JPH05508099A

JPH05508099A - 脈管内撮像用装置及びその方法

Info

Publication number: JPH05508099A
Application number: JP92510598A
Authority: JP
Inventors: シーベン　ウェイン; ウェイラン　マーク　ジェイ
Original assignee: ボストンサイエンティフィックリミテッド
Priority date: 1991-03-13
Filing date: 1992-03-13
Publication date: 1993-11-18
Also published as: EP0529069A1; EP0529069A4; CA2082161A1; WO1992016147A1; JP2000070270A

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】２０、前記長手方向位置合せ用パターン位置合せ用部材が、グレースケールパターンである、請求の範囲第１７項に記載の細長い部材。

２１、前記長手方向位置合せ用パターン位置合せ用部材が２進パターンである、請求の範囲第１７項に記載の細長い部材。

２２、患者の脈管構造の超音波式撮像のために役立つ細長い部材を洗浄するための方法において、ボート付きマニホルドに連結された近位端部と閉鎖された遠位端部を伴う細長いシースを提供する段階；マニホルドのボートを通して内腔内に、近位及び遠位の開口部をもちしかもシースの内腔の直径よりも小さい外径を有する洗浄用管状部材を設置する段階；洗浄用内腔の遠位端部がシースの閉鎖された遠位端部近くにあり一方洗浄用管状部材の近位端部はマニホルドのボートから近位に延びるようにシースの中に洗浄用管状部材を前進させる段階；洗浄用管状部材を通してその近位端部から遠位端部へ流体をフラッシングする段階；シース内で流体を加圧する段階；マニホルドの第２のボートを通してシースから流体の一部を排出する段階；シース内に残りの流体を保持するべくマニホルドを密封する段階；シースから洗浄用管状部材を引き出す段階；及び駆動ケーブルに接続されたトランスジューサをシースの内腔内に設置する段階、を含む洗浄方法。

２３、患者の脈管構造の超音波式撮像のために役立つ細長い部材を洗浄するための方法において、ボート付きマニホルドに連結さた近位端部と閉鎖された遠位端部を伴い、主内腔と外側内腔を有し、主内腔はその近位端部にてマニホルドのボートに連結されさらに主内腔の遠位端部は外側内腔と連絡しているような細長いシースを提供する段階；外側内腔の近位端部内へそして主内腔を通してその中に流体をフラッシングする段階；シース内の流体を加圧する段階；マニホルドのボートを通してシースから流体の一部分を排出する段階；シース内に残りの流体を保持するべくマニホルドを密封する段階；及びシースの内腔内へ駆動ケーブルに接続されたトランスジューサを設置する段階；を含む洗浄方法。

２４、患者の脈管構造の超音波式撮像のために役立つ細長い部材を洗浄するための方法において、ため込まれた気体が中を通って拡散できるような材料で作られた透過性シールをその遠位端部に伴う内腔をもち、同様にボート付きマニホルドに連結された近位端部をも有する細長いシースを提供する段階；シースの内陸内にため込まれた気体がその中を通って拡散できるようにしながら、内腔の近位端部の中に流体をフラッシングする段階；シース内の流体を加圧する段階；シース内に流体を保持するためマニホルドを密封する段階；及び駆動ケーブルに接続されたトランスジューサを（？）内に設置する段階；を含む洗浄方法。

２５、患者の体の小さな脈管の超音波式撮像のための撮像デバイス内で使用するための駆動ケーブルにおいて、この撮像デバイスには、患者の体の小さな脈管内に位置づけ可能な遠位端部及び体の外側に位置づけ可能な近位端部を伴う細長い部材、この細長い部材の遠位端部に位置づけられ脈管の壁を走査するべく操作可能であるトランスジューサ、トランスジューサへ及びトランスジューサからパルスを発生及び受理するためトランスジューサの近位端部に接続された駆動ケーブル、及び駆動ケーブルを用いて前記トランスジューサへ及びこのトランスジューサから電気信号を伝送するべく操作可能な信号プロセッサがついており、さらに、外側層化コイルアセンブリ；及びこの層化コイルアセンブリの内側にある心線、を含む駆動ケーブル。

２６、前記外側層化コイルアセンブリにはさらに前記心線のまわりに複数の同軸コイル層が含まれている、請求の範囲第２５項に記載の駆動ケーブル。

２７、前記複数の同軸コイル層が前記心線のまわりに３つの同軸コイル層を含んでいる、請求の範囲第２６項に記載の駆動ケーブル。

２８、前記外側層化コイルアセンブリがさらに少なくとも１つの平坦な電線の層で構成されている、請求の範囲第２６項に記載の駆動ケーブル。

２９、前記コイル層の各々はらせん巻きにされた平坦な電線の複数の個々のより線で構成されている、請求の範囲第２７項に記載の駆動ケーブル。

３０、前記複数のコイル層の各々の層は多数の個々のより線で構成されている、請求の範囲第２６項に記載の駆動ケーブル。

３１、前記複数の個々の層の各々は、すぐ隣りの層から反対らせん方向に巻きつけられている、請求の範囲第２６項に記載の駆動ケーブル。

３２、前記外側層化コイルアセンブリの高い導電率の材料のメッキを包含している、請求の範囲第２５項に記載の駆動ケーブル。

３３、前記心線が内部導体とこの内部導体から絶縁体によって分離された外部導体をもつ同軸ケーブルを含む、請求の範囲第２５項に記載の駆動ケーブル。

３４、前記外部導体が、複数の電線で構成された編組シールドを含む、請求の範囲第３３項に記載の駆動ケーブル。

３５、前記編組シールドが複数の平坦な電線で構成されている、請求の範囲第３４項に記載の駆動ケーブル。

３６、前記外部導体には高導電率の材料のメッキが包含されている、請求の範囲第３３項に記載の駆動ケーブル。

３７、約０．０１８インチの直径を有する、請求の範囲第２５項に記載の駆動ケーブル。

３８、患者の体の小さな脈管の超音波式撮像を目的とし、近位端部が体の外側にあるのに対して遠位端部は脈管内に位置づけすることができる細長い部材、この細長い部材の遠位端部にあり超音波パルスで脈管を走査するべく操作可能なトランスジューサ、遠位端部でトランスジューサに連結されこのトランスジューサへ及びこのトランスジューサから電気信号を伝送するべく操作可能な遠位駆動ケーブル、近位駆動ケーブル、トランスジューサへ及びトランスジューサからパルスを発生及び受理するため近位駆動ケーブルの近位端部に接続された信号プロセッサ、トランスジューサを回転させるべく近位駆動ケーブルの近位端部に接続されたモーター、及び遠位駆動ケーブルと近位駆動ケーブルを接続するための結合用部材を有する撮像デバイスにおいて、さらに、細長い部材及び遠位駆動ケーブルの近位端部に接続され、細長い部材と遠位駆動ケーブルの間の回転運動を可能にするように適合された遠位区分、及び遠位区分に解除可能な形で連結でき、駆動ケーブルの近位部分に接続されている近位区分、を含む結合用部材。

３９、遠位区分には、細長い部材に連結されたスリーブ部分及び遠位駆動ケーブルに接続された前記スリーブ部分の内側にある第１の回転同軸部材、が含まれている、請求の範囲第３８項に記載の結合用部材。

４０、近位部分には、近位駆動ケーブルに接続されたスリーブ部分、このスリーブ部分の内部にあり、前記第１の回転同軸部材とがみ合い可能な形で保合できる第２の回転同軸部材：第２の回転可能同軸部材から定置型電気導体まで電気信号を転送するため前記第２の回転同軸部材に接続された電気信号転送装置；及び近位にはモータに遠位には第２の回転可能な同軸部材に接続された回転駆動軸、が含まれている、請求の範囲第３９項に記載の結合用部材。

４１、　ｉｉ電気信号転送装置は、前記第２の回転同軸部材；及び前記第１の導体へ及び第１の導体から前記第２の導体へ電気信号を伝送することができる第１の導体に対して滑動可能な形で係合された第２の導体、が含まれている、請求の範囲第４０項に記載の結合用部材。

４２、前記導体はブラシ及びスリップリングである、請求の範囲第４１項に記載の結合用部材。

４３、患者の体の小さな脈管の超音波式撮像のための撮像デバイスにおいて、患者の脈管内に位置づけ可能な遠位端部と体の外側に位置づけ可能な近位端部を有する細長い部材、細長い部材を遠位端部にあり脈管の壁を走査するべ（操作可能なトランスジューサ、前記トランスジューサに接続されこのトランスジューサへ及びトランスジューサから電気信号を伝送するべく操作可能な遠位端部をもつ回転可能な遠位部分、回転する近位部分とそれに隣接する定置式近位部分を含む近位部分、を有する駆動ケーブル、前記駆動ケーブルの前記定置型近位部分に接続された、前記トランスジューサへ及びこのトランスジューサからパルスを発生させ受理するための信号プロセッサ、前記駆動ケーブルの前記回転可能な近位部分の近位端部に接続された、前記トランスジューサを回転させるためのモータ、及び前記駆動ケーブルの前記近位及び遠位部分を解除可能な形で連結するための結合用部材、を含む撮像デバイス。

４４、　、患者の体の小さな脈管の超音波式撮像のための撮像デバイス内で用いるためのデータ処理アーキテクチャにおいて、この撮像デバイスには、小さい脈管内に位置づけできる遠位端部及び体の外側に位置づけ可能な近位端部を伴う細長い部材、細長い部材の遠位端部に位置づけされ脈管の壁を走査するべく操作可能なトランスジューサ、トランスジューサへ及びトランスジューサから電気信号を伝送するべく操作可能でトランスジューサに接続された駆動ケーブル、及びトランスジューサへ及びトランスジューサからパルスを発生及び受理するため駆動ケーブルの近位端部に接続された信号プロセッサが含まれており、トランスジューサにより生成された信号から誘導された極座標データを処理するべく適合された生データパイプライン；生データバイブラインからのデータを直交座標データへ変換し直交座標データを出力するため参照用テーブル及び生データバイブラインに対する応答性をもつ手段、及び変換用手段の出力に応える図形データパイプラインを含むデータ処理用アーキテクチャ。

４５、人間の脈管構造の小さな脈管の中へ進入しその内部から小さな脈管を撮像するための撮像用ガイド線において、従来のカテーテルの内腔を介して人間の脈管構造の小さな脈管の中へ位置づけするのに通した寸法を有し、従来のカテーテルのガイド線内腔内に位置づけされこれを介して人間の脈管構造の小さな脈管内へと前進させられるようなサイズをもつ細長い駆動軸；細長いシャフトの遠位部分に連結され、同様にカテーテルの内腔を介して人間の脈管構造の小さな脈管内へ位置づけされるべく寸法決定されているトランスジューサ部分；細長い駆動軸を介して近位制御装置からトランスジューサ電気信号を送るため、又同様に近位駆動装置から細長い駆動軸へ機械的エネルギーを送り撮像のためトランスジューサを回転させるだめの、細長いシャフトの近位端部に接続された近位区分、を含む撮像用ガイド線。

４６、前記細長い駆動軸が約ｏ、ｏｉｓインチ以下である、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。

４７、前記トランスジューサは、超音波信号が中を通過しうる約０．０１２インチの寸法をもつアパーチャを有するトランスジューサハウジングマウント内に取り付けられている、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。

４８、前記トランスジューサ部分は、複数の分離した要素か−ら成る正面部分を有する圧電センサ、で構成されている、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。

４９、前記分離した要素は、正面内に形成されたスライスをもつ単一の圧電材料で形成されている、請求の範囲第４８項に記載の撮像用ガイド線。

５０、前記スライスが駆動軸の長手方向軸に平行である、請求の範囲第４９項に記載の撮像用ガイド線。

５１、前記複数の要素のうちの２本又はそれ以上が、その同時励起を目的として単一対のケーブルリード線に接続されている、請求の範囲第４９項に記載の撮像用ガイド線。

５２、前記トランスジューサ部分を形成する要素が全て、その全ての同時励起を目的として単一対のケーブルリード線に接続されている、請求の範囲第４９項に記載の撮像用ガイド線。

５３、前記要素が要素の厚みを横断して連結されている、請求の範囲第４９項に記載の撮像用ガイド線。

５４、前記要素が要素の幅を横断して連結されている、請求の範囲第４９項に記載の撮像用ガイド線。

５５、前記トランスジューサ部分は、中を超音波信号が通過しうる１つのアパーチャをもつトランスジューサハウジングマウント内に取りつけられており、このアパーチャは円形をしており、かつ駆動軸の長手方向軸に平行な直線としてスライスが形成されている、請求の範囲第４９項に記載の撮像用ガイド線。

５６、前記トランスジューサ部分は、中を超音波信号が通過しうる１つのアパーチャをもつトランスジューサハウジングマウント内に取りつけられており、このアパーチャは円形をしており、かつ円形要素を形成する円形同心スライスとしてスライスが形成されている、請求の範囲第４９項に記載の撮像用ガイド線。

５７、前記トランスジューサ部分は、中を超音波信号が通過しうる１つのアパーチャをもつトランスジューサハウジングマウント内に取りつけられており、このアパーチャは円形で、スライスはらせん状要素を形成するらせんスライスとして形成されている、請求の範囲第４９項に記載の撮像用ガイド線。

５８、センサ及びマウントの表面は、とり囲む流体との間の表面張力を増大するべく処理を受けている、請求の範囲第４７項に記載の撮像用ガイド線。

５９、トランスジューサ部分上のアパーチャ全体上に形成された保護シース、をさらに含む、請求の範囲第４７項に記載の撮像用ガイド線。

６０、前記シースは、前記トランスジューサ部分の前の空間を充たす表面をもつ形状で形成されている、請求の範囲第５９項に記載の撮像用ガイド線。

６１、インピーダンスが１つの層から別の層へ指数的に続く一連の層で形成され前記トランスジューサ部分上のアパーチャ全体上に位置づけられた指数整合層、をさらに含む、請求の範囲第４７項に記載の撮像用ガイド線。

６２、前記トランスジューサ部分の裏側にある裏打ち層；及び裏打ち層に隣接してとりつけられたスプライン構造、をさらに含む、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。

６３、前記トランスジューサ部分がくさびの幾何形状のトランスジユーサである、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。

６４、前記くさび幾何形状トランスジューサの裏打ち表面の１つが、前記表面からの反射を減衰するべく上に位置づけられた四分の一波長回折格子面を有する、請求の範囲第６３項に記載の撮像用ガイド線。

６５、信号を送受するため近位区分に連結され、さらに急速に移動する血液の散乱戻り信号をろ過するためのベクトル平均回路を詰む制御装置、をさらに含む、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。

６６、前記トランスジューサ部分は、第１の周波数で作動するための第１のセンサー；及びもう１つの周波数で作動するための、前記第１のセンサーの上にある第２のセンサで構成されている、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。

６７、前記トランスジューサ部分に接続されこの部分から遠位に延びており、か（して脈管内カテーテルの位置決定のため及び脈管内カテーテルのガイド線内腔を用いてアクセス可能な動脈の特徴を撮像するために撮像用ガイド線を用いることができるようになっている柔軟性のあるバネ先端部、かさらに含まれている、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。

６８、トランスジューサ区分に対し柔軟性のある先端部を接続するひずみ軽減区分、かさらに含まれる、請求の範囲第６７項に記載の撮像用ガイド線。

６９、前記ひずみ軽減区分が漸進的に増大する心線直径を含む、請求の範囲第６８項に記載の撮像用ガイド線。

７０、撮像のため前記トランスジューサ部分が回転させられているとき動脈との関係において前記先端部が静止状態にとどまることができるようにするため前記先端部に連結されており、前記揚傷用ガイド線がかじ取りに用いられるときこの先端部をトランスジューサ部分にロックする解除可能なロック用手段をさらに含む、請求の範囲第６７項に記載の撮像用ガイド線。

７１、前記解除可能なロック用手段は、前記先端部に連結されておりかくしてピストンが加圧されたとき前記先端部がトランスジューサ部分にロックされるようになっている油圧ピストンに対し、流体圧力を与えるための手段、を含む、請求の範囲第７０項に記載の揚傷用ガイド線。

７２、心線、前記心線をとり囲む絶縁層、前記絶縁層をとり囲むシールド層、前記シールド層をとり囲むコイル層が前記駆動ケーブルに含まれている、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。

７３、前記心線には、多重より線のメッキ銅線が含まれている、請求の範囲第７２項に記載の撮像用ガイド線。

７４、前記心線は、０．００１インチ未満の厚みまで高い導電率の材料でメッキされている、請求の範囲第７３項に記載の撮像用ガイド線。

７５、前記心線は銀メンキされている、請求の範囲第７３項に記載の撮像用ガイド線。

７６、前記心線は、長手方向の剛性を高めるため高い弾性係数をもつ材料の単線（中実線）、を含んでいる、請求の範囲第７２項に記載の撮像用ガイド線。

７７、前記心線は、ステンレス鋼、タングステン及びベリリウム銅から成る一群の中から選択された１つの材料で構成されている、請求の範囲第７６項に記載の撮像用ガイド線。

７８、前記絶縁層は、テフロン、ガラスより線、ガラスの中実押出成形品、カイナールより線及びセラミクス押出成形品から成る一群の中から選択された１つの材料で形成されている、請求の範囲第７２項に記載の揚傷用ガイド線。

７９、前記絶縁層には、前記心線と前記シールド層の間の長手方向の動きを制限するための手段、が含まれている、請求の範囲第７８項の揚傷用ガイド線。

８０、前記シールド層は、矩形の銀メッキされた銅線の編組で形成されている、請求の範囲第７２項に記載の撮像用ガイド線。

８１、前記外側コイル層は、銅及びステンレス鋼から成る一群の中から選択された１つの材料で形成されている、請求の範囲第７２項に記載の撮像用ガイド線。

８２、前記細長い駆動軸は約０．０１４インチ以下である、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。

８３、介入処置と組合わせた、−人の人間の心血管系の１領域の超音波式撮像の方法において、介入による治療装置を用いてこの人間の脈管構造の領域で治療処置を行なう目的でその遠位部分に結びつけられた介入治療装置を有し、しかもこの遠位部分が部位に近くなるように患者の脈管構造内にカテーテルを位置づけするためガイド線を中に受け入れることのできる内腔を中に有しているカテーテルを位置づけする段階；超音波トランスジユーサが人間の脈管構造の領域にくるように結びつけられた介入装置を有するカテーテルの内腔を通して患者の脈管構造内に、遠位端部に超音波トランスジユーサをもつ撮像用ガイド線を位置づけする段階；及び遠位端部に超音波トランスジューサをもつ撮像ガイド線で人間の脈管構造の領域を走査する段階、を含む方法。

８４、前記撮像用ガイド線はこの線を脈管内で位置づけするのに用いることのできる遠位先端部を含んでおり、さらに、カテーテルに先立って人間の脈管構造の領域内に撮像用ガイド線をルーティングする段階、及び撮像用ガイド線の上でカテーテルを前送りする段階が含まれている、請求の範囲第８３項に記載の方法。

８５、トランスジューサ部分が部位にある間揚傷用ガイド線を回転させることによって撮像する段階；かさらに含まれる、請求の範囲第８４項に記載の方法。

８６、撮像のために回転させられる前に撮像用ガイド線全体上にシースをルーチングする段階、かさらに含まれる、請求の範囲第８４項に記載の方法。

８７、撮像用ガイド線の先端部が撮像中シースから遠位に延びる、請求の範囲第８６項に記載の方法。

８８、撮像用ガイド線の先端部が、撮像のための回転の前にシース内に引き戻される、請求の範囲第８６項に記載の方法。

８９、撮像用ガイド線が１ヘルツの分数の速度で回転させられる、請求の範囲第８５項に記載の方法。

９０、撮像用ガイド線は手動式に回転させられる、請求の範囲第８５項に記載の方法。

９１、前記撮像用ガイド線のトランスジューサ部分が前記介入治療装置の下にある間撮像用ガイド線を回転させる段階、をさらに含む、請求の範囲第８５項に記載の方法。

９２、介入治療装置を用いて人間の脈管構造の領域で治療処置を行なう段階ミがさらに含まれている、請求の範囲第８５項に記載の方法。

９３、介入治療処置を行なった後、介入治療装置を引き出す段階かさらに含まれている、請求の範囲第９２項に記載の方法。

９４、介入治療装置を引き出した後、揚傷用ガイド線で部位において撮像する段階、かさらに含まれている、請求の範囲第９４項に記載の方法。

９５、撮像用ガイド線全体上で第２の介入カテーテルを前送りする段階、かさらに含まれる、請求の範囲第９４項に記載の方法。

９６、介入治療カテーテルと撮像用ガイド線を合わせてもう１つの動脈位置まで移動させる段階、かさらに含まれる、請求の範囲第８４項に記載の方法。

９７、カテーテルはその遠位端部に短かいガイド線内腔を存し、通常使用中の体内のカテーテルの一部分の中に短かいガイド線内腔への近位人口がある、請求の範囲第８３項に記載の方法。

９８、近位ガイド線内腔入口まで撮像用ガイド線上に補強用シースを位置づけする段階、かさらに含まれている、請求の範囲第９７項に記載の方法。

９９、分離した従来のガイド線を用いてカテーテルを位置づけする段階；及びカテーテルのガイド線内腔内への撮像用ガイド線の位置づけに先立って、カテーテルのガイド線内腔から従来のガイド線を引き出す段階、かさらに含まれている、請求の範囲第８３項に記載の方法。

１００４者の体の小さな脈管の超音波撮像のための撮像デバイス内で使用するためのデータ処理用アーキテクチャにおいて、撮像デバイスには、小さな脈管の中から患者の体の小さな脈管を走査するため脈管内に位ｉづけされるべく寸法決定され適合されたトランスジューサ、トランスジューサに接続された遠位端部を有しトランスジューサへ及びトランスジューサから電気信号を送るため及びトか／スジスーサを回転させて人間の体の脈管を超音波で走査するため操作可能な駆動ケーブル、及び駆動ケーブルを介してトランスジューサへ及びＩ・ランスジエーサから信号を発生及び受理するよう適合された信号プロセッサが備わっており、トランスジューサが生成した信号から誘導された極座標データを処理するべ（適合された生データパイプライン、小さな脈管への撮像デバイスの前送り又は小さい脈管がらの撮像デバイスの引き出しの間に生成された生データを記録するため前記パイプラインに連結された手段、生データパイプラインからのデータを直交座標データに変換し直交座標データを出力するため、生データパイプライン及び参照用テーブルに対し応答性をもつ手段；及び変換手段の出力に対する応答性をもつ図形データパイプラインを含むデータ処理用アーキテクチャ。

１０１、患者の体の小さな脈管の超音波撮像を目的とし、小さな脈管の中から患者の体の小さな脈管を走査するため脈管内に位置づけされるべく寸法決定され適合されたトランスジューサ、トランスジューサに接続された遠位端部を有しトランスジューサへ及びトランスジューサから電気信号を送るため及びトランスジューサを回転させて超音波で人間の体の脈管を走査するため操作可能な駆動ケーブル、駆動ケーブルを介してトランスジューサへ及びトランスジューサから信号を発生及び受理するよう適合された信号プロセッサ、及びトランスジューサを回転するべく駆動ケーブルに連続するよう適合されたモータを含む撮像デバイスにおいて、信号プロセッサ及びモーターに近位駆動ケーブルを連結する結合用部材であって、駆動ケーブルの近位端部にモータを解除可能な形で連結するための機械的コネクタ；駆動ケーブルの近位端部に解除可能な形で連結すべ（適合された回転する部分；信号プロセッサとに接続され、信号プロセッサと回転部分の間で信号を伝送するための非回転部分；を有しこの回転部分と非回転部分が信号送信径路に沿って互いに接触していないような非接触型信号伝送装置、を含む結合用部材。

１０２、前記回転部分及び非回転部分はさらに前記回転部分と非回転部分の間で信号を伝送し検知するための容量性検知手段を含んでいる、請求の範囲第１０１項に記載の結合用部材。

