JP3853368B2 - 心臓の切除のためのフェーズドアレイ超音波システム - Google Patents
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Description
1.発明の分野
本発明は一般に、心臓の異常な周期性、即ち不整脈を除去するための心臓の切除(ablation)の作業に関する。特に、本発明は、アレイ及び心臓組織間の音波の異常を補償することができる相対的に非侵入的なフェーズドアレイ超音波心臓切除システム及び方法に関する。このシステムはまた、切除手続きの際の治療容積の動きを補償するものである。
2.従来技術の説明
現在、心臓の細動、上心室の不整脈、心室の細動、心室の頻脈、徐脈及びその他等の、以下において不整脈と称する心臓の異常な周期性に対して種々の治療が有効である。これらの治療は、外科的治療及び非外科的治療の双方を含む。非外科的治療は、原理的に対不整脈薬剤の使用を通すものであり、一方、外科的治療は皮下埋設装置及び心臓組織の切除を包含している。
対不整脈薬剤は、一旦開始されると不整脈を維持する相互心臓刺激を示す。これらの薬剤は、不整脈が発生する可能性を減少させる。心臓の細動、即ち、最も一般的な不整脈はしばしばこの方法で治療される。文献において十分に実証されているように、現在入手可能な対不整脈薬剤は望ましくない副作用を示し、極端な場合には致命的な病をもたらし得る。このために、外科的な選択肢がしばしば使用され、好まれる。
最近まで、皮下埋設可能な心臓の細動除去器が、生命を脅かす不整脈に対する外科的治療として選択されていた。自動皮下埋設式電気細動除去器(ICD:implantable cardioverter defibrillator)が、心臓にショックを起こして、進行中の不整脈を停止させるのに使用されている。ショックの後、通常の静脈調のリズムが回復する。ICDは心室の不整脈に対する合格治療となってきている。別な装置、即ち、一般に知られている「ペースメーカー(Pacemaker)」は、一連の電気的刺激を通して、極端にゆっくりとした心臓のリズムをシミュレートし、制御するプログラム可能で皮下埋設可能な装置である。
ペースメーカー及びICDの双方は、心室の不整脈の電気物理的ベースに応答する。しかしながら、どちらも不整脈の根本的原因を訂正するものではなく、このために、不整脈が再発し得るものである。ICDは、心臓に導電的に接続された高電圧コンデンサを放電させることによって機能する。連続的な放電に対して要求されるエネルギーは、装置のバッテリーが周期的に取り換えられることを必要とする。前記装置の双方の皮下埋設には外科的治療が要求され、ICDにおいては、装置及び皮下埋設の全費用は650万円(50,000ドル)の範囲にある。その高い費用に加えて、ICDにおいては、不快な「ショック」の感覚に対する不変の予期が何人かの患者には残っている。このことは何人かの患者に対して重大な心理学的苦しみを提起する。
不整脈に対する別の外科的治療、即ち、組織切除は実際に、不整脈の根本的な電気生理学的原因を訂正する。組織の切除は一般に、心臓組織の選択された部位にエネルギーを伝達して組織を切除することを包含する。或る状況において、組織切除は皮下埋設可能な細動除去器を有する患者達にとって、補助的療法として利用される。しかしながら、現在使用されている諸技術上の制限のために、不整脈の中には切除に従わないものもある。その一例は心室の頻脈である。
現在の開発上の切除技術は、直流(DC)エネルギー、無線周波数(RF)エネルギー、マイクロ波エネルギー、寒剤熱エネルギー、及びレーザ・エネルギーを含む多様のエネルギー源を使用している。
直流式心筋組織切除においては、共通のカテーテルを心臓に挿入し、2,000ないし4,000Vの電気を数ミリ秒に渡って印加する。この技術による切除は、手続きの際に使用される電気的ショックに関連する筋肉の収縮の苦しさのために、一般の麻酔の下で行われる。これらの高電圧を受け渡すのに使用されるカテーテルに対するダメージも見られており、この結果、患者内の非目的部位での電気的放電の発生が可能である。
心筋組織のRF切除は、これが不整脈を除去するのに組織のダメージを誘発するカテーテルベースの技術であるという点で同様である。RF切除においては、40ないし60Vのエネルギーを使用して、所望する組織を熱的に治療する。RF切除技術を使用する上での7つの重要な制限は、低エネルギーの発生及び受け渡し後のこのエネルギーの相当な消耗によって、被切除領域の寸法が極めて制限されてしまうということである。この治療はまた、カテーテルベースのRFプローグが届くことのできるこれらの領域に制限されてしまう。
RF切除技術に関連する全ての一般的制限を有しているので、マイクロ波切除技術も同様に制限される。また、マイクロ波エネルギーは集束するのが困難であるという傾向がある。このことは、比較的長波長の周波数が切除には必要であるということによる。
