DE19625649A1

DE19625649A1 - Gerät mit asphärischer Kompensation zum Fokussieren von Ultraschall

Info

Publication number: DE19625649A1
Application number: DE19625649A
Authority: DE
Inventors: Edward Verdonk
Original assignee: Hewlett Packard Co
Current assignee: HP Inc
Priority date: 1995-09-25
Filing date: 1996-06-26
Publication date: 1997-03-27
Also published as: JPH09117452A; US5640961A

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf Ultraschallson den, die eine intravaskuläre Ultraschallabbildung (IVUS-Ab bildung; IVUS = Intra Vascular Ultra Sound) liefern. Insbe sondere bezieht sich die vorliegende Erfindung auf Ultra schallsonden und auf Verfahren zum Herstellen und Verwenden derartiger Sonden mit einem minimalen Betrag einer Abbil dungsaberration bei der Anwendung.

Um Herzkrankheiten, welche ein Hauptgrund für Tod und Behin derung in vielen Ländern sind, zu bekämpfen, benötigen Ärzte detaillierte Daten bezüglich des Gefäßsystems des Herzens. Die intravaskuläre Ultraschallabbildung bietet ein relativ gutartiges Verfahren zum Erhalten derartiger Informationen am lebenden Objekt. Die Ultraschallabbildung bringt das Senden eines akustischen Ultraschallsignalformpulses in einen Körper und das Erfassen der Reflexion dieses Pulses mit sich. Reflexionen treten an Grenzen auf, an denen sich eine Schallimpedanz verändert. Die Zeitpunkte, zu denen Reflexionen von einem Wandler empfangen werden, entsprechen den Tiefen dieser Impedanzgrenzen. Durch stufenweises Bewe gen eines Wandlers über einen ausgewählten Winkel kann man eine zweidimensionale Ultraschallabbildung (Winkel und Tie fe) erhalten, die im wesentlichen eine Karte von Impedanz grenzen ist. Die Intensität und Position dieser Impedanz grenzen können dann interpretiert werden, um den Zustand eines Gefäßes und seiner unmittelbaren Umgebung zu charak terisieren.

Die Qualität der Abbildung wird wesentlich von ihrer Auflö sung beeinträchtigt, welche wiederum durch die Ultraschall wellenlängen bestimmt ist, die verwendet werden, um einen Körper zu untersuchen. Kürzere Wellenlängen, welche höheren Frequenzen entsprechen, schaffen Abbildungen mit höherer Auflösung. Hohe Frequenzen werden jedoch schneller gedämpft, was ihre Verwendung für Tiefenuntersuchungen begrenzt. Dem gemäß sind Hochfrequenzwandler für relativ seichte Abbildun gen mit hoher Auflösung am besten geeignet. Wenn beispiels weise Ultraschallfrequenzen bei 5-20 MHz für pränatale und periphere Gefäßuntersuchungen nützlich sind, werden Frequen zen von 30 MHz und mehr für intravaskuläre Untersuchungen des Herzgefäßsystems gewünscht.

In den vergangenen Jahren schätzten Kardiologen den diag nostischen Wert des Erhaltens von Querschnittsabbildungen von Koronararterien durch das Verfahren von IVUS immer mehr. Gegenwärtig existieren zwei allgemeine Typen von IVUS-Kathe tersystemen. Zuerst existiert der Lösungsansatz der synthe tischen Apertur. Das U.S. Patent Nr. 4,917,097 (Proudian u. a.) und das U.S. Patent Nr. 5,186,177 (O′Donnell) lehren beispielsweise, wie der Ultraschallstrahl unter Verwendung des Lösungsansatzes der synthetischen Apertur von einem Wandler elektronisch gelenkt wird. Ein zweiter Typ ist der mechanisch gedrehte Typ, bei dem die Abbildung durch eine mechanische Bewegung abgetastet wird. Die mechanisch gedreh ten Typen weisen drei Unterklassen auf. In einer ersten Unterklasse wird entweder der distale (von dem Betreiber entfernte) Wandler oder ein Spiegel von dem proximalen Ende des Katheters durch eine erweiterte Antriebswelle und einen Proximalmotor (wie von Yock in dem U.S. Patent Nr. 4,794,931 und in dem U.S. Patent Nr. 5,000,185 gelehrt wird) bewegt. In einer zweiten Unterklasse ist die Drehung auf das distale Ende begrenzt, wobei entweder ein Miniaturmotor zum Drehen des Wandlers verwendet wird (U.S. Patent Nr. 5,240,003 und U.S. Patent Nr. 5,176,141 (Bom)) oder eine Fluid-getriebene Turbine verwendet wird, um den Wandler oder den Spiegel zu drehen (U.S. Patent Nr. 5,271,402 (Young und Dias)). In einer dritten Unterklasse ist ein fester proximaler Wandler an einen sich drehenden Schallwellenleiter gekoppelt, wel cher den Schall zu dem distalen Ende leitet (z. B. U.S. Pa tent Nr. 5,284,148 (Dias und Melton)).

Der am meisten vorherrschende Typ eines IVUS-Katheters, der heute verwendet wird, ist das mechanisch gedrehte System mit einem planaren Einzelelementwandler, der an dem distalen Ende des Katheters plaziert ist. Ein Grund dieser Bevor zugung ist die überlegene Bildqualität im Vergleich zu ge genwärtigen synthetischen Apertursystemen.

Bezüglich des Druckfeldes eines planaren Wandlers, der in eine homogene Flüssigkeit strahlt, wird der Übergangsabstand N von dem Nahfeld (d. h. der Fresnel-Region) zu dem Fernfeld (d. h. der Fraunhofer-Region) allgemein durch folgende Glei chung dargestellt:

N = d²/4λ (1)

Dabei ist d der Durchmesser eines kreisförmigen Wandlers (oder die Breite eines Quadratwandlers), wobei λ die Schall wellenlänge ist. Fig. 1 stellt die Übergangsregion oder die Fokalzone (etwa der Übergangsabstand) dar. In Fig. 1 ist eine Ultraschallsonde 10 mit einem Wandler 16, der auf einer drehbaren Welle 14 befestigt ist und von einem im wesent lichen zylindrischen Gehäuse (oder einer Hülle) 20 umgeben ist, gezeigt. Die Sonde ist innerhalb der Öffnung 22 eines Blutgefäßes 26 in dem Körper (nicht gezeigt) eines Patienten positioniert. Der Wandler 16 enthält ein Einzelwandlerele ment (obwohl ein Multielementwandler ebenfalls verwendet werden kann). Das Ultraschallfeld, das von dem Wandler er zeugt wird, weist eine Fresnel-Region A, einen natürlichen Brennpunkt (bei 30 positioniert) und eine Fraunhofer-Region B auf, wie es in Fig. 1 gezeigt ist. Die Welle kann in einer Richtung D bewegt werden, um den Ultraschall in einer Dreh richtung C zu wobbeln. Die Fig. 2A und 2B zeigen Teile des Wandlers.

Wie es durch Gleichung (1) gegeben ist, beeinflussen sowohl die physische Größe als auch die Betriebsfrequenz des Wand lers die axiale Position der Fokalzone. Die Abbildung von Koronararterien erfordert Hochfrequenzwandler, üblicherweise in dem Bereich von 20 bis 30 MHz, um eine adäquate axiale (zeitliche) Auflösung zu erreichen, wodurch ein Kliniker Schichten der Arterienwand auflösen kann. Die physische Größe von IVUS-Kathetern wird fortschreitend verkleinert, derart, daß sie weiter in den Koronararterienraum oder durch schmälere Hindernisse gebracht werden können. Untere Be grenzungen für die Kathetergröße sind durch die Fähigkeit gesetzt, sehr kleine Wandler herzustellen, und ebenfalls durch die Tatsache, daß die elektrische Impedanz der Wandler ansteigt und die Empfindlichkeit mit einer Abnahme der Flä che abnimmt. Gegenwärtig sind die kleinsten verfügbaren IVUS-Katheter im Durchmesser etwa 1 mm (3,0 French). Tabelle 1 gibt Übergangsabstände für Wandler mit verschiedener Größe (d. h. mit verschiedenen Durchmessern) und Frequenzen wieder, die zur Abbildung von Koronararterien verwendet werden kön nen. Die Daten nehmen an, daß die Wandler in Wasser (v = 1,5 mm/µs) strahlen, welches eine Schallimpedanz und -Geschwin digkeit aufweist, die zu denen von Säugergewebe ähnlich sind.

Tabelle 1

Normale Koronararterien weisen Durchmesser (Mittelwert ± Standardabweichung) von 4,0 ± 0,7 mm in der linken Hauptre gion auf. Sie verschmälern sich in dem linken, absteigenden Vorderabschnitt auf 3,4 ± 0,5 mm und in dem Umfangsabschnitt des Koronararterienbaumes auf 3,0 ± 0,7 mm (MacAlpin, u. a. Radiology, Band 108, September 1973, S. 567-576). Kranke Koronararterien weisen schmälere Öffnungen auf, die viel leicht für existierende IVUS-Katheter zu schmal sind, daß dieselben hineingebracht werden können. Unter der Annahme, daß der Katheter in der Mitte der Arterienöffnung positio niert ist, besteht der Wunsch, daß N irgendwo zwischen die äußere Wand des Katheters (etwa 0,5 mm Radius, gegenwärtig der kleinste IVUS-Katheter) und die Gefäßwand (etwa 2,0 mm Radius, der größte erwartete Radius einer normalen Koronar arterie) fällt. Bei einer gewählten Betriebsfrequenz ist die Auswahl des Wandlerdurchmessers, wenn ein planarer Wandler verwendet wird, offensichtlich begrenzt.

