DE202022104405U1

DE202022104405U1 - Katheter und Vorrichtung zur Steuerung des Katheters

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Publication number: DE202022104405U1
Application number: DE202022104405.8U
Authority: DE
Original assignee: Max Planck Gesellschaft zur Foerderung der Wissenschaften
Current assignee: Max Planck Gesellschaft zur Foerderung der Wissenschaften
Priority date: 2022-08-02
Filing date: 2022-08-02
Publication date: 2023-01-09
Anticipated expiration: 2032-08-03

Abstract

Katheter, optional ein endovaskulärer Katheter, wobei der Katheter umfasst:
- eine Spitze, die optional einen Arbeitskanal umfasst, der sich durch die Spitze des Katheters erstreckt,
- ein Spulensatz, der die Spitze umgibt, und
- Stromkabel, die so angeordnet sind, dass sie den Spulensatz mit elektrischer Energie versorgen,
- wobei der Spulensatz vier seitliche Spulen umfasst, die so um die Spitze herum angeordnet sind, dass eine orthogonal zur Längsrichtung der Spitze stehende Gerade einen Mittelpunkt der jeweiligen seitlichen Spule schneidet.

Description

TECHNISCHES GEBIET
Die vorliegende Offenbarung bezieht sich auf einen Katheter und eine Vorrichtung, die so konfiguriert ist, dass sie ein Verfahren zur Steuerung einer Bewegung des Katheters in einem Magnetfeld durchführt.
Zusätzlich oder alternativ kann sich die vorliegende Offenbarung auf eine Datenverarbeitungsvorrichtung beziehen, die so konfiguriert ist, dass die das Verfahren zumindest teilweise ausführt.
Zusätzlich oder alternativ kann ein Computerprogramm bereitgestellt werden, wobei das Computerprogramm Anweisungen umfasst, die, wenn das Programm von einem Computer, z. B. der Datenverarbeitungsvorrichtung, ausgeführt wird, den Computer veranlassen, das Verfahren zumindest teilweise auszuführen.
Zusätzlich oder alternativ kann ein computerlesbares (Speicher-)Medium bereitgestellt werden, wobei das computerlesbare Medium Anweisungen enthält, die, wenn sie von einem Computer ausgeführt werden, den Computer veranlassen, das Verfahren zumindest teilweise auszuführen.
HINTERGRUND
Die Erörterung des verwandten Standes der Technik in der Beschreibung ist keinesfalls als Eingeständnis zu werten, dass dieser verwandte Stand der Technik allgemein bekannt ist oder zum allgemeinen Fachwissen auf dem Gebiet gehört.
Der weit verbreitete Einsatz nicht-invasiver medizinischer Bildgebungsverfahren in der Chirurgie wie Magnetresonanztomographie (MRT), Röntgen und Ultraschall (US) hat den Einsatz von mikrometergroßen chirurgischen Instrumenten wie Führungsdrähten und Kathetern in engen Hohlräumen im Körper ermöglicht. Bei der herkömmlichen Verfahren, der so genannten Seldinger-Technik, wird der Zugang zu einem Blutgefäß mit einer Punktionsnadel, einem durch die Nadel geführten lenkbaren Führungsdraht und einem über den Führungsdraht geführten vorgeformten oder lenkbaren Katheter hergestellt.
Dennoch können bei diesem Verfahren verschiedene Probleme auftreten, wie z. B. Gefäßperforation, Bruch der Spitze der Vorrichtung, Abknicken, Schlaufenbildung oder Verlust des Führungsdrahtes.
Bei Führungsdrähten und Kathetern kann es in gewundenen Gefäßen auch zu Verlusten bei der manuellen Drehmomentübertragung auf die distale Spitze kommen, wodurch, insbesondere sobald enge, in kleinen Winkeln angeordnete Gefäße kontakiert werden, die Navigation erschwert wird.
Steuerbare (aktive) Katheter und Kontinuum-Roboter bieten eine Alternative zu den herkömmlichen passiven, auf Führungsdrähten basierenden Kathetereinführungsverfahren, die eine bessere Manövrierbarkeit und Fernsteuerung ermöglichen.
Die größte Herausforderung beim Design aktiver Katheter ist die Übertragung von Kraft und Drehmoment durch den weichen, schlanken Körper, um die Katheterspitze zu betätigen. Einige Systeme nutzen die Kraftübertragung über Sehnen. Forscher haben jedoch viele alternative Betätigungsmechanismen vorgeschlagen, wie z. B. Multi-Backbone, konzentrische Rohre, Pneumatik, intelligente Materialien, Hydraulik, Magnetik oder hybride Ansätze, um bestimmte Nachteile von sehnenbasierten Systemen zu überwinden.
Die Integration in bestehende medizinische Bildgebungsmodalitäten ist ein weiterer wichtiger Bestandteil der Vorrichtungen entwicklung. Die Röntgenbildgebung ist derzeit der Goldstandard für die Echtzeit-Visualisierung bei minimalinvasiven Eingriffen. Röntgendichte Katheter können in mit Kontrastmitteln gefüllten Gefäßstrukturen leicht sichtbar gemacht werden. Aufgrund des geringen Weichteilkontrasts ist es jedoch schwierig, die Auswirkungen des Eingriffs auf das Weichteilgewebe mit Röntgenbildern sichtbar zu machen. Daher besteht ein wachsendes Interesse an MRT-gesteuerten minimalinvasiven Eingriffen, da der hohe Weichteilkontrast von MRT-Bildern die Blutgefäße (z. B. im Gehirn eines Menschen) und die Gewebereaktion sichtbar macht, keine ionisierende Strahlung vorhanden ist, das Werkzeug in Echtzeit verfolgt werden kann und physiologische Messungen möglich sind (z. B. MRT Thermometrie, Diffusion und Perfusion).
MRT-Scanner stellen jedoch neue Anforderungen an das Design und die Betätigung von medizinischen Vorrichtungen. Erstens schränkt das permanente hohe Magnetfeld die Auswahl der Materialien für die Konstruktion der Vorrichtungen auf nichtmagnetische Werkstoffe ein, um unbeabsichtigte magnetische Kräfte und Drehmomente zu vermeiden. Zweitens verursachen große nichtmagnetische Metallobjekte Suszeptibilitätsartefakte bei der Bildgebung. Drittens können die Hochfrequenzimpulse des MRT-Scanners zu einer Erwärmung der leitfähigen Materialien in medizinischen Vorrichtungen führen.
Daher gibt es zahlreiche Studien zur Entwicklung MR-kompatibler Betätigungstechniken für die Steuerung der Vorrichtungen. Zu diesen Ansätzen gehören die Verwendung intelligenter Materialien, hydraulischer, pneumatischer und MRT-gesteuerter (magnetischer) Betätigungstechniken.
Bei der thermischen Betätigung wird Strom zur Erzeugung von Kräften und Bewegungen eingesetzt, wobei thermisch aktive Materialien verwendet werden, die stark auf Temperaturänderungen reagieren, wie z. B. Formgedächtnislegierungen (SMAs).
SMAs können große Verformungen in kleinen Größen für die Kathetersteuerung durchführen. Allerdings benötigen sie im Allgemeinen längere Reaktionszeiten, zeigen ein stark nichtlineares Verhalten und können Sicherheitsrisiken durch die Erwärmung des benachbarten Gewebes verursachen.
Die hydraulische Betätigung kann große Kräfte durch den schlanken Katheter mittels Flüssigkeitsdruck übertragen. Dieser Flüssigkeitsdruck über nachgiebige Kontinuumskörper führt jedoch bei positivem Druck zu einer radialen Ausdehnung und bei negativem Druck zum Ausknicken, was zu Schwankungen der Festigkeit und Ermüdung des weichen Körpers führt.
Die MRT-gesteuerte Betätigung bietet aufgrund ihrer Skalierbarkeit, Sicherheit, (nahezu augenblicklichen) Reaktionszeit, Genauigkeit (bei anderen Verfahrenn treten Nichtlinearitäten bei der Betätigung auf) und Freiheitsgrade (DoF) erhebliche Vorteile gegenüber den oben genannten Techniken. Darüber hinaus können MRT-gesteuerte Betätigungen bildgebende Gradientenspulen nutzen, die vom Benutzer gesteuert werden, um räumliche Feldgradienten zur Steuerung eines drahtlosen Roboters oder einer magnetischen Katheterspitze in 3D zu erzeugen.
Die Einbettung magnetischer Elemente in Katheter zur Gradientensteuerung führt jedoch zu erheblichen Verzerrungen des MR-Bildes sowie zu zusätzlichem Gewicht und Volumen des Katheters.
Ein weiterer MRT-gesteuerter Ansatz ist die Anbringung von Mikrospulen an der Katheterspitze zur Steuerung des Katheters mit Hilfe von Lorentz-Kräften durch manuell gewickelte oder mit dem Laser bearbeitete Mikrospulen.
Die auf der Lorentzkraft basierende Lenkung belastet den weichen Körper aufgrund des hohen Kraft-Gewichts-Verhältnisses im Vergleich zur Gradientenlenkung weniger.
Außerdem kann die Bildverzerrung gesteuert werden, da die Bildartefakte nur auftreten, wenn die Spulen aktiviert sind.
Die magnetunterstützte Katheterisierung mit Mikrospulen ist nachweislich schneller als die manuelle Navigation mit MR-Bildführung bei größeren Winkeln und vergleichbar mit der Röntgenführung.