端部にサイロプローブ(cyroprobe)を有するカテーテルはまた、心臓組織を切除するのにも使用されてきた。心臓組織の穿孔はこの方法では危険である。何故ならば、適切に切除を行うのに要求される温度(−78℃)では、大きなカテーテルの先端を使用することが必要であるからである。
レーザ穿孔技術はある程度見込みがあると思われるが、組織穿孔、設備の劣化、設備の耐久性及び可搬性に関して幾つかの心配がある。
前述した全てのシステムにおいて、切除は十分に侵入的な方法を通して実行されるものとして説明される。各システムでは、切除を行うのに必要なエネルギーのソースが、患者の中に挿入されているカテーテルを介して、静脈性または動脈性ルートを通して適切な治療領域に印加される。手続きはあきあきするものであって、カテーテルが治療が必要な組織に必要な限り近接して配置されるべきことを常に考慮するものではない。非侵入的システムは魅力的な選択肢である。
カテーテルベースの超音波トランスジューサもまた心臓の組織を切除するために提案されてきた。商業的には入手できないが、単一のフェーズドアレイ式トランスジューサが、関連する文献に提案されてきている。カテーテルの末端にも関達する電極を使用して、心臓の導電パターンを電気的にマップする。この電極は目的とする組織に関してトランスジューサを位置決めしたり方向を定めたりするのを助ける。トランスジューサは一般に、1ないし40MHzの範囲の周波数を発生する。
前述した他のエネルギーベースの切除技術と同様に、カテーテルベースの超音波技術は侵入的な手続きである。また、カテーテルの端部に取り付けることができる寸法のフェーズドアレイ・トランスジューサを製造することは、含まれるトランスジューサの数のためにまた適切な切除に必要なアレイの必要寸法のために、現在実用的ではない。
相対的または完全に非侵入的システムを設計する際に、切除エネルギーのソースが患者の外部にあるシステムでは、心臓にかかる治療「ウインドー(window)」において組織によって生成される異常を考慮しなければならないことが要求される。外部のソースからエネルギーを受け渡すときに、心臓自身の動きもまた考慮しなければならない。
前述したことが克服されれば、相対的または完全に非侵入的手続きは、治療の全品質を増大すると共に、治療することがてきる患者の数を増大し、費用を低減する可能性を有する。費用の節減は、発生する不整脈を単に止めるに過ぎないものに対抗するものとして、外科的技術自体からだけではなく、皮下埋設可能な細動除去器で治療される患者を減らすことによって、また既にインプラントを有する患者を「治療する」ことによって実現されよう。
前述したように、医学的条件に関する診断及び/又は治療における心臓組織の切除または超音波放射の利用を含む従来技術の装置及び方法は周知である。例えば、1989年4月4日付で発行されたハッスラー他(Hassler et al,)による米国特許第4,817,614号は、医学的超音波イメージング装置を適応的に集中させるための方法及び装置を開示している。1993年11月23日付で発行されたエイビタル(Avitall)による米国特許第5,263,493号は、その末端に取り付けられたマッピング及び切除システムが設けられたカテーテルを開示している。1994年5月3日付で発行されたハシモト他(Hashimoto et. al.)による米国特許第5,307,816号は、超音波放射体と患者の体の内部に関するデータを得るための超音波プローブとを有する血栓分解治療装置を開示している。
特に前述しなかった他の諸不利益は勿論、従来技術の装置の前述した制約及び欠点に鑑みて、相対的または完全に非侵入的な心臓切除システム及び方法に対する技術上の必要性が依然として存在することは明瞭であろう。
従って、この発明の主たる目的は、相対的または完全に非侵入的方法で機能する心臓切除システム及び方法を提供することによってその必要性を満たすことである。
この発明の別の目的は、完全に非侵入的手続きとして切除手続きを実行することができる心臓切除システム及び方法を提供することである。この発明のまた別の発明は、心臓切除が心臓の細動、上心室の不整脈、心室の細動、心室の頻脈及び徐脈を治療するのに有効である装置及び方法を提供することである。
特定の心臓組織治療容器に集中することができる心臓切除システム及び方法を提供することもまた本発明の目的である。
この発明の更なる目的は、エネルギー、エミッタ及び患者の心臓間の治療ウインドーにおける重大な異常を矯正することができる心臓切除システム及び方法を提供することである。
この発明のまた別の目的は、切除を行う際に治療容積の動きが補償される心臓切除用の装置及び方法を提供することである。