Kondo u. a. lehren in dem U.S. Patent Nr. 4,572,201 die Ver wendung eines ellipsenförmigen Wandlers, um "die Auflösung in der Richtung parallel zur Drehachse zu verbessern", wobei jedoch die Auswirkung des "akustischen Gehäuses" auf die Fo kalzonencharakteristika nicht angesprochen werden. In dem U.S. Patent Nr. 5,291,090 erkennt Dias die Störung, die die Hülle auf den Brennpunkt auswirkt, und er schlägt die Ver wendung eines ellipsenförmigen Wandlers vor, um dieselbe zu korrigieren. Er lehrt jedoch nicht, wie die Abmessungen des Wandlers bestimmt werden sollen. Lockwood u. a. (IEEE UFFC, 1994, 41(2), S. 231-235) erzeugten sphärische Hochfre quenzwandler, dieselben betreiben sie jedoch ohne Hülle. Ih re Wandler sind ebenfalls für eine intravaskuläre Abbildung am lebenden Objekt zu groß. Es besteht ein Bedarf nach einer Technik, um die Fokalzone von intravaskulären Ultraschall sonden mit Hüllen zu steuern, wodurch eine optimale Quer schnittsabbildung des untersuchten Gefäßes erhalten wird.

Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, unter Verwendung von Ultraschallsonden mit Hüllen optimale Abbil dungen zu erhalten.

Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren zum Fokussieren eines Ultraschallstrahles auf einen Zielbereich eines Objekts ge mäß Anspruch 1, durch ein Verfahren zum Bestimmen der Form einer asphärischen Einrichtung gemäß Anspruch 14, durch eine Ultraschallsonde für eine intraluminale Anwendung gemäß An spruch 16 und durch ein Verfahren zum Herstellen einer Ul traschallsonde gelöst.

Ultraschallsonden für eine intraluminale Anwendung (z. B. in einem Patient) weisen oft Hüllen auf. Eine Hülle ist ein im wesentlich zylindrisches Gehäuse, das typischerweise verwen det wird, um das Blutgefäß (d. h. eine Arterienwand) vor ei ner Beschädigung durch die Sonde zu schützen. Die vorliegen de Erfindung erfüllt einen Bedarf in der Technik und schafft eine Technik zum Steuern der Fokalzone einer Ultraschallson de durch Berücksichtigen der Auswirkung von dazwischenlie genden Strukturen, wie z. B. der Katheterhülle, auf die er zeugten Druckfelder. Insbesondere schafft die Erfindung eine Ultraschallsonde (mit einer Hülle) die in einem gleich mäßigen Druckfeld in der Fokalzone resultiert, und ein Ver fahren zum Herstellen der Sonde. Dieses Verfahren zum Her stellen einer derartigen Ultraschallsonde weist folgende Schritte auf: Befestigen eines Wandlers auf einer drehbaren Welle; Bereitstellen einer asphärischen Einrichtung (wie z. B. einer asphärischen Linse); und Positionieren der dreh baren Welle, des Wandlers und der asphärischen Einrichtung in räumlicher Beziehung zu der Hülle (z. B. Befestigen der asphärischen Linse an der drehbaren Welle und des Wandlers innerhalb der Hülle), derart, daß der asymmetrische Fokus sierungseffekt durch die Hülle durch die asphärische Linse reduziert ist. Der Wandler kann Ultraschall erzeugen oder empfangen. Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel erzeugt und empfängt der Wandler Ultraschall. Die Welle weist eine Achse auf, wobei das im wesentlichen zylindrische Gehäuse eine Achse aufweist, die mit der Achse der Welle zum dreh baren Senden oder Empfangen von Ultraschall im wesentlichen zusammenfällt. Elektronische Einrichtungen (wie z. B. Drähte, Oszillatoren, Verstärker und dergleichen) können ebenfalls vorhanden sein, um mit dem Wandler gekoppelt zu werden, um Ultraschall zu senden oder zu empfangen.

Die vorliegende Erfindung schafft ferner ein Verfahren zum Fokussieren eines Strahls von Ultraschall auf einen Ziel bereich eines Objekts unter Verwendung einer Ultraschall sonde mit einem im wesentlichen zylindrischen Gehäuse um den Wandler der Sonde herum. Das Gehäuse weist eine mittlere Achse auf, wobei der Wandler um die mittlere Achse des Gehäuses drehbar ist. Das Verfahren umfaßt das Senden des Ultraschallstrahles durch das Gehäuse und das Fokussieren des Ultraschallstrahls durch eine asphärische Einrichtung, um die störende Auswirkung des Gehäuses zu reduzieren.

Die asphärische Form der asphärischen Einrichtung (wie z. B. der Linse) kann durch Auswählen eines Brennpunktes in einem Zielbereich, durch Verwenden des Brennpunktes als hypothe tische Ultraschallquelle und durch Berechnen des erforder lichen Geschwindigkeitspotentials auf der Wandleroberfläche bestimmt werden. Durch Berücksichtigen der fokussierenden Auswirkung der Hülle kann ihr störender Effekt kompensiert werden.

Die intraluminalen Ultraschallsonden und Verfahren der vor liegenden Erfindung können vorteilhaft verwendet werden, um die Fokalzonencharakteristika von IVUS-Kathetern auf eine gesteuerte Art und Weise anzupassen. Wie vorher festgestellt wurde, sind hohe Frequenzen nützlich, wobei sie jedoch nicht tief in den Körper eindringen. Um eine hohe Auflösung und scharfe Abbildungen unter Verwendung von Ultraschallsonden zu erreichen, ist es wichtig, einen Ultraschallstrahl auf ein Zielgewebe in einer geeigneten Fokalzone zu richten. Es ist ferner nützlich, daß der Ultraschallstrahl in dieser Fokalzone ein gleichmäßiges Druckfeld aufweist, da eine Druckungleichmäßigkeit die Qualität des Ultraschalls ungün stig beeinträchtigen wird, welcher von dem Gewebe reflek tiert und von dem Empfangswandler empfangen wird.

Wie in Fig. 1 gezeigt ist, führt ein Einzelelementwandler mit einem Durchmesser d Ultraschallwellen mit einer Wellen länge λ in ein Fluid ein. Falls keine Hülle vorhanden ist, bestimmt der Ausdruck N = d²/4λ wo der sogenannte "natür liche Brennpunkt" N des Wandlers liegt. N definiert, in welchem axialen Abstand die Übergänge des Ultraschallfelds von dem Nahfeld (das einem komplizierten Druckfeld zugeord net ist) zu dem Fernfeld (das einem Divergieren des Strahls und einem monotonen Abfall der Intensität des Schalls zuge ordnet ist) auftritt. Die Druckverteilung in dem Ultra schall-Nahfeld ist sehr komplex (d. h. sehr ungleichmäßig), wobei dieselbe viele Spitzen und Nullstellen enthält. Ferner können die Spitzen außerhalb der Achse (d. h. außerhalb der Mittelregion des Strahls) sein, was in dem Abbilden von Strukturen resultiert, die neben der tatsächlichen interes sierenden Region liegen. Es ist daher wünschenswert, bei oder hinter dem Übergangsabstand abzubilden.

Im allgemeinen werden die Abbildungen mit höchster Qualität erreicht, indem die Fokalzone des Wandlers in die interes sierende Region (z. B. die Arterienwand) plaziert wird, um die minimale seitliche Abmessung (eine verbesserte Auflö sung) und die maximale Schallintensität (ein verbessertes Signal/Rausch-Verhältnis) vorteilhaft auszunützen. Daher ist die Fähigkeit nützlich, die Fokalzone eines Wandlers (mit einem gegebenen Durchmesser und einer gegebenen Fre quenz), und insbesondere eines Wandlers, der von einer Hülle umgeben ist, anzupassen. Dies kann durch die asphärische Einrichtung (z. B. eine Linse oder einen gekrümmten Wandler) gemäß der vorliegenden Erfindung erreicht werden. In der Tat kann unter Verwendung einer Sonde (entweder mit einer asphä rischen Linse oder einem gekrümmten Wandler) gemäß der vor liegenden Erfindung die Fokalzone näher als der Abstand N herangebracht werden. In der Praxis würde die Fokalzone vor zugsweise irgendwo zwischen dem äußeren Radius des im we sentlichen zylindrischen Gehäuses (oder der Katheterhülle) und N positioniert sein.

