DE19746735C2

DE19746735C2 - NMR-Bildgebungsverfahren zur Darstellung, Positionsbestimmung oder funktionellen Kontrolle einer in ein Untersuchungsobjekt eingeführten Vorrichtung und Vorrichtung zur Verwendung in einem derartigen Verfahren

Info

Publication number: DE19746735C2
Application number: DE19746735A
Authority: DE
Inventors: Andreas Prof Dr Melzer; Martin Dr Busch
Original assignee: Simag Systeme und Instr F GmbH
Current assignee: Amris Patente Verwaltungs & Co Kg 44575 Cas GmbH
Priority date: 1997-10-13
Filing date: 1997-10-13
Publication date: 2003-11-06
Anticipated expiration: 2017-10-14
Also published as: CA2306769C; US6280385B1; EP1021730B1; JP2001520057A; ES2161554T3; CA2306769A1; DE59800900D1; ES2196626T3; JP2001520058A; EP1023609A1; AU1432999A; WO1999019739A1; EP1092985A2; JP4309043B2; CA2306124C; CA2306124A1; DE59807762D1; EP1021730A1; JP4271847B2; EP1092985A3

Description

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.

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 stattdessen 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 vorge 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 ak tive Systeme darstellen, bei denen die eingeführten Geräte ständig über Kabelverbindungen mit extrakorporalen Komponen ten in Verbindung stehen.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein NMR- Bildgebungsverfahren, eine Vorrichtung zur Verwendung in ei nem derartigen Verfahren und ein NMR-Bildgebungssystem zur Durchführung des Verfahrens zur Verfügung zu stellen, die mit geringem Aufwand und in unmittelbarer Weise eine deutliche und im Wesentlichen artefaktfreie Darstellung einer medizini schen Vorrichtung im NMR-Bild ermöglichen.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein NMR- Bildgebungsverfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1, eine medizinische Vorrichtung mit den Merkmalen des Anspruchs 10 und ein NMR-Bildgebungssystem mit den Merkmalen des Anspruchs 28 gelöst. Vorteilhafte und bevorzugte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.

Die erfindungsgemäße Lösung sieht vor, in die in das Untersu chungsobjekt einzuführende Vorrichtung einen Schwingkreis zu integrieren, der in einem lokal begrenzten Bereich innerhalb und/oder außerhalb der Vorrichtung eine Verstärkung 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 hochfrequenten Strah lung des NMR-Bildgebungssystems. Über den im NMR-Bild ent sprechend hervorgehobenen Bereich ist dann die Postition der Vorrichtung deutlich feststellbar, da dieser Bereich unmit telbar von innen oder außen an die Vorrichtung angrenzt. Er findungsgemäß wird der lokal begrenzte Bereich durch das Un tersuchungsobjekt selbst gebildet, wobei der zur Signalver stärkung dieses Bereichs vorgesehene Schwingkreis in die Vor richtung integriert ist. Da eine Verstärkung der Anregung der Kernspins des zu untersuchenden Objekts selbst erfolgt, treten dabei keinerlei Artefakte auf.

Die erfindungsgemäße Lösung beruht auf der überraschenden Er kenntnis, dass geeignete Schwingkreise an der fraglichen Vor richtung 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, Induktivität und Kapazität als gesonderte Bauteile an der Vorrichtung anzuord nen.

Der auf die Resonanzfrequenz abgestimmte Schwingkreis erfährt bei Einstrahlung geeigneter hochfrequenter Strahlung eine An regung, die zu einer lokalen Verstärkung des wechselnden mag netischen Feldes führt, dass in oder in der Nähe der Indukti vität 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 Kompartiment 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 Kompartiments, 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, dass 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..

Die Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die Figuren 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 der 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 Änderung 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. 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 Katherer 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 Vesiegelung 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 aufge 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 Dentalimplantat 13 mit Schwingkreisen 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 es 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.

Claims

1. NMR-Bildgebungsverfahren zur Darstellung, Positionsbe stimmung oder funktionellen Kontrolle einer in ein Un tersuchungsobjekt eingeführten medizinischen Vorrich tung, insbesondere eines Implantats, eines Stents, ei nes Katheters, eines Endoskops oder eines chirurgischen Instruments, bei dem

a) das Untersuchungsobjekt in einem äußeren Magnet feld angeordnet ist,
b) durch Einstrahlung hochfrequenter Strahlung einer bestimmten Resonanzfrequenz Übergänge zwischen Spin- Energieniveaus der Atomkerne des Untersuchungsobjekts angeregt ist, dabei
c) in einem lokal begrenzten Bereich eine Verstärkung der Anregung von Kernspins mittels eines passiven Schwingkreises mit einer Induktivität und einer Kapazi tät erfolgt, dessen Resonanzfrequenz im Wesentlichen gleich der Resonanzfrequenz der eingestrahlten hochfre quenten Strahlung ist,
d) erzeugte NMR-Signale detektiert und ausgewertet werden und dabei
e) der Bereich mit verstärkter Kernspinanregung ortsaufgelöst dargestellt wird,