１０３、前記回転及び非回転部分はさらに前記回転部分と非回転部分の間で信号を伝送し検知するための磁気手段、を含んでいる、請求の範囲第１０１項に記載の結合用部材。

１０４、患者の体の小さな脈管の超音波撮像のための撮像デバイスにおいて、中から超音波パルスで脈管を走査するため信号を発生及び受理するための信号プロセッサに連結することができるデバイスであワて、中から超音波パルスで人間の脈管構造を走査するため人間の脈管構造の小さい脈管内に位置づけされるべく寸法決定されたトランスジ１−サ；遠位部分でトランスジューサに接続され、人間の脈管構造の小さな脈管内に位置づけするのに遺した寸法を有し、しかも信号プロセンサとトランスジ、−サの間で中で電気信号を伝送するよう適合された細長い駆動軸；及び撮像デバイスと結びつけられ、撮像デバイスについてのデバイス特有の情報を記憶し信号プロセンサーとこのデバイスが接続されている場合このプロセッサにより読みとり可能となるべく適合された情報記憶媒体を含む撮像デバイス。

１０５、前記情報記憶媒体が、駆動軸に連結された部分内にある、請求の範囲第１０４項に記載の撮像デバイス。

１０６、前記情報記憶媒体がＥＥＦＲＯＭである、請求の範囲第１０５項に記載の撮像デバイス。

明ａ滑脈管内撮像用装置及びその方法発皿ユ豊量本発明は、超音波撮像デバイス及びその使用及び製造方法に関する０本発明は特に、冠状脈管内に位置づけその画像を得ることのできる超音波撮像デバイスに関する。

患者の体の一部分の超音波撮像は、最良の治療タイプ及び推移を決定するためのさまざまな医学的実践の分野において有効な手段を提供する。超音波技術による患者の冠状脈管の撮像は、患者の体内の挟挿の程度についての貴重な情報を医師に提供することができ、又血管形成術又は関節切除術といった処置を指示するか又はより侵襲性の処置を認可できるかを見極める上で一助となりうる。しかしながら、上述のような医学上の決断を下す上で有効なものでありうる充分に高い解像度で遠位冠状脈管の超音波画像を得るには、いくつかの重大な障害を克服する必要がある。これらの障害のうち最も重大なものは、超音波検知装置のサイズに関するものである。

人体器官の高解像度の超音波画像を得るには、超音波センサ（すなわち送受信器）をその器官の充分近くにもってきて超音波パルスで器官を走査することが一般に必要である。他の比較的密度の高い器官及び組織によってとり囲まれた人体内奥深くにある器官の超音波撮像には、プローブ上にセンサーを接続させセンサーとプローブをその器官の近くさらにはその器官の内部に位置づけることが必要である。心臓及びそれに連結された脈管はこのタイプの器官である。カテーテル、ガイド線及びプローブを大腿動脈といったような動脈を介して遠くの部位から冠状脈管構造内に挿入することが周知の技術であること、さらには、医師が関心をもつ情報のいくつかが冠状脈管の内壁上の挟挿の程度であることから、プローブに接続された超音波センサを大腿動脈といった遠くの動脈部位を介して冠状簾管構造の遠位領域内に位置づけして冠状動脈壁の超音波画像を得ることができることが望ましいと思われる。

撮像が役立つ脈管路の遠位領域内の脈管としては、冠状動脈、頭や脳の脈管に通じる動脈及び後頚動脈といった各類動脈に端を発する分岐脈管、牌動脈及び胸郭の器官に通じる下賜間膜動脈及び腎動脈などがある。これらの領域内に位置づけされるためには、超音波センサ及びプローブのサイズは、動脈脈管を横断するためのみならず脈管の管腔を閉塞しないようにするための比較的小さいものでなくてはならない、カテーテル、プローブ又はセンサーといった装置が血管内に位置づけされると、これはこの血管内ならびにその近くの脈管内の血流を制限するような一定の容積を占有する。動脈内に１つの装置が位置づけされると、その動脈内の血液の流れは、装置の外周と脈管の内壁の間に実際に作り出されている１つの環状領域（すなわち「リング」形断面の部域）に制約される。このことは通常、脚の大腿動脈又は大動脈といった大量の血流を伴う大動脈内又はきわめて近位の冠状動脈においては問題にならない、これらの大動脈においては、装置によってひき起こされるあらゆる制約は比較的小さいものであり、血液流は比較的大量である。しかしながら、脳に通じる後頭動脈といった遠いところにある小さな動脈又は心臓の右側及び左側に遣しる３、　０　ｍｓ以下のサイズの冠状動脈においては、血液の流れの制約はことごとく最小限におさえなくてはならない。これらの小さい１ｉ管を閉塞すると結果として心臓の冠状動脈内の血流が喪失する可能性があり、こうして重症の胸部の痛み又は不整脈、虚血及び頻拍応答といった生理学的変化などの有害ないくつかの効果がもたらされ得る。これらの効果は患者にとって脅威的なものであり、その上ひとたび始まってしまうと安定化するのが困難である。

その上、これらの後者の脈管はひしように小さいものであるばかりでな（アテローム硬化症といった拘束性障害が存在する可能もある脈管なのである。アテローム硬化性疾患ならびに血液の流れを塞ぐその他の血栓の形成は、血液組織界面の血液動力学のため、これらの比較的小さい動脈内で発生する。この事実を反映して、現在血管形成術は主として直径２．０〜３．５−の寸法範囲の脈管内で行なわれている。このような障害は、これらの脈管の管腔の断面積をさらに減少させることになる。

従ってこのような脈管の超音波画像を得るのに脈管内プローブ装置を用いることに対する１つの重大な障害は、このプローブが、一部分閉塞されている可能性のあるこれらの小さい動脈の中に位置づけられるばかりでなくそれが中に位置づけられる脈管の管腔を完全に又はほぼ完全に閉塞することのないほどに充分小さい寸法を有するものでなくてはならないという点にある。従って、遠位冠状利用分野のために用いるべき超音波センサー装置のためには、このプローブは、冠状脈管内に適当に位置づけされかつそのまわりに充分な血液の流れを可能にするのに充分小さいものでなくてはならない、遠位冠状脈管構造での使用のためには、センサ装置の外径は、最も遠位の脈管においてでさえ血流の環状領域を提供するよう直径約０．０４０インチ（１■曽）でなくてはならない。

脈管系内に置くことを目的とする超音波撮像デバイスは、先行特許（例えば特許第４，７９４．９３１号）の中で開示されている。しかしながらこれらの先行技術に基づく装置は、はとんどが周辺脈管構造のみでの使用に限って有効であり、冠状深動脈には有効でないといった数多くの欠点をもっていた。３．５フレンチ（１，２ｍ１ｉ）以上の直径をもつ先行技術の装置はそのサイズのため、非常に近位の冠状動脈のみに制限されることになる。４．５フレンチ（１，５ｍｍ）以上の直径をもつ先行技術の装置は、その寸法のため冠状動脈のきわめて近位の場所、周辺脈管又はきわめて近位の器官脈管に制限される。さらに、これらの制約条件に加えて、先行技術に基づく超音波プローブ装置は、有効な情報を提供するのに充分な高い詳細度及び解像度が欠如した画像を生成していた。

これらは、遠位冠状脈管にぴったり合う充分に小さい寸法をもち、しかも高品質の超音波画像のために必要とされる機械的及び電気的特性を有する超音波プローブ装置を作る上での重大な障害である０例えば、大腿動脈を介してといったように遠くの経皮的部位から深い冠状脈管内にプローブ装置を位置づけするためには、プローブ装置はその長さ全体にわたり高水準の長手方向可とう性を有していなくてはならない、このような深い冠状脈管ならびにこれらの脈管から発する数多くの分岐へのアクセス用の脈管経路は、極めて曲がりくねったものでありうる。

脈管系内のいくつかの部域においては、超音波プローブ装置は３／１６インチ（４，７ｍｓ＋）以下の曲率半径のいくつかの屈曲部を横断しなければならない場合がある。従って、プローブ装置は、脈管路のほぼあらゆる曲率でも横断できるようにその長さ全体にわたって長手方向に高度の可とう性を有していなくてはならない。

プローブ装置に望まれるもう１つの機械的特性は、安定したねじり透過度である。装置は、冠状動脈の全体面積の半径方向走査を行なうため遠位端部に回転する超音波センづ−を含まなければならない場合、長手方向に可とう性をもつのみならずねじり剛性も有していなくてはならない、超音波装置の回転は、センサーまで延びている駆動軸が画像のゆがみをひきおこし得る角度的偏向を受けないように、達成されなくてはならない、超音波センサーが走査を行なう場所を命じる連続的角運動のため、センサーの駆動軸の遠位端部で角度的偏向が起こった場合、これは、超音波表示画像上で明らかとなる角度的偏向という人工産物を結果としてもたらし得る。この人工産物は、回転するセンサーの駆動軸が「ホイップ」を受けたときに発生しうる。「ホイップ」というのは、回転中のシャフトの角度的偏向の結果としての（ｉｎ４ｏｆ）センサー駆動軸の角度的減速及び加速であると言うことができる。トランスジューサ駆動軸が回転するにつれて、駆動軸がねじり荷重下での動的変化を受けやすくするのに充分なほどこの駆動軸のねじり剛性が低い場合、駆動軸は角度的偏向を受ける可能性がある。これは又、動的ねじり荷重が高く又変化する場合、角度的偏向を受けうる。

作動中、ねじり荷重の相対的変化は最小限でなくてはならず、従って誘発されたあらゆる「ホイップ」は低いねじり剛性をもつシャフトのせいであるとすることができる。シャフトホイップに結びつけられる加速及び減速は、変化するねしり荷重分布の下での運動エネルギーから位置エネルギーへのエネルギーの変化によって説明することができる０例えば、センサー駆動軸が付加的なねじり抵抗に遭遇するにつれて、その角速度は低下し、減速及びシャフトの角度的偏向をひき起こす、シャフトが付加的抵抗を受けない場合、角度的偏向及びシャフト剛性からの位置エネルギーの形でシャフト内に保存されたエネルギーは放出され、角度的加速及びシャフトの角速度の増加がひき起こされる。

画像の質及び精度は、恒常なセンサー角速度により左右される０画像構成は、恒常なセンサー速度をとり、従って予想上のセンサ角速度と実際のセンサー角速度の間の相対的な加速又は減速は画像のゆがみをひき起こすことになる。

たとえセンサーが上述のような最小のサイズ及び機械的特性を有していたとしても、装置の値は、それ自体音響パルス信号及び電気信号の伝送の両方に正比例する超音波画像の質によって左右される。従って、センサを位置づけ回転させるために必要な機械的特性に加えて、装置は、高品質の電気及び音響信号も提供しなければならない。これには、電気信号の高い信号雑音比、内部電子整合コンポネントを必要としないシステム全体のインピーダンス整合及び１つの画像を提供するのに充分な譬の信号を達成するための電圧所要量の極小化といったいくつかの特定的物性が含まれると考えられる。

従って、本発明の目的は、先行技術の制限条件を克服し、中に位置づけ可能なトランスジューサプローブを用いて小さな直径の体内脈管の超音波走査を可能にするような装置を提供することにある。

本発明のもう１つの目的は、高い解像度つまり高品質の超音波画像情報を得ることを可能にする装置、及びその使用・製造方法を提供することにある。

見肌ｑ要約本発明は、近位端部が体の外側に位Ｉづけできるのに対し患者の体の脈管内に位置づけすることのできる遠位端部を有する細長い部材を含む、脈管内部音波撮像のための装置及びその使用及び製造方法を提供する。この装置は同様に、細長い部材の遠位端部にあるトランスジューサ、及びこのトランスジューサへパルスを発生しこのトランスジューサから受信するために細長い部材の近位端部に接続された信号プロセッサをも含んでいる。装置は好ましくはトランスジューサを回転させるためのモータ及びモータと信号プロセッサにトランスジューサを連結させるための駆動ケーブルを含む、この駆動ケーブルは、トランスジューサへ及びトランスジューサから電気信号を伝送するべく操作可能である。

凹面Ω厘璽良鋭朋図１は、超音波式撮像用装置の現在好まれている実施Ｂ捧の概略図である。

図２は、図１に描かれている超音波式撮像装置の遠位部分の垂直縦断面図である。

図３は、図２のライン３−３′に沿って切り取った超音波式撮像用装置の遠位部分の断面図である。

図４は、図２内のライン４−４′に沿って切りとられた超音波式撮像用装置の遠位部分の断面図である。

図５は、駆動ケーブルの部分的に分解した一部分の平面図である。

図６は、図４に描かれているシステムの細長い部材の一実施態様の断面図であ図７ａは、第１の代替的位置合せ機能の構成を示す図６に描がれた細長い部材の実施態様のライン７−７′に沿って切りとった断面図である。

図７ｂは、第２の代替的位置合せ機能の構成を示す図６に描がれた細長い部材の実施態様のライン７−７′に沿って切りとった断面図である。

図８ａ及び８ｂは、音響的位置合せに関する処理段階のブロックダイヤグラムである。

図９は、第１の洗浄方法を示す図６に示された細長い部材の変形実施ａ様の断面図である。

図１０は１、第２の洗浄方法を示す細長い部材の第２の変形実施態様の断面図である。

図１１は、図９の実施態様のライン１０−１０’に沿った断面図である。

図１２は、第３の洗浄方法を示す細長い部材の第３の変形実施態様の一部分の断面図である。

図１３は、図４に示された結合解除部材の平面図である。

図１４は、図１３に示されたトランスジェーサピンアセンブリの垂直縦断面図である。

図１５は、図１３に示されたスリップリングアセンブリの垂直縦断面図である。

図１６は、図１に示された近位駆動ケーブルの部分断面図を伴う平面図である。

図１７は、本発明の第１の実施１！欅におけるバルサについての信号振幅と時間の関係を表わすダイアグラムである。

図４８は、駆動方向に対して垂直なセンサからの半径方向距離と信号強度の関係を示すダイアグラムである。

図１９は、駆動方向に対して垂直なセンサからの半径方向の距離と信号の強度の関係を示すダイアグラムである。

図２０は、図１８の断面図Ａ−Ａ’に沿った位置と信号強度の関係を表わすダイアグラムである。

図２１は、図１８の断面図Ｂ−８’に沿った位置と信号強度の関係を表わすダイアグラムである。

図２２は、パルサの較正済み波形のブロックダイアグラムである。

図２３は、トランスジューサセンサのもう１つの実施態様の斜視図である。

図２４は、本発明のもう１つの実施態様である撮像用ガイド線の遠位端部の平面図である。

図２５は、本発明のセンサハウジングのさらにもう１つの実施Ｂ様の平面図である。

図２６は、本発明のセンサハウジングのさらにもう１つの実施態様の平面図である。

図２７は、３次元撮像のための本発明のもう１つの実施Ｊ１！様の平面図である。

図２８は３次元位置合せのためのバリエーションが表わされた、細長い部材の変形実施態様の遠位区分の図である。

図２９は、ラインＡ−Ａ’に沿った図２８に示されている実施態様の断面図である。

図３０は、代替的駆動機構を使用する本発明のさらにもう１つの実施態様の遠位端部の平面図である。

図３１は、図３０に示されているものの一変形実施態様である。

図３２は、本発明の一変形実施Ｂ様のデータ及び図形パイプラインのブロックダイアグラムである。

図３３は、本発明の一変形実施１１様における神経回路網アーキテクチャの利用を示すダイアグラムである。

図３５は、撮像用ガイド線の第１の好ましい実施態様の側面立面図である。

図３６は、図３５の撮像用ガイド線で使用するためのスライスされたトランスジューサセンサの好ましい実施Ｂ様の側面立面図である。

図３６ａは、図３６のスライスされたトランスジューサセンサの断面図である。

図３７は、図３６及び図３６ａのスライスされたトランスジューサセンサの上面図である。

図３６．３８及び３９は各々、図３６及び３６ａのスライスされたトランスジェーサセンづの代替的構造の平面図を示す。

図４０は、トランスジューサセンサ上にシースを組込んだ図３５の撮像用ガイド線内で用いるためのトランスジューサセンサの好ましい実施態様の側面立面図である。

図４０ａは、図４０のトランスジューサセンサのラインＡ−Ａ’に沿った断面図である。

図４１は、指数整合層を組込んだ図３５の撮像用ガイド線内で用いるためのトランスジ」、−サの一変形實施ＭＭ樟の側面立面図である。

図４１ａは、図４１のトランスジューサセンサのラインＡ−Ａ’に沿った断面図である。

図４２は、成形シース整合層を組込んだ図３５の撮像用ガイド線内で使用するためのトランスジューサセンサの好ましい実施態様の側面立面図である。

図４２ａは、図４２のトラ〉・スジューサセンサのラインＡ−Ａ’に沿った断面図である。

図４３は、スプライン減衰裏打ち支持体を組込んだ図３５の撮像用ガイド線内で使用するためのトランスジューサセンサの一寞施ｉｓの側面立面図である。

図４３ａは、図４３のトランスジューサセンサのラインＡ−Ａ’に沿った断面図である。

図４４は、図３５の撮像用ガイド線において使用するためのくさび形トランスジューサセンサの一実施態様の側面立面図である。

図４４ａは、図４４のトランスジューサセンサのラインＡ−Ａ’に沿った断面図である。

図４５は、図３５の撮像用ガイド線において使用するための多重トランスジューサセンサの一実施！ａ欅の側面立面図である。

図４５ａは、図４５のトランスジューサセンサのラインＡ−Ａ’に沿った断面図である。

図４６は、図３５の撮像用ガイド線の遠位先端部の構造の一実施！ａ捧の側面立面図である。

図４７は、ロック用先端部機構を組込んだ図３５の揚傷用ガイド線の遠位先端部構造の一変形Ｂ樟の側面立面図である。

図４８は、図３５の撮像用ガイド線の駆動ケーブル構造の一実施態様の部分的に分解された斜視図である。

図４９．５０及び５１は各々、図３５の撮像ガイド線の近位端部区分の変形実施１！様の斜視図を示しいる。

図５２は、図３５の撮像用ガイド線と共に用いるための延長線の側面立面図である。

図５３は、図３５の撮像用ガイド線を駆動するための電気的及び機械的接続を行なうための駆動インターフェイスの側面断面図である。

図５４ａ及び５４ｂは各々、図３５の撮像用ガイド線の近位端部区分のための支持用手段の変形実施１！様を示している。

図５５は、図３５の撮像用ガイド線のためのホルダー装！の側面断面図である。

図５６は、図１又は３５の撮像装置のためのパイプラインアーキテクチャの一実施態様を示す流れ図である。

図５７は、容量性非接触スリップリングアセンブリを内蔵する図１５のスリップリングアセンブリの一変形実施ｍ様の側面断面図である。

図５８は、電磁式非接触スリップリングアセンブリを内蔵する図１５のスリップリングアセンブリの一変形実施態様の側面断面図である。

図５９は、基本的製品情報を記録するための撮像装置内にＥＥＦＲＯＭを組込んだ図１又は図３５の撮像装置の一変形実施ａ様の側面断面図である。

図６０は、図１又は３５の撮像装置と共に使用するためのｃａｔｈ　ｌａｂ　（カテーテルラボ）の患者テーブル及び備品の一実施態様の斜視図である。

れている　の−　な− ■−之入之ム図１を参照すると、超音波撮像システム２０の概略図が示されている。このシステムは、細長い部材２６の遠位端部でシステム２０の遠位端部にあるセンサーアセンブリ２４を含む、細長い部材２６は、近位端部が患者の体から外に延びているのに対して遠隔な部位内又はその近くに細長い部材の遠位端部が位置づけられることになるように、大腿動脈といった遠隔部位を介して患者の心血管系内に経皮的に位置づけすることができる。この細長い部材２６はその遠位端部にセンサーアセンブリ２４を含む、細長い部材２６はさらに、その遠位端部にあるセンサアセンブリと患者の体から外へ延びる近位端部の間で電気信号を伝送するための手段を含んでいる。細長い部材２６はさらに遠位脈管部位の走査を行なうべくセンサーアセンブリを操作するための手段も含んでいる。好ましい一実施１１様においては、センサーアセンブリ２４を操作するだめの手段及びセンサアセンブリへ及びセンサアセンブリから電気信号を伝送するための手段が、細長い部材２６の内側にある遠位駆動ケーブル２８によって提供されている。センサアセンブリ分上４は、遠位駆動ケーブル２８の遠位端部に接続されている。遠位駆動ケーブル２８はその近位端部で結合用部材３０に接続され、この結合用部材はシステム２０の近位端部にあるコンポーネントに連結する。特定的に言うと、結合用部材３０は、近位駆動ケーブル３２に遠位駆動ケーブル２８を解険可能な形で結合し７又それらを結合解除するのに役立つ、近位駆動ケーブル３２ば、信号処理ユニット３４に連結する第１の脚部３３とモータ３６に連結する第２のり部３５を含んでいる。信号処理ユニット３４とモータ３６の両方に接続されているのは５、モーター３６及び信号処理ユニット３４を作動させるのに役立つ制御ユニット３８である。これらのコンポーネントについては以下でさらに詳しく記述する。

本発明のこの実施Ｂ欅は、人間の患者の小さな遠位脈管内での超音波診断用撮像のために特に適合されている。これらの脈管は標準的に言ってわずか最高４．５ −の直径をもつ、特に、当該実施態様は、脈管の残留直径が１．５　ａｍ未満でありうるような深層器官脈管内で用いるように適合されている。しかしながら、本発明の実施態様はその他の寸法をもつ脈管内でもこれらの他のサイズの脈管内で相応する利点をもたらしながら利用できるように容易に適合できるものであるということも理解されたい、１．２閤鑵という直径を結果としてもたらすような潜在的挟挿をもつ約３．５　Ｉｌｍの直径の脈管内での使用のために好ましい実施Ｂ様において、超音波撮像システムの遠位部分の全体的最大直径は好ましくは約３．２フレンチ（１，０７腸閘又は０．４２インチ）以下であり、好ましくはシステムの遠位部分は３．０フレンチ（１，０−一）未満の全体的直径をもつ。

作動中、信号処理ユニット３４は、近位駆動ケーブル３２（以下でさらに詳しく記述する）及び遠位駆動ケーブル２８の内部で近位電気伝送ケーブルを介してセンサーアセンブリ２４に伝送される電気パルスを発生ずる。信号処理ユニシト３４は同様にこれらのケーブルを介してセンサーアセンブリ２４から電気パルスをも受けとる。同時に、モーター３６は、近位駆動ケーブル３２（以下に記すような）の内側にある近位駆動軸を回転させるように作動し、この近位駆動軸の方はそれ自体、遠位駆動ケーブル２８を介してそれが接続されているセンサーアセンブリ２４を回転させることになる。センサーアセンブリ２４の回転は、反射をパルス送りし受理しながら、センサーアセンブリ２４近くの部域の半径方向超音波走査という効果をもたらす。この実施ａ欅においては、モータ３６は、５００ＲＰＭから１８０ＯＲＰＭの速度でトランスシュ・−サアセンブリ２４を回転させるよ・）に作動づ−るが、好ましい回転速度は約１１０００ＲＰである。

システムのさまざまな：ｌＩンボーネントの設計及び構造は好ましくはコンビ、１−タによりモデリングされ、最適な全体的システム性能を提供するべく反復される。

例えば、最適な性能を得るためには、信号処理ユニット３４からセンサアセンブリ２４までのシステム全体を通してのインピーダンスは、インピーダンスの不整合によってひき起こされる全てのインタフェイスにおける反射を除去するため入念に整合される０反射はパルスのリンギングをひき起こしかくして半径方向の解像度を減少させることから、システム内の反射を除去することによって、パルスの整定かより迅速なものとなる。その他の必要条件と一貫して、システムのセンサーアセンブリ２４の端部においてはインピーダンスの調整のための電位が制限されていることから、センサーアセンブリ２４に近いシステムコンポーネントの残りのものはそれに整合させられる。この実施１！様においては、５０オームのシステムインピーダンスが選択される。５０オームのシステムインピーダンスの場合、近位機器として同軸ケーブルといったような容易に入手可能な工業規格コンポーネントを用いることが可能である。このインピーダンスに整合され０．５Ｏ−ａｔという有効表面積をもつ適切なセンサを製作し使用すること力呵能である。同様に、５０オームのインピーダンスで１、遠位駆動ケーブル２８及び近位駆動ケーブル３２が作られる。結合用部材３０のインピーダンスはシステムの残りのものに特定的に整合されていない、結合用部材は例えば０．５オ一ム未満の低い抵抗を有する。しかしながら、結合用部材の未整合インピーダンス部分の長さは、わずか約０．７５インチとなるように作られる。３０Ｍｈｚの好ましい作動周波数では、未整合インビ〜ダンスをもつこの長さの一セグメントがシステムの電気伝送導体内に存在する可能性があるが、これが重大な反射をひき起こすことはない。