Das Verfahren zum Herstellen der Ultraschallsonde gemäß der vorliegenden Erfindung nimmt explizit die Auswirkungen der Katheterhülle auf den akustischen Strahl auf. Bisher wurde angenommen, daß die Hülle vernachlässigbare Änderungen auf die Ultraschalldruckfelder bezüglich der Felder, die ohne die Anwesenheit einer Hülle erzeugt werden, bewirken. Es wurde gezeigt (z. B. durch die in den Fig. 5 und 6 darge stellten theoretischen graphischen Strahldarstellungen), daß eine Hülle in der Tat eine wesentliche Auswirkung auf die Gesamtqualität des Strahles aufweisen kann. So wird bei spielsweise durch das Hinzufügen einer Katheterhülle die Ro tationssymmetrie der Ultraschallfelder, die bei einem kreis förmigen Wandler (d. h. einem plattenförmigen Wandler) in härent sind, verloren. Das hierin beschriebene Verfahren kann verwendet werden, um diese Symmetrie wieder herzustel len, wenn es erwünscht ist.

Die Ultraschallsonde der vorliegenden Erfindung kann verwen det werden, um Querschnittsabbildungen von Koronararterien zu schaffen, welche die optimal verfügbare Auflösung, das maximale Signal/Rausch-Verhältnis und die Symmetrie des Ultraschallstrahls vorteilhaft ausnützen. Insbesondere pla ziert die Ultraschallsonde die Fokalzone eines intravaskulä ren Abbildungskatheters in einem spezifizierten Abstand von der Stirnseite des Wandlers. Der Unterschied dieser Sonde zu bekannten Geräten besteht darin, daß eine asphärische Ein richtung (z. B. eine Linse) vorhanden ist, um die störende Fokussierauswirkung der Katheterhülle zu kompensieren. Die Erfindung kann für jeden IVUS-Katheter angewendet werden, der in dem Leiten von Schall durch eine Katheterhülle resul tiert, sei es ein Multielement-Katheter mit synthetischer Apertur, ein mechanisch-drehender Katheter mit entweder ei nem einzigen Wandler an dem distalen Ende des Katheters oder ein akustischer Wellenleiter, in dem ein Wandler an dem pro ximalen Ende des Katheters positioniert und ein virtueller Wandler an dem distalen Ende gebildet ist.

Bevorzugte Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung werden nachfolgend bezugnehmend auf die beiliegenden Zeich nungen detaillierter erörtert. Es zeigen:

Fig. 1 eine Querschnittsabbildung einer bekannten Ultra schallsonde, die in einem Blutgefäß positioniert ist;

Fig. 2A eine isometrische Teilansicht der bekannten Sonde von Fig. 1, wobei die x′-, y′- und z′-Achse und die Azimutal- und Elevations-Richtung gezeigt sind;

Fig. 2B eine Seitenansicht eines Teils der Sonde von Fig. 2A (wobei aus Klarheitsgründen die Hülle weggelas sen wurde);

Fig. 3 eine Querschnittsabbildung eines Ausführungsbei spiels der Ultraschallsonde der vorliegenden Erfin dung, die innerhalb eines Blutgefäßes positioniert ist;

Fig. 4 eine graphische Darstellung der berechneten Azimu tal-Druckkonturen eines intravaskulären Katheters mit einem Durchmesser von 1,167 mm (3,5 French) bei 30 MHz, der keine Hülle und keine Einrichtung zum Kompensieren der störenden Auswirkung einer Hülle aufweist;

Fig. 5A eine graphische Darstellung der berechneten Azimu tal-Druckkonturen eines intravaskulären Katheters mit einem Durchmesser von 1,167 mm (3,5 French) bei 30 MHz, der eine Hülle und keine Einrichtung zum Kompensieren der störenden Auswirkung einer Hülle aufweist;

Fig. 5B eine graphische Darstellung der berechneten Eleva tions-Druckkonturen eines intravaskulären Katheters mit einem Durchmesser von 1,167 mm (3,5 French) bei 30 MHz mit einer Hülle und keiner Einrichtung zum Kompensieren der störenden Auswirkung einer Hülle;

Fig. 5C eine graphische Darstellung der berechneten Druck konturen in einer Ebene bei z′ = 1000 µm eines intra vaskulären Katheters mit einem Durchmesser von 1,167 mm (3,5 French) bei 30 MHz mit einer Hülle und keiner Einrichtung zum Kompensieren der stören den Auswirkung einer Hülle;

Fig. 6A eine graphische Darstellung der berechneten Azimu tal-Druckkonturen eines intravaskulären Katheters mit einem Durchmesser von 1,167 mm (3,5 French) bei 30 MHz mit einer Hülle und einer plan-konkaven sphärischen Linse mit einem Krümmungsradius von 794 µm;

Fig. 6B eine graphische Darstellung der berechneten Eleva tions-Druckkonturen eines intravaskulären Katheters mit einem Durchmesser von 1,167 mm (3,5 French) bei 30 MHz mit einer Hülle und einer plan-konkaven sphärischen Linse mit einem Krümmungsradius von 794 µm;

Fig. 6C eine graphische Darstellung der berechneten Druck konturen in einer Ebene bei z′ = 1000 µm eines intra vaskulären Katheters mit einem Durchmesser von 1,167 mm (3,5 French) bei 30 MHz mit einer Hülle und einer plan-konkaven sphärischen Linse mit einem Krümmungsradius von 794 µm;

Fig. 7A eine graphische Darstellung der berechneten Azimu tal-Druckkonturen eines intravaskulären Katheters mit einem Durchmesser von 1,167 mm (3,5 French) bei 30 MHz mit einer Hülle und einer plan-konkaven asphärischen Linse;

Fig. 7B eine graphische Darstellung der berechneten Eleva tions-Druckkonturen eines intravaskulären Katheters mit einem Durchmesser von 1,167 mm (3,5 French) bei 30 MHz mit einer Hülle und einer plan-konkaven asphärischen Linse;

Fig. 7C eine graphische Darstellung der berechneten Druck konturen in einer Ebene bei z′ = 1000 µm eines intra vaskulären Katheters mit einem Durchmesser von 1,167 mm (3,5 French) bei 30 MHz mit einer Hülle und einer plan-konkaven asphärischen Linse;

Fig. 7D eine graphische Darstellung der berechneten Gestalt einer asphärischen Linse, von der angenommen wird, daß sie aus Epoxidharz besteht, welche verwendet wird, um die Druckkonturen der Fig. 7A-7C zu er zeugen;

Fig. 8A ein Flußdiagramm für das Verfahren zum Berechnen der Gestalt der asphärischen Linse;

Fig. 8B ein Flußdiagramm für das Verfahren zum Bestätigen der berechneten Gestalt der asphärischen Linse;

Fig. 9A, 9B und 9C jeweils die Ausbreitung von Schall von einem ausgewählten Brennpunkt zu der äußeren Ober fläche der Hülle, von der äußeren Oberfläche der Hülle zu der inneren Oberfläche der Hülle und von der inneren Oberfläche der Hülle zu dem Wandler;

Fig. 10A, 10B und 10C jeweils die Ausbreitung von Schall von dem Wandler zu der inneren Oberfläche der Hülle, von der inneren Oberfläche der Hülle zu der äußeren Oberfläche der Hülle und von der äußeren Oberfläche der Hülle zu dem Zielbereich;

Fig. 11 eine seitliche Querschnittsansicht eines anderen Ausführungsbeispiels der Ultraschallsonde der vor liegenden Erfindung, die innerhalb eines Blutge fäßes positioniert ist; und

Fig. 12 eine longitudinale Teilquerschnittsansicht noch ei nes anderen Ausführungsbeispiels der Ultraschall sonde gemäß der vorliegenden Erfindung.

Die Ultraschallsonde gemäß der vorliegenden Erfindung weist eine asphärische Einrichtung (z. B. eine Linse) auf, um die Störung eines Ultraschallstrahls zu kompensieren, welche durch den fokussierenden Effekt einer Hülle, die die Welle und den Wandler umgibt, zu kompensieren.

Bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Sonde

Wie in Fig. 3 gezeigt ist, welche ein bevorzugtes Ausfüh rungsbeispiel der Ultraschallsonde gemäß der vorliegenden Erfindung zeigt, weist die Ultraschallsonde 100 der vorlie genden Erfindung eine Welle 114 auf, die durch eine Drehein richtung (nicht gezeigt), wie z. B. einen elektrischen Motor, einen pneumatischen Antrieb und dergleichen, drehbar ist. Ein Wandler 16 ist auf der drehbaren Welle 140 zum Senden und Empfangen von Ultraschall befestigt. Der Wandler 116 weist vorzugsweise ein Einzelwandlerelement aufgrund der Leichtigkeit des Aufbaus auf. Eine Mehrzahl von Wandlerele menten, die auf einer Oberfläche des Wandlers positioniert sind, kann jedoch verwendet werden. Vorzugsweise weist der Wandler eine planare Oberfläche auf (d. h. der Wandler ist ein planarer Wandler), der in einem Kolbenmodus arbeitet (d. h. alle Partikel des gesamten Wandlers schwingen in Pha se).