Die auf Mikrospulen basierenden Jouleschen Wärmeeffekte sind jedoch ein großes Problem bei der Entwicklung. Frühere Forschungen haben gezeigt, dass thermische Schädigungen des Gewebes oberhalb von lokalen Temperaturen von 44 °C auftreten. Studien zu katheterintegrierten Mikrospulen haben gezeigt, dass die Verwendung von Eingangsströmen über 300 mA (1,2 W) zu Gefäßthromben, Vakuolisierung und medialen Blutungen führen kann. Zu den möglichen Lösungen gehören die Integration von Wärmeableitungsmechanismen, wie Aluminiumoxid an der Katheterspitze und die Durchleitung von Kochsalzlösung durch die Mikrospulenspitze, oder die Regulierung des Stroms auf weniger als 300 mA (1,2 W) bei Aktivierungszeiten von weniger als 1 Minute.
Solche Lösungen bringen jedoch zusätzliches Gewicht und Volumen für die Katheterspitze mit sich, erfordern einen Durchfluss durch den Katheter, begrenzen die Größe des Arbeitskanals und schränken die für die aktive Steuerung im Arbeitsraum erforderliche Zeit ein.
Es kann ein Ziel der vorliegenden Erfindung sein, mindestens einen der Nachteile des Standes der Technik zu überwinden oder zu verbessern und/oder eine nützliche Alternative bereitzustellen.
ZUSAMMENFASSUNG
Es wird ein Katheter, optional ein endovaskulärer Katheter, bereitgestellt.
Der Katheter umfasst eine Spitze, die optional einen Arbeitskanal umfasst, der sich durch die Spitze des Katheters erstreckt. Der Katheter umfasst einen Spulensatz, der die Spitze umgibt. Der Katheter umfasst Stromleitungen, die so angeordnet sind, dass sie den Spulensatz mit elektrischer Energie versorgen.
Der Spulensatz umfasst aus vier seitlichen Spulen, die so um die Spitze herum angeordnet sind, dass eine orthogonal zur Längsrichtung der Spitze stehende Gerade einen Mittelpunkt der jeweiligen seitlichen Spule schneidet, d.h. die vier seitlichen Spulen sind so um die Spitze herum angeordnet, dass eine magnetische Flussrichtung der vier seitlichen Spulen auf eine Mittellinie der Spitze zeigt.
Eine erste und eine zweite der seitlichen Spulen können in Reihe geschaltet werden. Zusätzlich oder alternativ können eine dritte und eine vierte der seitlichen Spulen in Reihe geschaltet werden. Zusätzlich oder alternativ können die erste und die zweite der seitlichen Spulen auf gegenüberliegenden Seiten der Spitze angeordnet sein. Zusätzlich oder alternativ können die dritte und die vierte der seitlichen Spulen auf gegenüberliegenden Seiten der Spitze und zwischen der ersten und der zweiten der seitlichen Spulen angeordnet sein.
Die Windungszahl mindestens einer der vier seitlichen Spulen kann zwischen 2 und 40 liegen (d. h. einschließlich 2 und 40). Optional kann die Windungszahl mindestens einer der vier seitlichen Spulen zwischen 4 und 30 liegen (d. h. einschließlich 4 und 30). Optional kann die Windungszahl mindestens einer der vier seitlichen Spulen 7 betragen.
Der Spulensatz kann mindestens eine axiale Spule umfassen, die so um die Spitze herum angeordnet ist, dass eine parallel zur Längsrichtung der Spitze verlaufende Gerade einen Mittelpunkt der mindestens einen axialen Spule schneidet.
Mindestens eine der Spulen des Spulensatzes kann durch Laserbearbeitung, Laserlithografie und/oder manuelles Wickeln hergestellt werden.
Mindestens eine der Spulen des Spulensatzes kann eine, optional rechteckige, archimedische Spiralform bzw. Spiralspulenform aufweisen.
Mindestens eine der Spulen des Spulensatzes kann eine in der gleichen Ebene angeordnete Form aufweisen.
Die vier seitlichen Spulen können auf derselben, optional flexiblen, Leiterplatte angeordnet sein.
Es wird eine Vorrichtung bereitgestellt, die so konfiguriert ist, dass sie ein erstes Verfahren zur Steuerung einer Bewegung des vorstehend beschriebenen Katheters in einem Magnetfeld durchführt.
das erste Verfahren umfasst Bestimmen eines Drehmoments, das auf den Katheter aufgebracht werden muss, damit der Katheter die Bewegung ausführt.
Das erste Verfahren umfasst Bestimmen eines Mindeststroms, der jeder Spule des Spulensatzes zugeführt werden muss, um das bestimmte Drehmoment zu erreichen, indem ein Optimierungsproblem gelöst wird.
Das erste Verfahren umfasst Zufuhren jeder Spule des Spulensatzes den bestimmten Mindeststrom, so dass der Katheter die Bewegung ausführt.
Das Optimierungsproblem (zum Bestimmen des Mindeststroms) kann wie folgt definiert werden: $I * = \underset{I}{argmin} {‖ τ_{coils} - τ_{des} ‖}^{2} + α {‖ I ‖}_{R}^{2}$
wobei:

- I einen Strom darstellen kann, der jeweils jeder Spule des Spulensatzes zugeführt wird,
- τ_coils ein Gesamtdrehmoment darstellen kann, das von dem Spulensatz erzeugt wird, wenn er mit dem Strom I versorgt wird,
- τ_des das Drehmoment darstellen kann, das auf die medizinische Vorrichtung aufgebracht werden muss, damit die medizinische Vorrichtung die Bewegung ausführt, und
- R einen Widerstand jeder Spule des Spulensatzes darstellen kann.

Das Bestimmen des Drehmoments kann die Lösung eines weiteren Optimierungsproblems umfassen, um das Drehmoment zu minimieren, das auf den Katheter aufgebracht werden muss, so dass der Katheter die Bewegung ausführt.
Der Katheter kann einen flexiblen, im Wesentlichen stabförmigen Abschnitt umfassen. Zusätzlich oder alternativ kann die Bewegung eine Verformung des stabförmigen Abschnitts umfassen, die zu einer Bewegung einer Spitze des stabförmigen Abschnitts führt.
Die Lösung des weiteren Optimierungsproblems kann Bestimmen der Verformung des stabförmigen Abschnitts umfassen, die für die Bewegung der Spitze des stabförmigen Abschnitts von einer tatsächlichen Position zu einer gewünschten Position erforderlich ist, so dass ein Drehmoment, das für die Verformung des stabförmigen Abschnitts erforderlich ist, minimiert wird. Zusätzlich oder alternativ kann das Lösen des weiteren Optimierungsproblems Bestimmen des Drehmoments umfassen, das auf den Katheter aufgebracht werden muss, damit der Katheter die Bewegung ausführt, die dem Drehmoment entspricht, das für die Verformung des stabförmigen Abschnitts erforderlich ist.
Die Verformung, die für die Bewegung der Spitze des stabförmigen Abschnitts von der tatsächlichen Position zur gewünschten Position erforderlich ist, kann mit Hilfe eines Modells, optional eines Cosserat-Modells, bestimmt werden, das die nichtlineare Dynamik des stabförmigen Abschnitts darstellt.
Zusätzlich oder alternativ kann eine Vorrichtung zur Durchführung eines zweiten Verfahrens zur Steuerung einer Bewegung des vorstehend beschriebenen Katheters in einem Magnetfeld vorgesehen werden. Die vorstehnend aufgeführte Beschreibung in Bezug auf das erste Verfahren gilt mutatis mutandis für das zweite Verfahren und umgekehrt.
Das zweite Verfahren umfasst Bestimmen eines Drehmoments, das auf den Katheter aufgebracht werden muss, damit der Katheter die Bewegung ausführt. Das Bestimmen des auf den Katheter anzuwendenden Drehmoments umfasst das Lösen eines Optimierungsproblems, um das Drehmoment, das auf den Katheter aufgebracht werden muss, so zu minimieren, so dass der Katheter die Bewegung ausführt.
Das zweite Verfahren umfasst Bestimmen eines Stroms, der dem Spulensatz zugeführt werden muss, um das bestimmte Drehmoment zu erreichen.
Das zweite Verfahren umfasst Versorgen des Spulensatzes mit dem bestimmten Strom, so dass der Katheter die Bewegung ausführt.
Der Katheter kann einen flexiblen, im Wesentlichen stabförmigen Abschnitt umfassen. Zusätzlich oder alternativ kann die Bewegung eine Verformung des stabförmigen Abschnitts umfassen, die zu einer Bewegung einer Spitze des stabförmigen Abschnitts führt.
Das Lösen des Optimierungsproblems (zur Minimierung des Drehmoments) kann das Bestimmen der Verformung des stabförmigen Abschnitts umfassen, die für die Bewegung der Spitze des stabförmigen Abschnitts von einer tatsächlichen Position zu einer gewünschten Position erforderlich ist, so dass ein Drehmoment, das für die Verformung des stabförmigen Abschnitts erforderlich ist, minimiert wird. Zusätzlich oder alternativ kann die Lösung des Optimierungsproblems (zur Minimierung des Drehmoments) das Bestimmen des Drehmoments umfassen, das auf den Katheter aufgebracht werden muss, damit der Katheter die Bewegung ausführt, die dem Drehmoment entspricht, das für die Verformung des stabförmigen Abschnitts erforderlich ist.
Die Verformung, die für die Bewegung der Spitze des stabförmigen Abschnitts von der tatsächlichen Position zur gewünschten Position erforderlich ist, kann mit Hilfe eines Modells, optional eines Cosserat-Modells, bestimmt werden, das die nichtlineare Dynamik des stabförmigen Abschnitts darstellt.
Mindestens eines der vorstehend beschriebenen Verfahren kann ein Empfang von Benutzereingaben in Bezug auf die Bewegung über eine, optional einen Joystick umfassende, Benutzerschnittstelle des Katheters umfassen.
Mindestens eines der vorstehend beschriebenen Verfahren kann das Bestimmen der tatsächlichen Position des Katheters, optional der Spitze davon, unter Verwendung medizinischer Bildgebung umfassen. Zusätzlich oder alternativ kann mindestens eines der vorstehend beschriebenen Verfahren ein automatisches Steuern der Bewegung auf der Grundlage der bestimmten tatsächlichen Position umfassen.