信号処理ユニット３４（パルサを含む）は、信号の電圧レベルで、反射を除去するため同様にシステムのインピーダンスすなわち５０オームに整合されたインピーダンスで選択される。システムの信号処理端部において成端が整合されたものである場合、信号はケーブル部材の長さに対し感応しない、このことは、モータ３６及び信号処理ユニットを医師の通るところ以外例えばケーブルの下又はその他の適当な場所に位置づけすることができるという利点をもたらす。

■、丸Ｚ丈二ヱ之Ｚ１ｙ図２を参照すると、第１の現在好まれている実施１ｓ様のセンサーアセンブリ２４を含む撮像システム２０の遠位部分の垂直縦断面図が描かれている。センサーアセンブリ２４は、細長い部材２６の内側にある。センサーアセンブリ２４は、その近位端部において駆動ケーブル２８に接続されている。

センサーアセンブリ２４は、トランスジューサセンサ４２が中に取りつけられているセンサーハウジング４０を含んでいる。トランスジューサハウジング４０は、円筒形の壁と開放端部を有する中空の一般に管状の部材である。ハウジング４０は、細長い管状部材２６の内腔４３の内側での位置づけ及び回転を提供するような寸法をもつ。好ましい一実施！！様においては、ハウジング４０は０．０３０インチの外径をもつ、これは駆動ケーブル２８の直径に等しいものでありうる。

好ましい一実施Ｂ様においては、ハウジング４０は、３０４ステンレス鋼の金属管である。

トランスジューサセンサは、交互にパルス送りモードと検知モードで作動する。

パルス送りモードでは、電気的に励起された時点でトランスジューサセンサ４２は、細長い部材を通って動脈環境内へと走行する圧力波パルスを生成する。検知モードでは、トランスジューサセンサ４２は、トランスジューサに反射し戻された圧力波を受理した結果として１つの電気信号を生成する。これらの反射は、撮像中の動脈環境内の密度の変化を通して走行する圧力波によって生成される。トランスジューサセンサ４２によって生成された電気信号は、当該技術分野においては既知の以下にさらに詳述する方法により動脈環境の画像の生成のため信号処理ユニット３４に伝送し戻される。

図２及び図３を参照すると、トランスジューサセンサ４２は、第１及び第２の金属被覆された導電性表面＠４５ａ及び４５ｂが接着されている［・ランスジエーサコア材料４４、整合層４６、金属被覆された表面に接着された裏打ち層４７及び単数又は複数の接着側層を含む複数の全く異なる層から構成されている。この構造は、トランスジ５．−サに約１．　ＯＸ　０．５−雪の作用面積を提供する。トランスジューサのインピーダンスは作用面積の一次関数であり、従って約１．ＯＸｏ、５ｍ−の作用表面積をもつ装置についてインピーダンスは約５０オームである。

上皇ｚ３ジューサセンサのコて社料好ましい一実施態様において、トランスジューサセンサ４２のトランスジューサコア４４は平坦なＰＺＴ（ジルコンチタン酸鉛）タイプのセラミックス材料の矩形片である。このようなＰＺＴ材料は、２０代半ばの音響インピーダンスと約５０００ｍ／秒の音速を存する。この速度で、３０ＭＨｚのセンサの厚みは約０．００３インチである。この厚みでＰＺＴ材料は、処理中に短絡が発生しないように小さな粒子サイズで選択されなくてはならない、ＰＺＴ材料は、０．５Ｘ１．２５−鴎の矩形形状に合わせてカットされる。を線及び整合層がとりつけられた後の作用面積は約０．５　Ｘ　１．　Ｏ−一である。

トランスジューサセンサの　性層− 第１及び第２の導電性層４５ａ及び４５ｂは、それぞれトランスジューサコア４４の各面とに位置づけされる。導電性層４５ａ及び４５ｂは、金、銀、銅又はニッケルといった一定数の導電性材料で構成されていてよい、しかしながら、いくつかのその他の材料、元素又は合金も適している０例えば金の下にクロムを使用するなどコア材料に対する接着性を提供するべく各導電性層の下には付加的な層が必要とされる可能性もある。優れた性能を得るためには、導電性層の抵抗は、その一方の端部からもう一方の端部まで１オ一ム未満でなくてはならない。

トランスジューサセンサの　ム　：整合層４６は、流体内へのエネルギーのより優れた結合を可能にするべくトランスジューサセンサ４２とそのまわりの流体の間のインピーダンス変換を提供する。この変換は周波数に依存する。トランスジューサとそれに隣接する媒体の間に差が存在する場合、整合層を使用することができる。整合層の使用は、より強くより鋭いパルス、従ってより優れた画像を提供する。整合層の最適化された値範囲は３．８〜４．２　（Ｘ　１０’　ｋｇ／ｍ”秒）である、整合層に用いられる材料は、０．９５Ｘ（４分の１波長厚み）の厚みのＰ　Ｖ　Ｄ　Ｆ　（Ｋｙｎａｒ）であってよい。整合層４６は、薄いにかわ層を用いて第１の導電性層４５ａに接着される。整合層４６は、トランスジューサの有効サイズすなわち０．５Ｘ１．Ｏｍ−にほぼ適合する表面寸法をもつ。

上久Ｚ人ムー寸史Ｚ１１１５層：整合層４６からコア４４の反対側の表面上で導電性層４５ｂに接着されているのが、裏打ち膓４７である。この裏打ち層は、トランスジューサの非邊像側から発出する音響エネルギーを吸収するのに役立ぢ、又トランスジューサに戻ってくるコ４不ルギー反射を最小限におさえるのを助ける。トランスジト−サコアから裏打ち層まで走行するエネルギー量は、コア及び裏打ち層の音響インピーダンスの関数であるや生成され裏打ち材料内に入るエネルギーは、コア内に反射し戻されてそこで信号にゆがみを与えることができるようにならないよう充分前に減衰されなくてはならない。裏打ち層４７のインピーダンスは、トランスジューサセンサ４２が電気的励起が停止された後わずかな間だけ振動しエネルギーが動脈壁へ又は動脈壁からトランスジューサの裏側へ反射されるのを妨げるように最適な減衰を提供するように選択される。こうしてトランスジューサセンサ４２は、パルスからのリンギングによる干渉が全く無いか又は最小限しか無い状態で動脈環境から反射された圧力波をいつでも受理できるようになる。裏打ち層のインピーダンスは、コンピュータモデリングによって決定することができ、この実施態様においては、５〜７　（Ｘ　１０’　ｋｇ／ｍ”　ｓｅｃ　）の範囲内で選択される。裏打ち層のために用いられる化合物は好ましくはタングステン及びシリコンゴムの温キ物である。この混合物の音響インピーダンスは、さまざまなサイズのタングステン粉末粒子をシリコンゴム内に混合することにより変化させることができる。この混合物は、非常に高い減衰を有することから、裏打ちのために非常に優れている。

裏打ち１１４７は、裏打ちタイプの材料五に塗布された薄いにかわ層を用いて導電性層４５ｂに接着されていてよい。

裏打ち層４７は、作用面積のサイズすなわち約０．５Ｘ１．０＋−に適合する表面寸法を有する。パルス送り後の充分なリングダウンを可能にするため、裏打ち層４７には好ましくはセンサハウジング４０、駆動ケーブル、細長い部材などの寸法と一貫性ある最大厚みつまり深さの寸法が備えられる。

図３に示されているように、当該実施Ｂ１１においては、裏打ち層４７は駆動ケーブル２８及び／又はハウジング４０の断面に等しい寸法に合わせて作られていてよい、こうして、センサのリングダウン時間を提供するため最大サイズを有ししかも冠状動脈環境内法（はめ込まれるのに充分小さい裏打ち層が可能となる。

裏打ち層の厚みは約０．０１２インチであってよい。

トランスジューサセンサ４２は、その側面４８及び４９によりハウジング４０の壁５０の内部に連結されている。トランスジューサセンサ４２は、センサアセンブリ２４の中心軸が、トランスジューサセンサ４２の平坦な表面によって規定された平面の中を通るか又はそれに近づくようにとり付けられている。従って、トランスジューサの平坦な表面はその回転軸に対して垂直に面している。こうして、整合層及び裏打ち層の寸法を最大限にすることが可能となる。この構造は同様に、駆動ケーブル２８の遠位端部にハウジングを挿入、接続することによりセンづ一アセンブリ２４を駆動ケーブル２８にしっかりと取りつけることをも可能にする。

ハウジング４０は、その円筒壁の中に互いから反対側に位置づけされた第４の音響ウィンドウ（又はアバーナヤ）５２及び第２のウィンドウ５３を有している。

これらのウィンドウは好ましくは矩形の形状をもち、その平行な辺はハウジング４０の長手方向にあり、丸味を帯びた辺は弦方向にある。これらのウィンドウは、ハウジングの円筒形の壁の材料の一部分を除去するものの、トランスジューサの側面４８及び４９を上に接着できるハウジング４０の壁５０の狭い帯状部５４及び５５は残すことによって、形成することができる。好ましい実施１！様においては、両方のウィンドウ５２及び５３は約０．６Ｘ２．、Ｑｗｍである。センサーアセンブリ２４において、トランスジューサセンサ４２は、超音波信号がトランスジューサセンサ４２から第１のウィンドウ５２を通った発出されるように、第１のウィンドウ５２に直接面したハウジング４０内に取りつけられ位置づけられる。

ウィンドウのサイズ及び幾何形状はパルス発生特性に関係づ番ツられ、開示されているウィンドウ幾何形状の利点は、バルサの作動の説明と合わせて以下に記されている。

これらのウィンドウ５２及び５３は、センサーアセンブリ２４の製造及び試験の間も役立ち得る。センサーアセンブリは、ウィンドウの内側で試験されるセンサと試験されるケーブルの間で電線を接続することによって駆動ケーブル２８へ取りＭＵる前に製造・試験されうる。駆動ケーブルへの取付げに先立ってセンづ一一−／セ゛７・ブリをふるい分けするこの能力は、トランスジヱーサ駆動軸アセンブリの歩どまりを劇的に増加させる。同様にハウジングの設計は又、平滑な丸味を帯びた端部及びＩＩＩ長い部材２６とハウジング４０の間のはめ合いにより、回転中の細長い部材の中のトランスジ５−サの心合せをも可能にする。

図４を参照すると、センサアセンブリ２４はその近位端部で駆動ケーブル２８の遠位端部に接続、されている、特定的に言うと、トランスジューサセンサ４２の第１の導電性層４５ａは、駆動ケーブルの心線６０の内部導体５日の遠位端部に接続されている。駆動ケーブル２８の外部層化フィル部分６２の遠位端部が、ハウジング４０に接続される。これらの接続は、エポキシ接着剤を用いて行なうことができる。心線６０の外部導体６３（基準面導体とも呼ばれる）が、エポキシ樹脂を用いて密封されているや心線６０の基準面導体６３は、駆動ケーブル２８の外部層化コイル部分６２を介してハウジング４０に電気的に接続されている。

好ましい一実施態欅においては、駆動ケーブルの遠位端部で接続されている単一のトランスジューサハウジング内に単一のトランスジューサが取り付けられている。しかしながら、その他の実施１１様においては、以下で記述するように、脈管の一定長の走査を行なうため駆動ケーブルの端部で、単数又は複数のハウジングを伴う複数のトランスジューサを直列に接続することが可能である。このような多重トランスジューサの実施！！様においては、信号処理ユニット及びトランスジューサと合わせて適切な切換え用装置を用いてパルス送り及びデータ受信を調整することができる。

■、駆ｌυ＝＝乙火図５を参照すると、部分的に分解された状態で駆動ケーブル２８の一部分が描かれている９組立てられた撮像システム２０においては、駆動ケーブル２８は細長い部材２６の内側に位置づけされ、上述のとおり、センサーアセンブリ２４に接続されている。駆動ケーブル２８はセンサーアセンブリ２４に対する機械的及び電気的リンクの両方として役立つ。

駆動ケーブル２日は、センサーアセンブリ２４に対して近位にある信号処理ユニットから（近位駆動ケーブル３２を介して）電気信号を導きセンサアセンブリ特性及び電気的特性の両方を提供しながら冠状脈管での利用のために適する最小限の寸法の駆動ケーブルを提供するために、駆動ケーブルの電気コンポーネントは機械的動作の伝達も同様に提供する。従って駆動ケーブル２日は、超音波信号で冠状護管構造を走査するためセンサーアセンブリ２４を回転させる目的で、近位駆動ケーブル３２内にある駆動軸を介して近位にあるモータ３６にセンサーアセンブリ２４を連結している。

高品質の電気信号伝送を提供するため、駆動ケーブル２８は、制御された整合インピーダンス、低い信号損失そして高周波数での高い遮へいと導電率を有する。

上述のように、駆動ケーブル２８内の整合インピーダンスに対する需要は、反射を除去するために信号処理ユニット３４からセンサーアセンブリ２４まで撮像システム全体のインターフェイスにおけるインピーダンスを整合することに対する必要条件から生じるものである。システムのセンサーアセンブリ２４の端部におけるインピーダンスを調整することが比較的むずかしいことから、駆動ケーブル２８を含むシステムの残りのコンポーネントはトランスジューサセンサ４２のインピーダンスに整合される。従って、駆動ケーブル２８のインピーダンスはセンサーアセンブリ２４のインピーダンスに整合され、この実施１！様においては５０オームに設定される。

機械的に言うと、駆動ケーブル２８は高いねじり剛性（すなわち作用ねじり荷重の下での最小限の角度的偏向）を有していながら、しかも、冠状脈管内の経皮的位置づけを可能にするべく長手方向（軸方向）の可とう性も有している。さらに、上述のように、駆動ケーブル２８は同様に、患者の冠状脈管構造内での位置づけに適した寸法的特性も有し、特定的に言うと、駆動ケーブル２８は曲がりくねった冠状動脈を通り抜けるための低い縦断面直径をもつ。当該実施態様はこれらの特徴を一部分、同軸多層駆動ケーブル構造によって提供している。駆動ケーブル２８は、以下で説明するように、外側層化コイルアセンブリ６２の内側にある心線６０を含λ２でいる。

心線６０は、駆動ケーブル２８の中心にある。心線６０は、絶縁された内部導体５８を含む、心線の［ＩＩ径は０．０１４インチで、その内部導体は３８　ＡＷＧ　（４６ＡＷＧのより線７本）の銅線である。内部導体５８は、絶縁体層６６を形成するテフロンコーティングによってとり囲まれている、テフロンは、一定のインピーダンスについてより小さいケーブル、より低い損失そしてより高い電気的伝送速度を可能にする比較的低い誘電率のため、心線６０の内部導体５８のための絶縁体として用いられる。

絶縁された内部導体５８のまわりには、心線６０の外部電気シールドを形成する編組みシールドの形の外部導体６３がある。このＷ組みシールドは好ましくは、各回転方向に４本ずつの８本の銀メッキされた矩形銅より線７０で構成されている。特定的に言うと、各々のより線は、５０マイクロインチの銀メッキを伴う０．００１　Ｘｏ、００　ツイフチの無酸素高導電性（ＯＦＨＣ）銅である。

編組みシールドの構成のためにこれらの寸法の平線を使用することによって、低い１組縦断面を保ちながら心線６０のすぐれた被覆が可能となる。この平線編組は、駆動ケーブル２８の断面全体に対してわずか約０．００４インチしか貢献しない、さらに、各々のより線の７ミルの断面積は、標準的な編組用機器で編組を形成するのに充分な強度を提供する。外部導体６３の編組みシールドに平線を使用することも同様に、駆動ケーブル２８を通しての電気的伝送にとっての利点を提供する。

本質的に大きな表面積をもつ平線編組みシールドは、寸法的に同等の丸線編組みシールドに比べると低い抵抗の導体を作り出す（すなわち低いケーブル損失）。

１１流は抵抗の最も少ない経路に・従って編組みシールドの中を走行するため、シールドのために矩形のｍ組を用いると重複する電線において大きい表面積を提供し、そこにおけるより低い抵抗接触が可能となる。

外部導線６３上に銀メッキを使用することは、さらにいくつかの利点を提供する。まず第１に、壊メッキは、腐食に対する高品質の環境的密封性を提供する。

その上１、外部導線６３の編組シールドの平導線上の銀メッキは同様に、「表皮効果」により高い電気周波数でのシールドの電気抵抗を有利にも減少させる。高周波数での導線を通っての電気的伝送は、信号周波数が増大するにつれて電流が増々導体の外周内を走行する傾向をもつという現象である「表皮効果」を示す、撮像システムの作動周波数においては、大部分の１を流は、導体の表面から０．０００５インチ未満以内のところで導体内を運ばれることになる。これば、銀が銅に比べ低い抵抗率を有することから列部導線６３が訳メッキを伴って作られでいる１つの理由である。一定の与えられた厚みについて、銅ベース内よりも鈑屡内でより多くの電流が流れることｔこなる。

銀メッキを用いるもう１つの理由は、外部導体６３の編組みシールドの重複する接合部において低い電気抵抗を維持する一助となるその非腐食特性にある。従って、絶縁された内部電線に対する銀メッキされた編組みシールドの適用は、かくして、合計直径０．０３０インチ（０，７５ｍ５）未満で５０オームの高品質小型同軸ケーブルを形成する。

駆動ケーブル２８の中には、心線６０のまわりに層化コイルアセンブリ６２がある。好ましい一寛施態様においては、層化コイルアセンブリ６２は、最適なトルク伝達のための多層多より線コイルを含む。当該実施態様の層化コイルアセンブリ６２は、三つの層７４．７６及び７８で構成されている。各コイル層は３つの別々の電線のより線から成り、例えばコイル層７８はより線８０．８２及び８４から成る。各々のより線は、０．００１　ｘｏ、００　ツイフチの寸法をもつ５０マイクロインチの銀メッキのほどこされた無酸素高導電性（ＯＦＨＣ）銅リボン線で構成されていてよい０層化コイルアセンブリのこの構造は、より線１本あたりのねじり荷重を減少させることにより適切なトルク伝達（又は剛性）を提供する。

これら３つの層７４．７６及び７８は、相対する巻き方向ですぐ隣り層に適用される。例えば、コイル層７４はコイル層７６とは反対のらせん方向に巻きとられ、コイル層７６はコイル層７日の方向とは反対のらせん方向に巻きとられている（ただし、コイル層７８はコイル層７４と同じらせん方向に巻きとられることになる）。コイルの巻きどり方向は、システムの作動中に層化ヒコイルアセンプリが自らの七に締まる傾向をもち、位置つは中ケーブルの長手方向可とう性を減少させることなく作動中に駆動ケーブルに付加的なねじり剛化効果を与えることになるような形で、駆動ケーブルの回転方向と一貫性をもつように決定される。

Ｉ・ルク剛性を増加さゼると、１．１イル層あたりの角度的偏向は減少する。

ここでもヌ、層化コイルアセンブリに平線を使用することにはいくつかの利点がある。平線を使用すると、駆動ケーブルの低い断面形状、例えばわずか約０．０２８インチという断面形状を維持する一助となる。これは、等価の慣性モーメントの丸線が使用された場合Ｃ，二可能であるものに比べて著しく小さいものである。さらに、多数の平線コイルを使用すると、冠状動脈内の駆動ケーブルの設置を容易にするコイルとより線の間の固有のすべり面による著しいシャフトの可とう性が得られる。

層化コイルアセンブリ６２のための銀メッキされた０ＦＨＣ銅の利用は有利にも駆動ケーブルの電気特性にも利益を与える。銀メッキされた０ＦＨＣ銅の使用は、その他の導体よりも低い抵抗（導体内の「表皮効果」による高周波数抵抗と直流抵抗の両方）及び遮へいの有効性を提供する。これらの特性は、駆動ケーブル２８を通しての電気信号の減衰を減少させ、ケーブルの整合インピーダンスの生成の一助となる。これらの電気特性は、信号対雑音比を改善しインピーダンス整合用コンポーネントに対する必要性を無べすることにより、システム全体の性能を高める。

駆動欠ニブ土Φ製造方法駆動ケーブル２８は、次の手順に従って作ることができる。

まず第１に、心線６０が作られる。基準面導体のための編組シールドはコクブン編組機を用いて直径０．０１４インチのテフロン絶縁心線の全体にわたって構成される。コクブン編組み機は、１つのからみ合った編組を作り上げるために織合わさる悪星動作で動＜編組線を収納する１６個のボビンを使用する。軌道速度で表わしたボビンの運動及び編組部域を通っての中央心線の送り速度は、２１八馬力のＥｍｅｒｓｏｎ　Ｍｏｔｏｒｓ、　Ｐ／Ｎ３１２０　４０６といった２つの調速モータにより制御される。心線巻きとりブーりのモータ速度とボビンの回転は、仕上がったシャフトの機械的及び電気的特性を確実なものにするため予め定められた値に調整される。これは、Ｆｏｃｕｓ　１．速度制御ｍ装置を用いて行なうことができる。

コクブン［組機をセットアツプするには、以下の方法に従う、テフロンの絶縁された内部線５８を、縦組機のボビンキャリッジの（ｒンターガイドの中に通す。

内部線及びその上に編組むべきリボン線はもろいものであることから、線サポート、逆張力及び編組線進入角誘導を提供する付加的な心線ガイド装置をコクブン編組機につけ加える。同様に、編組平線用のボビンで与えられる逆張力をそのもとの値の約３５％にまで減少さゼ′た。編組み工程中の小さな直径の編組み線の動きを制御するため、修正した上部ガイドをつけ加えた。

コクブン縦岨機は、］６のより線編岨を作り出す１６個のボビンのためのボジシッンを提供している。比較的粗い編組を生成するためには、これらのボビンのうち８つを除去する。除去される８つのボビンは、残りのとじ込まれた編組が各方向の４本のより線で構成されるように、交互に各方向の４本から成る。

編組機を始動させ１．ボビンキャリッジ及び編組巻き取りホイールモータ速度を調整する。ボビンキャリッジ速度を３９５＋／−５ＲＰＭに設定する。編組巻き取りホイール速度は５３０＋／−５ＲＰＭに設定する０編組機の構成は、ボビンキャリッジモータに５：ｌの歯車減速機がとりつけられ同様に編組巻きとりホイールモータが３０＝１の歯車減速機を使用し適切なキャリッジ及び巻き取り速度を提供するように、修正される。

内部線は、編組機の主ガイド及び上部広幅ガイドを通って導かれ、巻きとりホイールにしっかりと取りつけられる。

０．００１インチＸ０．００フインチの銀メッキされた０ＦＨＣ銅リボン線を収納するボビンを上部ガイドの中に通し、一度に１本のより線の割合でｉｍｉの巻きとりホイールに取りつける０手動式キャリッジクランクを用いて、内部線上で編組を開始させるため５回ボビンキャリッジを全回転させる。

内部線上へのｍＡｌ１の開始後、ｒＡ組をシアノアクリレ−１・接着剤を用いて既存の編組長さ全体にわたって心線に接着させる。

キャリッジモータと巻き取りホイールモータの両方を同時に切り換えることによって編組機を始動させる。モータ速度をその予め設定された値との関係において確認する０次に、０．３３フィート／分の編組機のおおよその生産量に基づいて＆ｌＩ＆ｌｌされたコアケーブルの所要長さを生産するのに充分な時間、ｍ組機を作動させる。

編組長さの完了時点で、編組は０．５インチの接合長にわたりシアノアクリレート接着剤を用いて編組を接着する。編組を接合部域でカットし編組機がらとり外す、心線部分を完成させる。