Eine asphärische Linse 118 ist auf dem Wandler 116 auf einer Oberfläche, die von der rotierenden Welle 114 entfernt ange ordnet ist, befestigt. Die asphärische Linse 118 weist eine asphärische Oberfläche 124, die von der Achse der Welle 114 nach außen gerichtet ist, und eine planare Oberfläche auf, die an den planaren Wandler 116 anstößt und an demselben be festigt ist. Die Welle 114, der Wandler 116 und die Linse 118 sind als eine Einheit 112 innerhalb eines zylindrischen Gehäuses (oder einer Hülle) 120 drehbar, welche das Blutge fäß vor der Drehwirkung der Dreheinheit (d. h. der Welle, des Wandlers und der Linse) schützt. Die Welle 114 weist eine Achse auf, die im wesentlichen mit der Achse der Hülle 120 zusammenfällt, derart, daß, wenn die Welle rotiert (und da her die drehbare Wandlereinheit 112), die drehbare Wandler einheit 112 im wesentlichen entlang der Achse der Hülle ne ben dem Wandler rotiert. Es ist offensichtlich, daß die Wel le 114 und die Hülle 120 vorzugsweise flexibel sind, derart, daß ihre Achsen auf ihre allgemeinen Formen bezogen sind und entlang ihrer gesamten Längen nicht unbedingt gerade sein müssen.

Während sich die Dreheinheit in einer Richtung D dreht, sen det und empfängt der Wandler 116 Ultraschall. Ein Ultra schall, der auf diese Art und Weise gesendet wird, wird in einer Richtung C um die Achse der Welle 114 gewobbelt. Be zugnehmend auf Fig. 2B wird der Ultraschallstrahl in einem Winkel β bezüglich der Normalrichtung der Hülle gesendet. Der Winkel β ist in Fig. 2B Vergrößert, um Details der Sonde zu zeigen. Ein kleiner Wert von β (vorzugsweise etwa 10°) wird hergestellt, um ein Nachhallen zwischen dem Wandler und der Hülle zu reduzieren. Größere Werte von β können ausge wählt werden, um eine "Vorsausschau"-Fähigkeit zu erleich tern, um beim Katheterführen zu helfen. Es ist offensicht lich, daß ein bevorzugter Bereich von β zwischen etwa 0° und 30° liegt, wobei 10° bevorzugt wird. Da die asphärische Lin se die fokussierende Auswirkung der Hülle 120 kompensiert, ist ein Ultraschall, der von dem Wandler durch die asphäri sche Linse gesendet wird, auf eine Position 130 (siehe Fig. 3) fokussiert, welche vorzugsweise bei oder neben der Posi tion 30 von Fig. 1 positioniert ist, weil angenommen ist, daß die Sonde 10 und die Sonde 100 die gleiche Welle und den gleichen Wandler aufweisen.

Effekt der asphärischen Einrichtung der Ultraschallsonde

Einzelelementkatheter ergeben Abbildungen mit guter Quali tät, wobei jedoch Brechungsberechnungen vorschlagen, daß die Verwendung einer Linse in Verbindung mit einem planaren Wandler oder die Verwendung eines gekrümmten (d. h. konkaven) Wandlers wesentliche Verbesserungen im resultierenden Druck feld im Vergleich zu dem Feld, das von einem planaren Wand ler allein erzeugt wird, bietet. Durch Verwenden einer Linse in Kombination mit einem planaren Wandler ist es möglich, einen Wandler mit größerem Durchmesser als sonst zu verwen den und immer noch den Zielbrennpunkt zu erreichen. Die Fig. 4, 5, 6 und 7 vergleichen die Druckfelder, die mit und ohne die Verwendung einer Fokussierungslinse erzeugt werden. Jede graphische Darstellung zeigt Linien gleichen Drucks bei den -3-, -6-, -10- und -20dB-Pegeln (dargestellt durch gebroche ne Linien, die als p208, p206, p204 bzw. p202 bezeichnet sind). Es wird jedoch daran gedacht, statt der Verwendung einer asphärischen Linse auch eine andere Einrichtung zum Kompensieren der Störung, die durch die Hülle bewirkt wird, zu verwenden. Der Wandler kann beispielsweise gekrümmt sein, oder die Hülle kann einen Abschnitt mit ungleichmäßiger Dicke aufweisen, um den Fokussierungseffekt auf eine Art und Weise zu erreichen, die zu der asphärischen Linse analog ist, um die Störung der Hülle zu kompensieren. Aufgrund der relativen Komplexität des Bauens und Positionierens eines asphärisch-gekrümmten Wandlers oder einer Hülle mit einem Abschnitt ungleichmäßiger Dicke wird eine asphärische Linse bevorzugt.

Die Fig. 2A und 2B stellen die Azimutal- und die Elevati ons-Richtung für Felddarstellungen, die die Katheterhülle aufweisen, dar. Die Koordinatenachsen x′, y′ und z′ weisen ihren Ursprung auf der Stirnseite des Wandlers auf. Die Achse z′ fällt mit der Achse (der Normalen) des Wandlers zusammen. Aufgrund der Vorwärtsneigung des Wandlers (d. h. β ist nicht 0°) ist z′ nicht zu der Drehachse des Katheters senkrecht. Elevations- und Azimutal-Richtung sind derart definiert, daß sie entlang der x′-Achse bzw. der y′-Achse liegen. In Fig. 2B ist die Achse y′ durch einen Pfeil 15 gezeigt, welcher normal zu der Seite ist.

Brechungsberechnungen für Einzelelementwandler, die in Was ser strahlen, wurden extensiv studiert und sind gut verstan den. Als eine Darstellung dieser Berechnungen ist Fig. 4 ei ne Konturendarstellung des Druckfelds, das von einem kreis förmigen Wandler mit einem Durchmesser von 0,67 mm erzeugt wird, der im Dauerstrichbetrieb (CW-Betrieb; CW = Continuous Wave) bei 30 MHz arbeitet und in Wasser strahlt. Die Daten wurden eingestellt, um die Auswirkung einer normalen Zeit- Gewinn-Kompensation (TGC; TGC = Time Gain Compensation) nachzuahmen, welche üblicherweise auf Konsolen intravasku lärer Abbildungsvorrichtungen vorhanden ist. Im allgemeinen werden die TGCs eingestellt, um den maximalen Signalpegel bei jeder Tiefe gleich zu machen (bei diesen graphischen Darstellungen ist der Signalpegel auf Eins eingestellt). D.h., daß Drücke, die bei Punkten entlang jeder Linie eines festen z′-Wertes berechnet wurden, durch den Maximaldruck normiert sind, der in einer Ebene des gleichen festen z′ bestimmt wird. Auf diese Art und Weise wird ein flaches Ansprechen mit ansteigendem Abstand (hier z′) erreicht. Die Felder sind um die Achse des Wandlers (welche in einer Richtung ist, die etwa zu der Achse der drehbaren Welle normal ist) rotationssymmetrisch. Der axiale Brennpunkt ist bei z′ = 2230 µm lokalisiert.

Weniger gut verstanden ist die Auswirkung, die Strukturen, die zwischen dem Wandler und den interessierenden Feldpunk ten liegen, auf die Eigenschaften des Ultraschallstrahles haben. Die Auswirkungen der Katheterhülle auf die Position und Abmessungen der Fokalzone von IVUS-Kathetern ist bei spielsweise relativ unbekannt. Der Wandler mit seiner zuge ordneten Verdrahtung und/oder die Antriebskabelwelle (oder das Kabel) eines intravaskulären Katheters sind innerhalb einer konzentrischen Hülle enthalten. Die Hülle erfüllt zwei Zwecke. Zuerst schafft sie einen mechanischen Träger für das Antriebskabel, um zu verhindern, daß sich dasselbe verkno tet, wobei sie es ferner erlaubt, daß sie entlang eines ge wundenen Weges geführt wird, um die Abbildungsstelle zu er reichen. Zweitens stützt die Hülle die empfindliche Innen schicht der Arterie vor Abrieb durch das sich drehende An triebskabel und den Wandler.

Die meisten Hüllen sind aus einer oder mehreren Schichten aus Kunststoffmaterial (wie z. B. Methylpenten-Kopolymer (z. B. TPX), Polytetrafluorethylen (TEFLON), Polyethylen, Polyurethan) gebildet, welche eine höhere Schallgeschwin digkeit als Wasser (oder Blut) aufweisen. In den Fig. 5-6 weist beispielsweise die Hülle 20 eine äußere Schicht 20a und eine innere Schicht 20b auf. Auf ähnliche Weise weist in Fig. 7 die Hülle 120 Schichten 120A und 120B auf. Diese Geschwindigkeitsdifferenz zusammen mit der zylindrischen Gestalt werden bewirken, daß die Hülle als eine Fokussie rungslinse in der Azimutal-Richtung wirkt. In der orthogo nalen Richtung in Fig. 2, die hier als Elevations-Richtung bezeichnet wird, wird sehr wenig oder keine Fokussierung des Ultraschallstrahls erwartet. Somit wird erwartet, daß ein kreisförmiger, flacher Wandler, der von einer zylindrischen Hülle umgeben ist, einen asymmetrischen Strahl außerhalb der Hülle erzeugt.