この発明の更なる目的は、大きな機能障害の原因になると共に、比較的大きな治療容積を切除することができる心臓切除用の装置及び方法を提供することである。
この発明のまた別の目的は、超音波エネルギーを使用しながら心臓切除を行うシステム及び方法を提供することである。
この発明の別の目的は、患者の外部に位置する整相超音波アレイを利用する心臓切除用の装置及び方法を提供することである。
発明の概要
簡潔に述べれば、前記及び他の目的は、患者についての相対的な非侵入的心臓切除を行う超音波システムを提供することによって、本発明に従って達成される。本発明の超音波システムは一般に、患者に関して外部に位置することが意図されるアレイに形成された複数の超音波トランスジューサを備えている。この超音波トランスジューサは、患者の心臓の所定の心臓組織容積を切除するのに十分なエネルギーを有する集束されたビームとして超音波エネルギーを生成する。このアレイはマイクロプロセッサベースの制御装置及びドライバに電気的に結合している。この制御装置は電気的制御信号を生成し、これらの制御信号はドライバの増幅器及び整合回路を通して通信されて、トランジューサのアレイに印加される電気的電流を生成する。この結果、適切な整相超音波が各トランスジューサによって生成され、超音波が結合して、適切な心臓組織容積に集束される超音波ビームを形成する。
このシステムは付加的に、ビームがアレイ及び治療容積間に位置する同質でない体の組織を通して伝達されるときに、ビームが出くわす重大な音波の異常を補償するためにビームを再集束することができる。この情報はフィードバック信号を介して制御装置に伝達され、制御装置において、補償用駆動位相分布が計算される。補償用位相分布は補償用制御信号を介してドライバに伝達され、ドライバはトランスジューサに対して同調し補償された超音波ビームを生成させ、このビームは治療容積上に再集束すると共に、心臓切除を行う。
本システムの集束訂正能力の他に、本発明はまた、治療容積に関するビーム位置の実時間訂正を考慮している。このことによって、ビームは動く心筋目的容積に追従することができる。この種の動きは、心臓周期自身または患者の動きに起因し得る。一般に、検出要素は心筋目的容積の動きをモニタすると共に、ここで動いた治療容積に関する超音波ビームの位置を検出する。次いで、この情報はフィードバック信号を介して制御装置に転送され、制御装置は補償された動き位相分布を計算して決定する。次いで、補償された動き移相分布はドライバに伝達され、ドライバは心筋目的容積の新しい位置に超音波ビームを集束させる。電子制御は新しい位置にビームを再集束させるのに利用されているので、ビームの再形成は、心臓の周期内の心筋処理容積のトラッキングを許容するのに十分に速い。
本発明の付加的な利益及び利点は、添付図面と関連して続いて説明される好ましい実施例及び添付した請求の範囲から、本発明が関係する技術上の当業者にとって明瞭となろう。
【図面の簡単な説明】
図1は本発明の原理を実施する装置の概略図である。
図2は本発明で利用されるフェーズドアレイの拡大した概略図である。
図3は本発明において利用される電気的構成要素の部分の概略図である。
図4は本発明において使用されるインターフェースボードの回路図である。
図5は本発明において使用されるバッファボードの回路図である。
図6は本発明において使用されるFIFOボードの回路図である。
図7は本発明で使用される増幅器回路の回路図である。
図8は図3で利用される整合回路の回路図である。
好ましい実施例の詳細な説明
ここで図面を参照すると、本発明の方法に従って心筋組織切除を実行するのに使用するシステムが図1に図示され、一般に10が付されている。このシステムは一般に、幾つかの多様性のうちであり得る、マイクロプロセッサベースの制御装置12、ドライバのネットワーク14、超音波アレイ16及び位相検出サブシステム18を含んでいる。
このアレイ16は地位エネルギーの特殊化されたソースであり、おのおのがドライバ14によって個別に駆動されるように2次元アレイに配置されている多数の超音波トランスジューサ20(図20参照)に基づいている。本発明者の実験的研究によって、制御装置12、ドライバ14及び位相検出サブシステム18の使用を通して、各トランスジューサ20によって生成される超音波の位相を調整して、患者28の心臓26上の心筋組織(処理容積24)の所定部分に形成することができる、一般に22が付された、高度に集束された超音波ビームを形成できることが示されてきている。これらの研究はまた、本システム10を通して、ビーム22を調整して患者28の治療ウインドーを通した伝達の際に出くわす音波の異常を補償することができると共に、また調整することによって、患者28の心臓の周期または動きの際の治療容積24の動きに追従することができることを示してきている。従って、ビーム22の集束された場所は、全てのトランスジューサ20のアレイ16、このため「フューズドアレイ(phased array)」の用語で置換されるものの位相分布によって決定される。