Mindestens eines der vorstehend beschriebenen Verfahren kann die Anzeige einer tatsächlichen Position des Katheters, optional der Spitze davon, und/oder einer Position des Katheters, optional der Spitze davon, nach Durchführung der Bewegung auf einer Anzeigevorrichtung umfassen. Die Anzeigevorrichtung kann mit der medizinischen Vorrichtung und/oder einer medizinischen Bildgebungsvorrichtung verbunden sein.
Mindestens eines der vorstehend beschriebenen Verfahren kann die Anzeige der tatsächlichen Position des Katheters und/oder der Position des Katheters nach Durchführung der Bewegung in Bezug auf ein Gewebe, optional eines Menschen oder eines Tieres, auf der Anzeigevorrichtung umfassen.
Bei mindestens einem der vorstehend beschriebenen Verfahren kann das Magnetfeld durch eine medizinische Bildgebungsvorrichtung, optional eine Magnetresonanzbildgebungsvorrichtung, erzeugt werden.
Bei mindestens einer der vorstehend beschriebenen Verfahrenen kann das Magnetfeld ein statisches Magnetfeld sein.
Zusätzlich oder alternativ kann eine Datenverarbeitungsvorrichtung bereitgestellt werden, die so konfiguriert ist, dass sie mindestens eines der vorstehend beschriebenen Verfahren zumindest teilweise durchführt.
Zusätzlich oder alternativ kann ein Computerprogramm bereitgestellt werden, wobei das Computerprogramm Anweisungen enthalten kann, die, wenn das Programm von einem Computer, z. B. der Datenverarbeitungsvorrichtung, ausgeführt wird, den Computer veranlassen, mindestens eines der vorstehend beschriebenen Verfahren zumindest teilweise auszuführen.
Zusätzlich oder alternativ kann ein computerlesbares (Speicher-)Medium bereitgestellt werden, wobei das computerlesbare Medium Anweisungen enthält, die, wenn sie von einem Computer ausgeführt werden, den Computer veranlassen, mindestens eines der vorstehend beschriebenen Verfahren zumindest teilweise auszuführen.
Nachfolgend werden Definitionen von Begriffen, die in dieser Beschreibung verwendet werden, angegeben, wobei die jeweilige Beschreibung nur eine mögliche spezifische Definition von vielen möglichen Definitionen des jeweiligen Begriffs darstellt und somit nicht beabsichtigt ist, den Umfang der Offenbarung auf diese spezifische Definition einzuschränken.
Sofern nicht anders definiert, weisen alle hierin verwendeten technischen und wissenschaftlichen Begriffe die gleiche Bedeutung auf, wie sie von einem Fachmann auf dem Gebiet, zu dem diese Offenbarung gehört, allgemein verstanden wird. Gibt es für einen Begriff mehrere Definitionen, so sind, sofern nicht anders angegeben, die Definitionen in diesem Abschnitt maßgebend.
Wo immer hier die Ausdrücke „zum Beispiel“, „wie“, „einschließlich“ und dergleichen verwendet werden, soll der Ausdruck „und ohne Einschränkung“ folgen, sofern nicht ausdrücklich etwas anderes angegeben ist. In ähnlicher Weise sind „ein Beispiel“, „beispielhaft“ und dergleichen als nicht einschränkend zu verstehen.
Der Begriff „im Wesentlichen“ lässt Abweichungen vom Deskriptor zu, die sich nicht nachteilig auf den beabsichtigten Zweck auswirken. Beschreibende Begriffe sind so zu verstehen, dass sie durch den Begriff „im Wesentlichen“ modifiziert werden, auch wenn das Wort „im Wesentlichen“ nicht ausdrücklich erwähnt wird.
Der Begriff „ungefähr“ bezieht sich im Zusammenhang mit einem numerischen Wert auf den tatsächlich gegebenen Wert und auf die Annäherung an diesen Wert, die von einem Fachmann vernünftigerweise abgeleitet werden kann, einschließlich Annäherungen aufgrund der Versuchs- und/oder Messbedingungen für diesen Wert.
Die Begriffe „umfassend“ und „einschließlich“ und „aufweisend“ und „einbeziehend“ (und in ähnlicher Weise „umfasst“, „schließt ein“, „aufweist“ bzw. „mit“ und „bezieht ein“) und dergleichen werden austauschbar verwendet und haben die gleiche Bedeutung. Insbesondere wird jeder der Begriffe in Übereinstimmung mit der im US-Patentrecht üblichen Definition des Begriffs „umfassend“ definiert und daher als offener Begriff ausgelegt, der „mindestens das Folgende“ bedeutet, und er wird auch so ausgelegt, dass er zusätzliche Merkmale, Beschränkungen, Aspekte usw. nicht ausschließt. So bedeutet beispielsweise „eine Vorrichtung mit den Bestandteilen a, b und c“, dass die Vorrichtung mindestens die Bestandteile a, b und c umfasst. Ebenso bedeutet die Formulierung „ein Verfahren mit den Schritten a, b und c“, dass das Verfahren mindestens die Schritte a, b und c umfasst.
Sofern der Kontext nicht eindeutig etwas anderes erfordert, sind die Wörter „umfassen“, „umfassend“ und dergleichen in der Beschreibung und in den Ansprüchen in einem einschließenden Sinne und nicht in einem ausschließenden oder erschöpfenden Sinne zu verstehen, d. h. im Sinne von „einschließlich, aber nicht beschränkt auf“.
Der Begriff „Verfahren“, wie er hier verwendet wird, kann ein computerimplementiertes Verfahren umfassen. Der Ausdruck „computerimplementiertes Verfahren“ umfasst Ansprüche, die Computer, Computernetze oder andere programmierbare Vorrichtungen einbeziehen, wobei mindestens ein Merkmal mit Hilfe eines Programms realisiert wird. Ein computerimplementiertes Verfahren kann ein Verfahren sein, das zumindest teilweise von einer Datenverarbeitungseinheit, z. B. einem Computer, ausgeführt wird.
Der Begriff „Steuerung“ kann als ein Vorgang in einem System definiert werden, bei dem eine oder mehrere Größen als Eingangsgrößen andere Größen als Ausgangsgrößen aufgrund der dem System eigenen Gesetzmäßigkeiten beeinflussen. Zusätzlich oder alternativ kann der Begriff „Regelung“ als ein Vorgang definiert werden, bei dem eine Größe, die Regelgröße (die zu regelnde Größe), kontinuierlich erfasst, mit einer anderen Größe, der Führungsgröße, verglichen und im Sinne einer Anpassung an die Führungsgröße beeinflusst wird.
Der Begriff „Bewegung“ kann jede Verschiebung oder Änderung der Position einer Vorrichtung, hier der medizinischen Vorrichtung, optional der Spitze davon, umfassen. In einer möglichen Interpretation kann die Bewegung eine Bewegung sein. Eine Bewegung kann das Phänomen sein, bei dem ein Objekt, hier die medizinische Vorrichtung, optional der Spitze davon, seine Position in Bezug auf Raum und Zeit, optional das Magnetfeld, ändert.
Der Begriff „Bestimmen“ kann die Durchführung einer oder mehrerer mathematischer Operationen umfassen, um auf der Grundlage einer gegebenen Eingabe in einer bestimmten Weise eine gewünschte Ausgabe zu bestimmen.
Der Begriff „Drehmoment“ kann das rotatorische Äquivalent einer linearen Kraft sein. Der Begriff „Drehmoment“ kann auch als Moment, Kraftmoment, Rotationskraft oder Dreheffekt bezeichnet werden. Das Drehmoment kann die Fähigkeit einer Kraft darstellen, eine Änderung in der Drehbewegung eines Körpers, wie z. B. des stabförmigen Abschnitts der medizinischen Vorrichtung, zu bewirken. Das Drehmoment kann definiert werden als das Produkt aus der Größe der Kraft und dem senkrechten Abstand der Wirkungslinie der Kraft von der Drehachse. In drei Dimensionen kann das Drehmoment ein Pseudovektor sein; bei Punktteilchen ist es durch das Kreuzprodukt aus dem Positionsvektor (Abstandsvektor) und dem Kraftvektor gegeben. Die Größe des Drehmoments eines starren Körpers kann von drei Größen abhängen: der aufgebrachten Kraft, dem Hebelarmvektor, der den Punkt, um den das Drehmoment bestimmt wird, mit dem Punkt der Kraftaufbringung verbindet, und dem Winkel zwischen dem Kraft- und dem Hebelarmvektor. Das Drehmoment kann durch die Kraft definiert werden, die auf die Spitze der medizinischen Vorrichtung einwirkt.
Anstelle des Begriffs „Strom“ bzw. „Stromstärke“ kann auch der Begriff „elektrischer Strom“ bzw. „elektrische Stromstärke“ verwendet werden. Ein elektrischer Strom ist ein Strom geladener Teilchen, wie z. B. Elektronen oder Ionen, die sich durch einen elektrischen Leiter oder einen Raum bewegen. Er wird als Nettostrom elektrischer Ladung durch eine Oberfläche oder in ein Kontrollvolumen bestimmt. Die sich bewegenden Teilchen werden als Ladungsträger bezeichnet, die je nach Leiter eine von mehreren Arten von Teilchen sein können. In elektrischen Schaltkreisen sind die Ladungsträger oft Elektronen, die sich durch einen Draht bewegen. In Halbleitern können es Elektronen oder Löcher sein. In einem Elektrolyten sind die Ladungsträger Ionen, während sie in einem Plasma, einem ionisierten Gas, Ionen und Elektronen sind. Die SI-Einheit des elektrischen Stroms bzw. der elektrischen Stromstärke ist das Ampere, d. h. der Fluss elektrischer Ladung durch eine Oberfläche mit der Geschwindigkeit von einem Coulomb pro Sekunde. Elektrische Ströme erzeugen magnetische Felder, die dazu verwendet werden können, die medizinische Vorrichtung im (externen) Magnetfeld zu bewegen oder zu betätigen. In gewöhnlichen Leitern verursachen sie eine Joule-Erwärmung.