Fig. 5 zeigt berechnete Druckkonturen für einen Katheter mit einem Durchmesser von 1,167 mm (3,5 French) bei 30 MHz. Die Katheterhülle 20 weist einen Durchmesser von 1160 µm und eine Wand mit einer Dicke von 110 µm auf. Es existieren auf der Wand zwei Schichten (20A, 20B), und zwar ein 88 µm dicker Polyethylenfilm, der von einem 22 µm dicken Polyure thanfilm bedeckt ist. Der Wandler ist geneigt, um einen nach vorwärts gerichteten Winkel von 10° (d. h. β = 10°) aufzuwei sen. Er ist ebenfalls um 120 µm von der Mittellinie (oder Achse) des Wandlers versetzt. Aufgrund der Fokussierung, die durch die Hülle geschaffen wird, ist der axiale Brennpunkt nun bei z′ = 1910 µm positioniert. Die Fig. 5A und 5B zeigen Druckkonturen in der Azimutal- bzw. in der Elevations-Rich tung. Im Gegensatz zu den in Fig. 4 gezeigten Druckfeldern existiert nun eine Asymmetrie an dem Strahl. Dies ist in Fig. 5c deutlicher zu sehen, in der Druckkonturen in einer Ebene gezeigt sind, die parallel zu dem Wandler liegt und von demselben um 1000 µm entfernt ist. In diesem Abstand be findet man sich immer noch in dem Nahfeld des Wandlers, wo bei die schädliche Auswirkung des Abbildens in dem Nahfeld deutlich sichtbar ist. Die Maximaldruckwerte in Fig. 5 sind beispielsweise außerhalb der Achse (d. h. nicht in der Mitte, bei x′ = 0, y′ = 0) des Ultraschallstrahls positioniert.

Im Vergleich dazu zeigt Fig. 6 berechnete Druckkonturen für den gleichen Katheter wie in Fig. 5 mit Ausnahme des Hinzu fügens einer plan-konkaven Fokussierungslinse (Durchmesser der Linse = Durchmesser des Wandlers = 0,67 mm, sphärisch geformte konkave Oberfläche, deren Krümmungsradius 794 µm beträgt). Wie erwartet hat das Hinzufügen der Fokussierungs linse die Fokalzone näher zu dem Wandler hingezogen und ihre lateralen Abmessungen verschmälert. Trotzdem bleibt das Pro blem einer Asymmetrie des Feldes, wie es in Fig. 6C zu sehen ist.

Fig. 7 faßt die Anwendung der Technik der vorliegenden Er findung an dem Katheter von Fig. 6 zusammen. Die Zielfokal zone wurde eingestellt, um die Fokalzone auf der Achse und in dem axialen Abstand z′ = 1000 µm zu positionieren. Um diesen Brennpunkt zu erreichen, wird eine Linse benötigt, deren Höhe in Fig. 7D für eine Linse aus einem Material mit einer longitudinalen Wellengeschwindigkeit von 2,82 (d. h. V_Linse = 2,82) mm/µs gezeichnet ist. Ein geeignetes Material ist Epoxidharz. Somit schafft eine asphärische Linse (mit einer größeren Krümmung in der Elevationsrichtung als in der Azimutal-Richtung, wodurch die störende Auswirkung der Hülle durch Verstärken der Fokussierungsauswirkung in der Elevati onsrichtung kompensiert wird) die symmetrischen Druckfelder, die in den Fig. 7A, 7B und 7C gezeigt sind. Die Druckkontu ren (die Linien p202, p204, p206, p208), die in Fig. 7C ge zeigt sind, sind im wesentlichen Kreise, welche der allge meinen Gestalt des scheibenförmigen Wandlers entsprechen. In Fig. 7D zeigt die Linsenhöhenachse die Höhen (durch Linien L1 bis L6, usw. dargestellt) über der x′-y′-Ebene (der pla naren Seite der Linse) für Positionen auf der konkaven Oberfläche der Linse. Die Konturlinien in der x′-y′-Ebene zeigen Konturen gleicher Höhe in Inkrementen von 10 µm.

Formen der asphärischen Einrichtung

Unter Verwendung einer Ultraschallsonde, wie z. B. der von Fig. 3, kann Ultraschall durch eine Katheterhülle fokussiert werden, indem die störende Auswirkung der Hülle kompensiert wird. Lalonde u. a. (IEEE UFFC, 1993, 40(5), S. 592-602) ver wenden eine ähnliche Technik beim Entwurf von Linsen für Hyperthermie-Anwendungen, indem sie ein homogenes Medium (d. h. keine dazwischenliegende Hülle) annehmen. Die Berech nung der Linsenabmessung, wie von Lalonde u. a. berichtet wird, ist hierin durch Bezugnahme aufgenommen. Beim Anpassen dieses Verfahrens an die vorliegende Erfindung wird damit begonnen, einen Zielbrennpunkt (oder eine Gruppe von nahe aneinander positionierten Punkten) auszuwählen, welcher irgendwo außerhalb der Katheterhülle liegt. Eine Pseudoquel le wird an diesem Zielbrennpunkt plaziert, wobei sich die Druckfelder unter Verwendung des Rayleigh-Sommerfeld-Bre chungsintegrals (Acoustic Waves, G.S. Kino, Prentice-Hall, 1987, S. 154-163) in dem Fall einer starren Schallwand nach hinten zu dem Wandler hin ausbreiten:

In dem Fall einer nachgiebigen Schallwand gilt dagegen folgende Gleichung:

In den Gleichungen (2a) und (2b) beziehen sich x′, y′ und z′ auf die kartesische Position einer Quellenpunktkoordinate, x, y, und z beziehen sich auf die Position eines Feldpunk tes, der sich vom Punkt (x′, y′, z′) unterscheidet, Φ(x, y, z) ist das Geschwindigkeitspotential am Feldpunkt (x, y, z), U_z(x′, y′, z′) ist die Partikelverschiebung des inkrementa len Quellenelements, k ist die Wellenzahl, R ist der Abstand zwischen dem inkrementalen Quellenelement am Punkt (x′, y′, z′) und dem Feldpunkt (x, y, z), e ist der Winkel zwischen der äußeren Normalen auf dS′ und dem Vektor R, und dS′ ist die Fläche des inkrementalen Quellenelements. Bei der vor liegenden Erfindung, bei der die Wandlerapertur beispiels weise etwa dreizehn Wellenlängen breit ist, unterscheiden sich die Ergebnisse, die mit entweder der Gleichung (2a) oder der Gleichung (2b) erhalten werden, nicht wesentlich voneinander. Somit wird Gleichung (2a) für Berechnungen bezüglich der Fig. 4-7 verwendet. Ein Fachmann wird basie rend auf dieser Offenbarung wissen, wie die obigen Gleichun gen angewendet werden können.

Das Geschwindigkeitspotential Φ(x, y, z) bestimmt die Parti kelverschiebung und folglich die Partikelgeschwindigkeit. Der Druck ist auf die Partikelgeschwindigkeit über die Schallimpedanz bezogen. Ein Fachmann würde in der Lage sein Φ auf die Partikelverschiebung und den Druck zu beziehen. Durch wiederholtes Anwenden des Rayleigh-Sommerfeld-Bre chungsintegrals kann sich der Schall durch eine Katheterhül le ausbreiten. Die Werte des Geschwindigkeitspotentials bei ausgewählten Feldpunkten werden als Quellen für darauffol gende Anwendungen des Rayleigh-Sommerfeld-Brechungsintegrals verwendet, um das Geschwindigkeitspotential bei einem ande ren Satz von Punkten zu berechnen. Eine Rückwärtsausbreitung der Druckfelder zu dem Wandler ist ein vielstufiges Verfah ren, bei dem die Feldwerteausgaben für einen Schritt die Eingabequellenwerte in den darauffolgenden Schritt werden. Eine Schallausbreitung von dem Wandler nach außen wird be liebig als die Vorwärtsrichtung betrachtet. Die Schritte, die bei der Rückwärtsausbreitung von akustischen Feldern (Druckfeldern) unternommen werden, stellen sich folgender maßen dar (unter der Annahme einer Hülle aus einer einzigen Schicht):

(a) Zielbrennpunkt → äußere Oberfläche der Hülle;
(b) äußere Oberfläche der Hülle → innere Oberfläche der Hülle;
(c) innere Oberfläche der Hülle → Ebene an der Stirn seite des planaren Wandlers.

Wenn die Hülle mehrfache Schichten aufweist, wird die Rück wärtsausbreitung von einer Schicht zu der nächsten auf eine ähnliche Art und Weise verfolgt, bis die Hülle durchschrit ten ist. Die Kontinuität der Partikelverschiebung normal zu der Grenze wird an jeder angetroffenen Grenzfläche angewen det.

Beim Erreichen des Wandlers können die Abmessungen, d. h. die Gestalt der asphärischen Linse, bestimmt werden, um die Aus wirkung der asphärischen Linse zu testen. Die Druckfelder auf der Stirnseite des Wandlers sind komplex konjugiert und breiten sich auf analoge Art und Weise wie bei der Rück wärtsausbreitung nach vorne aus. Das resultierende Druckfeld außerhalb der Hülle wird mit dem an dem Zielbrennpunkt (an den Zielbrennpunkten) verglichen, die ursprünglich zur Ver fügung gestellt wurden. Wenn notwendig, wird die Pseudoquel le modifiziert und das Verfahren iteriert.

