアンペアのアプリケーションから観察されるべきである。正の電流で観察されるような電流極性の反転は正反対の方向にたわみが生じるべきである一方、印加電流の増加は、マイクロカテーテルのたわみ角の増加をもたらすべきである（ 図5A〜図5C）。偏向角は、しかし、いくつかのパラメータに依存しています。印加される電流の量とソレノイドのコイルの巻数とヘルムホルツコイルは、マイクロカテーテル先端の磁気モーメントの強さを変化させる。さらに、粒子と外部磁場の磁気モーメントの間に外部磁場と角度の強さはmicrocatheteが経験したトルクの量が決まりますR。最後に、水浴に伸びるマイクロカテーテル先端の気ままな長さが変更されるかもしれませんもう一つの要因である。これらの変数のいずれかを変更しても、たわみの修正角度を生成します。

MR画像からの偏向角度の正確な測定が行われ、DICOMビューワソフトウェアの様々なタイプを使用して比較できます。高度なたわみもシミュレートされた血管ファントムを介して成功したナビゲーションによってテストすることができる。

図1。単軸コイルの回路図：MRスキャナの磁場環境の搾取の結果としてカテーテル偏向以前は Roberts らで出版2002 ^13。

図2A。レーザーLithogra PHYダイアグラム：レーザ·リソグラフィ·プロセスのセットアップマスコミで公開（Wilson ら 2013 ^16）。

図2B。レーザ·リソグラフィ·コイル製作図：マイクロコイルのレーザー旋盤リソグラフィー製造に必要な手順の図。

図2C。ソレノイドコイル：。レーザー旋盤リソグラフィと呼ばれるリソグラフィ技術を用いて、ポリイミドチューブ上に作製した50ターンのマイクロコイルソレノイドは以前2011 ¹⁵ベルナールらに公表され、ミュラーら 2012 ^16、、を押します（Wilson ら 2013 ^17）。 。

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2D図。サドルコイル：ヘルムホルツは（ "競馬場"）レーザー旋盤リソグラフィと呼ばれるリソグラフィ技術を備えたカテーテルの外壁上に作製したマイクロコイル以前ベルナールらに公表。 2011 ¹⁵とミュラーら 2012 ^16、、を押します（Wilson ら 2013 ^17）。

図2E。コンビコイル：電磁コイルはヘルムホルツコイルを含む大規模なチューブ内に配置されたカテーテルチップ上に作製し 、両コイルへの同時通電を3次元でカテーテル偏向を可能にします。マスコミで公表（Wilson ら 2013 ^17）。

図3A 。カテーテル偏向：励磁コイルからの電流咲くアーティファクトのアプリケーションで観察カテーテル先端のたわみがはっきりと見えている（矢印）。

図3B水浴中で前後カテーテル偏向は：50 mAと100 mAの電流のアプリケーションは、それぞれ一貫した10°と14.5°のたわみが生じた。正の電流原因前方平面における先端偏向、および後面のたわみ量で負の電流結果は図3Bを参照するには、ここをクリックしてください 。

。水浴図3C左右カテーテル偏向：50 mAと100 mAの電流のアプリケーションは、それぞれ一貫した11.5°と17°のたわみが生じた。正の電流原因右側面における先端偏向し、左側面の偏向における負の電流が流れます。e.com/files/ftp_upload/50299/50299fig3C.avi "ターゲット=" _blank ">図3Cを表示するには、ここをクリックしてください。

図4カテーテルステアリングとトラッキング：血管ファントムを介して制御カテーテル偏向とステアリング。電流がコイル状カテーテル先端生産可視ブルーミング（矢印）に適用されます。カテーテルは、機械的に高度かつ最新のものである（ - 45 mA）の底血管分岐（C）にたわみを引き起こすために適用されます。カテーテルは、その位置（B）に退避させる。逆に電流極性によって（45 mA）を、カテーテルが偏向され、上部血管分岐（D）に進んだ。

カテーテルらに適用電流：ファントムにおける分岐図4Bカテーテル偏向安値ファントムの左血管分岐に成功したターゲティングと進歩。次にカテーテルが分岐点まで後退し、右血管分岐に導かれる。 図4Bを参照するには、ここをクリックしてください 。