Anstelle des Begriffs „Spule“ kann auch der Begriff „elektromagnetische Spule“ verwendet werden. Eine elektromagnetische Spule kann ein elektrischer Leiter sein, z. B. ein Draht in Form einer Spule, Spirale oder Wendel. Ein elektrischer Strom kann durch den Draht der Spule geleitet werden, um ein Magnetfeld zu erzeugen. Ein Strom durch einen beliebigen Leiter erzeugt aufgrund des Ampere'schen Gesetzes ein kreisförmiges Magnetfeld um den Leiter. Ein Vorteil der Spulenform kann darin bestehen, dass sie die Stärke des durch einen bestimmten Strom erzeugten Magnetfelds erhöht. Die von den einzelnen Drahtwindungen erzeugten Magnetfelder gehen alle durch die Mitte der Spule und addieren (überlagern) sich, um dort ein starkes Feld zu erzeugen. Je mehr Wicklungen der Draht aufweist, desto stärker kann das erzeugte Feld sein und desto stärker kann der Effekt der Joule-Erwärmung sein.
Ein Optimierungsproblem kann als das Problem beschrieben werden, die im Wesentlichen beste Lösung aus allen realisierbaren Lösungen zu finden.
Der Katheter ist eine medizinische Vorrichtung. Ein medizinische Vorrichtung kann jede Vorrichtung sein, die für medizinische Zwecke verwendet werden soll. Nach einer möglichen Definition kann eine medizinische Vorrichtung ein Instrument, ein Apparat, ein Gerät, eine Maschine, eine Einrichtung, ein Implantat, ein In-vitro-Reagenz oder ein ähnlicher oder verwandter Gegenstand, einschließlich eines Bestandteils oder Zubehörs, sein, der zur Diagnose von Krankheiten oder anderen Zuständen oder zur Heilung, Linderung, Behandlung oder Verhütung von Krankheiten bestimmt ist, bei Menschen oder anderen Tieren und/oder zur Beeinflussung des Aufbaus oder einer Funktion des Körpers von Menschen oder anderen Tieren bestimmt sind und die ihre primäre Zweckbestimmung nicht durch eine chemische Wirkung im oder am Körper von Menschen oder anderen Tieren erreichen und die zur Erreichung ihrer primären Zweckbestimmung nicht verstoffwechselt werden müssen. Der Begriff „medizinische Vorrichtung“ kann Softwarefunktionen umfassen, muss aber nicht. Nach einer anderen möglichen Definition kann der Begriff „medizinische Vorrichtung“ alle einzeln oder in Kombination verwendeten Instrumente, Apparate, Einrichtungen, Software, Stoffe oder sonstigen Gegenstände, einschließlich der vom Hersteller speziell für diagnostische und/oder therapeutische Zwecke bestimmten und für die ordnungsgemäße Anwendung erforderlichen Software, bezeichnen, die vom Hersteller für die Anwendung bei Menschen oder Tieren zur Diagnose, Verhütung, zur Diagnose, Vorbeugung, Überwachung, Behandlung oder Linderung von Krankheiten, zur Diagnose, Überwachung, Behandlung, Linderung oder zum Ausgleich einer Verletzung oder Behinderung, zur Untersuchung, zum Ersatz oder zur Veränderung der Anatomie oder eines physiologischen Vorgangs und/oder zur Empfängnisregelung bestimmt ist und die ihre bestimmungsgemäße Hauptwirkung im oder am menschlichen und/oder tierischen Körper nicht auf pharmakologischem, immunologischem oder metabolischem Wege erzielt, die aber in ihrer Funktion durch solche Mittel unterstützt werden kann.
Anstelle des Begriffs „Widerstand“ kann auch der Begriff „elektrischer Widerstand“ verwendet werden. Der Widerstand multipliziert mit dem Strom kann der (elektrischen) Spannung entsprechen.
Ein stabförmiger Abschnitt kann ein Abschnitt oder Teil der medizinischen Vorrichtung sein, der bzw. das einen im Wesentlichen kreisförmigen Querschnitt aufweisen kann. Der stabförmige Abschnitt kann eine zylindrische Form aufweisen, wobei eine Höhe oder Länge des stabförmigen Abschnitts den Durchmesser des stabförmigen Abschnitts übersteigt. Die Spitze des stabförmigen Abschnitts kann der äußerste Teil des stabförmigen Abschnitts in einer Vorwärtsrichtung der medizinischen Vorrichtung sein. Die Spitze des stabförmigen Abschnitts kann einen Bereich um den Umfang am oder in der Nähe des Endes des äußersten Teils des stabförmigen Abschnitts umfassen. Der stabförmige Abschnitt kann ein Rohr umfassen oder durch ein solches realisiert werden. Die Spitze kann als Einführspitze der medizinischen Vorrichtung bezeichnet werden.
Das Cosserat-Modell kann auf der Stabtheorie von Cosserat beruhen. Dieser Ansatz kann eine im Wesentlichen exakte Lösung für die Statik eines Kontinuumsroboters ermöglichen, da er keinen Annahmen unterliegt. Es löst eine Reihe von Gleichgewichtsgleichungen zwischen Position, Orientierung, innerer Kraft und Drehmoment des Roboters, hier der medizinischen Vorrichtung, optional des stabförmigen Abschnitts davon. Die Erstellung eines genauen Modells, das die Form eines Kontinuumsroboters vorhersagen kann, ermöglicht es, die Form des Roboters richtig zu steuern.
Ein Katheter kann einen dünnen Schlauch umfassen, der aus medizinischem Material hergestellt wird und eine Vielzahl von Funktionen erfüllt. Katheter sind medizinische Vorrichtungen, die in den Körper eingebracht werden können, um Krankheiten zu behandeln und/oder einen chirurgischen Eingriff vorzunehmen. Durch Modifizierung des Materials oder Anpassung der Herstellungsweise von Kathetern ist es möglich, Katheter für kardiovaskuläre, urologische, gastrointestinale, neurovaskuläre und ophthalmologische Anwendungen maßzuschneidem. Das Einführen eines Katheters wird als „Katheterisierung“ bezeichnet. Ein Katheter kann einen dünnen, flexiblen Schlauch („weicher“ Katheter) umfassen, wobei Katheter je nach Anwendung unterschiedlich steif sind. Dies kann durch das (Cosserat-)Modell berücksichtigt werden. Der Katheter kann so gestaltet sein, dass er in eine Körperhöhle, einen Kanal oder ein Gefäß, das Gehirn, die Haut oder das Fettgewebe eingebracht werden kann. Funktionell kann der Katheter eine Drainage, die Verabreichung von Flüssigkeiten oder Gasen, den Zugang für chirurgische Instrumente und/oder eine Vielzahl anderer Aufgaben ermöglichen, je nach Art des Katheters. Der Katheter kann eine so genannte Sonde sein, die in der präklinischen oder klinischen Forschung für die Probenahme von lipophilen und hydrophilen Verbindungen, proteingebundenen und ungebundenen Arzneimitteln, Neurotransmittern, Peptiden und Proteinen, Antikörpern, Nanopartikeln und Nanocarriern, Enzymen und Vesikeln verwendet wird.
Bei einem endovaskulären Katheter kann es sich um einen Katheter handeln, der für die endovaskuläre Aneurysmenreparatur (EVAR) konfiguriert ist. EVAR ist eine Art der minimalinvasiven endovaskulären Chirurgie, die zur Behandlung von Pathologien der Aorta, meist eines abdominalen Aortenaneurysmas (AAA), eingesetzt wird. Bei der Behandlung von Erkrankungen der thorakalen Aorta wird das Verfahren als TEVAR (thorakale endovaskuläre Aorten-/Aneurysmareparatur“) bezeichnet. Bei diesem Verfahren kann ein expandierbarer Stentgraft in die Aorta eingesetzt werden, um eine Aortenerkrankung zu behandeln, ohne unmittelbar an der Aorta zu operieren.
Eine medizinische Bildgebungsvorrichtung kann eine Vorrichtung sein, die für die medizinische Bildgebung verwendet wird. Medizinische Bildgebung ist die Technik und der Prozess der Fig. des Körperinneren. Die medizinische Bildgebung kann die Radiologie umfassen, die die bildgebenden Verfahren der Röntgenradiographie, der Magnetresonanztomographie, des Ultraschalls, der Endoskopie, der Elastographie, der taktilen Bildgebung, der Thermographie, der medizinischen Fotografie und/oder der nuklearmedizinischen funktionellen Bildgebungstechniken wie Positronen-Emissions-Tomographie (PET) und Einzelphotonen-Emissions-Computertomographie (SPECT) einsetzt.
Ein Magnetresonanztomograph ist eine medizinische Bildgebungsvorrichtung, die für die Magnetresonanztomographie (MRT) konfiguriert ist. Die MRT ist ein medizinisches Bildgebungsverfahren, das in der Radiologie verwendet werden kann, um Bilder der Anatomie und der physiologischen Prozesse des Körpers zu erstellen. MRT-Scanner verwenden starke Magnetfelder, Magnetfeldgradienten und Radiowellen, um Bilder von den Organen im Körper zu erzeugen.