次に、心線６０に層化コイル部分６３をっけ加える。６６インチの一定長の心線を提供する０Ｍｉ組がほぐれないように０．５インチの長さにわたりシアノアクリレート接着剤を用いて外部導体６３の編組線端部を接着することによって、層化コイル部分６２の付加のために心ｗａ６０を準備する。

Ａｃｃｕｗｉｎｄｅｒ　ＣＷ−１６Ａ型を用いて心線６ｏに対する層化コイル部分６２の適用を行なう、心線を、巻線機の主軸台及び心押し台のチャックの中に装荷する。

０．００１インチＸ０．００フインチの銀メッキされた０ＦＨＣ銅リボン線の３つのスプールを巻線機のスプールキャリッジ上に装てんする。１ｓを個別に巻線機の２つのガイド及び２つのテンシヲニングクランプの中そして最後に３線リード角ガイドの中に通す、線は３線ガイドホイールの下そしてリード角ガイドの上に導かれなくてはならない、テンシゴニングクランプは軽いテンションに設定される。

スプールキャリッジをその初期巻取り位置へと移動させる。これは、リード角線ガイドが主軸台から約０．２５インチ（軸方向に）そして心線から約０．００５インチ（半径方向に）となるように位置づけされる。ガイド調整は、その止めネジをゆるめることによって行なわれる。

第１の多重より線コイル７４は、巻線機の回転方向スイッチが時耐回り（ＣＷ）位１にある状態で巻かれる９この巻線回転方向には、３オのコイルより線が心線の下側に導かれ主軸台スピンドルに固定されていることが必要である。

巻線コンピュータ制御装置には巻ｖＡ機自体と合わせて動力供給を行なう１巻線機に対するコンビブー夕による制御は、巻線プログラムＵ　Ｌ　Ｔ　ＲＡ−３Ｄを介して、コイルピッチ−０，０２３２インチ、最大巻線速度−１７８ＯＲＰＭといった巻線パラメータを開始するこ七によって得られる。線が心線に近づくリード角はリード角ガイドとコイルピッチを用いて制御する０巻線制御プログラムを巻線機へとダウンロードする。

０．３〜０．５重量ボンドに達するまで、心線にゆっくりと軸方向テンションを加える。操作レバーを低下させる。速度制御ノブを用いて巻線機速度をゆっくりと６０％の最大値まで増大させる。０．３〜０．５重量ボンドに維持するよう、巻線工程中心線テンションを連続的に監視する。

リード角ガイドが心押し台チャックから軸方向に１インチ以内になるまで、巻線を続行する。操作レバーをもち上げ速度制御を０％まで低下させることによって巻取り工程を停止させる。０．５インチの接合長全体にわたり主軸台および心押し台の場所で心線にコイルを接着する。コイル７４を形成するために用いた３本のより線を心線６０でカットし、このとき心線６ｏに損傷を与えないように気をつける。第２の相対するコイル７６への適用に備えて、スプールキャリッジを主軸台の場所に戻す。

心押し台プーリーを、巻線機駆動軸とは独立して動くことができるようにゆるめる。第１のコイルに予め装荷する目的で（心押し台チャックの前部を見た時）ＣＣＷ（反時計回り）方向に心押し台スピンドルを５回全回転させる。心押し台ブーりを締める。

看取るべき３本のリボン線をリード角ガイド上で３線ガイドの下に導き、心線上に置く；線を一時的に主軸台スピンドルに固定する０巻線機の回転方向スイッチを反時計回り（ＣＣＷ）位置まで移動させる。操作レバーを下げ、速度制御を６０％まで漸進的に増大させる。心線テンションは、０．３〜０．５重量ポンドに維持する。

リード角ガイドが心押し台チオツクから軸方向に１フィート以内にくるまで、巻取りを続行する。操作レバーをもち上げ速度制御を０％まで低下させることにより、巻取り工程を止める。この層７６内のコイルを、０．５インチの接合長さ全体にわたり、主軸台及び心押し台の場所で心線６ｏに接着する。コイル７６を形成するのに使用された３本のより線を心線６０でカットし、このとき心線６ｏを損傷しないように注意する。第３のコイル７８の適用に備えてスプールキャリッジを主軸台の場所まで戻す。

巻線機駆動軸とは独立して動くことができるように、心押し台プーリーをゆるめる。第２のコイルを予め装荷する目的で（心押し台チャックの前面を見て）ＣＷ（時計）回り方向に心押し２台スピンドルを５回全回転させる。心押し台プーリを締める。

巻取るべきリボン線を１，３線ガイドの下、リードガイドの上で導き、心線の下に置く９線を一時的に主軸台スピンドルに固定する０巻線機の回転方向スイノチトを時計回り（ＣＷ　）位置に移動させる。操作レバーを下げ、速度制御を６０％まで漸進的に増加させる。心線テ゛／シッンを０．３〜０．５重量ポンドに維持する。

巻取りは、リー　ド角ガイドが心押し台チャックから軸方向に１フィート以内にくるまで続けられる。操作レバーをもち」げ速度制御を０％まで湾、少させることにより巻取り工程を停止させる。０．５インチの接合長にわたり主軸台及び心押し台の場所で心線にフィルを接着させる。コイル７８を形成するのに用いられた３本のより線を心、＆１１６０でカットし、ここでも又心線６０に損傷を与えないように注意する。スプールキャリフジは主軸台の場所まで戻される。

巻線コンビニ−タブログラムからは、コンビエータキーボードで拡張（エスケープ）キー（ｅｓｃ）を押し、操作レバーを下げ、漸進的に速度制御を０％以上に持ち上げるごとによって退出することができるやこのシーケンスは、主メニューまで退出するか続行するかのユーザープロンプトを作成する。ユーザーを主メニューまで戻すには、ＩＭ」キーを押す。

完成した駆動ケーブル２日は巻線機から除去する。主軸台にある残りのコイルより線は、ｌ・リミングによって除去する。

と述の方法を用いて、５０オームのインピーダンス、１０〜１２％の低い！気信号損失及び、１０〜５０ＭＨｚの範囲内の高い周波数（３０Ｍｈｚの好ましい作動周波数を含む）における高いシールド及び信号伝導率をもつ駆動ケーブル２８の好ま１〜い一実施態様が得られる。上述の方法に従って作られたケーブルは、所要周波数範囲全体にわたり０．９〜Ｌ４Ｄｂ損失という比較的低い損失を有することができる。好ましい実施態様において、駆動ケーブル２８は、約０．０３５インチの内径をもつ細長い部材の内腔内部での使用に適Ｌ７た０、０２８インチの直径を上述のように、蕨管内撮像システム２０の作動中、駆動ケーブル２日及びセンサーアセンブリ２４は、トランスジューサセンサ４２が励起され監視されている間一定の角速度で回転する。この回転を人体内に収容するために、駆動ケーブル２８及びセンサーアセンブリ２４は可とう性の細長い部材２６の中に置かれる。

この細長い部材２６は、駆動ケーブル２８とセンサーアセンブリ２４の両方を閉じ込めるばかりでなくトランスジューサセンサ４２を冠状脈管構造内の望ましい場所に位置づけするのにも役立つ非回転式で生体適合性のあるシースで構成されている０図６を参照すると、好ましい実施ａ様においては、細長い部材２６は、患者の体外に延びる近位部分８４と冠状動簾内に位置づけることのできる遠位部分８２含有する管状シース８０を含んでいる。このシース８０の近位部分８４は、定置（回転しない）コンポーネント、特定的に言うとそれ自体結合解除用部材３０のハウジング（以下に説明され図１４に描かれているような）に連結されているカテーテルマニホルド８５に固定されている０図１．２及び４に示されているように、センサーアセンブリ２４は、細長い部材２６の内腔特定的に言うとその遠位部分内のシース８０の内腔８６の中に！かれている。

シース８０の内側にあるトランスジューサセンサ４２から５色者の体内ｔ・の超音波信号の伝送を可能にしく又それを再び反射し戻す）ために、シース８０又は少なくともその遠位部分は、超音波信号に対するｉ！！通性をもつ材料で作られている。

当該実施態様においては、シース８０又はその遠位部分はＴＰＸ材料特定的に言うと、メチルペンテン共重合体プラスチックで作られている。ＴＰＸ材料は水に近い音響インピーダンス、低い摩擦係数及び優れた機械特性を有する。ＴＰＸ材料の音響インピーダンスは水に近いことから、シースと血液との界面ではきわめてわずかな信号反射しか作り出されない、この特性のため、ＴＰＡ材料はトランスジューサに対し透明に見えることができる。

最も好ましい実施ａｍにおいては、シース８０は、ポリウレタン材料で形成されている。シースを超音波の通路に対し透過性あるものにするため、トランスジューサセンサ４３は、例えば１０度といったやや前方向の傾動角度でハウジング４０の中にとりつけられている。こうして、反射無しに超音波がシース８０の中を通過できることになる７冠状脈管構造内での位置づけに適した低い断面形状をもつシース８０が形成される。好ましい一実施ａ樟においては、このシース８０は、０．０４０インチの外径をもつ、ＴＰＸ材料は押出し成形プロセスに向いており、容易に非常に壁寸法まで引き抜きできる。この実施態様においては、シースの壁直径は０．００２５であり、内側内腔の直径は０．０３５である。

身体に対して非回転界面を提供することに加えて、シース８０はその他の特徴を提供する。ＴＰＸ材料は低い摩擦係数を有するため、内部駆動ケーブル２８とシース８０の内腔８６の壁の間に低い摩擦抵抗支え面を提供する。

その上、シース８０は、ケーブル取扱いのための優れた「押し可能性」を発達させるため駆動ケーブル２８に対する機械的サポートを提供する。ＴＰＸ材料は、押出し成形された共重合体としＴの優れた機械的特性を有する。ＴＰＸ材料の機械的強度は駆動ケーブル２０の軸方向剛性と合いまって充分な「押Ｌ７可能性」度すなわち、冠状動脈内？Ｊセンナーア（・ンブリ２４を位Ｉづけするためのシ・−スアセンブリ内の構造的サポー　トを生み出す。

遠位端部近くのソース８０の内腔８６内にあるのは、内側内腔シール８７である。この内側内腔シール８７はシース８０の内部と唖者の血管の間に障壁を打ち立てるのに役立つ。こうして血管は、駆動ケーブル２８及びセンサーアセンブリ２４の回転によってひき起こされた乱流から遮へいされる。センサーアセンブリ２４がシース８０内に位置づけされると、センサアセンブリ２４の遠位端部は、内側内腔シール８７から約０．０５０インチのところにくる。

シース８０の遠位端部には、誘導用先端部（チップ）８８がある。誘導用先端部８日は、内側内腔シール８７から遠位で、シース８０の内腔８６内に位置づけられてよい、誘導用先端部８８は薄い白金線のコイルといった放射線不透過性の材料で構成されていてよい、白金は、固有の放射線不透過性をもちコイル形状に巻きとられた状態で、柔かく可とう性ある放射線不透過性の破砕耐性ある先端部を作り出す、シース８０の内腔８６内部にコイルをとりつけることにより、シース８０の平滑な外部表面を保持することが可能となり、かくして誘導用カテーテルを通しての又場合によっては冠状動脈内へのシース８０の操作が容易になる。

上述のように、シース８０の近位端部にはカテーテルマニホルド８５がある。

このカテーテルマニホルド８５は、シース８０の内腔８６と連絡し一般に心合せされた第１のつまり主のボート８９及び、同じくシース８０の内腔８６と連絡した第２のポート９０を有する。シース８０の近位端部の外側のまわりにはひずみ軽減コイル９１がありシース８０とカテーテルマニホルド８５の間に延び接着されている。カテーテルマニホルド８５は、以下で説明するように結合解除用部材３０にシース８０を連結するために用いられる。駆動ケーブル２Ｂは、主ボート８つを介してシ・−ス８０内に設置される。以下で説明するように、シース８０の洗浄（フラッシング）のためｒに第２のポート９０を用いることができる。

シース８０は同様に、作動中にトランスジューサの角度的方向づけを連続的に較正するための回転補償手段をも提供できる。回転する超音波式撮像デバイスに付随する欠点の１つは、近位端部の符号器とカテーテルの遠位先端部にあるセンサの間の角度的ゆがみである。このゆがみには主とＬ２て２つのタイプがある。ずなわち経時的に変化ｒるものと回転段階に固定されたものである。固定されたゆがみは各サイクル毎に反復可能なトルク変動をひき起こすＷｌ擦又は剛性によってひき起こされる。これば、はぼ全ての回転要素に成る程度発見できるものである。

経時的に変化するゆがみは、画像を周期的に回転させる。この主要な源は心臓の動きであり、これは細長い部材を湾曲させ心臓の拍動と周期的な摩擦トルクの変動をひき起こす。

当該実施態様は、音響インデクサを用いてこの問題に対する解決法を提供している。音響インデクサというのは、回転の見当合せを提供するためシース上に置かれるか又はシース内に組込まれる場所のマーキングである。この見当合せは、信号処理に容易に識別されうるような形で構成される。

図７ａ及び７ｂを参照すると、シース８０の遠位部分内の壁内に円周方向に回転補償マーカー９２を組み入れることができる。マーカー９２は、図７ａに描かれているようにシース８０の内部表面上に組入れられたスプライン又はパターンであってもよいし、或いは又図７ｂに描かれているようにシースの外表面上にあるものでもよい、好ましくは、マーカー９２はシースの壁の円周のまわりに互いから４５度の周期的位置で置かれている。マーカー９２は、可変的厚みのシース材料からできていてよいが、２つの異なる材料でできていてもよい、これらのマーカー９２はちょうどセンサーの領域内に作られていてもよいし、或いは又シースの長さ全体にわたって延びていてもよい。各々の壁厚変化は、信号処理ユニット３４によって認識することができ、作動中のトランスジューサの角度的位置を確認するのに用いることができる。厚みの段階は、さまざまな傾斜率で作ることができる。シース壁内の１つのパターンで、信号処理ユニットは画像の距離的変動を追従することができる。１つのエラ・ジ又は特徴を追従し不変に保つことにより、経時的に変動するゆがみが補正される。この補正能力は、トランスジューサの角速度変化による１つの画像内のあらゆる不一致を除去する。

４５度毎に厚みが変化する図７ａ及び７ｂに示されているような音響位置合せマーカーの１パターンを使用することにより、固定ゆがみを補正することができる０周期的に、シースを表わす画像のデータを解析し２て、１−リガーの適正な時間的間隔どりを決定する。このデータは、可変的な時間的間隔どっかなされたパルスの能力をもつパルサーに転送される。パルサーにモーターの同期化を提供するモータに接続された一回転あたり１０００パルスの符号器を用いることにより、必要とされるパターンを生成するのに十二分な解像度が得られる。スクリーンは２００個のパイ形の角度的部分に分割され、これらの部分は各々ベクトルと呼ばれる。２００ベクトルのスクリーンについて、パルサーは、１０００パルスを必要とされる間隔に分割することによって一回転あたり２００パルスを発生する必要がある。

図８ａ及び８ｂには、位置合せデータ処理のブロックダイヤグラムが示されている。実時間構成は実時間でエツジをｌラッキングし、図８ａに表わされているように非常に２、速にパルスパターンを調整する。データは、生データパイプラインからインターセプトされ処理されてパルサーコンピュータに転送される。心臓の鼓動に合わセ゛て画像を較正し時間−動作効果を除去するために、ＥＫＧ信月が有効である。非実時間構成も、図８ｂに表わされているとおり、はぼ同じように効果的に用いることができる。ここでは、データは主プロセツサにより捕獲され処理され、結果は適切な時間で励起をパルス送りするパルサーコンビ１．−夕まで送られる。

基本的に同し結果を生み出すもののこの方法の一変形態様は、モーター符号器の増分毎にセンサにパルスを加え、パイプライン処理における各ベクトルの位置を決定する。

虹ｌｕ部社Φ製造上述のように、エポキシ樹脂又はその他の適当な接着剤を用いてカテーテルマニホルド８５内に管状部分をまず接着することによって、シース８０を作ることができる。シース８０は、洗浄ボートマニホルド８５内への進入の遠位側まで延びていなくてはならない。接着剤がシースの内腔８６内に流れ込まないように注意しなくてはならない１次に、マニ、幻しドハブ内にひずみ軽涛」イル９１を設置することができる。このとき、ハブに接着剤が充てんされる。その後、このアセンブリを硬化させる。

最大直径０．０２５インチの先端部をもつ接着剤塗布用注射器を用いて、接着性内腔シール８７がシース８０の遠位端部に設置される。シール８７は好ましくはシース８０の遠位先端部から０．５インチのところにある。シール８７は全長０、１．　Ｏ０インチでなくてはならない０次に、遠位マーカーコイルが設置される。

注射器を用いて、設置に先立ちマーカーの遠位端部から０．０５インチのところに接着剤が塗布される。遠位マーカー・は、シース８０の遠位端部内に設置される。

マーカーコイルはシースのシール８７と０．０５インチだけ干渉してよい、その後４時間１４０°Ｆでアセンブリを硬化させる。

洗浄方法グ）するための手段を含んでいる。センサーアセンブリ２４のまわりにため込まれた気体や汚染物質が存在すると、撮像システムの性能は低下する。トランスジューサセンサ４２の表面上のあらゆる気体又は汚染物質は、重大な反射を発生させ基本的にその領域においてトランスジューサを盲にする可能性がある。洗浄プロセスは、全ての気体及び汚染物質が除去されるようにする。

センサーアセンブリ２４及びシース８０の洗浄は次の３つの代替的システムによって提供されうる：すなわち、図９を参照すると、洗浄システムの第１の実施１！様では、シース８０の内腔８６の直径よりも小さい直径をもつ可とう性の管状部材でありうるような洗浄用内腔９３が使用される。この洗浄用内腔９３には、内腔８６の遠位シール８７近くのカテーテルマニホルドの第２のボート９０を通して送り込むことができる０次にこの洗浄用内腔９３は洗浄用媒体と共に加圧される。洗浄用内腔９３はゆっくりとシース８０から引き出され、この間圧力は洗浄用媒体上で維持されている。

このプロセスは、洗浄用媒体がマニホルドの主ポート８９の近位端部から流れ、洗浄用内腔が除去されてしまうまで続行される。

図１０及び１１を参照すると、洗浄用システムの第２の実施態様が描かれている。この第２の洗浄の実施態様では、２重内腔つまり主内腔９５と外側内腔９６を有するシース９４が用いられている。外側内腔９６は、シース９４の遠位端部への洗浄用流路を提供し、この遠位端部において内腔９５及び９６の間の開口部９７を通して主内腔９４の遠位端部と連絡している。

代表的には水である洗浄用媒体は、圧力下で近位カテーテルマニホルドの洗浄ボート９８を通って、近位端部から遠位端部まで洗浄用内腔９６を通って、開口部９７を通して主内腔９５内へと連続的に供給され、媒体がマニホルドの主ポートから流れ出るまで遠位端部から近位端部まで主内腔９５を通って送り戻される。

図１２を参照すると、洗浄システムの第３の実施態様が描かれている。この実施態様には、ため込まれた気体が洗浄用加圧の間に外に拡散できるようにシースの遠位先端部内に透気性シール１００を有するシース９９が含まれている。シール１００は、シース内腔内の空気質量を適正に短い時間内に遠位先端部部域を通って拡散させることができるような透気性をもつ、相補的な形で、シールの多孔率は水の質量移送を制限するのに充分低いものである。すなわち、シールの多孔率と合いまって水の表面張力は質量移送を妨げている。このシールは、２〜２０００．０００ｎｇ／　（ｓ−ｍ−Ｐａ）の範囲内の透過率をもつ材料で作られていてよい、この透過率範囲は、６．８９５ｋＰａ〜６８９．５ｋＰａの洗浄用圧力の変動及び１秒〜１２００秒の洗浄時間の両方を網羅する。好ましい実施態様においては、２．５４−一の長さのシールを通しての２０２．７ｋＰａの洗浄用圧力での２０秒以内でのシース洗浄のための透過率は１２９０．１＋ｇ／　（ｓ− ｍ−Ｐａ）である。

■、殖金点績金脛除図１３を参照すると、細長い部材２６（その内側に遠位駆動ケーブルを伴う）は、その近位端部でマニホルド８５を用いて結合用部材３ｏに連結されている。

結合用（及び結合解除用）部材３０は、遠位駆動ケーブル２８を近位駆動ケーブル３２に連結し、この近位駆動ケーブル３２の方は近位にあるコンポーネントすなわち信号処理ユニット３４及びモータ３６に連結する。結合用部材３ｏを用いて、撮像システム２０は、システムの遠位トランスジューサ側を患者の体の外側にある一カ所で近位コンポーネントから結合及び結合解除する手段を提供する。

この結合用部材３０は、撮像システム２０にとってのい（っかの利点を提供する。遠位センサの結合及び結合解除を提供することにより、ｔ！ｅｈ’−−プル２８及びセンサーアセンブリ２４の細長い部材２６内への装荷及び取り扱いが容易になる。同様に、結合及び結合解除用の手段を提供することにより、撮像システム２０は、コンポーネントの寸法が冠状脈管構造内の位置づけの制約条件によって制限されていない結合場所から近位での電気的及び機械的伝達のためのより大きいサイズのより安価なコンポーネントを利用することができる。かくして、モータ３６とセンサアセンブリ２４の間の機械的リンクを維持する一方で、回転する駆動ケーブル２８からより安価で市販されている定置式の５０オームの同軸ケーブルまで、非常に重要な電気的情報を転送することができる。

電気的伝送のために用いられる残りのコンポーネントのために要求されるように、結合用部材３０による電気的情報の転送は好ましくはトランスジューサに整合された制御されたインピーダンス環境内で維持される。

結合場所において、機械的トルクの伝達は、より安価に製造できるより大きい市販のコンポーネントの近くで移送されうる。さらに近位駆動ケーブル３２と遠位駆動ケーブル２８の間の結合点で、体内での駆動ケーブルに対するねじり過荷重を防ぐため、機械的「ヒエーズ」を具備することも可能である。

結合用部材３０の中で、遠位駆動ケーブル２８内で同じコンポーネントにまとめられた電気的及び機械的機能は、近位駆動ケーブル３２の内側の機械的伝送用のものと電気的伝送用のものという別々の隣接するケーブルに分割される。従って、結合解除用部材３０の中では、遠位駆動ケーブル２８内では作用速度で回転している心線によって行なわれる電気信号の伝送は、近位信号処理ユニットに接続された非回転同軸ケーブルへ転送される。

結合用部材３０は、患者の体の外にくるように、センサーアセンブリ２４から約６０インチの近位に位置づけることができる。結合用部材３ｏは、内部にがみ合せ可能な同軸コネクタ対が収納されているスリーブ１０１で構成されている。

撮像システムのこの実施ｙｉｍにおける結合用部材３０は、機械的に結合された２つのアセンブリによって提供される。すなわち、センサーアセンブリ２４及び細長い部材２６といったシステムの遠位側のコンポーネントに連結するトランスジューサビンアセンブリ１０２と、信号処理ユニット３４やモータ３６などのシステムの近位端部上のコンポーネントに連結するスリップリングアセンブリ１０４である。

結合用部材スリーブ１０１は、トランスジューサビンアセンブリ１０２の一部である第１のつまり遠位のスリーブ部分１０６及びスリップリングアセンブリ１０４の一部である第２のつまり近位のスリーブ部分１０８によって形成されている。これらのスリーブ部分１０６及び１０８は、アルミニムといった金属で作られていてよい、スリーブ部分１０６及び１０８は、結合用ナツト１１０を用いて合わせて保持される。従って、結合用ナラ）１１０は、以下で説明するようにシステムの作動中近位にあるスリップリングアセンブリ１０４及びその中に合わせて置かれたそれぞれの同軸コネクタの半部分に遠位にあるトランスジューサビンアセンブリ１０２を固定するための手段を提供する。このナツト１１０は遠位コンポーネントを近位にあるコンポーネントから切断又は連結するよう除去することも締めつけることもできる。

図１４及び図１５を参照すると、連結用ナツト１１０はスリーブ部分１０６の上に滑動可能な形ではめ合わさり、スリーブ部分の近位端部上の肩部１１２に突き当たる、結合用ナツト１１０は、図１５に示されているように、スリップリングスリーブ部分１０８の外部上の相応する雄ねじ１１５と係合するため、近位方向に向けられたその内部の雌ねじ１１４を有している。