。水浴中でカテーテル偏向の図5A-Cの幾何学的なパターン：現在のすべての方向に単一の平面内に偏向を生じさせるために適用されます。 図5Aを参照するには、ここをクリックして 、 図5B 、 図5C 。

ここでは、MRスキャナでマイクロカテーテルのたわみのためのプロトコルを記述します。成功のための重要なパラメータは、現在のと偏向角の測定の正確な適用である。偏向角の不正確な測定では、このプロトコルで遭遇する最も可能性のエラーです。水槽実験の間にMR画像でキャプチャ角度は、媒体が磁石のボアに対して配置されることによって向きのわずかな違いにより、実際の値と異なる場合があります。将来的にこの問題に対処するために、画像は、2つの異なる次元で配置、MR-互換性のある光ファイバーカメラで撮影することができます。 MRとカメラ画像の両方を使用することにより、マイクロカテーテル先端のより正確な三次元ビューを提供します。

画像の品質は、イメージングが実行されるの下にパラメータを変更することによって改善することができる。異なる撮像シーケンスは、画像品質の向上と透明性があるかどうかを判断するために用いることができる経験した。伝送線路はMRスキャナ制御室がなくなったので、さらに、磁石部屋のRF筐体の整合性は、おそらく画像の品質を低下させるサブ最適であった。この問題は、浸透パネルのフィルタを介して電力線を配置することによって改善される可能性があります。また、イメージング受信コイルとしてカテーテル先端マイクロコイルを使用してもカテーテル先端のすぐ隣に高い解像度の画像を提供する可能性を秘めている。イメージング·コイルとしてレーザー旋盤カテーテル先端のコイルを使用しての可能性が検討されている。

唯一のより良い品質ではありませんが、正確な角度のたわみを測定するために使いやすい画像の作成も可能です。たわみ角に影響を与える変数の変更は、上述したように、たわみの大きい程度になる可能性があります。また、増加した強さの3T臨床MRスキャナーはマイクロカテーテルのたわみの範囲を増加させるために1.5Tスキャナの代わりに使用することができる。これらの変更が適用された電流の短い間隔の間に明確な角度偏向の分離を生成することができます。

このプロトコルは、マイクロカテーテルのたわみを制御する能力をテストすることを目的としているので、ファントムが使用する容器は簡単だったし、約45°シングル分岐点が含まれていました。現在、この機能が確立されていること、マイクロカテーテルのたわみの更なる試験は、より複雑なファントムで行うことができる。変更される可能性があり、設計変数は、血管径、血管枝の角度、およびファントムのいずれかの指定されたパスにターン数が含まれています。船はまた、テーパーとより密接に人間の血管系を模倣するための努力で、プラスチック製のチューブ以外の異なる材料から成る幻かもしれません。今後の研究では、動物実験はさらにマイクロカテーテルのナビゲーション能力を調べるために行うことができる。

このプロトコルにはいくつかの制限も使用マイクロコイルの作製に関して存在するレーザー旋盤技術。線幅がレーザスポットサイズの関数であり、厚さ、ピッチに抵抗する。レーザスポットサイズは​​、直径三から五ミクロンの範囲に制限され、レジスト厚さは25ミクロンに制限されています。さらに、銅線の太さは線幅とレジスト厚さによって制限されます。平行な側面を持っていないレジストの開口部または特徴のレーザー直接描画システムの結果とフォトレジスト露光。開口部は、このような機能の最小サイズを制限するシード層に近い下部に狭くなっています。線が太くなるにつれてさらに、彼らは隣接ラインに近い成長。ラインが​​近すぎる場合には、銅シード層とチタン接着層除去プロセスが阻害されていない進むことができない。

博士Hettsはストライカー社から助成金を受け、シルクロード·メディカル社の有給コンサルタントであるた

Pallav Kolli、ファビオSettecase、マシューAmans、とUCSFのロバート·テイラー、ペンシルベニア大学のティム·ロバーツ

資金源

NIHの国立心臓肺血液研究所（NHLBI）賞（M·ウィルソン）：神経放射線研究·教育財団奨学生賞1R01HL076486アメリカン協会（S. Hetts）

生体イメージングとバイオのNIHの国立研究所（NIBIB）賞（S. Hetts）：1R01EB012031