Wie die Erregung an dem Wandler, die benötigt wird, um den gewünschten Brennpunkt zu erhalten, angenähert wird, hängt von dem Typ des verwendeten IVUS-Katheters ab. Für einen Multielementkatheter mit synthetischer Apertur wird die re lative Phase jedes Elements eingestellt, wie es durch die Ergebnisse der Rückwärtsausbreitung gezeigt ist. Für einen Einzelelementwandler kann der Wandler selbst konkav herge stellt werden, oder es kann ein planarer Wandler mit unter schiedlichen Abmessungen der Azimutal- und der Elevations-Richtung geschnitten werden (d. h. ein elliptisch geformter Wandler).

Vorzugsweise wird eine Linse in Verbindung mit einem plana ren Wandler, der in einem Kolbenmodus getrieben wird, ver wendet. Im letzteren Fall ist die benötigte Hülle einer plan-konkaven Linse (unter der Annahme, daß die Schallge schwindigkeit in der Linse größer als in dem Kopplungsme dium, wie z. B. Wasser, ist) durch folgende Gleichung gege ben:

Die benötigten Phasenverschiebungen werden dabei von den Feldern an der Wandlerstirnseite (oder Oberfläche) nach der Rückwärtsausbreitung erhalten, wobei V_Linse und V_Wasser die Schallgeschwindigkeiten in dem Linsenmaterial bzw. Wasser sind, und f die Betriebsfrequenz des Wandlers ist.

Die Schritte des Bestimmens der Krümmung der asphärischen Linse sind in den Flußdiagrammen von Fig. 8A und Fig. 8B gezeigt. Detailliert lautet die in den Fig. 9A-9C und den Fig. 10A-10c gezeigte Technik folgendermaßen:

1. In Fig. 9A wird ein Zielbrennpunkt, der irgendwo außer halb der Katheterhülle liegt, ausgewählt (Block F1 in Fig. 8A). Eine hypothetische Punktquelle (oder eine kleine Anzahl von hypothetischen Punktquellen) 302 wer den an dem Zielbrennpunkt plaziert (Block F2). Diese Quellen 302 werden als Eingaben in das Rayleigh-Sommer feld-Brechungsintegral verwendet und dieselben werden verwendet, um den Druck und die Partikelgeschwindigkeit bei einem Satz von Punkten 304 auf der äußeren Oberflä che der Katheterhülle 120 zu bestimmen (Block F3). Der Pfeil in Fig. 9A zeigt die hypothetische Schallausbrei tung. Genauso zeigen die Pfeile in Fig. 9B bis Fig. 10C die hypothetische Schallausbreitung.
2. In Fig. 9B werden die Drücke oder Partikelgeschwindig keiten, die bei diskreten Punkten 304 auf der äußeren Oberfläche der Hülle 120 derart berechnet worden sind, als Wellen 306 in dem Rayleigh-Sommerfeld-Brechungsinte gral verwendet, indem die Kontinuität der Partikelver schiebung an dieser Grenzfläche aufgerufen wird (d. h. in die Randbedingung eingesetzt wird), wobei sich der Schall zu der nächsten Schicht (wenn die Hülle mehr als eine Schicht aufweist, was in den Figuren nicht gezeigt ist) der Hülle ausbreitet (Block F4).
3. Schritt 2 wird einmal für die Schicht bei einer mehr schichtigen Hülle wiederholt, bis die innere Oberfläche 308 der Hülle erreicht ist (bei einem Satz von Punkten (310).
4. In Fig. 9C breitet sich der Schall dann von der inneren Oberfläche der Hülle (von dem Punkt 310) zu der Stirn seite 312 (mit Punkten 320) des Wandlers unter Verwen dung der Geschwindigkeitspotentialberechnung durch Ver wenden des Rayleigh-Sommerfeld-Brechungsintegrals hypo thetisch aus (Block F5). Die Phasenverschiebungen an den Punkten auf der Wandleroberfläche werden berechnet (Block F6).
5. Die Gestalt einer asphärischen Linse wird berechnet (Block F7). Das komplex konjugierte der berechneten Par tikelgeschwindigkeit, die in Schritt 4 bestimmt ist, ist die Erregung, die für eine Wellenausbreitung von der Stirnseite des Wandlers nach vorne benötigt wird, um auf die axiale Position, die in Schritt 1 ausgewählt wurde, zu fokussieren. Wie realistisch diese Erregungsfunktion erzeugt werden kann, hängt von dem Typ des verwendeten Wandlers ab. Wenn der Lösungsansatz mit synthetischer Apertur erwünscht ist, können die Amplitude und Phase jedes einer Mehrzahl von Elementen eingestellt werden, um die gewünschten Fokalcharakteristika zu erreichen. Intravaskuläre Abbildungseinrichtungen verwenden im all gemeinen einen flachen Einzelelementwandler, der in ei nem "Kolbenmodus" arbeitet, bei dem alle Punkte auf der Stirnseite des Wandlers in Phase und mit gleicher Ampli tude bewegt werden. Die notwendige räumliche Variation in der Amplitude und Phase der Partikelgeschwindigkeit über der Apertur muß daher physisch und nicht elektro nisch erreicht werden. Es könnte beispielsweise er wünscht sein, daß der Wandler die benötigte räumliche Amplitudenvariation annähert. Ferner kann die benötigte räumliche Variation in der Phase der Partikelgeschwin digkeit erreicht werden, indem eine Linse mit einer planaren Stirnseite gegen die Stirnseite des Wandlers plaziert wird. Die Höhenvariation (d. h. die Dicke) der Linse wird durch die oben beschriebene Gleichung (3) bestimmt.

Wie vorher angemerkt wurde, umfassen alternative Verfahren zum Erreichen der notwendigen Phasenvariation das Formen (Krümmen) des Wandlers, um die asphärische Form zum Senden und Empfangen von Ultraschall zu erreichen, und das Formen eines Abschnitts der Hülle, damit dieselbe einen Abschnitt mit einer gekrümmten Oberfläche und einer ungleichmäßigen Dicke aufweist.

6. Wie in den Fig. 10A-10C gezeigt ist, wird, um optional die Effektivität der asphärischen Einrichtung, um eine akustische Störung durch die Hülle zu kompensieren, zu bewerten, eine realisierbare Annäherung an die benötigte Partikelgeschwindigkeit über der Stirnseite des Wand lers, wie sie im Schritt 4 berechnet wurde, an den Wand ler angelegt. Der Schall wird hypothetisch in der Vor wärtsrichtung von der Stirnseite 312 von ausgewählten Punkten 320 des Wandlers (Block F8 von Fig. 8B) zu der inneren Oberfläche 308 der Hülle 120 hypothetisch aus gebreitet, als ob er durch eine asphärische Linse läuft, indem die Partikelgeschwindigkeiten auf eine Art und Weise, die zur Rückwärtsausbreitung des Schalls analog ist, berechnet werden. Dies wird durch Beibehaltung des Druckfelds, das im Schritt 4 erhalten wird (mit den Phasenverschiebungen) auf Punkten 302 auf dem Wandler durchgeführt, um Schall zu der Hülle auszubreiten (Kom bination der Blöcke F9, F10 von Fig. 8B). Alternativ kann die Berechnung basierend auf einer hypothetischen Ausbreitung des Schalls zu der äußeren Oberfläche der asphärischen Linse (Block F9) durchgeführt werden, wo nach er sich zu der inneren Oberfläche der Hülle (Block F10) ausbreitet. In diesem Fall schwingen die Punkte 302 des Wandlers vorzugsweise ohne Phasenverschiebung.
7. Der Druck oder die Partikelgeschwindigkeit, welche gera de bei diskreten Punkten 310 auf der inneren Oberfläche der Hülle berechnet worden ist, werden dann als Quellen in dem Rayleigh-Sommerfeld-Brechungsintegral verwendet, wobei die Kontinuität einer Partikelverschiebung an die ser Grenzfläche aufgerufen wird, und der Schall zu der nächsten Schicht der Hülle ausgebreitet wird.
8. Schritt 7 wird wiederholt, bis die äußere Oberfläche der Hülle (bei einem Satz von Punkten 304) erreicht ist.
9. Der Schall wird von der äußeren Oberfläche der Hülle 120 zu Punkten außerhalb der Hülle hypothetisch ausgebrei tet. Druckfeldberechnungen in einer Azimutal-Ebene, in einer Elevations-Ebene und in axialen Ebenen bei vari ierenden Abständen sind besonders nützlich, um die drei dimensionale Ausdehnung des Strahls sichtbar zu machen. Druckkonturlinien der berechneten Felder werden eine Ab schätzung für die Fähigkeit liefern, Strukturen in dem Gewebe, das abgebildet wird, aufzulösen.
10. Die Fokalzonenparameter (d. h. das Geschwindigkeitspoten tial und daher das Druckfeld), die in Schritt 9 bestimmt worden sind, werden mit dem Zielbrennpunkt, der in Schritt 1 spezifiziert ist, verglichen.
11. Das Verfahren wird iteriert, indem die Zielfokalzone oder die Hülle der asphärischen Linse etwas bewegt wer den, bis das Strahlenprofil zufriedenstellend ist.