dadurch gekennzeichnet, dass der lokal begrenzte Bereich durch das Untersu chungsobjekt selbst gebildet wird, wobei der zur Sig nalverstärkung dieses Bereichs vorgesehene Schwingkreis (4) in die Vorrichtung (1, 9, 9', 11, 12, 13, 16, 17, 18) integriert ist.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der lokal begrenzte Bereich, in dem eine Verstärkung der Anregung der Kernspins erfolgt, in einem innerhalb der Vorrichtung (1, 9, 9', 11, 12, 13, 16, 17, 18) ausgebildeten Kompartiment liegt, das von der Induktivität (2, 2', 2", 2a, 2n, 21b, 22b, 23b, 24b, 25b, 26b) umgeben ist.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der lokal begrenzte Bereich, in dem eine Verstärkung der Anregung der Kernspins erfolgt, außerhalb der Vor richtung (1, 9, 9', 11, 12, 13, 16, 17, 18) liegt und an diese angrenzt, wobei mindes tens ein Schwingkreis (4) derart an der Oberfläche der Vorrichtung (1, 9, 9', 11, 12, 13, 16, 17, 18) angeordnet ist, dass bei Einstrahlung hochfrequenter Strahlung eine Verstärkung des magneti schen Flusses in dem betrachteten angrenzenden Bereich erfolgt.

4. Verfahren nach einem der vorangegangenen An sprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Schwingkreis (4) an der Vorrichtung erst nach deren Einbringung in das Untersuchungsobjekt ausgebildet oder aktiviert wird, insbesondere durch ein Aufweiten der Vorrichtung oder von Teilen der Vorrichtung.

5. Verfahren nach einem der vorangehenden An sprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zur resonanten Abstimmung des Schwingkreises die Induktivität (2, 2', 2", 2a, 2n, 21b, 22b, 23b, 24b, 25b, 26b) und/oder die Kapazität (3) eingestellt werden.

6. Verfahren nach einem der vorangehenden An sprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens zwei an der Vorrichtung (1, 9, 9', 11, 12, 13, 16, 17, 18) ausgebildete oder angeordnete Schwingkreise (4) verwendet werden, wobei die Spulen achsen der jeweiligen Induktivitäten (2", 7) unter schiedlich, insbesondere senkrecht zu einander ausge richtet werden.

7. Verfahren nach einem der vorangehenden An sprüche, dadurch ge kennzeichnet, dass zur Erstellung von Angiogrammen durch geeignete Sequenztechniken ei ne Geschwindigkeitsbestimmung eines die Vorrichtung (9, 9') durchfließenden oder an dieser vorbeiströmenden Me diums des Untersuchungsobjektes erfolgt.

8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass im Bereich eines der Vorrichtung (9, 9') in Fließrich tung vorgelagerten Gefäßes dem fließenden Medium Sätti gungsimpulse zugeführt werden.

9. Verfahren nach einem der vorangehenden An sprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Induktivität der Vorrichtung (1, 9, 9', 11, 12, 13, 16, 17, 18) wahlweise auch als Empfangsspule zur Erfassung von NMR- Antwortsignalen verwendet wird, wobei die Induktivität (2, 2', 2", 2a, 2n, 21b, 22b, 23b, 24b, 25b, 26b) über eine Kabelverbindung, eine optische Verbindung o der eine Funkverbindung mit extrakorporalen Funktions komponenten verbunden ist.

10. Medizinische Vorrichtung, insbesondere Implantat, Ka theter, Stent, Endoskop oder chirurgisches Instrument, zur Verwendung in einem NMR-Bildgebungsverfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass in die medizinische Vorrichtung (1, 9, 9', 11, 12, 13, 16, 17, 18) mindestens ein passiver Schwingkreis (4) mit einer Induktivität (2, 2', 2", 2a, 2n, 21a, 21b, 22a, 22b, 23a, 23b, 24a, 24b, 25a, 25b, 26a, 26b) und einer Kapazität (3, 3', 3a, 3n, 31a, 31b, 32a, 32b, 33a, 33b, 34a, 34b, 35a, 35b, 36a, 36b) integriert ist, des sen Resonanzfrequenz im Wesentlichen gleich der Reso nanzfrequenz der eingestrahlten hochfrequenten Strah lung eines NMR-Bildgebungssystems ist.

11. Vorrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Induktivität (2, 2a, 2n, 21b, 22b, 23b, 24b, 25b, 26b) an der Oberfläche der Vorrichtung ausgebildet oder ange ordnet ist.

12. Vorrichtung nach Anspruch 10 oder 11, dadurch gekenn zeichnet, daß die Vorrichtung (1, 9, 9', 11, 12, 13, 16, 17, 18) länglich ausgebildet ist und die Spulenachse der Induktivität (21b, 22b, 23b, 24b, 25b, 26b) im Wesentlichen parallel zur Längsachse der Vorrichtung verläuft.

13. Vorrichtung nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß die Induktivität durch einen in Form einer Helix, Doppel- oder Mehrfachhelix angeordneten Leiter auf der Oberfläche der Vorrichtung ausgebildet ist.

14. Vorrichtung nach Anspruch 10 oder 11, dadurch gekenn zeichnet, daß die Vorrichtung (9, 9') länglich ausgebil det ist und die Spulenachse der Induktivität (7, 21a, 22a, 23a, 24a, 25a, 26a) im Wesentlichen senkrecht zur Längsachse der Vorrichtung (9, 9') verläuft.

15. Vorrichtung nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die Induktivität durch einen auf der Oberfläche der Vorrichtung ausgebildeten oder angeordneten, spiralför mig ausgebildeten Leiter (7, 21a, 22a, 23a, 24a, 25a) gebildet wird.

16. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 10 bis 12, dadurch gekennzeichnet, daß diese mehrere Schwingkreise mit mehreren Induktivitäten (2", 7) aufweist, deren Achsen unterschiedlich, insbesondere senkrecht zueinander angeordnet sind.

17. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 10 bis 16, dadurch gekennzeichnet, daß die Induktivität 2, 2', 2", 2a, 2n, 21a, 21b, 22a, 22b, 23a, 23b, 24a, 24b, 25a, 25b, 26a, 26b und/oder die Kapazität 3, 3', 3a, 3n, 31a, 31b, 32a, 32b, 33a, 33b, 34a, 34b, 35a, 35b, 36a, 36b des Schwingkreises zur Ab stimmung auf die Resonanzfrequenz des NMR-Systems ver stellbar sind.

18. Vorrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung ein Stent (1) ist.

19. Vorrichtung nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß das Gitternetz (2) des Stents die Induktivität aus bildet.

20. Vorrichtung nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß die einzelnen Komponenten des Gitternetzes (2) des Stents (1) derart gegeneinander isoliert sind, daß eine In duktivität entsteht.

21. Vorrichtung nach Anspruch 19 oder 20, dadurch gekenn zeichnet, daß das Gitternetz (2', 2") des Stents (1) in Form einer Helix, einer Doppel- oder einer Mehrfachhe lix ausgebildet ist.

22. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 18 bis 21, dadurch gekennzeichnet, daß die Kapazität des Stents (1) zumindest teilweise aus dem Stent-Material gebildet ist, insbesondere durch parallele Leiter der Induktivität (2").

23. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 19 bis 21, dadurch gekennzeichnet, daß die Kapazität (3, 3') des Stents (1) durch einen gesondert vorgesehenen Kondensator (3), insbesondere Plattenkondensator oder Zylinderkon densator gebildet ist.

24. Vorrichtung nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß die Induktivität (2) und/oder die Kapazität (3) als zusätz liche passive Bauelemente vorgesehen sind, die inner halb oder außerhalb des eigentlichen Stent-Körpers angeordnet sind.

25. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 10 bis 24, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung derart ausgebildet ist, daß bei einer Änderung der Geometrie der Vorrichtung bei deren Applikation das Produkt aus Induktivität und Kapazität des Schwingkreises im Wesent lichen konstant bleibt, insbesondere eine Erhöhung des Induktivität mit einer Verringerung der Kapazität einhergeht.

26. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 10 bis 26, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung ein Implantat (1, 13, 16) ist und eine Aktivierung des mindestens einen Schwingkreises nach Einführung des Implantats (1, 13, 16), insbeson dere nach einer Entfaltung des Implantats (1, 13, 16) erfolgt.

27. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 10 bis 26, dadurch gekennzeichnet, daß der Schwingkreis (4) mehrere parallel oder seriell geschaltete Induktivitä ten (2a, 2n) und/oder Kapazitäten (3a, 3n) aufweist.

28. NMR-Bildgebungssystem zur Durchführung des Verfahrens nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung (1, 9, 9', 11, 12, 13, 16, 17, 18) nach Anspruch 10.