Ein Arbeitskanal kann ein Kanal sein, der optional eine kreisförmige Form aufweist, und in dem stabförmigen Abschnitt der medialen Vorrichtung angeordnet ist. Der Arbeitskanal kann sich durch den gesamten stabförmigen Abschnitt erstrecken. Der Arbeitskanal kann verwendet werden, um eine (medizinische) Vorrichtung, ein Gas und/oder ein Fluid von einem Ende der medizinischen Vorrichtung, das sich optional außerhalb des Körpers befindet, zur Spitze des stabförmigen Abschnitts zu transportieren. Der Arbeitskanal kann permanent und/oder temporär Vorrichtungen, wie eine Kamera, einen elektrischen Draht und/oder eine Lichtquelle zumindest teilweise aufnehmen oder beherbergen.
Figurenliste

1 zeigt schematisch in einer perspektivischen Ansicht einen Katheter in einer Ausgangsposition und vier Positionen, die sich von der Ausgangsposition unterscheiden.
2 zeigt schematisch die seitlichen Spulen des Katheters aus 1.
3 zeigt schematisch einen Querschnitt durch eine Spitze des Katheters aus 1.
4 zeigt ein Flussdiagramm eines Verfahrens zur Steuerung der Bewegung des Katheters aus den 1 bis 3 in einem Magnetfeld.
5 zeigt Diagramme zur Veranschaulichung der stromoptimierten Reglerkapazitäten bei verschiedenen Anfangsausrichtungen und den entsprechenden Joule-Erwärmungseffekten, wenn die Spulen mit Strom versorgt werden.
6 zeigt ein Flussdiagramm eines weiteren Verfahrens zur Steuerung der Bewegung einer medizinischen Vorrichtung in einem Magnetfeld.

BESCHREIBUNG DER BEISPIELHAFTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Wie erforderlich, werden hier detaillierte Ausführungsformen offenbart; es versteht sich jedoch von selbst, dass die offenbartem Ausführungsformen lediglich beispielhaft für die Erfindung sind, die in verschiedenen Formen verwirklicht werden kann. Die Figuren sind nicht notwendigerweise maßstabsgetreu, und einige Merkmale können übertrieben dargestellt sein, um Details bestimmter Komponenten zu zeigen. Daher sind spezifische strukturelle und funktionelle Details, die hier offenbart werden, nicht als einschränkend zu verstehen, sondern lediglich als Grundlage für die Ansprüche und als repräsentative Basis, um dem Fachmann zu zeigen, wie er die vorliegende Erfindung auf verschiedene Weise anwenden kann.
Im Folgenden wird eine Lösung für das Problem der durch die Lorentzkraft induzierten Erwärmung beschrieben, ohne dass eine aktive Kühlung oder eine Begrenzung der Aktivierungszeiten der Mikrospule für die Steuerung einer medizinischen Vorrichtung erforderlich ist. Dies wird durch eine hitzemindemde Design- und Aktivierungsstrategie erreicht, die die bereits erwähnten 44 °C als Schwellenwert für eine sichere Navigation im Körper verwendet (unter der Annahme keines arteriellen Flusses; Worst-Case-Szenario).
In 1 ist ein Katheter 1 in einer perspektivischen Ansicht in fünf verschiedenen Zuständen/Positionen dargestellt. Weiterhin ist ein kartesisches Koordinatensystem dargestellt, das eine X-Achse, eine Y-Achse und eine Z-Achse umfasst, wobei ein Winkel zwischen diesen Achsen jeweils 90° beträgt. Ein Magnetfeld mit einem Magnetfeldvektor B₀ der parallel zur X-Achse ausgerichtet ist, ist vorhanden.
Der Katheter 1 umfasst einen stabförmigen Abschnitt 3 und eine Spitze 2, die an einem distalen Ende des stabförmigen Abschnitts 3 angeordnet ist, wobei ein Spulensatz 4 an der Spitze 2 angeordnet ist.
Wie aus 3, einer Querschnittsansicht der zylindrischen Spitze 2, ersichtlich ist, umfasst der Katheter 1 einen Arbeitskanal 5, der einen runden Querschnitt aufweist und sich von der Spitze 2 durch den stabförmigen Abschnitt 3 erstreckt, so dass Vorrichtungen, Gewebe usw. von außerhalb eines Körpers, in dem sich der Katheter 1 befindet, durch den Arbeitskanal 5 in den Körper verbracht werden können und umgekehrt.
Wie in 1 ist auch in 3 ein kartesisches Koordinatensystem mit einer X-Achse, einer Y-Achse und einer Z-Achse dargestellt, wobei ein Winkel zwischen diesen Achsen jeweils 90° beträgt. Die Lage der Achsen X, Y, Z in 3 entspricht der Ausgangs-/Mittelstellung des Katers 1 in 1. Die X-Achse ist also parallel zu einer Längsrichtung der Spitze 2 und des Arbeitskanals 5 angeordnet.
Der Spulensatz 4 umfasst aus zwei axiale Spulen 6 mit rundem Querschnitt, die um den Arbeitskanal 5 angeordnet sind, wobei ein Zentrum dieser beiden axiale Spulen 6 auf der X-Achse liegt, d.h. die Wicklungen der axiale Spulen 6 sind um die X-Achse gewickelt. Mit anderen Worten, schneidet eine Gerade, die parallel zur Längsrichtung der Spitze 2 verläuft, den Mittelpunkt der beiden axialen Spulen 6. In der in den 1 und 3 dargestellten Ausgangsposition des Katheters 1, in der der Magnetfeldvektor B₀ parallel zur X-Achse verläuft, kann daher keine Lorenzkraft durch die axialen Spulen 6 erzeugt werden.
Der Spulensatz 4 umfasst vier seitliche Spulen 7 - 10, die so um die beiden axiale Spulen 6 der Spitze 2 angeordnet sind, dass eine orthogonal zur Längsrichtung der Spitze 2 stehende Gerade, d.h. eine in der YZ-Ebene angeordnete und orthogonal zur X-Achse stehende Gerade, einen Mittelpunkt der jeweiligen seitlichen Spule 7 - 10 schneidet. In der in den 1 und 3 dargestellten Ausgangsposition des Katheters 1, in der der Magnetfeldvektor B₀ parallel zur X-Achse verläuft, kann daher in der in den 1 und 3 gezeigten Ausgangsposition des Katheters 1, in der der Magnetfeldvektor parallel zur X-Achse verläuft, eine Lorenzkraft durch die seitlichen Spulen 7 - 10 erzeugt werden, wenn diese bestromt werden. Zu diesem Zweck umfasst der Katheter 1 Stromleitungen 13, die an einem äußeren Umfang eines Isolationsmaterials 12 (das die seitlichen Spulen 7-10 umgibt) der Spitze 2 angeordnet sind, um den Spulensatz 4 mit elektrischer Energie zu versorgen.
Alle seitlichen Spulen 7 - 10 sind auf derselben flexiblen Leiterplatte 14 angeordnet, die um die axialen Spulen 6 gewickelt ist, wobei eine Polymidschicht 11 zwischen den seitlichen Spulen 7 - 10 und den axiale Spulen 6 angeordnet ist (siehe 3). Wie aus 2 hervorgeht, sind die erste und die zweite der seitlichen Spulen 7, 8 in Reihe geschaltet und die dritte und die vierte der seitlichen Spulen 9, 10 sind ebenfalls in Reihe geschaltet. Wie aus 3 ersichtlich ist, sind die erste und die zweite der seitlichen Spulen 7, 8 auf gegenüberliegenden Seiten der Spitze 2 angeordnet und auch die dritte und die vierte der seitlichen Spulen 9, 10 sind auf gegenüberliegenden Seiten der Spitze 2 angeordnet, d.h. die erste und die zweite seitlichen Spule 7, 8 sind zwischen der dritten und der vierten seitlichen Spule 9, 10 angeordnet.
Die von den seitlichen Spulen 7 - 10 erzeugte Lorentzkraft führt zu einer Bewegung der Spitze 2 des Katheters 1 im Wesentlichen in der YZ-Ebene, wie in 1 dargestellt. Je nach Richtung/Polarität des den seitlichen Spulen 7 - 10 zugeführten Stroms (in 1 mit +I und -I bezeichnet) bewegt sich die Spitze 2 nach links oder rechts, wenn die erste und die zweite seitlichen Spule 7, 8 bestromt werden, und nach oben oder unten, wenn die dritte und die vierte seitlichen Spule 9, 10 bestromt werden. Natürlich können diese Bewegungen auch kombiniert werden, z. B. indem die Spitze 2 gleichzeitig nach oben und nach rechts bewegt wird. Mit dieser Vierfachspulenanordnung lassen sich also vier Freiheitsgrade realisieren.
Wenn ein Winkel von 90° erreicht ist, d.h. wenn der stabförmige Abschnitt 3 so weit gebunden ist, dass der Magnetfeldvektor der Spitze 2 B₀ und der Mittelpunkt der seitlichen Spulen 7-10 parallel sind, wird keine Lorentzkraft durch die seitlichen Spulen 7-10 erzeugt und die axialen Spulen 6 können zur Überwindung dieses Punktes verwendet werden.
Die Windungszahl der vier seitlichen Spulen 7 - 10 kann zwischen 2 und 40 (d. h. einschließlich 2 und 40) bzw. zwischen 4 und 30 (d. h. einschließlich 4 und 30) liegen. Im vorliegenden Fall beträgt die Windungszahl der vier seitlichen Spulen 7 - 10 jedoch jeweils 7 (sieben). Zusammen mit der rechtwinkligen archimedischen Spirale kann bei planaren Wicklungen der seitlichen Spulen 7 - 10, die durch Laserbearbeitung hergestellt werden, ein sehr kleiner Durchmesser der Spitze 2 erreicht werden, z. B. etwa 1 mm.
Dies wird im Folgenden anhand einer bestimmten Implementierung der Offenbarung näher erläutert, die nur zu Erläuterungszwecken beschrieben wird und den Umfang der Offenbarung, insbesondere der Ansprüche, in keiner Weise einschränken soll.