スリーブ部分１０６及び１０８の各々の中には、かみ合い可能な同軸コネクタ対の１つの半部分が具備されている０図１４及び図１５に示されているように、かみ合せ可能な同軸コネクタ対の雄コンポーネント１１６はトランスジューサビンアセンブリ１０２の内にあり、かみ合せ可能な同軸コネクタ対の雌コンポーネント１１７はスリップリングアセンブリ１０４内にある。この同軸コネクタのかみ合さった対１１６及び１１７は、トランスジューサビンアセンブリ１０２とスリップリングアセンブリ１０４の間の電気的及び機械的の両方の分離点を提供する。かみ合ったコネクタの半部分の間の機械的結合は、雄同軸コネクタシールドバネ接点１１６と雌同軸コネクタシェル１１９の間の干渉により加えられたバネ力によって制御される。かみ合せ可能な同軸対の雄およびせ雌コンポーネントの間に生成されたこのバネ力は、トルクが結合用部材３０を横切って伝達されうるようにする。このかみ合せ可能な同軸対は、結合用部材３０内で連結されるべく変更されたＡｓｐｈｅｎｏｌ　Ｃｏｒｐ、によって作られているような市販の同軸コネクタ対であってよい。

この内部同軸連結は、駆動ケーブル２８及びトランスジューサセンサ４２に整合された制御されたインピーダンスつまり５０オームのインピーダンスで行なわれる。結合用部材３０内のインピーダンスをこれらのコンポーネントと整合させることにより、上述のように不整合信号反射を避けることができる。

図１４を参照すると、トランスジューサビンアセンブリ１０２は、トランスフェーサピンアセンブリ１０２内部での駆動ケーブルの回転を可能にするため駆動ケーブル２８の近位端部に連結されている。

トランスジューサビンアセンブリ１０２のスリーブ部分１０６の遠位端部にありこれを覆っているのは、中に１本の通路１２１をもつスリーブキャップ１２０である。このスリーブキャップ１２０は、スタンピング又は圧縮ばめ又はその他の手段によりスリーブ部分１０６に固定されている。スリーブキャップ１２０は、遠位に延び、中には通路１２１の遠位部分があるようなニップル部分１２２を含んでいる。このニップル部分１２２は、スリーブキャップ１２０に連結されているか或いは又スリーブキャップ１２０で形成されていてもよい、ニップル１２２の外部にあるネジ山１２８は、マニホルド８５の近位端部内にある雌ネジと係合する。圧縮０リング１２９がニップル１２２の遠位端部とマニホルド８５の間に具備され、しっかりとしたはめ合いを確保していてもよい。

エンドキャップ１２０から近位でスリーブ１０６内部にありスリーブ１０６に連結されているのは、コネクタ軸受１３０及び軸受保持リング１３１である。軸受１３０及びエンドキャップ１２０はトランスジューサビンアセンブリ１０２の内部部分１３２を構成する。軸受１３０は、ビンアセンブリの外部シェルの内部で自由に回転するよう、青銅でてきていてもよいし或いは又油が含浸されていてもよい、トランスジューサビンアセンブリ１０２の内部部分１３２にくるように、駆動ケーブル２８には駆動ケーブルクランプ１３４が固定されている。クランプ１３４は、接着剤又はその他の手段により駆動ケーブル２８に固定することができる。ひずみ軽減スリーブ１３６がクランプ１３４に連結されていてもよいし、或いは又クランプ１３４の遠位表面上に形成されていてもよく、このスリーブは、ニップル１２２を通って１つの場所（例えば０．７５インチのところ）まで駆動ケーブル２８上で遠位に延びる。ひずみ軽減スリーブ１３６はテフロンでできていてよい。

クランプ１３４のまわりにあるのは、シェル１３８である。シェル１３８は、ネジ山などを用いて一緒に固定することのできる第１のシェル半部分１３９と第２のシェル半部分１４０で構成されている。シェル半部分１３９及び１４０が合わせて固定されると、これらは同様に圧縮によってその間にクランプ１３４をも固定する。シェル１３８は５両方弁駆動ケーブル２８を収容するよう通路１２１と心合せされている遠位開口部１４１と近位開口部１４２を含んでいる。開口部１４１は同様にひずみ軽減スリーブ１３６の一部分も収容することができる。近位開口部１４２内にブッシング１４３を置（ことも可能である。このブッシング１４３はテフロン製でよい。シェル１３８の遠位側に連結されているのは、同軸コネクタ対の雄部分１１６である。

駆動ケーブル２８はこうして、トランスジューサビンアセンブリ１０２内に回転可能な形で固定されている。駆動ケーブル２日、クランプ１３４、ひずみ軽減スリーブ１３６、シェル半部分１３９及び１４０、ブッシング１４３及び雄同軸コネクタ１１６は回転可能である。

図１５を参照すると、結合用部材３０の近位手部分を形成するスリップリングアセンブリ１０４が描かれている。スリップリングアセンブリ１０４内では、電気信号は回転可能な遠位コンポーネントから回転不可能な近位コンポーネントまで転送される。すなわち、遠位で回転するコンポーネントによって運ばれている電気信号の伝送は非回転コンポーネントに近位で転送される。さらにスリップリングアセンブリ１０４においては、機械的トルクを遠位で伝送するのと同じコンポーネントによって運ばれる電気信号は、機械的トルクを伝達するものとは分離したコンポーネントによって近位で運ばれる。

上述のように、スリップリングアセンブリ１０４は、非回転式結合用部材スリーブ１０１を形成するためネジ山１１５及び結合用ナツト１１０によってトランスジューサビンスリーブ部分１０６に連結する近位端部を有するスリーブ部分１０８を含んでいる。スリップリングエンドキャップ１５８がスリップリングスリーブ１０８の近位端部に連結しこれを覆っている。スリップリングエンドキャップ１５８は、中で中央に心合せされた第１の開口部１６０及びこの第１の開口部１６０からオフセットされた第２の開口部１６２を含む、第１の開口部１６０内にありこの中に延びているのはスリップリング駆動軸１６４である。近位ブッシング１６６が第１の開口部１６０の中でスリップリング駆動軸１６４のまわりに位置づけされている。外部スリップリング１６７及び内部スリップリング１６８が、スリップリング駆動軸１６４に連結されている。外部及び内部スリップリング１６７及び１６８は、かみ合わされたコネクタ対の雌部分１１７の近位部分を形成する修正された同軸コネクタ１７０に遠位で連結されている。近位ブッシング１７１は、かみ合った同軸対の雌部分１１７のまわりでスリーブ部分１０Ｂの近位端部内にとりつけられている。

スリップリングエンドキャップ１５８内の第２の開口部１６２を通して、近位駆動ケーブル３２からリード線１７２及び１７４が延びている。特定的に言うと、リード線１７２は信号導体に接続し、リード線１７４は、以下で説明するとおり近位駆動ケーブル３２内に同軸ケーブルの基準面導体に接続している。リード線１７２の遠位端部は内部ブラシリング１７６に接続し、リード線１７４の遠位端部は外部ブラシリング１７８に接続している。内部及び外部ブラシリング１７６及び１７８は真ちゅうで作られていてよく、幅は約０．０６３インチでよい、内部ブラシリング１７６とエンドキャップ１５８の間には内部バネ１８０があり、外部ブラシリング１７８とエンドキャップ１５８の間には外部バネ１Ｂ２がある。

内部及び外部バネ１８０及び１８２は、それぞれ内部及び外部ブラシリング１７６及び１７８をエンドキャップ１５８から離れて遠位方向にバイアスさせる。

内部ブラシリング１７６は一組の内部ブラシ１８４を圧迫し、外部ブラシリング１７３は−ｍの外部ブラシ１８６を圧迫する。これら２組のブラシ１８４及び１８６は互いに同軸的に取りつけられている。好ましい一実施！ａ様においては、各組のブラシ１８４及び１８６には３つのブラシが含まれている（各組の２つのブラシのみが図１５に示されている）、各ブラシは、そのそれぞれの組の中のもう２つのブラシに対して１２０度の間隔で位置づけされている。

内部ブラシ組１８４と外部ブラシ組１８６はブラシガイド１８８により滑動可能な形で保持されている。ブラシガイド１８８は、スリップリングスリーブ１０８の内部内にとりつけられている。ブラシガイド１８８は、各々３本ずつの２組のブラシ１８４及び１８６を保持するため中を通って互いから１２０度のところにある各々３つの２＆ｌｌのスロット（すなわち合計６つのスロット）をもつ円筒形のプラグである。ブラシガイド１８８は同様に、スリップリング駆動シャフト１６４が中を通る大きな中央開口部１８９をも含んでいる。

内部バネ１８０によりバイアスされて内部ブラシ組１８４は内部リング１６８を圧迫しその上に載っている。内部リング１６８は信号を導くために用いられ、同軸コネクタ１１７の内部導体にとりつけられている。外部バネ１８２にバイアスされた状態で、外部ブラシ［１８６は外部リング１６７を圧迫しその上に載っている。基準面信号に対する接続のため外部リング１６７が用いられ、同軸コネクタ１１７及び／又はスリーブ１０８内の基準面導体にとりつけられている。

ブラシは、静止した内部及び外部ブラシリング１７６及び１７８及び回転する内部及び外部スリップリング１６８及び１６７の間で電気信号情報を転送するための径路を提供する。好ましい一実施態様においては、ブラシは、銀グラファイトで作られている。銀グラファイトは非常に導電性が高く自己潤滑性あるブラシ材料を提供する。スリップリングと同軸コネクタ１１７及びスリップリングとブラシの両方の間で利用できる導電性接触部域を増大させるため、比較的大きい真ち ψうのスリップリングが使用される。大きい接触部域を使用することにより、スリップリングアセンブリ１０４を通しての信号損失及び電気抵抗が低減されることになる。

スリップリングアセンブリ１０４内では、同軸コネクタ１１７、スリップリング駆動輪１６４及びスリップリング１６７及び１６８のみが、作動中に回転する。

ブラシ組１８４及び１８６、ブラシリング１７６及び１７８、ブラシガイド１８８及びスリーブ１０８は全て、作動中定置状態にとどまっている。

黴械広桔企電気的伝送の提供に加えて、スリップリングアセツブ１月０４は同様に結合部材３０を横切っての機械的トルクの伝達をも供給する。スリップリングアセンブリ１０４内のバネ１８０及び１８２は、トランスジューサ駆動ケーブル２８によって生み出されたねじり荷重を支持する摩擦力を発達させる。かみ合わさったコネクタの半部分１０４と１０６の間の機械的結合は、雄同軸コネクタシールド接点１１６と雌同軸コネクタシェル１１７の間の干渉によって生成されるバネ力によって提供される。このバネ力は、かみ合ったコネクタ対１１６及び１１７の間に摩擦ばめを生み出し、結合用部材３０を横切ってトルクが伝達できるようにする。好ましい実施１！様においては、スリップリングアセンブ１０４内のトルク伝達は、コネクタ半部分１１６及び１１７の間の相対的なすべりが発生する前に３インチ−オンスの最大トルクを提供するようバネ力を調整することによって調整される。こうして、ビンアセンブリシェルではなく駆動軸アセンブリに対するトルク伝達を確実に行なうシステム内の機械的「ヒエーズ」機能が与えられる。

トランスジューサビンアセンブリ１０２とスリップリングアセンブリ１０４から成る結合用部材３０は使用が容易であり、患者の部域内の閉塞を削除するか又は削減する。こうして、患者のすぐ近くにかさ高いコンポーネントを置く必要なく患者の冠状脈管構造内で細長い部材２６及びセンサーアセンブリ２４を容易に設置し操作することができるようになる０組立てた状態の結合用部材３０は、直径約０．７５インチ長さ約４インチの円筒形状を有する。（トランスジューサビンアセンブリ１０２は直径約０．７５インチ長さ１．７５インチである）。

スリップリングアセンブリ１０４が０．５インチ未満の長さの部分を除いて電気的伝送のための制御されたインピーダンスのコンポーネントを使用している。この特徴により、インピーダンスの不整合による信号反射の減少が得られる。

■、近位狙飲欠二１上近位駆動ケーブル３２の遠位端部は、図１５に示されているようにスリップリングスリーブ部分１０８の近位端部に連結する。近位駆動ケーブル３２の遠位端部は、スリップリングアセンブリスリーブ部分１０８に連結する近位ケーブルシー・ス１９０を含む、近位ケーブルシース１９０は熱収縮管材料の一区分で形成されている。ケーブルシースｉ０の内部に具備されているのは、モーター３６に対し近位で連結している駆動軸と信号処理ユニット３４に近位で連結している近位同軸ケーブル１９４である。、駆動軸１９２及び近位同軸ケーブル１９４は、駆動軸１９２がシース１９０の中心軸にほぼ沿って心合せされ同軸ケーブル１９４がそこからオフセットされた状態で互いに隣接している。ケーブルシース１９０から近位で、駆動ケーブル１９２と近位同軸ケーブル１９４は近位ケーブル被覆１９５内にとじ込められている。

ｉ！動軸１９２はシース１９０内部のスリップリング駆動軸１６４に連結する。

この連結はＤＥＬ−ＲＩＮ＠で作られた管状部材でありうる軸継手１９６を用いて行なわれも上述のように、スリップリング駆動軸１６４はその連結部がら遠位に駆動軸１９２までスリップリングアセンブリ１０４内＾とスリップリングアセンブリ、Ｔノドキャップ１５８内の開口部１６０を通って延びている。駆動軸１９２は好まし、くは、モータの作動によって回転しこの回転をスリップリングアセンブリまで駆動ケーブル及びトランスジューサアセンブリ２４上へと伝達できるよう長手方向の可とう性を有ししかもねじり剛性がある。駆動軸１９２は高張力鋼又はステツＬ・ス鋼で作られた可とう性ケーブルであってよい、　Ｓ、　Ｓ　ＷｈｉｔｅＩｎｄｕｑｔｒｉａｌ　Ｐｒｏｄｕｃｔｑ、　ｂ＋ｃ、のシャフト４０９８−９といったような市販の可とう性駆動軸を用いることも可能である。

同様に近位ケーブルシース１９０内部にあるのは、近位同軸ケーブル１９４の遠位端部である。近位同軸１９４の基準面導体１９８の遠位端部は基準面リード＆９１１７４の近位端部に連結し、近位同軸ケーブル１９４の信号導体２００の遠位端部は信号リード線１７２の近位端部に接続する。同軸ケーブル１９４は好ましくは可とう性があり定置型である。すなわち、駆動軸１９２と共に回転しない。

インピーダンス整合を目的として同軸ケーブル１９４の信号及び基準面導体２００及び１９８の間には整合用コンデンサ２０２を接続してもよい、（整合用コンデンサ２０２は通常、図１５に示されていない熱収縮カバーを存する）、近位同軸ケーブル１９４は、Ｂｅ１ｄｅｎ　Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎから入手できるＲ（１，１７８Ｂ／Ｎといった市販の５０オームの同軸ケーブルであってよい。

図１６を参照すると、近位ケーブル３２、駆動軸１９２及び近位同軸ター・−プル１９４は、近位ケーブルカバー１９５の内側で互いに隣接して近位ケーブルシース１９０から近位に延びている。近位同軸ケーブル１９４は、ずずメッキされた銅の編組で作ることのできる絶縁シールド２０６の中に閉じ込めることができる。

駆動軸１９２は、回転しない金属スリーブ２０８内に閉じ込められる。分岐用部材２１０において、同軸ケーブル１９４及び駆動＊ｈ１９２は分離する。分岐部材２１０は熱収縮管材料で作ることができるゆ分岐用部材２１０から、同軸ケーブル１９４は、信号処理ユニット３４にはめ込むことのできる同軸コネクタ２１４まで同軸ケ・−プルジャケット２１２の内部を近位で延びている。分岐用部＋１’２１０から、駆動軸１９２は、モ・−ター３６に対する接続を提供するべく結合用コネクタ２１８まで駆動軸ジャケット２１６の内部を近位で延びている。

モータは４、Ｍａｘｏｎ　ＭｏｔｏｆＣｏ。、型番号ＲＥＯ３５−０７１−３９ＥＡＢ２００Ａといった直流４０ワツトの希土類モータであってよい。

■、δ火ｉ二及び着号処理作東信号処理ユニット３４は、センサーによって撮像に使用される音波に変換される高エネルギーパルスを発生するパルサーを含んでいる。同じピーク電圧について半サイクルパルサーの２倍のエネルギーを与えさらにより優れた整定を与えることから、全単サイクルパルサー用いられる。高圧回路と細長い部材の間の絶縁のためには、変圧器が用いられる。高速整定か重賞である場合、直流周波数成分無しの巡回波形のためには、高周波変圧器が比較的設計しやすい、センサの１つの全単サイクルパルスは、１つのインパルスに比べてリングダウン時間の増大がほとんど無い戻り信号を生成する。１を超えるサイクル数の増大は全て、はぼ正比例してリングダウン時間を増大させる。

優れた画像のためには、信号の質が非常に重要である。このことはすなわち、急速な一４０ｄＢレベルまでのリングダウンを伴う高い振幅を意味する。よりシャープなパルス及びより優れた信号のリングダウンを提供するパルサー技術が利用される。従来のパルサーは、一定の与えられた周波数で整数の半サイクル数のパルス形状を実現する。擬債ランダムパルスを発生することのできるパルサーは、トランスジー１、−ザを励起し、一定の振幅及び正しい時刻で一連のパルスにより反射を整定してしまうことができる。

」−述のように、センサーウィンドウのサイズ及び形状は、得られる超音波画像の質に直接間係している。２次元での超音波撮像（すなわち動脈壁の断面の）は、音響的に言−１，て３次元の問題である。ここで再び図２〜４を参照すると、優れた撮像システムのための目標は、例えば動！Ｍ壁に対して半径方向のＸ方向に、対象となる距離全体にわたり清くシャープな回転ビームを得ることにある。

しかじながＬ）このビームは、当然のことながら全ての方向に伝播する。半径方向から２つの側面方向におＩＪるビームの性能は、センサーの音響光学と呼ばれる。２つの側面方向ｘ、及びＸよ　（すなわち半径方向に対して垂直な方向）において、ビームの形状はセンサーからの距離、センサの焦点、物理的形状及び作動周波数の間数である。動脈壁の円形走査を行なう撮像デバイスについては、半径方向の解像度はパルス波形の伝播サイクル数によって制限される。

この時間又は距離は、代表的には図１７に示されているように、波形の４０ｄＢの振幅点によって決定される。

矩形のトランスジューサセンサーを用いることは、冠状脈管の奥深くで用いるための非常に小さい脈管内超音波装置を作るための１つの鍵である。円形アパーチャに関して幾分かのトレードオフはあるものの、非常に小さいサイズにおいては、矩形のアパーチャから最高の性能が得られる。

ビーム形状は１、それぞれの方向におけるハウジングのアパーチャサイズの関数である。この関数は、Ｚを近視野距離、ＡをアパーチャサイズそしてＬを波長として、Ｚ−Ａ’／Ｌで表わされる。（音の周波数及び媒体速度によって規定されるような）波長が０．０５６ｍ５の上述の０．５Ｘ１．Ｏａｍのウィンドウについては、近視野はＸ方向に１．１ｍｓ、ｙ方向Ｃ４，５ＩＪ雌である。近視野の意義は、遊点合せされていないセンサについて、ピーク、幅がほぼ近視野の長さを通るアパーチャの幅であるということにある。近視野においては、ビームは全ての方向で急速に変化する。これは建設的及び破壊的干渉パターンからのものである。遠視野においては、ビームはより均質で発散する。遠視野は、光源が点光源であるかのように挙動する。集束された結晶については、ビームは近視野の限界まで集束されうる。集束されたビームは、集束された領域においてこの領域の外側の集束さねていない領域に比べ狡いが、より急速に発散する。

冠状領域内の脈管内題音波のためにば、半径的５ｍｍまでの腔像を得ろことが追求されている。ａ述のような寸法をもつウィンドウについては、矩形の形状の利点は、エネルギーがｘ７ｉＩｌｌ！に広がっている場合でも１Ｆ方向のエネルギー・は図１８−２１に示さメ１ているように対象ｉ！域の距離全体を通して比較的一定にとどまっているという点にある。Ｘ方向において又はこの明細書で用いられているようｒ倒面方ｌ１１ρおいては、ビームのサイズは、対象半径全体を通して優れた脈管内丙倣を生成するのに確かに使用可能なものである。このサイズの円形アパーチャについては、ビームが全ての方向に均等に広がっていることから強さは非常に急速に減少することになる。矩形アパーチャは、表面積が大きくなればなるほど優れたｖ！ｉ離対二対エネルギー減少係をもつ−０，５ｍｍ以下のアパーチャについては、矩形の形状は、円形形状に比ペアパーチャにとってより望ましいいくつかの特性を上述のように、半径方向解像度にとって、信号のリングダウンは非常に重要であり、インパルス励起に対重る単ザイクル応答を有することが望ましくなる。代表的には、使用される励起は、半サイクルタイプのインパルス励起か或いは又整数の正弦波サイクルである。

より速い−４０Ｄ　ｂのリングタウン時間をひき起こすのに修正パルス波形よりもむし、ろ主パルスを使用する励起を用いることには著しい利点がある。その理由としては主として２つある。トランスジューサのコンピン、−タモプリングから結果として得られる反復最適化プログラムの目標は、最も幅広い周波数［ｌ！！にわたり平滑な位相及び絶対値をもつシステｊ伝達関数を生成することにある。これは、ピークパルス振幅の２乗の値をピーク後の時間加重された絶対値の積分で除去した値を最適化することによって達成される。非インパルス励起を用いることにより、励起のフーリエ変換は励起の周波数スペクトルが１インパルスと異なるような形で異なっている。理想的なインパルスは、一定の絶対値の周波数成分を有する。コンビエータが１つの離散的時間増分から次の増分に波形を変動させることができるようにすることにより、最適な励起波形を生成することができるやコンビ５、−タモデルには、無限でない裏打ち距離、表面の不規則性、機械的許容限界、インピーダンスの不整合などの制限がある。これらの変数の結果、現在の装置の性能はモデルが予測したものから逸脱するものとなっている。基本的に装置を較正するのに同じ技術を用いることにより、最適化された励起を使用して成る種の反射や不完全さを阻止することができる。

この回路は、１つのコンビエータによって予め定められた波形に出力をプログラミングできるような高速デジタル−アナログ（Ｄ／Ａ）変換器を用いて実施可使である（図２２を参照のこと）。この出力は、必要とされるあらゆる所要Ｉ／ベルまて増幅可能である５、最適化された波形は数百ナノセカンドにわたり生成され、画像データが受信される前に整定される。

■、付迦窯ＩＩＴ末しジー１−ａ碧欅人、ｉンｉ二ｑ！１：図２３を参照すると、トランスジＪ、−サセンサの構造についての一変形実ＡＭ様が措かれている。センサを製造する１、ｒあたつアは、１つの装置から次の装置まで均質なビームを与え、製造の容易な構成にすることが望ましい。システム性能のすぐれたくり返し精度のたぬと同時に画像強化に必要なその他のより先進的なデータ条件づけアルゴリズノ、を実施する創めに、均質なビームが必要である。