Durch das obige Verfahren kann die Krümmung der asphärischen Linse (vorzugsweise mit einer planaren Oberfläche zum Kop peln mit einem planaren Wandler) berechnet werden. Aufgrund der Einfachheit des Aufbaus weist die bevorzugte Ultra schallsonde eine solche plan-konkave asphärische Linse mit einem flachen Einzelelementwandler auf. Die Größe der asphä rischen Linse hängt von der Größe des Wandlers ab. Eine der artige asphärische Linse kann aus einem geeigneten Material, wie z. B. Glas, Polymermaterialien, Metall und dergleichen, hergestellt werden. Katheter mit Fokalzonenabständen inner halb des Bereichs von beispielsweise etwa 500 µm bis 3000 µm können für Katheter mit 1,167 mm Durchmesser (3,5 French), die bei 20 MHz oder mehr betrieben werden, hergestellt wer den. Herkömmliche Verfahren zum Herstellen asphärischer aku stischer Linsen, wie z. B. Gießen oder Schleifen, können ver wendet werden. Die Anwendung der vorliegenden Erfindung ist nicht durch die Materialien oder Verfahren zum Herstellen der asphärischen Linse aus derartigen Materialien begrenzt.

Wie vorher beschrieben wurde, kann auch eine asphärische Einrichtung außer einer Linse verwendet werden, um die stö rende Auswirkung der Hülle zu reduzieren. Eine Sonde 200 mit einem Wandler 216 mit einer gekrümmten konkaven und asphä risch-strahlenden Oberfläche 124 ist beispielsweise in Fig. 11 gezeigt. In diesem Fall wird keine Linse benötigt. Obwohl Mehrelementwandler verwendet werden können, weist der Wand ler 216 bei diesem Ausführungsbeispiel einen Einzelelement wandler auf. Basierend auf den berechneten Partikelverschie bungen auf dem Wandler kann die Gestalt des Wandlers, die benötigt wird, um die störende Auswirkung der Hülle auf Ul traschall zu kompensieren, auf eine Art und Weise berechnet werden, die zu der analog ist, welche für die asphärische Linse verwendet wurde.

Wie es ferner in Fig. 12 gezeigt ist, können statt der Ver wendung einer Linse oder des Krümmens der strahlenden Ober fläche des Wandlers die Abmessungen der Hülle modifiziert werden, um die störende Auswirkung auf den Ultraschall zu reduzieren. In diesem Fall umfaßt die Sonde 400 eine Hülle 420 mit einem Abschnitt 423, der eine ungleichmäßige Dicke aufweist. Dieser Abschnitt 423 weist eine Rille 425 auf, die dort positioniert ist, wo ein Ultraschallstrahl, der von dem Wandler 16 emittiert wird, hingelenkt werden würde (wenn die Welle sich dreht). Die Rille 425 umgibt die Achse der Hülle 420 und weist eine Oberfläche auf, welche nicht sphärisch ist (d. h. asphärisch). Der Abschnitt 423 der Hülle 420, die in Fig. 12 gezeigt ist, ist ein bevorzugtes Ausführungsbei spiel mit einer geraden äußeren Grenze und einer inneren Oberfläche mit einer gekrümmten Grenze auf einem Querschnitt entlang der Achse der Hülle. Basierend auf den Partikelver schiebungen auf dem Wandler kann die Gestalt des Abschnitts 423, der benötigt wird, um die störende Auswirkung einer Hülle mit gleichmäßiger Dicke auf Ultraschall nicht zu er zeugen (in anderen Worten zu kompensieren) auf eine Art und Weise berechnet werden, die zu dem Verfahren analog ist, das vorher für die asphärische Linse dargestellt wurde.

Obwohl die darstellenden Ausführungsbeispiele der vorliegen den Erfindung detailliert beschrieben worden sind, ist es offensichtlich, daß die oben beschriebenen Ausführungsbei spiele durch einen Fachmann insbesondere bezüglich der Größen und Formen und der Kombination verschiedener be schriebener Merkmale modifiziert werden können, ohne von dem Bereich der Erfindung abzuweichen. Die asphärische Linse kann beispielsweise derart positioniert werden, daß sie den Wandler nicht direkt berührt. Ferner können Wandler mit nicht-scheibenförmigen Abmessungen (z. B. quadratische, el liptische, usw.) ebenfalls verwendet werden. Sonden, die für eine Vielzahl von Frequenzen anwendbar sind, sind ebenfalls ins Auge gefaßt.

Claims

1. Verfahren zum Fokussieren eines Ultraschallstrahls auf einen Zielbereich eines Objekts unter Verwendung einer intraluminalen Ultraschallsonde (199) mit einem im we sentlichen zylindrischen Gehäuse (120) um einen Wandler (116) der Sonde herum, wobei das im wesentlichen zylin drische Gehäuse eine mittlere Achse aufweist und der Wandler um die mittlere Achse des Gehäuses drehbar ist, wobei das Verfahren folgende Schritte aufweist:

(a) Emittieren des Ultraschallstrahls aus dem Wandler (116); und
(b) Fokussieren des Ultraschallstrahls mit einer asphä rischen Einrichtung (118) und Senden des Ultra schallstrahls durch das im wesentlichen zylindrische Gehäuse (120), um die störende Auswirkung von dem Gehäuse auf den Ultraschallstrahl zu reduzieren.

2. Verfahren gemäß Anspruch 1, bei dem die asphärische Einrichtung eine asphärische Linse (118) ist, die zwischen dem Wandler (116) und dem im wesentlichen zylindrischen Gehäuse (120) angeordnet ist.

3. Verfahren gemäß Anspruch 1 oder 2,
bei dem die asphärische Gestalt der asphärischen Ein richtung (118) durch ein Verfahren mit folgenden Schrit ten bestimmt wird:

Auswählen eines Brennpunkts (130) an dem Zielbe reich als eine hypothetische Quelle (302) eines Ul traschallstrahls;
Berechnen des Geschwindigkeitspotentials auf dem Wandler (116), basierend auf dem Ultraschallstrahl; und
Berechnen der asphärischen Gestalt der asphärischen Einrichtung, basierend auf dem Geschwindigkeitspo tential.

4. Verfahren gemäß Anspruch 3,
bei dem das im wesentlichen zylindrische Gehäuse (120) im wesentlichen zylindrische Oberflächen (308, 304) auf weist; und
die asphärische Gestalt der asphärischen Einrichtung (118) durch ein Verfahren mit folgenden Schritten be stimmt wird:

Auswählen des Brennpunkts an dem Zielbereich;
Berechnen der Geschwindigkeitspotentiale auf den im wesentlichen zylindrischen Oberflächen des Gehäu ses; und
Berechnen des Geschwindigkeitspotentials auf dem Wandler (116).

5. Verfahren gemäß Anspruch 4, bei dem das Geschwindigkeitspotential auf der im wesent lichen zylindrischen Oberfläche (308) des im wesentli chen zylindrischen Gehäuses (120), die sich näher an der Achse des Gehäuses befindet, basierend auf dem Geschwin digkeitspotential auf der im wesentlichen zylindrischen Oberfläche (304) des Gehäuses, die sich von der Achse entfernt befindet, berechnet wird.

6. Verfahren gemäß einem beliebigen der Ansprüche 3 bis 5,
bei dem das im wesentlichen zylindrische Gehäuse (120) mindestens zwei Schichten aufweist, wobei jede im we sentlichen zylindrische Oberflächen aufweist, und
die asphärische Gestalt der asphärischen Einrichtung (118) durch ein Verfahren mit folgenden Schritten be stimmt wird:

Auswählen des Brennpunkts (130) in einem Zielbe reich;
Berechnen der Geschwindigkeitspotentiale auf den im wesentlichen zylindrischen Oberflächen jeder Schicht des im wesentlichen zylindrischen Gehäuses; und
Berechnen des Geschwindigkeitspotentials auf dem Wandler (116).

7. Verfahren gemäß Anspruch 6, bei dem die Geschwindigkeitspotentiale auf den im we sentlichen zylindrischen Oberflächen der Schichten, die sich näher an der Achse des im wesentlichen zylindri schen Gehäuses (120) befinden, basierend auf den Ge schwindigkeitspotentialen der Oberflächen der Schichten, die sich entfernter von der Achse befinden, berechnet werden.

8. Verfahren gemäß einem beliebigen der Ansprüche 3 bis 7, bei dem das Geschwindigkeitspotential auf einer Oberflä che auf dem im wesentlichen zylindrischen Gehäuse (120) durch Anwenden des Rayleigh-Sommerfeld-Brechungsinte grals berechnet wird.

9. Verfahren gemäß einem beliebigen der Ansprüche 3 bis 8, bei dem die Gestalt der asphärischen Einrichtung (118) berechnet wird, um Phasenverschiebungen aufgrund des im wesentlichen zylindrischen Gehäuses zu kompensieren, wo bei die asphärische Gestalt der asphärischen Einrichtung durch Bestimmen der Phasenverschiebungen an einer Mehr zahl von Positionen auf dem Wandler (116) von einer hy pothetischen Quelle (302) bei dem ausgewählten Brenn punkt in dem Zielbereich, welche einen Ultraschallstrahl durch das Gehäuse zu der Mehrzahl von Positionen auf dem Wandler sendet, bestimmt werden.