このアレイ16は多数の小型の個々の超音波トランスジューサ20で構成され、その形状が患者28の体の内部の当該治療容積24に特別の「ウィンドー(window)」をフィットさせるように設計されている。特殊な応用に応じて、全アレイ16の幾何学的形状が大幅に変わり得る。治療容積24が心筋ターゲットから構成されるところでは、ウィンドーは、アレイ16から目的容積24までの超音波の伝播が生じる体の表面のその部分から構成される。図1及び図2において判かるように、ウィンドーは、皮膚組織30、筋肉組織32、骨の組織(ここでは、肋骨として図示されており、肋骨と称する)34、及び肋骨34間の肋骨スペース36によって形成されるような隣接的、非隣接的及び非同質的組織の複合セットを含み得る。種々の組織の非同質的性質のために、トランスジューサ20によって生成される個々の超音波がそれらを伝達するときには、デフラクト(defract)され、屈折されかつ反射される。このことによって、図2の一点鎖線48によって一般に示される非集束または歪んだビームとなってしまう。伝達される歪んだビームに加えて、付加的な波が散乱されて、アレイ16の方へ反射して戻ってしまう。このことは図1において49で示されている。
アレイ16のトランスジューサ20の数は、30から1,000を上回って変化し得ることが好ましく、おのおのが個別に駆動される。本願において更に説明したように、フェーズドアレイ16は512個の個々のトランスジューサ20を備えている。
アレイ16の個々の超音波トランスジューサ20は、3または4の波長に対する動作周波数(好ましくは0.5ないし2.0MHz)での音波の周波数の何分の1から通常くる超音波エネルギーの広い分散を許容するのに十分に小型である。個々のトランスジューサ20は、基板38の裏面に接着されるブロックまたはタイルとしての圧電材料で構成される。図2の図示の実施例では、トランスジューサ20はモノリシックで平坦な矩形形状を有し、個々に基板38に接着されている。
基板38は、セラミックス若しくはアルミニウムまたはマグネシウム等の金属材料を含む種々の材料から構成することができ、アレイ16の所望の幾何学的形状に形成される。図2において判かるように、基板38は、アレイ16に対して集束の度合いを幾何学的にもたらす通常カーブした形状をアレイ16に提供するように、相互に関して向いている複数の平坦な実装領域40で形成される。トランスジューサ20用の実装をもたらす他に、基板38はまた耐水性実装として機能すると共に、音波インピーダンス整合層として機能することができる。金属で構成されれば、基板38は付加的に全てのトランスジューサ20に対する共通の接地電極として機能し得る。
前述した以外の代替的製造方法をアレイ16を構成するのに使用することができる。1つの例示的実例は、連続してカーブする表面を形成するように、圧電型複合機を所望するアレイ16の最終的幾何学的形状に成形することができるということである。アレイの電子的整相集束の他に、この型式のアレイは一般に、アレイ自身の幾何学的形状の結果として、その構成に作り上げられる付加的集束を有している。前述したように、アレイ16の形状はまた、治療容積24への治療ウィンドーが備えられた製品を得ることに関係する設計上の考慮に基づいて変化し得る。
フェーズドアレイ16とそれらの構成は一般に工業上周知であるため、この技術における当業者は特定の応用において、しかも本願にて外で説明される本発明の教示に従って使用されるアレイ16に対して構成材料及び方法に関して種々の選択が可能であることを認めよう。このために、アレイ16の構成に関する付加的詳細は、ここでは論じない。
本発明のシステム10が治療容積24についての心臓切除を行うために、システム10は心臓26及びアレイ16と治療容積24の間に存在する組織の動きは勿論のこと、前述した音波の異常に対して補正できる必要がある。各要素のトランジューサ20からの超音波及び治療容積の点の間の位相関係が測定され既知であれば、異常の存在を補償することによってビームを再集束させることができる。動きは異常の形態として考えることができるので、治療容積24が動くにつれてビームを周期的に再集束することができ、こうして、集束したビーム22が治療容積24の動きに追従できるようになっている。明らかに、ビーム22の動きの補正は、ビームが治療容積24に正確に追従できるのに十分速くなければならない。ビーム22の再集束及び心臓治療容積24のトラッキングを考慮するハードウェア及び信号処理アリゴリズムをここでより詳細に説明することとする。