図２３を参照すると、トランスジューサセンサの一変形実施！！様が描かれている。図２〜４に示されている上述の実施！Ｉｓ様の場合と同様に、図２３のトランスジューサセンサは、トランスジ、−サコア、そのいずれかの側面に接着された導１１性層、裏打ち層及び整合層を含む複数の別々の層で構成されている。図２３に示されている実施態様において、整合１’１３０１　（ＰＶＤＦ材料でできていてよい）は、センサー】ア４４よりも寸法が大きく、近位端部上に張り出し３０３を含んでいる。この張り出し３０３は、センサコア４４上の導電性表面４５ａと同軸駆動ケーブル（図示せず）の中心導体の間の電気的接触を可能にしている。こうして非零に均等な作用面積と共Ｕ−より優れたトランスジ１−サ表面も同時Ｖ得られることになる。この実施態様は同様に、２Ｗ造を著しく容易にする。これらの特長は、導電性裏打ち３０５を使用することによってさらに強められる。この導電性裏打ち３０５はセンサの裏面とセンサーホルダの間に電気的接触を提供する。センサーホルダは、駆動ケーブルの外部君１体（図示せず）に電気的に接続されている。導電性裏打ちは、銀、タングステン、鋼、金又はその他のい（つかの元素又は合金といった敗多くの真なる材料で構成することができる。整合層３０１はＰＶＤＦ又はその他の材料で作られていてよい、その他の変形実施態様には、信号をその接続部まで運ぶためセンサーの前面及び裏面の両方の上に導電性層を有するＰＶＤＦタイプの材料を使用するものなどがある。センサの裏側には、その方向に出てくるエネルギを吸収するのに減衰服が必要となりうる。２つの接続は駆動ケーブル同軸電気接続部に１終結されることになる。さらにもう１つの変形態様は、駆動ケーブルの構造内に可とう性回範を組込むことによりセンサコアから駆動ケーブルの近位部分まで導電性仕上げの整合層及び導電性仕上げの裏打ち層を延ばすことである。２つ導電性表面を電気的に絶縁さ（るために、層の間に絶縁層が組込まれている。これには、カテーヂル内で電気センサ構造内の継手が全く必要でない。

Ｂ、撮像１１Ｌ」本発明の一変形実施態様は、ガイド線の機能を超音波撮像装置のものと組合わせることができるものである。ガイド線の役目は、患者の脈管構造内の対象となる場所まで通り抜けし、バルーン血管形成術といった処置のためガイド線上のカテーテルを所定の場所に位置づけることにある。このような処置の前、簾中及び後で動脈を撮像する装置があることが望まわることから、ガイド線と撮像デバ・イスの機能を組合せることが有利であろう、大部分のカテーテルは、それがひとたび所定の位置に来た時点でガイド線をひき出し撮像用ガイドｍｊｔ＋の代りに入わることができるような形で同軸設計のものとなっている。

現在、ガイド線は、０．０１８インチ以下の寸法で用いられる。上述の実施態様においては、駆動ケーブル２８は０．０２６インチの直径を有し、約０．００２Ｘ０、０４０インチの作用面積をもつトランスジューサセンサを収納している。

駆動ケーブルの機能ｔ）！／ガイド線機能と組み合わセるためには、駆動ケーブルのｔ決は直径約０．０１８インチのサイズまで減小されることになる。トランスジブ、−±センサは０．０１フインチに近いハウジングアパーチャを伴うものとｔ、て作られる。

−のサイズでは、画像のＩｌｌ像度は上述の実施態様におけるものきほぼ同じである。

水明細書の他の部所で記述されているｌＩ像強度化技術を用いると、現在達成されているものと同じ位に又はそわ以上に優れた＃像を得ることが可能である。センサーのためには、より高い１波数をもつより薄いトランスジ４−す又は異なる材料を使用する。二とができる。

撮像用ガ・ｆド＃３５０の遠位端部が図２４に示さ第１ている。す・イズイモ０゜０２６・インチから０．０１８インチまで減小さ１士る丸めに３つのフィルと１・つの８線編組の代りに２つのコイルと１つの２重編組を使用するという点を除い゛（、駆動ケーブル３５２乞よと述のものとけば同様に構成することができる。これは、中心導体及び絶縁のために０．０１０インチを残して０．００８インチ５？ＩＡ部フィルと導体を減小させるという結果をもたらす。

１つの態様においでは、ｍ徴用ガイド線のｍ或は、駆動ケーブルに対するトランスジューサセンサの取りつけにおいて上述の実施態様から逸脱する可能性が高いにの撮像用ガイド線において、センサの作用面積の幅は駆動ケーブルの直径−Ｚ二はぼ等ｊ７い、その他の点においては、撮像用ガイド線のトランスジューづ− センサ部分のＩＩ成は０、上述の実施態様のものに極めてａ似したものとなる、この駆動テーブル３５２は、その遠位端部に取りつけられたセンサーホルダ３５４を有する。反対１１にあるウィンドウをもつ上述の４５　′、ｚ−１１ハウジングとは異なり、この実施態様の七二、ザーマウント３５４は、トランスジューサ開口部から反対側にある第２のウィンドウを含まない。その代り、゛２ウンｌ □　３５４は、トランスジューサセンサ３５６の下の物理的サポートを提供する。同様に、サイズ制約条件のため、トランスジューサセンサのＩＬ側には裏打ち材料のための余地がほとんど無い。このことは、いくつかの異なる方法によって補償されうる０例えば、流体への結合に整合層が全く必要とされないようにセンサーを低い音響インビー・ダンスをもつ共重合体材料で作ることができ、こうしてさらに裏打ちサポートとセンサ材料の間のインピーダンス差は充分大きいものとなるため１接取りつけられたＰＺＴに士べはるかに小さいエネルギーしか裏打ち内に入らなくなる０代替的には、裏打ちサポート内に入るエネルギーは、裏打ちサポートのために多孔性焼結型金属といったような材料を用い較正されたパルス波形で反射を削除するご七によって、幾分か散逸かつ散乱させることができる。共重合体材料での土製なＩＩ！題は、Ｉ〕３３係数が比較的低いことである。

（Ｄ３３は、厚み方向における誘電率である）。

これにより、同じ表面積のセンサはより大きいインピーダンスをもつこと１なる。

このインピーダンス差は、本明細書内の他の場所で記述されている技術のいくつかを用いることにより補償され得る。或いば又、信号を更に低いインピーダンスまでパフコアリングするためセンサのとなりに能動回路を設ｒ″４′るこ２−も ′？″きる。

撮像用ガイド線の実施態様においてはＰＺＴＵ料を使用することもできるが１、これらには、前面１合層と裏面減結合層が必要である可１１１ｗ！−が鳥いい裏打ち１戒には、センサーと裏打ちサポートの両方との関係においてそのインピーダンスが偉いものである半波長減結合器が含まれていてよい。この裏打ち減結合器は整合層のものとは反対の要領で作動する８すなわち、４分の１＃長が結合を助りているところで、半波長厚が２つのインピーダンス間のエネルギー伝達を減結合するのを助けているゆ撮像用ガイド線においては、センサーの裏側及び駆動ケーブルの外部導体まで０、裏打ちサポートを通し下電気的接続が行なわわる。前面接続は、上述の実施態様においてど同じ方法で行なわれる。共重合体の変形態様については、接続は、中心駆動ケーブル線の１本を用いて、導電性エポキシ又は低温はんだを用いて今夏被覆された共重合体表面に直接リード線を接続すること釘より行なわれる６１、盪皇月！並上菫ニ倉体煎棗激本書に記されているよ）に撮像泪ガイド線は、脈管内処習のために用いらｔする従来のカテーテルのガイド線内腔内に位１づけらねるべく寸法決定さね４１１合された脈管内線の遠位＃部にあるｓ！音波センサを有する脈管内撮像デバイスである。

このような影でこの撮像用ガイド線はいくつかの著しい利点を有する。Ｐｌ、ｔげ９、この撮像用ガイド線は、カテーテルが前送りされる目的地である動脈の地点で撮像するべ〈従来のカテーテルのガイド線内腔により提供される経路を利用することができる。さらに、い（つかの実施態様において、この撮像用ガイド線には、脈管内カテーテルを位置・プｌすするため従来のガイド線として撮像用ガイド線を使用てきるようにするための例えば柔軟性あるバネ先端部といった従来のガイド線の機能、ならびにアクセス可能な脈管内ＩＩｉ域を撮像することを可能にするための例えばセン１−といった撮像の機能、をＸ儂することができる。

上述の！！雪で利用されるために、図３４に示されているような撮像ガイド績４５０の一実施態様が提供されるや撮像用ガイド線４５０は、先端部区分４５２、セン号−区分４５４、駆動ケーブル区分４５６及び近位コネクタ区分４５８を含む、上述のように、撮像用ガイド線のための基本的必要条件は、それが、従来の介入用カテーテル内のガイド線内腔を通してばめ合えるようなサイズの列部断面形状４ｒＱＴＩる。とである、　０ＷＰＷＰＣＣ０１１ＳＰＥＣＰＲＯＩＩＰＴｉを用いるカテー□チルに１％て、＠″Ｗ″Ａ”Ｎ＊Ｙ＠さらに開動ケーブル区分４５６はきわめて直線であるべきである。、１１気的に再うと、駆動ケーブル４５Ｇは好ましくは最小限の損失で片端からもう一方の！ｌｌＢ〜、信号を送ることができる。センサ・−インピーダンスを適切にＶ合するためには、Ｕ＊ケーブル４５６内の高いインピーダンスが好ましい。

駆動ケーブル４５Ｇの電気インピーダンスは好ましくは２０〜１００オ・−ムの間にある。

駆動ケーブル４５６の一実族態様が図４８に示されている。駆動ケーブル４５６は、心線５６４、絶縁層５６６、シールド層５６８及びコイル層５７０を含んでいる。心線５６４はいくつかの代替的構造を有していてよい、１つの実施態様では、心線５６４は単線で形成されている０代替的にげ、心線を多重より線の綱又は銀メッキされた鋼線で形成してもよい、後者の実施態様は優れた電気的特性を提供し、駆動ケーブル４５６を比較的柔軟性あるものにする。しかしながら多重より線構造は充分な長手方向の剛性を提供できない。従って、好ましくは、高い弾性係数を有し従って長手方向の剛性を増大させるような材料で心線を形成するごどが可能である。ステンレス鋼、タングステン及びベリリウム鋼といった材料が好まれる。当然のことながら、最も高い降伏強さく耐力）及び最も高い導電率を有することからタングステンが最も好まれる。

心線５６４において低い電気損失を提供するため、心線５６３の外部表面に対して高い導電率の材料が適用される。心線５６３の外部表面に適用するための好まれる材料としては、銀又は鋼がある。最高の導電率を有することから銀が最も好まれる。これらの材料は、侵れた電気的伝送に適した厚みまで容易にメッキされる。高い周波数では、電流は導体の表面近くにどどまり、従って心線全体にわたる０．００１インチの導体メッキで充分である。好ましい実施態様においては、機械的及び電気的な両方の必要条件を考慮に入れて、コーティングの理想的厚みは０．００１インチ未満である。

撮像用ガイド線内の絶縁層５６６は導電性のコア層５６４を導電性のシールド層５６８から分離している。電気的な目的で、この層５６６は非導電性であり、好ましくはできるかぎり低い誘電率を有する。心線５６４のために単線が用いられる場合、心線５６４と外部コイル５６８の間の長手方向の動作を１１１Ｉ！するための手段を絶縁性層５６６の中に組み入れることが好ましい。この絶縁性Ｎ５６４がテフロンで作られている場合、Ｍ間で直接接着を行なうことはむずかしいかもしれない、この場合には、駆動ケーブル４５６とセンサーハウジング３５４０間の継手において心線５６４と外部層の間の動きを制限することができる。これは好ましくは、センサーハウジング３５４に連結されることになる外部層とコア５６４の間の接着のための非導電性のスリーブを用いることによって達成される。

このスリーブはガラスセラミック又はその他の硬質の非導電性材料から作られる。

駆動ケーブルの一定長に沿って層の間を接着するために、層を合わせて連結するのににかわ又はその他の接着用材料を用いることができるようさまざまなパターンでテフロン内に穴が形成される。

絶縁層５６６のためには、テフロン以外の材料も使用できる。このようなその他の材料としては、ガラスより線又はガラスの中実押出し成形材、カイナールより線又はセラミック押出し成形材などがある。押出し成形材は、心線上に外へ一定の与えられた直径まで中実で均質な層を形成する０次により線をエポキシ樹脂で接着して、唯一の高強度材料を生み出すのに繊維及び結合剤を使用するファイバーグラス又はその他の複合構造物ときわめて似た複合材層を形成する。

シールド層５６Ｂは同軸信号ケーブルの外部層を作り上げるため絶縁層５６６全体の上にわたって位置づけられている。シールド５６８は電線の編組又はコイルから作ることができる。好ましい一実施態様においては、これらの電線は矩形の銀メッキされた銅線である。最小直径の駆動ケーブルを提供するため、単一層のコイルを用いることができる。低い抵抗のシールド層が、ＲＦ（高周波）発出の遮へい及び妨害感受性を提供している。ケーブル損失は、コアとシールドの合１１抵抗の関数であり、従ってできるかぎり低い抵抗をもつシールドを提供することが望ましいいこのような理由から、シールド層のために編組又は２重コイルが用いられることが舎丁まれる。

駆動ケーブルとガイド線の両方の機能を遂行するため、優れたトルク伝達のために外部コイルＭ５７０が必要とされる。この列部コイル層５７０は、銅又は代替的にはステンレス鋼といったその他の金属で形成される。剤Ｕコイル層５７０の近位区分においτは、全ての贋をその一定長にわたって結合して撮像用ガイド線のその部分をｄｉ線で剛性あるものにするよう、結合剤が用いられる。この近位区分は、撮像用ガイド線の近位コネクタからこの撮像用ガイド線と共に用いられることになるガイドカテーテルの端部に相応する場所までである。この距離は、代表的には１３０Ｇ−である、こうして、撮像用ガイド線の遠位区分は、それが隙間のない湾曲部を突き進まなければならない場合に比較的可とう性の高いものとなることができる。

撮像用ガイド線駆動ケーブル４５６の近位区分内に付加的な剛性を提供するためのもう１つの代替的方法は、近位区分に沿って金属コイル列部層５７０の上にも・）１つの材料層を提供することである。この付加的な層は、ガラス、ケブラー又はその他の高強度材料の金属以外のより線で形成することができる。このより線は、コアケーブル５７０全体にわたってコイル又はｍ紀要の中で用いられることになる３次により線をエポキシ樹脂で接着して、独特の高強度材料を結果と１、て得るべく繊維及び結合剤を用いるコア・イバグラス又はその他の複合構造物にきオ）めて似た複合材層を形成することができる。上述のように、これは、１つの区分が１つの繊維及び結合剤からできもう１つの区分が同じ又は異なる繊維及び結合剤又はその組合ゼからできているような２重区分複合材であってよい。

５、農棗里烹ヱ上貞凶立笠匿分ここで再び図３４を参照すると、撮像用ガイド線の近位区分４５８が複数の機能を提供している。これらの機能としては、信号伝送のための電気的接点の接続、撮像中のトルク伝達、方向を決定できるようにするため積法て提供され用いられるトルク及び長手方向ｍＯＷＰＷＰＣＣＯＭＳＰＥＣＰＲＯＭＰＴａ＠　−Ｗ　 −Ａ　−Ｎ　＊　Ｙｐｒｏｖｉｄｅｄなどが含まれる。絶対的な位置情報については、グレースケール符号化が好ましいものてありうる。グレースケール符号化は、１つの状態から他の状態まで進む上でわずか１個のビットだけが変化するという特性をもつ、２進スケーリングで、２進又はその他のコードのための２つの符号化された値の間の境界において全てのビットを確実に同時に変化させる方法は全く存在しないことから、こうｊ２て、例えば２道スケールに比べ誤りは防止される。

半径方向の音響位置合わ（及び３次元側方位ｆ合わせの両方のためのパターンがシース上に同時に存在することも可能である０両方のパターンは共に、シース材料で形成さねでいてもよいし又は真なる材料から形成されていてもよい。一方のパターンをシースの内側に形成するのに対し、他方のパターンをもう一方の倒に形成してもよい。同様にこわらのパターンを同一表面上に形成することもできる。

Ｆ、凍凡！聾Ｕ像！査貫音響的回転位置合せを使用することにより、機械的駆動軸又はケーブルの近位角位置とは無関係にセンサーの角位置を決定することが可能になる、この能力により、機械的駆動軸以外の手段を回転する音響ビームで脈管を走査するために用いることが可能である０図３０に措かれた本発明のもう１つの実施態様においては、機械的駆動ケーブル以外の手段によって駆動される回転音響ビームで患者の脈管を走査するための回転式撮像デバイス４０８が提供されている０図示されている実施態様においては、回転式油ＩＥＭ４０９によって回転可能な鏡４１０が駆動されている０回転する油圧源は、ジェット形又はフィン形タービンであると考えられる。タービン４１２は回転方向に鏡４１０を推進することになる。鏡４１０の回転速度は流体の流速を変化させることによって＠御することができる。流体を用いることにより、機械的駆動装ｙｃ、：比べ回転するシャフトからの摩擦がほとんど無いことから鏡４１０の回転は非ゞケに平滑なものとなる。平滑な回転を提供するため軸受４１４を具備することが可能である。パルス送り及び速度監視のためのパルサーへのフィードバックは、上述のように回転方向にシース上の音響位置合せパターン４１６を用いて提供されることになる。鏡から遠位又は近位にトランスジェーサセン慢４１８を取りつけることができ、音響パルスを回転する鏡４１０の角度づけされた面の方へ導くべくその照準を定めることができる。

この構成は、その他のＷＡ能をｉｉ！８１に組込むための利点を提供する。装置の長さの大部分にわたり運動する部分が全く気いため、その他の機構を付加するために利用可能な実質的な余地が存在する０例えば、装置にバルーンを組入れることも可能である。油圧行程はすでに存在することになり、バルーンが鏡を駆動するために使用されたものと同じ流体に対しボートを有している場合、バルーンを膨張させるのになすべきことば、出力浦遠とは無関係に入力圧力をＩｌｌ＠することだけである。こうして膨張圧力ならびに鏡回転速度の両方をａｍすることが可能となる。

もう１つの実施！！槍１．Ｘ：おいては、回転センサ４２０へ及び回転センサからの信号゛を、図３１に示されてｔ）るコニ　ｆ）ｉ、−力ｊ−３−ηノ上の言置ケーブルへ結合するのに人すノグリングホルダ４２２を用いることによって、回転式鏡の代りに！！２１転するセンサ４２０を使用することが−ごきる。観の場合について」二連の実施！！！槍で記述しているのとちょうど同じように、油圧タービン４２４がこの装置を駆動することになる。前述の実施態様の場合と同様に、装νのシー入部分上に音響符号化パターン４２６が含み込まれるこ七になる。、−の実施！！様は、装置の中心を通ってガイド線４２Ｂを取り込むのに充分なノくきさの穴を中に有する菖い裏打ちを伴った形でセン′９４２０を設計できるという利点をもつ、こうして、装置を線上設置できることになる。

Ｇ、　ラーニニ三ｆｊ央ノ（ガーイー７１２二（た６５（二二十チー各ｊｇ超行波脈管内撮像においては、パルス送り中のトランスジューサと表示中の画像の間で大量のデータが処理される必要があり、この処理のためにはさまざまな手段を使用することができる。例えば、処理は全アナログから全デジタルまでの範囲でありうるい大部分のデジタルシステム！こおいては、条件づけさゎた信号がブ゛ −り収集を通して収集され、コンビプ、−夕によって処理されいくつかの図形ハヘドウェ−Ｔを通して表示される。このことは、制限された量の転送しか行なわれこいないかぎり、コンピュータ母線の上で達成されうる。曳行のシステムは、デジタル条件づけ及び画像処理において非常に基礎的なものであり１、二のアプローチを利用することができる。

超音波画像を強化し特徴抽出を提供するためには、デジタル条件づけ機能を用いることが好まＩ−い。このことは、画像を合理的に迅速に生成するのに必要な付加的なデータ伝送を提供するため興なるデータフローアーキテクチャを必要とする可能性が高い０図３２は、このアーキテクチャを提供するパイプライン構造を描いている。このアーキテクチャには、２重のパイプラインすなわち生データ用のパイプラインと図形データ用のパイプラインが名まれでいる。センサー／条件づけからのアナログ入力は、高速データ収集開路から収集される。このｒ！！ｉ路は生データパイプラインを同期化し、データをパイプラインを下ってより低速で転送する。データは、大時間又はほぼ実時間で１つの機能から次の機能へと移行させられる。このパイプラインは基本的に５１ｗ１データを処理する。極領域内にははるかに少ないデータしかないので、できるかぎりこのデータを処理するのが好ましい。二わらの処Ｎ機能には、たたみこみ（ｔｆｉ）　Ｗ＄瞼、ツー　リエ変換終理、神経１算処理又はその他の生データの強化及び特徴抽出を行なうための技術が含まれていると考えられる。

生データパイプラインの端部では、データは「参照用テーブル」（［、ｔＪＴ）を通して図形データストリームへと変換される。このＬ　Ｕ　Ｔは基本的に、極線から矩形への変換を実行する。生データから図形データを生成する方法はこの他にもあるが、これが好ましい方法である。図形データを次に図形パイプライン内で取り扱うことができる。ここで実行される処理機能は、好ましくは極座標ではなく直交座標で行なわれるべきものであるやこわらの機能には、Ｊ７ジ検出、面積計算／操作、論理Ｉｉｉ素ヱッジ平滑化、その他のオペレージ苦ンＲび画像オーバーレイが含まれていると考えられる。

このアーキテクチ−は、最小限の時間的遅延でデータを収集し１つの機能から次の機能へ・処理できる、Ｅとから、豚管内撮徴用の利用分野には理想的なものである。パイプライン構造は特Ｗ＆強化（エンハンスメント）及び付加のために非常に柔軟性あるものであり、新しいパイプライン機能を付加するためには適切な場所の間でケーブルを交換するだけでよいのである。、−の構造け、必要なかぎりの可変的な数のパイプライン要素を収容することができる。これらのパイプライン機能のいくつかは生データの記録及び再生のための備えを含んでいる。同４Ｉｉ１：、介入用カテーテルのガイド綿内腔を通してカテーテルを前送りさねたり引き出され六二すするにつれて生データをバッファＩＪングするｆｉ能も具備する、−とができる。

こうして、切開場所から芦状勲智までの動転全体についての情報が医腫に提供されることになる。このデータば、そねが猜得した時点で目に見えるものとなる必要がない可能性が高いが、処置後のオフライン解析のために利用可能となる。生ｆ−夕は、ｊｉ高１ギガバイトのデータを記憶できるＷＯＲＭなどの光デイスク上に記憶できる。カテーテルのガイド線内腔内を撮像用ガイド線が前身又は引き戻しされｒいる比較的短かい時間中、データは約１００　Ｍｂｙｔｅ／分の速度で生成さねていると見積らねている。

このアーキテクチャヤでの小さな責化としてげ、平行なパイプラインの付加があ５、こわは例犬ば、生データ収集出力を取り込み、第２のＬＵＴへ分岐させ次に初期間形バイブライン機能において２つを組合わせることによって行なうことができる。こうしてλクリーンの翼なる場所で同時に同じ生データの２つの表示を行なうことが可能となる７より但、速の３次元再構成又は強化された４Ｉ徴検出４−同時に示し、なから実時間強化表示が望まれる場合に２、このことが望ましいものとなる。

子連のようなデータパイプライン及び図形パイプラインアーキテクチャば１つのシステム環境内に有利にも組込まれている６図５６け、１つのタイプのシステム環境内にψ合されたパイプライン構造を示（、ている、［Ｆ］５６は、中央システムＣＰ　ＴＪがパイプラインのセットアツプ及びＩＮ成を取り扱うことができるようにするためアーキテクチャの通信部分をいかに実現できるかを示している。これによりユーザ入力は、データのす一バーＬ・イ、画像及び信号条件づけの変更を遂行できるようになる。すべてのパイプライン機能がコモンバスへの直接的インターコニイスを必要とするわけではない、コモンバス接続に対する一つの代替案は、いもづる接続された通信である。ここでは、共通のプロセッサが、直列又は並列の通信リンクを用いてセットアツプ及び構成のタスクを実行することができる。全体的システム構成の中に外部！ｌ１１１１装置をＸ備することも可能である。この制御装置はシステムに指令を出すこともできるし、或いは又システム上の機能に対し直接メモリマツピングされてもよい、このシステム間通信は、当業者には既知で認められたものである技術を使用することができる。第１の方法では、外部＠御袋薯を直列又は並列に接続してシステムのＣＰＵと通信させることがアきる、キーホールドの場合と同様に、これらの指令は待合ゼされ処理されてもよい１．７、或いは又同期化された指令の実行及び通信のため初期接続手順が起こってもよい７メそりマツピングさねた外部システムａｍは４、外部システムにシステムコモンバスの制御をとらせ、ハードウェア及びメモリを直接アクセスすることＶ″よ１．て実行されろ。