10. Verfahren gemäß einem beliebigen der Ansprüche 3 bis 9, bei dem die Gestalt der asphärischen Einrichtung (118) durch ein Verfahren mit folgenden Schritten berechnet wird:

Bestätigen der Gestalt der asphärischen Einrichtung durch weiteres Berechnen der Geschwindigkeitspoten tiale auf den Oberflächen des im wesentlichen zy lindrischen Gehäuses (120) von einer Mehrzahl von hyothetischen Ultraschallquellen (320) auf dem Wandler (116); und
Berechnen der Geschwindigkeitspotentiale bei einer Mehrzahl von Positionen auf einer Oberfläche bei dem ausgewählten Brennpunkt in dem Zielbereich, bei dem die ursprüngliche, hypothetische Ultraschall quelle (302) positioniert ist.

11. Verfahren gemäß einem beliebigen der vorhergehenden An sprüche, bei dem der Wandler (116) positioniert ist, um den Ul traschall in einer Richtung von etwa 0° bis 30° von der Normalen zu der Achse der Welle (114) zu richten.

12. Verfahren gemäß einem beliebigen der vorhergehenden An sprüche, bei dem die asphärische Einrichtung ein Wandler (216) mit einer gekrümmten, asphärischen, strahlenden Ober fläche (124) ist, welcher den Ultraschallstrahl emit tiert.

13. Verfahren gemäß Anspruch 1, bei dem die asphärische Einrichtung ein Abschnitt (423) des im wesentlichen zylindrischen Gehäuses (429) mit einer Rille (425) um die Mittelachse des Gehäuses mit einer gekrümmten asphärischen Oberfläche auf der Rille ist, um in einer ungleichmäßigen Dicke des Gehäuses zu resultieren.

14. Verfahren zum Bestimmen der Gestalt einer asphärischen Einrichtung (118), um eine störende Auswirkung des im wesentlichen zylindrischen Gehäuses (120), das einen Wandler (116) in einer Ultraschallsonde (100) für eine intraluminale Anwendung in einem Objekt umgibt, zu kom pensieren, wobei das Verfahren folgende Schritte auf weist:

(a) Auswählen eines Brennpunktes (130) in dem Zielbe reich als eine hypothetische Quelle (302) eines Ul traschallstrahls;
(b) Berechnen des Geschwindigkeitspotentials auf dem Wandler (116), basierend auf dem Ultraschallstrahl, der sich durch das im wesentlichen zylindrische Ge häuse (120) bewegt hat; und
(c) Berechnen der asphärischen Gestalt der asphärischen Einrichtung (118), basierend auf dem Geschwindig keitspotential.

15. Verfahren gemäß Anspruch 14, bei dem das im wesentlichen zylindrische Gehäuse (120) im wesentlichen zylindrische Oberflächen (304, 308) auf weist, und das Verfahren ferner folgende Schritte auf weist:

Berechnen der Geschwindigkeitspotentiale auf den im we sentlichen zylindrischen Oberflächen des Gehäuses; und
Berechnen des Geschwindigkeitspotentials auf dem Wandler (116), basierend auf den Geschwindigkeitspotentialen auf den im wesentlichen zylindrischen Oberflächen des Gehäu ses.

16. Ultraschallsonde (100) für eine intraluminale Anwendung, mit folgenden Merkmalen:

(a) einem im wesentlichen zylindrischen akustischen Ge häuse (120) mit einer mittleren Achse zum Einfügen in eine Öffnung (22) eines Objekts;
(b) einer Ultraschallwandlereinheit (112), die in dem akustischen Gehäuse (120) positioniert ist und um die mittlere Achse des akustischen Gehäuses drehbar ist, um Ultraschallstrahlen in einer Richtung in einem Winkel zu der mittleren Achse zu senden oder zu empfangen, wobei die Wandlereinheit folgende Merkmale aufweist:
- (i) einen Wandler (116) zum Erzeugen oder Emp fangen von Ultraschall;
- (ii) eine Welle (114), die wirksam mit dem Wand ler (116) verbunden ist und eine Achse auf weist, die mit der mittleren Achse zum Dre hen des Wandlers um die mittlere Achse im wesentlichen zusammenfällt; und
- (iii) eine asphärische Einrichtung (118), die dem Wandler (116) in dem akustischen Gehäuse (120) zugeordnet ist, um die Störung durch das im wesentlichen zylindrische akustische Gehäuse von Ultraschallstrahlen, die auf ei nen Zielbereich fokussiert sind, zu reduzie ren.

17. Ultraschallsonde (100) gemäß Anspruch 16, bei der die asphärische Einrichtung eine asphärische Linse (118) ist, die die störende Auswirkung des im we sentlichen zylindrischen Gehäuses (120) im wesentlichen kompensiert.

18. Ultraschallsonde gemäß Anspruch 16 oder 17, bei der die asphärische Gestalt der asphärischen Ein richtung derart ist, daß das Auswählen einer Mehrzahl von hypothetischen Quellen (320) auf einem kreisförmigen Wandler (116) und das Berechnen des Geschwindigkeits potential auf Oberflächen (304, 308) des im wesentlichen zylindrischen Gehäuses (120), basierend auf einem hypo thetischen Ultraschallstrahl, der von dem Wandler emit tiert wird, und das darauffolgende Berechnen des Ge schwindigkeitspotentials auf einer Fokaloberfläche, die zu dem Strahl bei einen ausgewählten Brennpunkt (130) normal ist, in einem Geschwindigkeitspotentialprofil von in wesentlichen kreisförmiger Gestalt auf der Fokalober fläche resultieren wird.

19. Ultraschallsonde (100) gemäß einem beliebigen der An sprüche 16 bis 18, bei der die asphärische Gestalt der asphärischen Ein richtung (118) in einer Phasenverschiebung des Ultra schallsendens resultiert, die im wesentlichen gleich der Phasenverschiebung ist, die durch ein Verfahren mit fol genden Schritten berechnet wird:

Auswählen des Brennpunkts (130) in einem Zielbe reich als eine hypothetische Ultraschallquelle;
Berechnen der Geschwindigkeitspotentiale auf den Oberflächen des im wesentlichen zylindrischen Ge häuses (120); und
Berechnen des Geschwindigkeitspotentials auf dem Wandler (116).

20. Ultraschallsonde (100) gemäß Anspruch 19, bei der das Geschwindigkeitspotential auf einer Oberflä che (308) des im wesentlichen zylindrischen Gehäuses (120), die sich näher an der mittleren Achse des Gehäu ses befindet, basierend auf dem Geschwindigkeitspoten tial auf einer Oberfläche (304) des Gehäuses, die von der Achse weiter entfernt ist, berechnet wird.

21. Ultraschallsonde (100) gemäß einem beliebigen der An sprüche 16 bis 20,
bei der das im wesentlichen zylindrische Gehäuse min destens zwei Schichten aufweist, und
die asphärische Gestalt der asphärischen Einrichtung (118) durch ein Verfahren mit folgenden Schritten be stimmt wird:

Auswählen eines Brennpunkts (302) in dem Zielbe reich als eine hypothetische Ultraschallquelle;
Berechnen der Geschwindigkeitspotentiale auf Oberflächen jeder Schicht der Hülle; und
Berechnen des Geschwindigkeitspotentials auf dem Wandler (116).

22. Ultraschallsonde (100) gemäß Anspruch 16, bei der die asphärische Einrichtung ein Wandler (216) mit einer gekrümmten, asphärischen, strahlenden Ober fläche (124) ist, welcher die Ultraschallstrahlen er zeugt und empfängt und die störende Auswirkung des im wesentlichen zylindrischen Gehäuses (120) im wesentli chen kompensiert.

23. Ultraschallsonde (100) gemäß Anspruch 16, bei der die asphärische Einrichtung ein Abschnitt (423) des im wesentlichen zylindrischen Gehäuses (420) ist, das eine Rille (425) um die mittlere Achse des Gehäuses herum mit einer gekrümmten, asphärischen Oberfläche auf der Rille aufweist, um in einer ungleichmäßigen Dicke in dem Gehäuse zu resultieren, derart, daß das Gehäuse (420) im Vergleich zu einem im wesentlichen zylindri schen Gehäuse ohne eine derartige Rille in einer wesent lich verringerten Störung resultiert.

24. Verfahren zum Herstellen einer Ultraschallsonde (100) mit einem im wesentlichen zylindrischen Gehäuse (120) für eine intraluminale Anwendung in einem Objekt, mit folgenden Schritten:

(a) Befestigen eines Wandlers (116) auf einer drehbaren Welle (114) mit einer Achse, um eine drehbare Ein heit (102) zum drehbaren Senden oder Empfangen von Ultraschall zu bilden;
(b) Befestigen einer asphärischen Linse (118) an der drehbaren Einheit (102); und
(c) Positionieren der asphärischen Linse (118) und der drehbaren Einheit (102) innerhalb des im wesentli chen zylindrischen Gehäuses (120), das eine Achse aufweist, die mit der Achse der Welle (114) zum drehbaren Senden und Empfangen von Ultraschall in dem Gehäuse (120) im wesentlichen zusammenfällt, derart, daß die störende Auswirkung auf Ultraschall strahlen durch das im wesentlichen zylindrische Ge häuse durch die asphärische Linse (118) reduziert wird.