心臓26内の治療容積24の場所及びアレイ16からの治療容積24の距離を知ることによって、アレイ16が治療容積24上に超音波ビーム22を集束させるように、各トランスジューサ20の位相を調整する。治療容積24を位置させるために、位相検出サブシステム18は、動脈性または静脈性ルートによって心臓26に挿入されているカテーテルベースのセンサーアレイ42を備えている。この種のセンサーアレイ42は工業上周知であり、カテーテル46の長さに沿って位置している多数のセンサーまたはハイドロフォン44を備えている。個別セットの電極は最初、周知で確立された手続きによって心臓26中の導電パターンを電気的にマップするのに使用される。このようにして、不整脈を生成し、治療を必要としている心筋の組織の特定の場所を同定して位置させる。回線50を通して制御装置12にフィードバックされるこの情報を使用して、ビーム22を最初に治療容積24に集束させることができる。
また、温度上昇を検出する非侵入的超音波イメージング技術は、最初にビーム22と治療容積上に集束させるのに使用することができる。
治療ウィンドーを通して患者28に伝達される際、アレイ16によって発生される個々の超音波は、各組織30、32および34それに肋間スペース36があるために屈折され反射されることとなる。この結果から、治療容積24の切除を妨げるように十分に焦点がぼけた焦点ぼけしたビーム48となる。
センサーアレイ42中の適切なハイドロフォン44を利用すると共に、センサーアレイ42からアレイ16の個々のトランスジューサ20までの距離を知ることによって、治療容積24へのウィンドーの同質でない組織に出くわした後のビーム48の異常型のフェーズド分布を測定することが可能である。治療容積24へのウィンドー内の異常によって引き起こされる歪んだ位相分布(または位相エラー分布)は、回線50を通して制御装置12に伝達される。この情報を利用して、制御装置12は補償用駆動位相分布を計算し、このことは治療容積24上の集束されたビーム22の形成につながる。補償された駆動位相分布を計算する既知の方法は利用されており、従って以下においては一般的にしか説明しない。再集束後、治療容積24上のビーム22の強度は、治療容積24の切除を行うことができるといったものであろう。
異常の影響を決定する前記方法に対する完全に非侵入的な代替例として、適切なセンサー49をアレイ16自身の内に位置決めすると共に、超音波の散乱されたまたは反射された位相分布を測定するのに使用することができる。代替的に、受信回路を設計の中に組み込むことによって、アレイ自身を適切なセンサーとして使用することができる。この情報は順次制御装置12に伝達され、この制御装置において、既知の非侵入的異常補正方法を使用して、補償用位相分布が同様にして計算され、決定される。
患者28の心臓の周期または動きの結果としての治療容積24の動きは、ビーム22の焦点が治療容積の動きに追従するように、ビーム22の焦点を補正することによって補償される。このことはハイドロフォンアレイ42を通して再度達成され、特に、集束したビーム22の位置に関する治療容積の動きを測定すべく、アレイ42を使用することによって完遂される。次いで、ビーム22の位置の相対的変化に対応する各信号が制御装置12に伝達され、この制御装置は従ってアレイ16中のトランスジューサ20の位相分布を調整して、治療容積24の新しい位置に対する集束したビーム22の動きを引き起こす。前記測定及びフィードバック信号は電子的速度で実行されると共に、心臓の周期は比較の点で相対的にゆっくりとしているので、再集束したビーム22が、心臓の周期全体を通して治療容積24の動きを有するターゲット上に留まることが可能である。
一般的に概説したように、再集束したビーム22の既知の位置に関して治療容積24の「動いた」位置を決定するのに、非侵入的超音波イメージング技術を用いることができる。
異常補正及び動きの補償は、当業者によって認められるように、関連する技術分野における種々の既知のアルゴリズムの実施を通して達成することができる。例えば、異常補償及び動きの補正は以下の手続き、即ち、異常または動きに出くわした後にアレイの各個々のトランスジューサ20によって生成される各焦点における音圧の振幅及び位相を測定し、異常及び動きによる位相エラーを含むべく、音圧測定に基づいて全配列マトリクス(full rank matrix)を計算し、重み付けマトリクスを単位マトリクスとして設定すると共に、焦点における所要の強度分布を特定し、測定されたデータに基づいて1つのトランスジューサ20に対する駆動信号を計算し、かつ、各付加的トランスジューサ20に対して上記の事項を繰り返すことによって一般に完遂される。