Lorentzkraft-Aktuatoren haben sich aufgrund ihrer Präzision, ihrer hohen Kraftausbeute und ihrer Skalierbarkeit für die Integration in weichen Vorrichtungen als effektiv für verschiedene robotische/medizinische Anwendungen erwiesen. Diese Aktuatoren nutzen externe Magnetfelder, um eine Kraft zu erzeugen, die unmittelbar für die Roboterbetätigung gesteuert wird. Daher können Lorentzkraft-Aktuatoren das hohe externe Magnetfeld, wie es in MRT-Umgebungen entsteht, zur Entwicklung von Robotervorrichtungen nutzen.
Die Integration solcher Aktuatoren in Katheter wurde durch die Verwendung von Kupferspulen für die Lorentzkraft-basierte Steuerung in Blutgefäßen und im Herzen demonstriert. Bei diesem Ansatz führt die Steuerung der Strompolarität der Mikrospule unmittelbar zu einer Deflektion der Spitze 2 in die entsprechende Richtung (siehe 1). Das erzeugte magnetische Moment m und das entsprechende Drehmoment T lassen sich anhand der Anzahl der Spulenwindungen N, des Stroms I und des Flächennormalenvektors A einer Spulenwindung sowie des magnetischen Feldvektors (z. B. in einem MR-Scanner) bestimmen (B₀ = (0, 0, B₀)), wobei B₀ das (z. B. gleichmäßige, permanente, d. h. statische) magnetische Feld (z. B. innerhalb des MRT) ist. Diese Beziehung wird durch (Gleichung 1) $T = m \times B_{0} = NI (A \times B_{0})$
dargestellt, die verwendet werden kann, um das axiale Spulendrehmoment für einen Katheter mit Lorentzkraftbetätigung und gleich großen Spulenwindungen zu bestimmen. Bei der Implementierung von Sattelspulen (seitlichen Spulen) können Mikrospulen in die Katheterspitze integriert werden, um zusätzliche Freiheitsgrade (DoF) zu erhalten. Die Designoptimierung eines (z. B. MRT-gesteuerten) Katheters 1 mit einer Vier-Spulen-Konfiguration ermöglichte die Maximierung des erreichbaren Arbeitsbereichs (z. B. innerhalb des Herzens) unter Berücksichtigung bestimmter Einschränkungen wie der Anzahl der Spulensätze und Stromeingänge.
Eine Maximierung der Anzahl der Spulenwindungen und der Fläche ist jedoch für die Navigation in engen Blutgefäßen möglicherweise nicht realisierbar. Zur Verbesserung der beiden bestehenden Konstruktionsdesigns kann die Laserbearbeitung in Verbindung mit der archimedischen Spiralform bzw. Spiralspulenform eingesetzt werden, um ein in der Ebene liegendes Mikrospulendesign mit Vierfachkonfiguration zu schaffen (siehe 2).
Das vorgeschlagene Design ermöglicht kompaktere und deutlich kleinere Katheterdurchmesser, z. B. bis zu 1 mm, als die bisher vorgeschlagenen Designs, während eine vergleichbare Steuerbarkeit erreicht wird. Bei diesem Ansatz sind beide Sattel-/seitlichen Spulensätze auf derselben Umfangsebene integriert, ohne dass im Vergleich zum Stand der Technik eine zusätzliche Schichtdicke eingebracht wird.
Im Folgenden werden die Gleichungen für eine rechteckige archimedische Spirale angegeben, um das magnetische Moment der Mikrospule abzuschätzen. Die ungefähre wirksame Fläche aller Spulenwindungen 7 - 10 kann wie folgt ausgedrückt werden (Gleichung 2) $A_{total} = \sum_{i = 0}^{N - 1} (L_{c} - w - i (w + 2 t)) (W_{c} - w - i (w + 2 t))$
und die entsprechende Gesamtleitungslänge zur Schätzung des Stromverbrauchs (Gleichung 3) $L_{coil} = \sum_{i = 0}^{N - 1} 2 (W_{c} + L_{c} - 2 i (2 t + w) - 2 w)$
Setzt man Gleichung (2) in Gleichung (1) ein, erhält man das magnetische Moment einer einzelnen Sattelspule $m = I A_{total}$
Das Erreichen größerer Biegewinkel für die auf der Lorentzkraft basierende Betätigung setzt die Maximierung des magnetischen Moments der Spule voraus. Wie aus den obigen Gleichungen hervorgeht, kann die Abstimmung verschiedener Parameter (z. B. Spulenwindungszahl, Strom, Katheterdurchmesser) die Leistung beeinflussen. In der Regel bedeutet eine größere Spulenwindungszahl eine bessere Biegeleistung aufgrund der größeren Spulenfläche. Wenn jedoch dier Strom auf den Erwärmungsschwellenwert (z. B. 0,5 W) begrenzt ist, um Erwärmungseffekte abzuschwächen, besteht eine umgekehrte Beziehung zwischen dem magnetischen Moment und der Windungszahl der Spule. Mit anderen Worten: Eine geringere Spulenwindungszahl ist ideal für die Abschwächung der Erwärmung, erfordert aber höhere Ströme, um ein derartiges elektromagnetisches Drehmoment zu erzeugen, was zu einer unerwünschten Erwärmung der Stromleitungen 13 führt. Die Verwendung größerer Stromleitungen 13 zur Verringerung der Erwärmung erhöht jedoch die strukturelle Steifigkeit je nach Drahtstärke und weist somit unerwünschte Auswirkungen auf die Steuerbarkeit des Katheters auf. Daher kann eine Mikrospulenwindungszahl in den vorstehend beschriebenen Bereichen, insbesondere von etwa 7, verwendet werden, um das magnetische Moment zu maximieren und gleichzeitig innerhalb etablierter Stromstärken für Stromleitungen 13 und eines akzeptablen Bereichs der Steifigkeit für (z. B. endovaskuläre) Katheter zu bleiben.
Im Folgenden wird ein Verfahren zur Steuerung einer Bewegung des vorstehend beschriebenen Katheters 1 in einem Magnetfeld detailliert beschrieben. Ein Flussdiagramm des Verfahrens ist in 4 dargestellt. Das Verfahren ist vorteilhaft, da die Joule-Erwärmung auch bei der vorstehend beschriebenen Konstruktion des Katheters 1 ein Problem bleiben kann und daher die Optimierung der Stromverteilung der Mikrospule (Sattel/Axial) die Leistung des Katheters 1 beeinflussen kann.
Der Katheter 1 umfasst einen flexiblen, im Wesentlichen stabförmigen Abschnitt 3. Die Bewegung der Spitze 2 umfasst eine Verformung des stabförmigen Abschnitts 3, die zu einer Bewegung der Spitze 2 und des stabförmigen Abschnitts 3 führt.
In einem ersten Schritt S1 des Verfahrens wird ein Drehmoment bestimmt, das auf den Katheter 1 aufgebracht werden muss, damit die Spitze 2 des Katheters 1 die Bewegung ausführt.
Das Bestimmen des Drehmoments kann die Lösung eines ersten Optimierungsproblems umfassen, um das auf den Katheter 1 aufzubringende Drehmoment zu minimieren, damit die Spitze 2 des Katheters 1 die Bewegung ausführt.
Die Lösung des ersten Optimierungsproblems kann das Bestimmen der Verformung des stabförmigen Abschnitts 3 umfassen, die für die Bewegung der Spitze 2 des stabförmigen Abschnitts 3 von einer tatsächlichen Position zu einer gewünschten Position erforderlich ist, so dass ein Drehmoment, das für die Verformung des stabförmigen Abschnitts 3 erforderlich ist, minimiert wird. Das Drehmoment, das auf den Katheter 1 aufgebracht werden muss, damit der Katheter 1 die Bewegung ausführt, wird dann so eingestellt, dass es gleich dem Drehmoment ist, das für die Verformung des stabförmigen Abschnitts 3 erforderlich ist.
Die Verformung, die für die Bewegung der Spitze 2 des stabförmigen Abschnitts 3 von der tatsächlichen Position zur gewünschten Position erforderlich ist, kann anhand eines Modells, optional eines Cosserat-Modells, das die nichtlineare Dynamik des stabförmigen Abschnitts 3 darstellt, bestimmt werden.
Dies wird im Folgenden anhand einer spezifischen Umsetzung der Offenbarung im Detail erläutert, die lediglich zu Erklärungszwecken beschrieben wird und den Umfang der Offenbarung, insbesondere der Ansprüche, in keiner Weise einschränken soll.