夏］、實ｐ１」紹ηす１ｈ閂ゑ解遵（デコンボリエーシ珊ン）音波撮像における重要な最終目的は、Ｉｉ像の高い解像度である。できるだけ特徴が解明なＷ像を得ることが望まれる。解像度に対する９重限条件の１つは、周波数に伴う信号の減衰である。はるかに憂い信号封板背比が存在するならば、より高い周波数が使用でき、一定の与犬、られたサイズのアパーチャの＃置に対しより高い解像度の画像が生み出されることになる。代替的には４、同？二解像度をもつより小さい装置を製造する、二とが可能である。解像度は、２つの点がかろうじて区別できる距離として定義づけできる。従来の撮像技術を使った音波ビームでは、画像の解像度は、対象となる点におけるビーム幅の一関数である。

超音波！Ｉ＋＠Ｌ−おいては、干渉性の音響フィールドが使用されているため一定の離れた距離のと２ころで２つの反射体が干渉位相に応じて１つヌは２つの物体Ｃ胃。

え得るという事実により、このことは複雑になっている。干渉バター・ン又は「スペックル」は、一定の与えられた幅のビームで実際可能なものに比べ高い解像度の物体分離の意味を与えることができる。このスペックルパターンは、いくつかの物性を連関させるか又は材料を識別するために有意なものの可能性がある質感（テクスチャー）を材料に与えることから、役に立つものでありうる。

近視野においては５．集束されていないビームは、センサ表面から半径方向に又ビームを通して横方向に点から点へ、急速に変化する。解像度を数量化し定義づけすることは、近視野においては困難である。より均等なビーム内での撮像は、より予測可能な結果を提供することができる。集束されたビーム内では、ビームが幾分か予測可能であるＩｉ域が２つある。遠視野では、ビームは、円形アパーチャについては風通しのよいディスクの形をし、ており矩形アパーチャについては数学的正弦関数の形をしている。

信号に間し１、では、たたみ込み（７ンボリエーシ曽ン）というのは、伝達関数を用いて１つの出カバターンの影に臀隈パターン入力を時間的に合計することである。たたみ込み解除というのは、一定の与えられた出力から入カバターンが見い出される逆のプロセスである。たたみ込み解除に関しては、決定された入力の精度は、測定された出力関数の精度と伝達関数の精度の関数である。

伝達関数は、音波撮像についても同様に存在するが、同様に２次元空間及び時間においてである。２次元空間伝達関数は、一定の与えられた半径における音波ビームの強度に正比例する。この問題は上述のものよりもさらにむずかしいものであるが、同じ基本原理があてはまる。

音波ビームについては、時間の−・関数としてのビーム形状及び点強度の知識は、収貴さ第１たＷＩ輸についてたたみ込み解除を行なうにあたっての主要な変数である。

ビーム形状及び点ＩＡ度の値は、ビームがそこからやってきてそこを通り進んできた場所の回折／反射、センサーのアパーチャ、表面、均質性、センサー構造許容誤差の関数である。何らかの詳一度でビームの値を知ることは、計算又は測定される場合非常に時間のかかる仕事である。集束された１１１においてではな（近視野においては、ビーム形状はセンサーからの距離が変化するにつれて急速に変動していく、集束された領域及び遠視野においては、ビームはより均質でかつ予測可能である。これらの領域内ては、４たたみ込み解除は幾分か役に立つものとなる。

ビームのその他の部域内では、センサー技術がより均質な音波ビームを生成するにつれて、この技術は画像全体を強化することになる。現行のシステムについては、大部分の撮像は、回転的に側面方向に遠視野内で行なわれる。

このルーチンから結果として得られる恩恵は、より鮮明な見かけの解像度とより高い信号対腿音比である。サイドローブの絶対値及び主ビームサイズは、画像の解像度の主要な決定因子である。たたみ込み解除は、これらの因子の両方によって設定された限界に改良を加えることになる。大部分の場合そうであるように、雑音波形が音波伝達関数とわずかな類似性を有している場合、雑音は減少する。

たたみ込み解除を実行するための標準的技術は、フーリエ解析を用いることである。こねは、出力のフーリエ変換をとり、これをフーリエ伝達関数で除し、逆フーリエ変換をとり、結果を用いることによって行なわれる。伝達関数が時間及び空間と共に変化するシステムについては、精確な手順はこの単純な例よりもさらに複雑なものである。これは、現行の条件づけ機器にとっては非常に時間のかかるルーチンであるが、プロセスがいかに高速であるか及びどれほどの画像改善が結果として得られるかに応じて直接的又は並行した形で前述のデータパイプライン内にプロセッサの並列ネットワークを組み入れることが可能である。

■−！菫皿路！豊量檎聞特徴検出は非常に複雑なａｍである。最終目的は、コンピュータが動脈のさまざまな層及びアテロームを識別し標識付けすることができるよ・）にすることにある０表示されたパターンから真に識別可能なものであるアテロームのタイプは、灰化斑である。これは、後方に閉塞された領域を伴・う明るい部域により表されているため目で見まちがうことはない。アテローム性動脈硬化症を患った動脈の表示Ｗａｌのこの特徴をいかに識別するかを学ぶことは人間にと。て容５なことであるにゼよ、領域を識別しマーキングするためのプログラムを書くことは非常にむずかしいものである。物体及び特徴の検出のための技術と画像処理は現在、技術的精巧度に関して１つと非常に初期の段階にある。はとんどのコンピュータ物体検出は、一連の画像変換オペレージ曽ンを行なうことによって実行される。

正しい順序は通常オペレージ１ンライブラリからのオペレージ盲ンの異なる組合せを試行することによって反復的に発見される。正しい物体検出はなおいくつかの組合せかその他の組合せに比べて、より高いヒツト率を有するような確率的な事象である。

その他の技術としては、異なる特徴を見極めるためデータを解析するべくフーリエ解析又はその他の数学的モデリング技術を行なうことが含まれる。材料の公表された初期解析のいくつかから、特徴検出のために互いに区分されなくてはならない材料の大部分がひじょうに近い物理的特性を有するということがわかる。

関心の的である音響特性は、音響インピーダンス、インピーダンス変動、テクスチャ、密度、速度、減衰てあり、全て周波数の関数である。物理的パラメータには幾分か変動が見られるが、それでもなお、超音波データから獲得し、た情報から変数を相関関係づけするのはすばらしい仕事である。

神経回路網は、非常に困難な一定数の問題を解決する上でひじょうに役に立つものごあることかわかっている。これらは現在、音声認識、自律的車両誘導及び入力を望ましい出力にモデリングするための明確かつ高速な規則が全く蕉いようなこの問題に似たようなその他数多くの複雑な問題のために使用されている。

神経回路網は、層状化された形で組織された一定数の加重総和ノードとして定義づけされるスケーリング可能なアーキテクチャである。因３３では、３１１１Ｆ！！！回路網の相互接Ｍ：を示ずダイヤグラムが描かれている。各層のノードは、その値を前送りすると共にその他の層にフィードバックする０層の数ならびに一層あたりのノード数はいくつであってもよい。

神経回路網に対する主要な利点は、入力ノード上の正しい加重（重みづけ）が学習プロセスによって確認できるという１：とにある、回路網は、それを入力しπ 呈しそれに正しい出力を告げることによってプログラミングされる。数多くの例でこれを反復的に行なうことにより、４回路網は、最も精確な答えを与えるには加重値がどんなものである必要があるのかを決定することができる。

神経間ｖｓＩＷ４を用いて動脈の超音波走査において特徴を決定することは、最も良いアプローチである０回路網が正しい答えを学習した後、データを実時間で処理するため回路を開発することができる。当初、回路網は、住データパイプライン内を進むデータについて作動するように設計されることになる。ここで回路ｌｌは、入力として一度に制限された数のベクトルに対して作用することができる。こうして回路は、部品の実開的レベルに保たれる。１つのベクトルからの入力生データを取り扱うには、５００の点を取り扱うことが必要である。一定数の完全なベクトルが処理されるためには、多数の入力が結果としてもたらされる。

さらに合理的なアプローチは、各ベクトルからの詞、限された数の点を有する回路網を用い、より多くのベクトルを使うことである。２５の半径方向の点及び５乃至１０ｉ１のベクトルを取り扱う回路を現在利用可能なハードウェアと共に開発することができ、しかもこの回路はデータを１つの出力特徴に低減するのに役立つような音波ビームからの全ての近隣情報を収納している。

Ｊ、　形スリップリング機械的に回転する撮像トランスジニー号の場合、主要な関心事の１つは、撮像デバイスの近位端部から回転駆動軸と近位電子部品の間で優れた電気的接触を作り上げることに関するものである。上述の３Ｆｒサイズの撮ａｌ装置内の第１の好ましい実施態様においては、撮像装置の細長いシャフトから近位電子部品までの電気信号の伝送は機械的接触形スリップリングアセンブリ１０４によって提供される。上述のようにこのスリップリングアセンブリは優れた伝送を提供するが、変形実施態様においては、回転部品と非回転部品の間で電気信号を結合するのに非接触形の手段を用いたならば、有利でしかもインタフェイスを単純化てきる可能性がある。この伝送リングを提供するための２つの代替的手段は、静電結合と電磁結合である。

信号結合アセンブリの第１の変形実施態様は図５７に示されている。この実施態様は、静電結合を利用している。ｍ転式接触リングと非回転式接触リングの間のキャパシタンス（静電容量）が充分大きいものである場合、静電結合を用いることができる。キャパシタンスは、表面積、ギャップ距離及び実効誘電率の関数である。３０Ｍｈａの信号について、１００ｐＦは、適当な結合を提供するのに十二分なキャパシタンスである。これより大きいか又は小さい値でも大丈夫である。

容量性接触リング６００は長手方向に間隔どりされた形で示されているが、代替的にはリング６００を半径方向に位置づけすることも可能である。半径方向に位Ｉづけする場合、１つのリングを内径上に、又もう１つの接触リングをアセンブリの外径上に響くことになる。

静電又は電磁のいずれかの非接触形スリップリングの場合には、機械的エネルギーはくさび構成又は摩擦ばめによって伝達される０例えば磁気駆動機構によってというふうに、機械的エネルギーを伝達するのに用いることのできる手段は他にもある。回転する接触リングを磁気材料から外に出すことによって又アセンブリ内に永久磁石を設置することによって、スリップ及び駆動軸は物理的接触簾しに回転されうる。同様な原理がステツバ（ステップ）モーターにおいても用いられる７回転式接触リングが追従することになる適切な回転磁界を生成するか又はステッパの回転に続く回転段階を通して中心を駆動させることになる階段形多相磁界を生成する周知の方法がいくつか存在する。

図５８は、磁気非接触形スリップリングアセンブリ６０４の一実施態様を示１゜ている、この変形実施態様は、回転式及び非回転式の変圧器コイル６０８及び６１０を含んでいる。エネルギーは磁界により磁気回路を通して伝達される。この実施態様での考慮事項は、２つのコイルの間の結合を減少するエアギャップである。このような理由から、ギャップ面積６１２はこの問題を最小限におさえるべく拡大される。

Ｋ、　Ｅ　Ｅ　Ｐ　ＲＯＭ＊−Ｐ＝−！１１超音波式撮像カテーテルの、：れらの好ましい実施態様及び変形実施態様においては、装置に依存するパラメータが沢山ある。現在、全ての撮像デバイス依存０呻は手動式に入力されるか又はいくつかの１ｉｌｌタイプ情報を提供すべく接触ビンを人ね換えること釘よっ丁入力される。これらのパラメータは、装置タイプ、周波数、装ＷＩ通Ｌ１号及び生崖憤報といったような単純なものでありうるやセンサに依存するその他の撮像パラメータとしては、較正波形バルサのために用いられるパラメータ又は、上述のようにｆＩ像強化ルーチン内で用いられる音波波形を記述する係数などが含まわる。この情報は２、撮像が始まる前にシステム内に入力さねなくてはならない。しかしながら、コ・−ザーに強制的にシステム内に手動式に情報を入力させるのは、ユーザーにあまり好まれる方法ではない。

本書で論述されている実施態様のいずれかの中に組入れることのできる１つの機能は、自動的撮像装置情報入力を提供する。この機能を組込んだ実施態様が図５９に示されている。装置依存型の情報は持久記憶装置媒体６１４内に記憶される。このような記憶媒体はＥＲＦＲＯＭである。この実施態様においては、情報は、撮像用カテーテル又は撮像用ガイド線が駆動装置及び制御システム３Ｂ内にグラブ差込みされた時点で、入手可能となる。接続のための手段は直接配線であっても良い１１、或いは又絶縁された読取り手段音用いることもできる。情報を伝；寥するには、最低２本の電線が標準的に必要とされる。３本の線の外で作動し広い記憶容量範囲を有する共通の逐次ＢＥＰＲＯＭ装置が利用可能７ある。同様に利用可能ではあるもののさほど望まｊ〜くないのは並列アクセス持久記憶装置である。

、−の情報を入力するもう１つの容易な方法は、別のデータカード又はディスクｔ−Ｘ億する、二々である。これはシステムにプラグインでき、コンピュータＩＩ御装置は撮像前Ｃ情報を設けることができる。

Ｌ、力−一−ルーボとリソ（（査撮像用カテーテルヌはガイド線を用いるためにば、駆動用及び電気的接続を行なわなくてはならない、この種の活動を達成し容易にするためのセットアツプが、図６０に示されている０図６０は、患者用テーブル６２２の縁部にとりつけられた状態でモーターボックス６２０を示している。ガチ冒つの首のように曲った装置６２４がテーブル６２２上にカテーテルコネクタを延ばし、撮像用カテーテル又はガイド線を所定の位置に保持している。撮像中、撮像用カテーテル又はガイド線をまっすぐに保つことが重要である。このガチーウの首のように曲った装置６２４は、撮像が遂行されるにつれて医者に追従すべく前後運動を容易に可能にする。撮像の前後で、このガン首形装Ｗ６２４及び撮像用カテーテルは、患者用テーブル６２２上のクラッタのいくつかを除去し撮像用駆動軸が曲がらないよう保護するため押し戻して外す４−とがてきるやこのガン首装ｗ６２４はその支持用構造の内列にケーブルを有していてよい。ガチ観つの首のように曲った装Ｗ６２４は好ましくは１、一定の距離のところで重量を支え２つの３次元点の間で移動できるような物理的構成及び構造を有する。

カテーテルラボラトリにおける超音波式撮像は現在、超音波撮像システムをカテーテルラボの中に東で運び、システムとカテーテルをセットアツプして次に撮像するといったやり方で行なわれている。カテーテル・ラボの七ノトア、ブによって異なるその他のシステム統合方法も存在する。従来のカテーテルラボのセットアツプでは、モータ６３０と条件づリユニット（ＭＣＵ）６３２の間で直接接続が行われる。モータは標準的にカート上のキャビネット内にあり、ＭＣＵはテーブル上に取りつけられている。この構成では、近位駆動ケーブルは床を横切って横たわり、システムが囲障のとなりに無い場合人がつまづ（可能性があるいシステムが医師のとなりに無い場合には、Ｍ　ＣＵは床、テーブル上又は天井から吊るしたコネクタを有しているべきであるや好ましいセットアツプに従うと、ＭＣＵ６３２のケーブルがテーブル６２２が動かされた時点でこれに追従するよう、テーブル６２２にコネクタ６３４が取りつけられている。システムは同様にプラグ６３６を有し、ポータプル構成のためにプラグを外すことが可能である。この構成においては、ｘｓｉｉ透視装置からのビデオ入力端及び医師のす−バーヘッドモニター上での表示のためのビデオ出力端のためのコネクタも存在する。

その他のシステム構成としては、既存の又は修正されたカテーテルラボａｍハードウェアの中に統合されたラックマウントシステムがある。この構成では、システムはすでにオンライン状態にあり、医師が撮像処置を行なう必整がある時点でＭＣＵ６２０がテーブル６２２に取りつけられ、プラグが差込まれる。この時点で撮像を開始することができる。外ｓｓ＋ｕｓｉ装置はシステム指令を出すことができ、ビデオ出力は多重化され、医師のオーバーヘッドスクリーンに表示される。

もう１つの代替的構成は、システムをＭＣＵ６２０内部に設置できるようにするものである。これは、システムの電子部品が、テーブルラック上に置く適正サイズの箱の中に入るのに充分小さいものである場合に可能となる。ここでは、外部１ｌ１１ｉ！Ｉ装置から遠隔操作できるユニット上の手動インターフェイスがある。同様に、内部に小型モニタを具備することもできるが、好ましいヴコ、−イング方法は、外部でオーバーヘッドモニタ上で見ることである。この構成においては、通信、ビデオ信号及び電源用のプラグが１つある。

以上で詳述した説明は制限的意味をもつものではなくむしろ例示的なものとみなされ、全ての等漬物を含む以下のクレームは本発明の１１８を規定する目的をもつものであるということを理解されたい。

センサーからの半径方向距離断面Ａ−ＡＦＩＧ、２１断面Ｂ−Ｂロー要約番本発明は、特に冠状脈管の超音波撮像用装置、その使用方法及びその製造方法である。

本装置は、患者の小さい脈管内に位置することかできる遠位端部（２８）を育する細長い部材（２６）と体外に位置する近位端部−（３２）、細長い部材の遠位端部にあって、超音波パルスで遠位の冠状脈管を走査するために操作できるトランスジューサ及び細長い部材の近位端とトランスジューサへパルスを発生しまたトランスジューサからパルスを受信するためのトランスジューサとに接続された信号プロセッサ（３４）を含む。またモータ（３６）はトランスジューサを回転するための細長い部材の近位端部に接続される得る。制御装置（３８）はモータと信号プロセッサを操作する。