実際のアレイ16の駆動は制御装置12及びドライバ14によって行われ、一方、再集束及び動きのトラッキングは位相検出システム18を通してアシストされる。一般に、これらの構成要素は、システム10のフェーズドアレイ駆動部として称することができる。電子的には、前者の構成要素は3つの主要なサブシステム、即ち、デジタルサブシステム、アナログサブシステム及び電源サブシステムを備えるものとして考えることができる。
デジタルサブシステムは、使用率当り特定の位相及び振幅を有する512個までのチャンネルの方形波を協動し合って発生する486DXコンピュータ51、インターフェースボード52、バッファボード54及びFIFOボード56を備えた制御装置12から構成される。512個のチャンネルのみが以下の論議において実施されるが、付加的チャンネルが可能であることが了知されよう。各チャンネルは、このチャンネルによって駆動されることとなる対応するトランスジューサ20のインピーダンスに対して、アナログサブシステムにおいて増幅され、整合される。
インターフェースボード52は、制御装置12の適切なスロットにプラグ式に差し込む(幅)12.2cm(4.8インチ)に(長さ)16.5cm(6.5インチ)の特注プリント回路(PC:printed circuit)基板である。この基板52は、コンピュータ51とカードケージ58の中に位置するバッファボード54及びFIFOボード56の間のインターフェースとして機能する。
図4において判かるように、インターフェースボード52上において、2つのラッチ100及び102はコンピュータからのI/Oデータバスをラッチする。8個のデコーダ104のうちの1つは3つのアドレス回線A1ないしA3を入力し8つの出力を復号して、8個の3入力NORゲート106、108、110、112、114、116、118及び120を選択する。NORゲートの出力は、8個の出力ラッチ122、124、126、128、130、132、134、136のチップ_選択入力に接続し、これらの出力ラッチのうちの4個のラッチ122、124、126、128は32ビットのデータバスをラッチするのに使用され、そのうちの3個130、132、134は24ビットのアドレスバスA0ないしA23(それらのうちの1部分しかこのシステムには使用されない)をラッチするのに使用され、かつ、そのうちの1個136は、OE_、RS′_、REN_、WEN_、CLKEN_、CLKSEL_、PLS′CTRL_、FBCTRL_を含む8ビットの制御バスをラッチするのに使用される。
ここで、
OE_:並列同期FIFOに対する出力_イネーブル回線。
RS_:並列同期FIFOに対するリセット回線。
REN_:並列同期FIFOに対する読出し_イネーブル回線。
WEN_:並列同期FIFOに対する書込み_イネーブル回線。
CLKEN_:バッファボード上のDフリップフロップ152の出力。
CLKSEL_:クロック選択:並列同期FIFOに対する2種類のクロック信号のうちの選択。ハイのとき、並列同期FIFOに対するクロックが低周波数で、データが並列同期FIFOに書き込まれる。ローのとき、並列同期FIFOに対するクロックが高周波数で、並列同期FIFOがデータを出力する。
PLSCTRL_:パルス_制御回線:ローのとき、並列同期FIFOボードの各出力は3状態で使用可能にされる。ハイのとき、並列同期FIFOボードの各出力は3状態で使用可能にされる。
FBCTRL_:フィードバック_制御回線:ローのとき、並列同期FIFOの出力は入力にフィードバックされる。
その代表例が図5に示されているバッファボード54は、FIFOボード56に通じているデータバス、クロック及び制御バスをバッファリングする。各バッファボード54は8個までのFIFOボード56を駆動することができる。しかし、本システムでは、設計の便宜上、2個のFIFOボード56を駆動するのに7個のバッファボード54が使用される。
16個のうちの7個のデコーダ140は4つのアドレス線A1ないしA4を入力すると共に、16ビットのBOARD ENABLEバスを出力する。各出力は、並列同期FIFOにデータを書き込むときに、7個のFIFOボード56を使用可能にする。アドレス線A4及びA5はデコーダ140をチップ_選択するのに使用される。
バッファボード54はまたクロックを発生しこれをバッファリングする。オリジナルなクロックソースは2つの方法で設けることができる。7つの方法はボード54上の水晶発振器142を使用することであり、他方の方法は信号発生器からの外部クロック信号144を入力することである。ボード54上のスイッチ146によって、ユーザは何れかを選択することができる。クロック発生回路は、2個のインバータ148及び150、7個のDフリップフロップ152、7個の2入力マルチプレクサ154及び7個のANDゲート156から構成される。2種類のクロック信号を発生する必要がある。第1のクロック信号は、並列同期FIFOにデータを書き込むときに使用されるより低い周波数クロック信号である。