Steuerbare Katheter unterliegen während chirurgischer Eingriffe großen Verformungen/Bewegungen. Ein Verfahren zur Modellierung solcher Bewegungen, die üblicherweise zur Modellierung von elastischen Stäben und Kontinuumsstäben verwendet wird, ist die Cosserat-Stabtheorie. Das Cosserat-Stabmodell integriert die traditionelle Biegung und Verdrehung von Kirchhoff-Stäben mit zusätzlicher Dehnung und Scherung, um die volle Balkendynamik zu erfassen. Das Cosserat-Modell bildet die nichtlineare Dynamik von elastischen Stäben mit unterschiedlichen Materialien und Geometrien genau ab. Der Katheter 1 kann als ein freitragender Balken modelliert werden, auf den ein externes Drehmoment und eine Spitzenkraft wirken. Der Zustand des Katheters lässt sich durch eine Menge von N diskretisierten Segmenten $Y = {[y_{0}^{T}, y_{1}^{T}, \dots, y_{n}^{T}]}_{N}^{T} .$
Der diskretisierte Zustandsvektor für jedes Segment i enthält die Segmentposition (p_iℝ³), Orientierung (R_i ∈ SO(3)), Dehnungskraft (n ∈ ℝ³) und das Schermoment (m ∈ ℝ³), die in einem Vektor ausgedrückt werden können y_i = [p_i, R_i, n_i, m_i]. Die Rotationsmatrix wird in einem festen Koordinatensystem (z. B. MRT) zusammen mit zwei zusätzlichen Koordinatensystemen L definiert: dem Kontrollsystem C, das die Ausgangsposition der freien Länge des Katheters darstellt, und dem System T, das den Beginn der Mikrospulen lokalisiert. Daher kann ein System nichtlinearer gewöhnlicher Differentialgleichungen (ODEs) wie folgt ausgedrückt werden (Gleichungen 5 bis 8) ${\dot{p}}_{i} = R_{i} v_{i}$
${\dot{R}}_{i} = R_{i} u_{i}$
${\dot{n}}_{i} = - ρ A g$
${\dot{m}}_{i} = - {\dot{p}}_{i} \times n_{i}$
wobei v und u Tangenten- und Krümmungsvektoren sind, die wie folgt definiert sind: v = ẑ + K₁R^T n und u = K₂R^T m m, wobei ẑ_i der Einheitsvektor im lokalen Koordinatensystem ist, K₁ = diag(GA,GA,EA) und K₂ = diag(EI_A, EI_A,GJ). G, A, E, I_A, und J stehen für das Schermodul, die Querschnittsfläche, das Elastizitätsmodul, Flächenträgheitsmoment bzw. polare Trägheitsmoment. Die Vorwärtskinematik des Katheters, Y = f(n₀, m₀), kann durch numerische Integration mit dem Runge-Kutta-Algorithmus vierter Ordnung berechnet werden, wenn die Anfangsbedingungen des Katheters gegeben sind: R₀ = R_C, p₀ = p_C, n₀ = n_C, m₀ = m_C. Obwohl das vorwärtsgerichtete kinematische Modell in Form eines Anfangswertproblems für die Simulation der Katheterbewegung bei gegebener Basisdrehung bzw. Basisdyname nützlich ist, wird ein inverses kinematisches Modell benötigt, um das minimale Katheterdrehmoment zum Erreichen der gewünschten Orientierungen zu bestimmen. Ein inverses kinematisches Modell in Form eines Randwertproblems (BVP) kann mit den folgenden Randbedingungen formuliert werden: R₀ = R_C, p₀ = p_C, n_τ = 0, m_τ = τ_des und R_τ = R_des. Hier sind n_τ und η_τ: als die magnetische Drehung bzw. magnetische Dyname an der Spitze 2 des Katheters 1 ausgedrückt. Da die auf die Katheterspitze wirkende magnetische Gradientenzugkraft im Vergleich zur Größe einer verteilten Lorentzkraft vernachlässigbar ist, wird angenommen, dass nur ein Drehmoment an der Spitze 2 auftritt. Daher wird die inverse Kinematik für das gewünschte Spitzendrehmoment (τ_des= IK(R_des)) durch Lösen des folgenden Optimierungsproblems für das Spitzendrehmoment berechnet (Gleichung 9) $\underset{Y}{arg min} {‖ R_{τ, d e s} ⊟ R_{τ} ‖}_{2}^{2} + {‖ τ_{des} ‖}_{2}^{2}$
$s . t . Y = ƒ (n_{0}, m_{0})$
wobei das eingerahmte Minus (⊟ : SO(3)×SO(3)→ℝ³) der Rotationsdifferenzoperator ist, der auf dem in der Lie-Algebra definierten Matrixlogarithmus beruht. Das Spitzendrehmoment ist τ_des = m_N. Die Optimierung wird in Echtzeit mit dem in C++ implementierten iterativen Levenberg-Marquardt-Verfahren gelöst, wobei die Vorwärtskinematik des Katheters als Schussfunktion verwendet wird. Es ist wichtig zu beachten, dass der ⊟-Fehler für die Stabilität der Lösung für nahe singuläre Werte wesentlich sein kann, und die quadratische Funktion für das Spitzendrehmoment die Kostenfunktion reguliert, um inverse kinematische Lösungen mit Schleifen zu eliminieren.
In einem zweiten Schritt S2 des Verfahrens wird durch Lösung eines zweiten Optimierungsproblems jeweils ein minimaler Strom bestimmt, der jeder Spule 6, 7 -10 des Spulensatzes 4, 17 zugeführt werden muss, um das bestimmte Drehmoment (τ_des) zu erreichen.
Dies wird im Folgenden anhand einer spezifischen Umsetzung der Offenbarung im Detail erläutert, die lediglich zu Erklärungszwecken beschrieben wird und den Umfang der Offenbarung, insbesondere der Ansprüche, in keiner Weise einschränken soll.
Die auf Mikrospulen basierende Wärmeerzeugung kann durch eine optimale Stromverteilung auf die seitlichen und axialen Spulen 6, 7 -10 reduziert werden. Der Spitzenorientierungsregler umfasst daher ein zweistufiges Optimierungsschema: 1) inverse Kinematik zum Bestimmen des Drehmoments unter Verwendung von Gleichung (9) und 2) Stromverteilung der Sattel-/axiale Spulen. Ein stromoptimiertes Stromverteilungsproblem wird als nichtlineare quadratische Optimierung formuliert (Gleichungen 10 und 11) $I * = \underset{I}{arg min} {‖ τ_{coils} - τ_{des} ‖}^{2} + α {‖ I ‖}_{R}^{2}$
$s . t . τ_{coils} = τ_{side,1} + τ_{side,2} + τ_{axial}$
wobei I = [I_side,1, I_side,2, I_axial] für die Ströme der Sattel-/Siebe und der axiale Spulen und x_coil das Gesamtdrehmoment darstellt, das von einer Sattel- und einer axiale Spule erzeugt wird (6, 7 - 10). Der erste Term der Kostenfunktion dient der Übereinstimmung zwischen dem gewünschten Spitzendrehmoment und dem Gesamtdrehmoment der Spule, und der zweite Term ist der Kostenfaktor für den Stromverbrauch der Spule, wobei R = diag(R_side,1, R_side,2, R_axial] der Widerstand der Spulen ist. Aufgrund des Größenunterschieds zwischen dem Drehmomentfehler und den induzierten Strömen wird eine α-Konstante einbezogen (die mit Hilfe einer Gittersuche bestimmt wird, um die beste fitting zu finden; 1 × 10-6). Auch diese Optimierung wird mit dem Levenberg-Marquardt-Verfahren gelöst. 5 zeigt einen Vergleich zwischen der Betätigung von Spulen mit gleichverteiltem Strom und dem optimalen Ansatz. In 5 definiert A-i) den Anfangswinkel zwischen der Katheterspitze 2 und B₀ Feldvektor, y, und die endgültige Ausrichtung der Spitze, 0, nach der Anregung. A,B) stellen dar, wann die Vierfach-Konfigurations-Mikrospule (QCM) mit der Ausrichtung auf und senkrecht zu der B₀ field ausgerichtet ist. Der Strom wurde zwischen den beiden Anregungsschemata in (A-i) und (B-i) verglichen: gleichmäßig verteilter (E.D.) Stromund optimierte Stromverteilung zwischen den Spulen. Der eingesparte Strom bei Verwendung des optimalen Ansatzes ist gleich der Fläche zwischen den beiden Kurven. (A-ii) und (B-ii) zeigen die Stromverteilung bei beiden Betätigungsschemata. (A-iii) und (B-iii) zeigen den eingesparten Geststrom bei Verwendung des stromoptimierten Reglers. Die Optimierung der Stromverteilung minimiert den Stromverbrauch und die Joule'schen Erwärmungseffekte, indem die axialen Spulen 6 beim Erreichen von Winkeln zwischen 90° und 160° bevorzugt werden (5A-ii), was zu einem Anstieg des eingesparten Stroms führt. Bei einem Winkel von mehr als 160° erzeugen die seitlichen Spulen 7-10 ein größeres Drehmoment, was zu einer Umverteilung des Stroms und damit zu einem Verlust des einggesparten Stroms führt. Dieses Phänomen wird auch beobachtet, wenn y = 90° ist (5B-ii); zwischen 20° und 50° werden die axialen Spulen 6 bevorzugt behandelt. Bei Winkeln unter 20° kommt es zu einer Umverteilung des Stroms in Richtung der seitlichen Spulen 7 - 10, da der Katheter parallel zur Achse ausgerichtet ist. B₀ fieldvektor ausrichtet. Aufgrund der Unterschiede im Spulenwiderstand zwischen den Sattel-/seitlichen Spulen und den axiale Spulen 6, 7 - 10 können erhebliche Stromänderungen beobachtet werden (5A-iii, B-iii). 5A-iii zeigt, dass bei kleineren Winkeln ein Strom von 3 mW und bei größeren Winkeln bis zu 50 mW erhalten bleibt, wenn der Katheter 1 auf den B₀ fieldvektor ausgerichtet ist. 5B-iii zeigt eine eingesparte Stromgröße von 10 mW, wenn γ = 90° und der Katheter 1 parallel zum B₀ field-Vektor ausrichtet. Unabhängig von der anfänglichen Ausrichtung kann ein eingesparter Strom von 25 % nachgewiesen werden. Eine solcher eingsparter Strom verbessert die allgemeine Sicherheit des Katheters während der Steuerung bei niedrigen Drehwinkeln und vergrößert den Arbeitsbereich des Katheters bei höheren Winkeln um bis zu 10°.
In einem dritten Schritt S3 des Verfahrens wird jeder Spule des Spulensatzes 6, 7 - 10 jeweils der bestimmte Mindeststrom (I_side1, I_side2, I_axial) zugeführt, so dass die Spitze 2 des Katheters 1 die Bewegung ausführt.