国際調査報告 ″“４１′ｎ＋ａ゛６＋、（Ｒ′′”　ＰＣｒ／１Ｊｓ９２１０：：１１７

Claims

【特許請求の範囲】

１．近位端部が体の外部に位置づけできるのに対し遠位端部は脈管内に位置づけできる直径約１．０ｍｍの可とう性のある細長い部材、細長い部材の遠位端部に位置づけされ、脈管壁を走査すべく操作可能なトランスジューサセンサ；前記トランスジューサセンサへ及びこのセンサからパルスを発生し受理するため前記細長い部材の近位端部に接続された信号条件づけ用装置を含む撮像デバイス。
２．前記細長い部材の直径が約１．０７ｍｍ未満である、請求の範囲第１項に記載のデバイス。
３．前記細長い部材を前記信号プロセッサに対し前記細長い部材を接続することを目的とし、患者の体の外側に置くべく寸法決定及び適合されている結合用部材をさらに含む、請求の範囲第１項に記載のデバイス。
４．前記細長い部材、前記トランスジューサセンサ及び前記信号条件付け装置が整合した電気インピーダンスをもち、かくして別々のインピーダンス整合用コンポーネントの必要性が無くなっている、請求の範囲第１項に記載のデバイス。
５．前記トランスジューサセンサに接続された遠位駆動ケーブル、前記信号プロセッサに接続された近位駆動ケーブル、前記遠位及び近位駆動ケーブルを接続する結合用部材を含み、さらにこの遠及び近位駆動ケーブルは前記トランスジューサセンサのものに整合した電気的伝送インピーダンスを有する、請求の範囲第４項に記載のデバイス。
６．前記結合用部材の長さは、不整合インピーダンスによるいかなる反射も前記信号処理ユニットの作動周波数で生成されないようなものである、請求の範囲第５項に記載のデバイス。
７．近位端部は患者から外に延びているのに対し患者の冠状脈管内に位置づけ可能は遠位端部を有する可とう性ある管状トランスジューサシース；前記シースとの閥係において駆動ケーブルを回転させるため近位端部にてモータに接続され、又電気パルスを発生し受理するためその近位端部にて信号処理ユニットにも接続されている、前記シースの内腔内にある駆動ケーブル；前記駆動ケーブルの遠位端部に接続され前記シースとの関係においてこの遠位端部と共に回転可能であり、このシース内で一般にこの駆動ケーブルの中央軸に沿って位置づけされ、かつこの軸に対し垂直に面するように方向づけされた一般に平坦な表面を有するトランスジューサ部分を含む、センサー部分を含む、患者の冠状脈管のための超音波式撮像用装置。
８．前記トランスジューサ部分にはさらに、コア部分；このコア部分の相対する面上にある導電性層：前記コア部分の一面上の導電性層全体にわたり位置づけられた整合用層；及び前記整合用層からみて前記コア部分の反対側の面上で導電性層全体にわたり位置づけられた裏打ち層が含まれている、請求の範囲第７項に記載の超音波式撮像用装置。
９．前記裏打ち層は厚みが約０．０１２インチである、請求の範囲第８項に記載の超音波式撮像用装置。
１０．前記センサ部分にはさらに、前記トランスジューサ部分が中に取りつけられ、このトランスジユーサ部分の表面に隣接し前記駆動ケーブルに対し半径方向に向けられた第１のウィンドウを有する細長い中空部材を含むハウジング部材、が含まれている、請求の範囲第７項に記載の超音波式撮像用装置。
１１．前記ハウジング部材にはさらに、第１のウィンドウからは反対側で前記駆動ケーブルに対して半径方向に向けられた第２のウィンドウを有する細長い中空部材がさらに含まれている、請求の範囲第１０項に記載の超音波式撮像用装置。
１２．第１のウィンドウが全体に矩形をしておりその大きい方の寸法が前記軸に対して平行な方向にある、請求の範囲第１０項に記載の超音波式撮像用装置。
１３．前記トランスジューサ部分が、前記軸に対して平行な方向に大きい方の寸法がある全体として矩形の有効部域を含む、請求の範囲第７項に記載の超音波式撮像用装置。
１４．前記センサー部分にはさらに、駆動ケーブルの遠位端部でトランスジューサ部分に接続された電荷結合素子が含まれている、請求の範囲第７項に記載の超音波式撮像用装置。
１５．前記センサー部分はさらに、駆動ケーブルの遠位端部で取り付け用ホルダ内に位置づけされ取りつけられた多数のセンサが含まれている、請求の範囲第７項に記載の超音波式撮像用装置。
１６．患者の体の小さい脈管の超音波式撮像を目的とし、近位端部が体の外側にあるのに対して遠位端部は脈管内部にある細長い部材、この細長い部材の遠位端部に置かれ超音波パルスで脈管を走査するべく操作可能なトランスジューサ、このトランスジューサ及びこのトランスジューサから電気信号を送信するべく操作可能でトランスジューサに接続されている駆動ケーブル、及びトランスジューサヘ及びトランスジューサから電気パルスを発生及び受理するための駆動ケーブルの近位端部に接続された信号プロセッサを有するデバイスにおいて、トランスジューサからの超音波信号に対し透過性ある材料で形成されかくして信号はシースの壁を通して患者の体へとその超音波走査を目的として伝送されうるようになっている遠位部分を少なくとも有するシース、を含む細長い部材。
１７．前記スース上に位置づけられトランスジューサの前記パルス送りによって検出でき、かくしてトランスジューサの位置を決定できるような位置合せマーカー、がさらに含まれている請求の範囲第１６項に記載の細長い部材。
１８．前記位置合せ用部材にはさらに、トランスジューサの角位置を決定できる円周方向の位置合せ用パターンが含まれている、請求の範囲第１７項に記載の細長い部材。
１９．前記位置合せ部材にはさらに、トランスジューサの長手方向位置を決定できる長手方向の位置合せ用パターンが含まれている、請求の範囲第１７項に記載の細長い部材。
２０．前記長手方向位置合せ用パターン位置合せ用部材が、グレースケールパターンである、請求の範囲第１７項に記載の細長い部材。
２１．前記長手方向位置合せ用パターン位置合せ用部材が２進パターンである、請求の範囲第１７項に記載の細長い部材。
２２．患者の脈管構造の超音波式撮像のために役立つ細長い部材を洗浄するための方法において、ポート付きマニホルドに連結された近位端部と閉鎖された遠位端部を伴う細長いシースを提供する段階；マニホルドのポートを通して内腔内に、近位及び遠位の開口部をもちしかもシースの内腔の直径よりも小さい外径を有する洗浄用管状部材を設置する段階；洗浄用内控の遠位端部がシースの閉鎖された遠位端部近くにあり一方洗浄用管状部材の近位端部はマニホルドのポートから近位に延びるようにシースの中に洗浄用管状部材を前進させる段階；洗浄用管状部材を通してその近位端部から遠位端部へ流体をブラッシングする段階；シース内で流体を加圧する段階；マニホルドの第２のポートを通してシースから流体の一部を排出する段階；シース内に残りの流体を保持するべくマニホルドを密封する段階；シースから洗浄用管状部材を引き出す段階；及び駆動ケーブルに接続されたトランスジューサをシースの内腔内に設置する段階、を含む洗浄方法。
２３．患者の脈管構造の超音波式撮像のために役立つ細長い部材を洗浄するための方法において、ポート付きマニホルドに連結さた近位端部と閉鎖された遠位端部を伴い、主内腔と外側内腔を有し、主内腔はその近位端部にてマニホルドのポートに連結されさらに主内腔の遠位端部は外側内腔と連絡しているような細長いシースを提供する段階；外側内腔の近位端部内へそして主内腔を通してその中に流体をフラッシングする段階；シース内の流体を加圧する段階；マニホルドのポートを通してシースから流体の一部分を排出する段階；シース内に残りの流体を保持するべくマニホルドを密封する段階；及びシースの内腔内へ駆動ケーブルに接続されたトランスジューサを設置する段階；を含む洗浄方法。
２４．患者の脈管構造の超音波式撮像のために役立つ細長い部材を洗浄するための方法において、ため込まれた気体が中を通って拡散できるような材料で作られた透過性シールをその遠位端部に伴う内陸をもち、同様にポート付きマニホルドに連結された近位端部をも有する細長いシースを提供する段階；シースの内腔内にため込まれた気体がその中を通って拡散できるようにしながら、内腔の近位端部の中に流体をブラッシングする段階；シース内の流体を加圧する段階；シース内に流体を保持するためマニホルドを密封する段階；及び駆動ケーブルに接続されたトランスジューサを（？）内に設置する段階；を含む洗浄方法。
２５．患者の体の小さな脈管の超音波式撮像のための撮像デバイス内で使用するための駆動ケーブルにおいて、この撮像デバイスには、患者の体の小さな脈管内に位置づけ可能な遠位端部及び体の外側に位置づけ可能な近位端部を伴う細長い部材、この細長い部材の遠位端部に位置づけられ派管の壁を走査するべく操作可能であるトランスジューサ、トランスジューサへ及びトランスジューサからパルスを発生及び受理するためトランスジューサの近位端部に接続された駆動ケーブル、及び駆動ケーブルを用いて前記トランスジューサヘ及びこのトランスジューサから電気信号を伝送するべく操作可能な信号プロセッサがついており、さらに、外側層化コイルアセンブリ；及びこの層化コイルアセンブリの内側にある心線、を含む駆動ケーブル。
２６．前記外側層化コイルアセンブリにはさらに前記心線のまわりに複数の同軸コイル層が含まれている、請求の範囲第２５項に記載の駆動ケーブル。
２７．前記複数の同軸コイル層が前記心線のまわりに３つの同軸コイル層を含んでいる、請求の範囲第２６項に記載の駆動ケーブル。
２８．前記外側層化コイルアセンブリがさらに少なくとも１つの平坦な電線の層で構成されている、請求の範囲第２６項に記載の駆動ケーブル。
２９．前記コイル層の各々はらせん巻きにされた平坦な電線の複数の個々のより線で構成されている、請求の範囲第２７項に記載の駆動ケーブル。
３０．前記複数のコイル層の各々の層は多数の個々のより線で構成されている、請求の範囲第２６項に記載の駆動ケーブル。
３１．前記複数の個々の層の各々は、すぐ隣りの層から反対らせん方向に巻きつけられている、請求の範囲第２６項に記載の駆動ケーブル。
３２．前記外側層化コイルアセンブリの高い導電率の材料のメッキを包含している、請求の範囲第２５項に記載の駆動ケーブル。
３３．前記心線が内部導体とこの内部導体から絶縁体によって分離された外部導体をもつ同軸ケーブルを含む、請求の範囲第２５項に記載の駆動ケーブル。
３４．前記外部導体が、複数の電線で構成された編組シールドを含む、請求の範囲第３３項に記載の駆動ケーブル。
３５．前記編組シールドが複数の平坦な電線で構成されている、請求の範囲第３４項に記載の騒動ケーブル。
３６．前記外部導体には高導電率の材料のメッキが包含されている、請求の範囲第３３項に記載の駆動ケーブル。
３７．約０．０１８インチの直径を有する、請求の範囲第２５項に記載の駆動ケーブル。
３８．患者の体の小さな脈管の超音波式撮像を目的とし、近位端部が体の外側にあるのに対して遠位端部は脈管内に位置づけすることができる細長い部材、この細長い部材の遠位端部にあり超音波パルスで脈管を走査するべく操作可能なトランスジューサ、遠位端部でトランスジューサに連結されこのトランスジューサヘ及びこのトランスジューサから電気信号を伝送するべく操作可能な遠位駆動ケーブル、近位駆動ケーブル、トランスジューサへ及びトランスジューサからパルスを発生及び受理するため近位駆動ケーブルの近位端部に接続された信号プロセッサ、トランスジューサを回転させるべく近位駆動ケーブルの近位端部に接続されたモーター、及び遠位駆動ケーブルと近位駆動ケーブルを接続するための結合用部材を有する撮像デバイスにおいて、さらに、細長い部材及び遠位駆動ケーブルの近位端部に接続され、細長い部材と遠位駆動ケーブルの間の回転運動を可能にするように適合された遠位区分、及び遠位区分に解除可能な形で連結でき、駆動ケーブルの近位部分に接続されている近位区分、を含む結合用部材。
３９．遠位区分には、細長い部材に連結されたスリーブ部分及び遠位駆動ケーブルに接続された前記スリーブ部分の内側にある第１の固転同軸部材、が含まれている、請求の範囲第３８項に記載の結合用部材。
４０．近位部分には、近位駆動ケーブルに接続されたスリーブ部分、このスリーブ部分の内部にあり、前記第１の回転同軸部材とかみ合い可能な形で係合できる第２の回転同軸部材；第２の回転可能両軸部材から定置型電気導体まで電気信号を転送するため前記第２の回転同軸部材に接続された電気信号転送装置；及び近位にはモータに遠位には第２の回転可能な同軸部材に接続された回転駆動軸、か含まれている、請求の範囲第３９項に記載の結合用部材。
４１．電気信号転送装置には、前記第２の回転同軸部材；及び前記第１の導体へ及び第１の導体から前記第２の導体へ電気信号を伝送することができる第１の導体に対して滑動可能な形で係合された第２の導体、が含まれている、請求の範囲第４０項に記載の結合用部材。
４２．前記導体はブラシ及びスリップリングである、請求の範囲第４１項に記載の結合用部材。
４３．患者の体の小さな脈管の超音波式撮像のための撮像デバイスにおいて、患者の脈管内に位置づけ可能な遠位端部と体の外側に位置づけ可能な近位端部を有する細長い部材、細長い部材を遠位端部にあり脈管の壁を走査するべく操作可能なトランスジューサ、前記トランスジューサに接続されこのトランスジューサへ及びトランスジューサから電気信号を伝送するべく操作可能な遠位端部をもつ回転可能な遠位部分、回転する近位部分とそれに隣接する定置式近位部分を含む近位部分、を有する駆動ケーブル、前記駆動ケーブルの前記定置型近位部分に接続された、前記トランスジューサへ及びこのトランスジューサからパルスを発生させ受理するための信号プロセッサ、前記駆動ケーブルの前記回転可能な近位部分の近位端部に接続された、前記トランスジューサを回転させるためのモータ、及び前記駆動ケーブルの前記近位及び遠位部分を解除可能な形で連結するための結合用部材、を含む撮像デバイス。
４４．患者の体の小さな脈管の超音波式撮像のための撮像デバイス内で用いるためのデータ処理アーキテクチャにおいて、この撮像デバイスには、小さい脈管内に位置づけできる遠位端部及び体の外側に位置づけ可能な近位端部を伴う細長い部材、細長い部材の遠位端部に位置づけされ脈管の壁を走査するべく操作可能なトランスジューサ、トランスジューサへ及びトランスジューサから電気信号を伝送するべく操作可能でトランスジューサに接続された駆動ケーブル、及びトランスジューサへ及びトランスジューサからパルスを発生及び受理するため駆動ケーブルの近位端部に接続された信号プロセッサが含まれており、トランスジューサにより生成された信号から誘導された極座標データを処理するべく適合された生データパイプライン；生データパイプラインからのデータを直交座標データヘ変換し直交座標データを出力するため参照用テーブル及び生データパイプラインに対する応答性をもつ手段、及び変換用手段の出力に応える図形データパイプラインを含むデータ処理用アーキテクチャ。
４５．人間の脈管構造の小さな脈管の中へ進入しその内部から小さな脈管を撮像するための撮像用ガイド線において、従来のカテーテルの内腔を介して人間の脈管構造の小さな脈管の中へ位置づけするのに適した寸法を有し、従来のカテーテルのガイド線内腔内に位置づけされこれを介して人間の脈管構造の小さな脈管内へと前進させられるようなサイズをもつ細長い駆動軸；細長いシャフトの遠位部分に連結され、同様にカテーテルの内腔を介して人間の脈管構造の小さな脈管内へ位置づけされるべく寸法決定されているトランスジューサ部分；細長い駆動軸を介して近位制御装置からトランスジューサ電気信号を送るため、又同様に近位駆動装置から細長い駆動軸へ機械的エネルギーを送り撮像のためトランスジューサを回転させるための、細長いシャフトの近位端部に接続された近位区分、を含む甘用かイド線。
４６．前記細長い駆動軸が約０．０１８インチ以下である、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。
４７．前記トランスジューサは、超音波信号が中を通過しうる約０．０１２インチの寸法をもつアパーチャを有するトランスジューサハウジングマウント内に取り付けられている、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。
４８．前記トランスジューサ部分は、複数の分離した要素かち成る正面部分を有する圧電センサ、で構成されている、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。
４９．前記分離した要素は、正面内に形成されたスライスをもつ卓一の圧電材料で形成されている、請求の範囲第４８項に記載の撮像用ガイド線。
５０．前記スライスが駆動軸の長手方向軸に平行である、請求の範囲第４９項に記載の撮像用ガイド線。
５１．前記複数の要素のうちの２本又はそれ以上が、その同時励起を目的として単一対のケーブルリード線に接続されている、請求の範囲第４９項に記載の撮像用ガイド線。
５２．前記トランスジューサ部分を形成する要素が全て、その全ての同時励起を目的として単一対のケーブルリード線に接続されている、請求の範囲第４９項に記載の撮像用ガイド線。
５３．前記要素が要素の厚みを横断して連結されている、請求の範囲第４９項に記載の撮像用ガイド線。
５４．前記要素が要素の幅を横段して連結されている、請求の範囲第４９項に記載の撮像用ガイド線。
５５．前記トランスジューサ部分は、中を超音波信号が通過しうる１つのアパーチャをもつトランスジューサハウジングマウント内に取りつけられており、このアパーチャは円形をしており、かつ駆動軸の長手方向軸に平行な直線としてスライスが形成されている、請求の範囲第４９項に記載の撮像用ガイド線。
５６．前記トランスジューサ部分は、中を超音波信号が通過しうる１つのアパーチャをもつトランスジューサハウジングマウント内に取りつけられており、このアパーチャは円形をしており、かつ円形要素を形成する円形同心スライスとしてスライスが形成されている、請求の範囲第４９項に記載の撮像用ガイド線。
５７．前記トランスジューサ部分は、中を超音波信号が通過しうる１つのアパーチャをもつトランスジューサハウジングマウント内に取りつけられており、このアパーチャは円形で、スライスはらせん状要素を形成するらせんスライスとして形成されている、請求の範囲第４９項に記載の撮像用ガイド線。
５８．センサ及びマウントの表面は、とり囲む流体との間の表面張力を増大するべく処理を受けている、請求の範囲第４７項に記載の撮像用ガイド線。
５９．トランスジューサ部分上のアパーチャ全体上に形成された保護シース、をさらに含む、請求の範囲第４７項に記載の撮像用ガイド線。
６０．前記シースは、前記トランスジューサ部分の前の空間を充たす表面をもつ形状で形成されている、請求の範囲第５９項に記載の撮像用ガイド線。
６１．インピーダンスが１つの層から別の層へ指数的に続く一連の層で形成され前記トランスジューサ部分上のアパーチャ全体上に位置づけられた指教整合層、をさらに含む、請求の範囲第４７項に記載の撮像用ガイド線。
６２．前記トランスジューサ部分の裏側にある裏打ち層；及び裏打ち層に隣接してとりつけられたスプライン構造。をさらに含む、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。
６３．前記トランスジューサ部分がくさびの幾何形状のトランスジューサである、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。
６４．前記くさび幾何形状トランスジューサの裏打ち表面の１つが、前記表面からの反射を減衰するべく上に位置づけられた四分の一波長回折格子面を有する、請求の範囲第６３項に記載の撮像用ガイド線。
６５．信号を送受するため近位区分に連結され、さらに急速に移動する血液の散乱戻り信号をろ過するためのベクトル平均回路を結む制御装置、をさらに含む、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。
６６．前記トランスジューサ部分は、第１の周波数で作動するための第１のセンサー；及びもう１つの周波数で作動するための、前記第１のセンサーの上にある第２のセンサで構成されている、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。
６７．前記トランスジューサ部分に接続されこの部分から遠位に延びており、かくして脈管内カテーテルの位置決定のため及び脈管内カテーテルのガイド線内腔を用いてアクセス可能な動脈の特徴を撮像するために撮像用ガイド線を用いることができるようになっている柔軟性のあるバネ先端部、がさらに含まれている、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。
６８．トランスジューサ区分に対し柔軟性のある先端部を接続するひずみ軽減区分、がさらに含まれる、請求の範囲第６７項に記載の撮像用ガイド線。
６９．前記ひずみ軽減区分が漸進的に増大する心線直径を含む、請求の範囲第６８項に記載の撮像用ガイド線。
７０．撮像のため前記トランスジューサ部分が回転させられているとき動脈との関係において前記先端部が静止状態にとどまることができるようにするため前記先端部に連結されており、前記撮像用ガイド線がかじ取りに用いられるときこの先端部をトランスジューサ部分にロックする解除可能なロック用手段をさらに含む、請求の範囲第６７項に記載の撮像用ガイド線。
７１．前記解除可能なロック用手段は、前記先端部に連結されておりかくしてピストンが加圧されたとき前記先端部がトランスジューサ部分にロックされるようになっている油圧ピストンに対し、流体圧力を与えるための手段、を含む、請求の範囲第７０項に記載の撮像用ガイド線。
７２．心線、前記心線をとり囲む絶縁層、前記絶縁層をとり囲むシールド層、前記シールド層をとり囲むコイル層が前記駆動ケーブルに含まれている、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。
７３．前記心線には、多量より線のメッキ銅線が含まれている、請求の範囲第７２項に記載の撮像用ガイド線。
７４．前記心線は、０．００１インチ未滴の厚みまで高い導電率の材料でメッキされている、請求の範囲第７３項に記載の撮像用ガイド線。
７５．前記心線は銀メッキされている、請求の範囲第７３項に記載の撮像用ガイド線。
７６．前記心線は、長手方向の剛性を高めるため高い弾性係数をもつ材料の単線（中実線）、を含んでいる、請求の範囲第７２項に記載の撮像用ガイド線。
７７．前記心線は、ステンレス鋼、タングステン及びベリリウム銅から成る一群の中から選択された１つの材料で構成されている、請求の範囲第７６項に記載の撮像用ガイド線。
７８．前記絶縁層は、テフロン、ガラスより線、ガラスの中実押出成形品、カイナールより線及びセラミクス押出成形品から成る一群の中から選択された１つの材料で形成されている、請求の範囲第７２項に記載の撮像用ガイド線。
７９．前記絶縁層には、前記心線と前記シールド層の間の長手方向の動きを制限するための手段、が含まれている、請求の範囲第７８項の撮像用ガイド線。
８０．前記シールド層は、矩形の銀メッキされた銅線の編組で形成されている、請求の範囲第７２項に記載の撮像用ガイド線。
８１．前記外側コイル層は、銅及びステンレス鋼から成る一群の中から選択された１つの材料で形成されている、請求の範囲第７２項に記載の撮像用ガイド線。
８２．前記細長い躯動軸は約０．０１４インチ以下である、請求の範囲第４５項に記載の撮像用ガイド線。
８３．介入処置と組合わせた、一人の人間の心血管系の１領域の超音波式撮像の方法において、介入による治療装置を用いてこの人間の脈管構造の領域で治療処置を行なう目的でその遠位部分に結びつけられた介入治療装置を有し、しかもこの遠位部分が部位に近くなるように患者の脈管構造内にカテーテルを位置づけするためガイド線を中に受け入れることのできる内腔を中に有しているカテーテルを位置づけする段階；超音波トランスジューサが人間の脈管構造の領域にくるように結びつけられた介入装置を有するカテーテルの内腔を通して患者の脈管構造内に、遠位端部に超音波トランスジューサをもつ撮像用ガイド線を位置づけする段階；及び遠位端部に超音波トランスジューサをもつ撮像ガイド線で人間の脈管構造の領域を走査する段階、を含む方法。
８４．前記撮像用ガイド線はこの線を脈管内で位置づけするのに用いることのできる遠位先端部を含んでおり、さらに、カテーテルに先立って人間の脈管構造の領域内に撮像用ガイド線をルーティングする段階、及び撮像用ガイド線の上でカテーテルを前送りする段階が含まれている、請求の範囲第８３項に記載の方法。
８５．トランスジューサ部分が部位にある間撮像用ガイド線を回転させることによって撮像する段階；がさらに含まれる、請求の範囲第８４項に記載の方法。
８６．撮像のために回転させられる前に撮像用ガイド線全体上にシースをルーチングする段階、がさらに含まれる、請求の範囲第８４項に記載の方法。
８７．撮像用ガイド線の先端部が撮像中シースから遠位に延びる、請求の範囲第８６項に記載の方法。
８８．撮像用ガイド線の先端部が、撮像のための回転の前にシース内に引き戻される、請求の範囲第８６項に記載の方法。
８９．撮像用ガイド線が１ヘルツの分数の速度で回転させられる、請求の範囲第８５項に記載の方法。
９０．撮像用ガイド線は手動式に回転させられる、請求の範囲第８５項に記載の方法。
９１．前記撮像用ガイド線のトランスジューサ部分が前記介入治療装置の下にある間撮像用ガイド線を回転させる段階、をさらに含む、請求の範囲第８５項に記載の方法。
９２．介入治療装置を用いて人間の脈管構造の領域で治療処置を行なう段階、がさらに含まれている、請求の範囲第８５項に記載の方法。
９３．介入治療処置を行なった後、介入治療装置を引き出す段階がさらに含まれている、請求の範囲第９２項に記載の方法。
９４．介入治療装置を引き出した後、撮像用ガイド線で部位において撮像する段階、がさらに含まれている、請求の範囲第９４項に記載の方法。
９５．撮像用ガイド線全体上で第２の介入カテーテルを前送りする段階、がさらに含まれる、請求の範囲第９４項に記載の方法。
９６．介入治療カテーテルと撮像用ガイド線を合わせてもう１つの動脈位置まで移動させる段階、がさらに含まれる、請求の範囲第８４項に記載の方法。
９７．カテーテルはその遠位端部に短かいガイド線内腔を有し、通常使用中の体内のカテーテルの一部分の中に短かいガイド線内腔への近位入口がある、請求の範囲第８３項に記載の方法。
９８．近位ガイド線内腔入口まで撮像用ガイド線上に補強用シースを位置づけする段階、がさらに含まれている、請求の範囲第９７項に記載の方法。
９９．分離した従来のガイド線を用いてカテーテルを位置づけする段階；及びカテーテルのガイド線内腔内への撮像用ガイド線の位置づけに先立って、カテーテルのガイド線内腔から従来のガイド線を引き出す段階、がさらに含まれている、請求の範囲第８３項に記載の方法。
１００．患者の体の小さな脈管の超音波撮像のための撮像デバイス内で使用するためのデータ処理用アーキテクチャにおいて、撮像デバイスには、小さな脈管の中から患者の体の小さな脈管を走査するため脈管内に位置づけされるべく寸法決定され適合されたトランスジューサ、トランスジューサに接続された遠位端部を有しトランスジューサへ及びトランスジューサから電気信号を送るため及びトランスジューサを回転させて人間の体の脈管を超音波で走査するため操作可能な転勤ケーブル、及び駆動ケーブルを介してトランスジューサへ及びトランスジューサから信号を発生及び受理するよう適合された信号プロセッサが備わっており、トランスジユーサが生成した信号から誘導された極座標データを処理するべく適合された生データパイプライン、小さな脈管への撮像デバイスの前送り又は小さい脈管からの撮像デバイスの引き出しの間に生成された生データを記録するため前記パイプラインに連結された手段、生データバイブラインからのデータを直交座標データに変換し直交座標データを出力するため、生データパイプライン及び参照用テーブルに対し応答性をもり手段；及び変換手段の出力に対する応答性をもつ図形データパイプラインを含むデータ処理用アーキテクチャ。
１０１．患者の体の小さな脈管の超音波撮像を目的とし、小さな脈管の中から患者の体の小さな脈管を走査するため脈管内に位置づけされるべく寸法決定され適合されたトランスジューサ、トランスジューサに接続された遠位端部を有しトランスジューサヘ及びトランスジューサから電気信号を送るため及びトランスジューサを回転させて超音波で人間の体の脈管を走査するため操作可能な駆動ケーブル、駆動ケーブルを介してトランスジューサヘ及びトランスジューサから信号を発生及び受理するよう適合された信号プロセッサ、及びトランスジューサを回転するべく駆動ケーブルに連続するよう適合されたモータを含む撮像デバイスにおいて、信号プロセッサ及びモーターに近位駆動ケーブルを連結する結合用部材であって、駆動ケーブルの近位端部にモータを解除可能な形で連結するための機械的コネクタ；駆動ケーブルの近位端部に解除可能な形で連結すべく適合された回転する部分；信号プロセッサとに接続され、信号プロセッサと回転部分の間で信号を伝送するための非回転部分；を有しこの回転部分と非回転部分が信号送信径路に沿って互いに接触していないような非接触型信号伝送装置、を含む結合用部材。
１０２．前記回転部分及び非回転部分はさらに前記回転部分と非回転部分の間で信号を伝送し検知するための容量性検知手段を含んでいる、請求の範囲第１０１項に記載の結合用部材。
１０３．前記回転及び非回転部分はさらに前記回転部分と非回転部分の間で信号を伝送し検知するための磁気手段、を含んでいる、請求の範囲第１０１項に記載の結合用部材。
１０４．患者の体の小さな脈管の超音波撮像のための撮像デバイスにおいて、中から超音波パルスで脈管を走査するため信号を発生及び受理するための信号プロセッサに連結することができるデバイスであって、中から超音波パルスで人間の脈管構造を走査するため人間の脈管構造の小さい脈管内に位置づけされるべく寸法決定されたトランスジユーサ；遠位部分でトランスジューサに接続され、人間の脈管構造の小さな脈管内に位置づけするのに適した寸法を有し、しかも信号プロセッサとトランスジューサの間で中で電気信号を伝送するよう適合された細長い駆動軸；及び撮像デバイスと結びつけられ、撮像デバイスについてのデバイス特有の情報を記憶し信号プロセッサーとこのデバイスが接続されている場合このプロセッサにより読みとり可能となるべく適合された情報記憶媒体を含む撮像デバイス。
１０５．前記情報記憶媒体が、駆動軸に連結された部分内にある、請求の範囲第１０４項に記載の撮像デバイス。
１０６．前記情報記憶媒体がＥＥＰＲＯＭである、請求の範囲第１０５項に記載の撮像デバイス。