この場合、CLKSEL158はハイ(1)であり、マルチプレクサ154の出力はSTROBE信号160と同一である。CLKEN_信号が使用可能であるとき(ロー0)、クロック発生回路164の出力はSTROBE信号160に等しい。即ち、低周波数クロックである。他方のクロック信号は、並列同期FIFOがデータを出力しているときに使用される高周波数クロックである。この場合、CLKSEL158はロー(0)であり、マルチプレクサ154の出力はオリジナルなクロックソース、即ち、外部ソース144または内部ソース142の何れかと同じである。CLKEN_信号162が使用可能であるとき(ロー、0)、クロック発生回路164の出力はオリジナルなクロックソース、即ち、高周波数クロックに等しい。何れにしろ、CLKEN_信号162が使用禁止である限り(ハイ、1)、クロック発生回路164の出力はロー(0)である。
全てのFIFOボード56を制御する同一のクロック信号を保証するため、主バッファボード54(内部または外部の何れか)からの唯一のクロックソースがなければならない。全ての他のバッファボード54(従バッファボード)は、主ボード54からのクロック信号を受信する。各バッファボード上のスイッチ166によって、ユーザはボードを主または従ボードとして特定することができる。
6個の8ビットバッファ168、170、172、174、176及び178はバッファボード54上に設けられている。そのうちの1個のバッファ168はクロック信号を排他的にバッファリングし、一方、他のバヅファ172、174、176及び178は32ビットのデータバスをバッファリングし、もう1個のバッファ170は変更された制御バス、即ち、OE_、RS_、REN_、WEN_、A6、A7、FBCTRL_及びPLSCTRL_をバッファリングする。A6及びA7はアドレスバスに起源を発し、FIFOボード56用の制御回路として使用される。
FIFOボード56は一般に、波形発生の源であり、各ボードは特定の位相及び振幅を有する32のチャンネルの方形波(使用率)を発生するように構成されている。増幅されその対応するアレイトランスジューサ20のインピーダンスと整合された後、各チャンネルはアレイ16の特別のトランジューサ20を駆動することとなる。特定の位相及び振幅データは並列同期FIFOに記憶され、各方形波は並列同期FIFOからこのデータを繰り返し読み出すことによって発生される。
ここで、図6を参照すると、各FIFOボード56は、4個の8ビット入力バッファ188、190、192及び4個の8ビット出力ラッチ196、198、200及び202、或る制御論理それに或るフィードバック論理を有する4個の12×8ビットの並列同期FIFO180、182、184及び186から構成される。
制御論理は、4個の2入力NANDゲート204、206、208及び210、それに2個の8ビットラッチ212及び214から成っている。前述したA6は4個の8ビット入力バッファ188、190、192及び194の出力_イネーブルを制御する制御線として機能する。即ち、A6がハイ(1)でBOARD_ENABLE回線216が使用可能であるとき(ロー、0)、4個の入力バッファ188、190、192及び194の出力_イネーブルが起動されて(ロー、0)、データがバッファに流れ込むことができるようになっている。A6がロー(0)のとき、4個の入力バッファ188、190、192及び194の出力_イネーブルは休止状態であって、データはバッファに流れ込むことができない。前述したA7は全チャンネル制御線として機能する。このA7は、全ての並列同期FIFO180、182、184及び186へのデータの書込みが終了して、全ての並列同期FIFO180、182、184及び186が同時にデータの出力を開始する必要があるときに使用される。特別のボードにデータを書き込むとき、そのBOARD_ENABLE回線216が起動され(ロー、0)、A7はその状態に拘らず何らの影響も有しない。全ての並列同期FIFO180、182、184及び186が同時にデータの出力を開始するとき、全てのBOARD_ENABLE回線216は休止状態であり(ハイ、1)A7がロー(0)であって、各FIFOボード56上の制御バスラッチ212が選択されると共に、全ての並列同期FIFO180、182、184及び186が同時に機能するようになっている。
各FIFOボード56のコアは、32のチャンネルの方形波を同時に発生するように協動する、4個の512×8ビットの並列同期FIFO180、182、184及び186と、4個の8ビットの入力バッファ188、190、192及び194と、4個の8ビットの出力ラッチ196、198、200及び202とを備えている。入力バッファ188、190、192及び194は、並列同期FIFO180、182、184及び186に先立ってデータをバッファリングし、出力ラッチ196、198、200及び202は並列同期FIFO180、182、184及び186からの出力データをラッチする。並列同期FIFOの各出力ビットは1チャンネルの方形波を形成し、各FLロードは完全な波形(log2FLビット分解)を形成する。ここで、数字FL(FIFO長さ)は、以下の式によって方形波の周波数に関係している。