In der 6 wird ein Flussdiagramm für ein weiteres Verfahren zur Steuerung der Bewegung der medizinischen Vorrichtung 1, 15 in einem statischen Magnetfeld gezeigt, das durch eine medizinische Bildgebungsvorrichtung, hier eine Magnetresonanz-Bildgebungsvorrichtung, erzeugt wird. Das Verfahren umfasst die vorstehend beschriebenen Schritte S1 - S3. Das Verfahren umfasst ferner in einem ersten Schritt S0 den Empfang von Benutzereingaben in Bezug auf die Bewegung über eine Benutzerschnittstelle, die optional einen Joystick umfasst. Die Benutzerschnittstelle kann unmittelbar oder mittelbar, z.B. über eine Steuervorrichtung, mit der medizinischen Vorrichtung 1, 15 verbunden sein. Das Verfahren umfasst ferner einen vierten Schritt S4, der gleichzeitig mit den Schritten S0 - S4 durchgeführt wird, wobei dieser Schritt S4 die kontinuierliche Bestimmung einer tatsächlichen Position der medizinischen Vorrichtung 1, 15, optional der Spitze 2, 16 davon, unter Verwendung medizinischer Bildgebung, hier der MRT, und die kontinuierliche Anzeige der bestimmten Position der medizinischen Vorrichtung auf einer Anzeigevorrichtung in Bezug auf ein Gewebe, optional eines Menschen oder eines Tieres, in dem sich die medizinische Vorrichtung 1, 15 befindet, umfasst.

Claims

Katheter, optional ein endovaskulärer Katheter, wobei der Katheter umfasst: - eine Spitze, die optional einen Arbeitskanal umfasst, der sich durch die Spitze des Katheters erstreckt, - ein Spulensatz, der die Spitze umgibt, und - Stromkabel, die so angeordnet sind, dass sie den Spulensatz mit elektrischer Energie versorgen, - wobei der Spulensatz vier seitliche Spulen umfasst, die so um die Spitze herum angeordnet sind, dass eine orthogonal zur Längsrichtung der Spitze stehende Gerade einen Mittelpunkt der jeweiligen seitlichen Spule schneidet.
Katheter nach Anspruch 1, wobei: - eine erste und eine zweite der seitliche Spulen in Reihe geschaltet sind, - eine dritte und eine vierte der seitliche Spulen in Reihe geschaltet sind, - die erste und die zweite der seitliche Spulen auf gegenüberliegenden Seiten der Spitze angeordnet sind, und - die dritte und die vierte der seitlichen Spulen auf gegenüberliegenden Seiten der Spitze und zwischen der ersten und der zweiten der seitlichen Spulen angeordnet sind.
Katheter nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Windungszahl mindestens einer der vier seitlichen Spulen zwischen 2 und 40, optional 4 und 30, weiter optional 7 liegt.
Katheter nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei der Spulensatz mindestens eine axiale Spule umfasst, die so um die Spitze herum angeordnet ist, dass eine parallel zur Längsrichtung der Spitze verlaufende Gerade einen Mittelpunkt der mindestens einen axialen Spule kreuzt.
Katheter nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei mindestens eine der Spulen des Spulensatzes durch Laserbearbeitung, Laserlithografie und/oder manuelles Wickeln hergestellt wurde.
Katheter nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei mindestens eine der Spulen des Spulensatzes eine, optional rechteckige, archimedische Spiralform aufweist.
Katheter nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei mindestens eine der Spulen des Spulensatzes eine in der gleichen Ebene angeordnete Form aufweist.
Katheter nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei die vier seitlichen Spulen auf derselben, optional flexiblen, Leiterplatte angeordnet sind.
Vorrichtung, die so konfiguriert ist, dass sie ein Verfahren zur Steuerung einer Bewegung eines Katheters nach einem der Ansprüche 1 bis 8 in einem Magnetfeld durchführt, wobei das Verfahren umfasst: - Bestimmen eines Drehmoments, das auf den Katheter aufgebracht werden muss, damit der Katheter die Bewegung ausführt, - Bestimmen eines Mindeststroms, der jeder Spule des Spulensatzes zugeführt werden muss, um das bestimmte Drehmoment zu erreichen, indem ein Optimierungsproblem gelöst wird, und - Zuführen jeder Spule des Spulensatzes den bestimmten Mindeststrom, so dass der Katheter die Bewegung ausführt.
Vorrichtung nach Anspruch 9, wobei das Optimierungsproblem wie folgt definiert ist: $I * = \underset{I}{argmin} {‖ τ_{coils} - τ_{des} ‖}^{2} + α {‖ I ‖}_{R}^{2}$
wobei: - I einen Strom darstellt, der jeweils jeder Spule des Spulensatzes zugeführt wird, - τ_coils ein Gesamtdrehmoment darstellt, das von dem Spulensatz erzeugt wird, wenn er mit dem Strom I versorgt wird, - τ_des das Drehmoment darstellt, das auf den Katheter aufgebracht werden muss, damit der Katheter die Bewegung ausführt, und - R einen Widerstand jeder Spule des Spulensatzes darstellt.
Vorrichtung nach Anspruch 9 oder 10, wobei das Bestimmen des Drehmoments das Lösen eines weiteren Optimierungsproblems umfasst, um das Drehmoment zu minimieren, das auf den Katheter aufgebracht werden muss, so dass der Katheter die Bewegung ausführt.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 11, wobei der Katheter einen flexiblen, im Wesentlichen stabförmigen Abschnitt umfasst und die Bewegung eine Verformung des stabförmigen Abschnitts umfasst, die zu einer Bewegung einer Spitze des stabförmigen Abschnitts führt.
Vorrichtung nach Anspruch 12, wobei das Lösen des weiteren Optimierungsproblems umfasst: - Bestimmen der Verformung des stabförmigen Abschnitts, die für die Bewegung der Spitze des stabförmigen Abschnitts von einer tatsächlichen Position zu einer gewünschten Position erforderlich ist, so dass ein Drehmoment, das für die Verformung des stabförmigen Abschnitts erforderlich ist, minimiert wird, und - Bestimmen des Drehmoments, das auf den Katheter aufgebracht werden muss, damit der Katheter die Bewegung ausführt, die dem Drehmoment entspricht, das für die Verformung des stabförmigen Abschnitts erforderlich ist.
Vorrichtung nach Anspruch 13, wobei die Verformung, die für die Bewegung der Spitze des stabförmigen Abschnitts von der tatsächlichen Position zur gewünschten Position erforderlich ist, unter Verwendung eines Modells, optional eines Cosserat-Modells, das die nichtlineare Dynamik des stabförmigen Abschnitts darstellt, bestimmt wird.
Vorrichtung zur Steuerung einer Bewegung eines Katheters nach einem der Ansprüche 1 bis 8 in einem Magnetfeld, wobei das Verfahren umfasst: - Bestimmen eines Drehmoments, das auf den Katheter aufgebracht werden muss, so dass der Katheter die Bewegung ausführt, wobei das Bestimmen des Drehmoments, das auf den Katheter aufgebracht werden muss, das Lösen eines Optimierungsproblems umfasst, um das Drehmoment, das auf den Katheter aufgebracht werden muss, so zu minimieren, dass der Katheter die Bewegung ausführt, - Bestimmen eines Stroms, der dem Spulensatz zugeführt werden muss, um das bestimmte Drehmoment zu erreichen, und - Versorgen des Spulensatzes mit dem bestimmten Strom, so dass der Katheter die Bewegung ausführt.
Vorrichtung nach Anspruch 15, wobei der Katheter einen flexiblen, im Wesentlichen stabförmigen Abschnitt umfasst und die Bewegung eine Verformung des stabförmigen Abschnitts umfasst, die zu einer Bewegung einer Spitze des stabförmigen Abschnitts führt.
Vorrichtung nach Anspruch 15 oder 16, wobei ein Lösen des Optimierungsproblems umfasst: - Bestimmen der Verformung des stabförmigen Abschnitts, die für die Bewegung der Spitze des stabförmigen Abschnitts von einer tatsächlichen Position zu einer gewünschten Position erforderlich ist, so dass ein Drehmoment, das für die Verformung des stabförmigen Abschnitts erforderlich ist, minimiert wird, und - Bestimmen des Drehmoments, das auf den Katheter aufgebracht werden muss, damit der Katheter die Bewegung ausführt, die dem Drehmoment entspricht, das für die Verformung des stabförmigen Abschnitts erforderlich ist.
Vorrichtung nach Anspruch 17, wobei die Verformung, die für die Bewegung der Spitze des stabförmigen Abschnitts von der tatsächlichen Position zur gewünschten Position erforderlich ist, unter Verwendung eines Modells, optional eines Cosserat-Modells, das die nichtlineare Dynamik des stabförmigen Abschnitts darstellt, bestimmt wird.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 18, wobei das Verfahren ein Empfangen von Benutzereingaben in Bezug auf die Bewegung des Katheters über eine, optional einen Joystick umfassende, Benutzerschnittstelle umfasst.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 19, wobei das Verfahren umfasst: - Bestimmen der tatsächlichen Position des Katheters, optional seiner Spitze, unter Verwendung medizinischer Bildgebung, und - automatisches Steuern der Bewegung auf der Grundlage der bestimmten tatsächlichen Position.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 20, wobei das Verfahren Anzeigen einer tatsächlichen Position des Katheters und/oder einer Position des Katheters nach Durchführung der Bewegung auf einer Anzeigevorrichtung umfasst.
Vorrichtung nach Anspruch 21, wobei das Verfahren das Anzeigen der tatsächlichen Position des Katheters und/oder der Position des Katheters nach Durchführung der Bewegung in Bezug auf ein Gewebe, optional eines Menschen oder eines Tieres, auf der Anzeigevorrichtung umfasst.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 22, wobei das Magnetfeld durch eine medizinisches Bildgebungsvorrichtung, optional eine Magnetresonanzbildgebungsvorrichtung, erzeugt wird.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 23, wobei das Magnetfeld ein statisches Magnetfeld ist.