方形波の周波数=48MHz/FL (1)
式中、48MHzはバッファボード54からのオリジナルのクロックソースの周波数である。従って、方形波の周波数はオリジナルのクロックソースの周波数または数字FLを変更することによって変化させることができる。5ビット分解をも保証するために数字FLは32を下回ってはいけないし、FIFOボードの全深さである512を上回ってもいけないことを留意すべきである。数字FLの値は、オリジナルなクロックソースとして48MHzを使用して、発生される方形波の周波数範囲が93.75KHzないし1.5MHzであるように特定される。各方形波は以下のようにして発生される。先ず、特定の位相及び振幅を有する1つの完全な波形を、ボード#0上の4つの並列同期FIFO180、182、184及び186、即ち、FLロードに書き込む。この瞬間、各並列同期FIFOの書込み_ポインタはFLに位置し、一方、読出し_ポインタは位置0のままである。第2に、各FIFOボード56上の並列同期FIFOが1つの完全な波形で書き込まれるまで、全ての他のボードに対して同一の手続きを行う。第3に、全てのチャンネル動作を開始し(全てのBOARD_ENABLE回線214はハイ、A7はロー)、全てのFIFOボード56に対して同期式読出し及び書込みを開始させ、それでFIFOボード56は同一は波形データの読出し及び書込みを繰り返すと共に、連続した方形波を出力する。
フィードバック論理はFIFOボード56用の自己テスト回路として使用される。FIFOボードを使用するのに先立ち、データを並列同期FIFO180、182、184及び186に書き込み、内部のフィードバック信号をチェックすることによって、FIFOボード56が適切に機能しているか否かを言うことができる。このフィードバック論理は、4個の8入力NANDゲート218、220、222、224、32個のブルアップ抵抗228ないし292、及び1つのフィードバックバッファ294を備えている。各NANDゲートは、9個の対処する出力ラッチを通して、各並列同期FIFOの出力をフィードバックバッファ294に入力する。最初に、全ての1を並列同期FIFO180、182、184及び186に書き込むことによって、フィードバック信号が0であれば、FIFOボード56が適切に機能していることを意味する。
デジタルサブシステムは+5V電源58のみを必要とする。出力方形波は5Vの振幅(注:これは使用率とは異なる)及び広い周波数範囲を有する。
アナログサブシステムは増幅器ボード60及び整合ボード62を含み、これらのボードはそれぞれデジタルサブシステムによって発生された方形波を増幅し、これらをアレイの個々のトランスジューサ20のインピーダンスと整合させる。
図7において判かるように、各増幅器ボード62は、短絡保護回路300は勿論のこと、パワードライバ296及び298を含み、各ボードは16チャンネルのアレイ16を駆動する。ボード62の出力は1対のN型MOSFET IRF510 トランジスタ276及び298によって駆動される。
(増幅器出力上またはこれを超えて)短絡が生じる場合、短絡保護回路300は(対処する対のチャンネルに対する)主DC電源66の電源を低(即ち、安全な)レベルにまでカットする。16のチャンネルに対するこれらの保護回路のうちの8個がある。また、背面ボード上のLEDを設けて点灯することによって、対応する増幅器ボードの出力上に短絡が在ることを示すことができる。
回路が機能しなければならない最大供給電圧に応じて、2つの抵抗器302及び304が設けられている。増幅器ボード62が以下の表で最大電圧でトランスジューサ20(平均で)当り10W(またはこれ以下)を供給するように、最大電圧を確立しなければならない。
増幅器ボード62の回路群は、トランジスタートランジスタ論理(TTL:Transistor-Transistor Logic)レベルのデジタル制御信号を、アレイ16の圧電型トランスジューサ20を駆動するのに十分に高いレベルに変換する。2つの抵抗するTTL信号306及び308は、これらの信号を2つの対抗するCMOSレベル(0ないし15V)の信号313及び314に変換するMOSFETドライバ310の入力である。これらの信号は、クラスEの増幅器としての出力段の増幅器回路を備える2つのMOSFETパワートランジスタ296及び298の各ゲートを駆動する。
クラスEの増幅器において、2つのトランジスタ296及び298は同時にONにされるべきではない。双方のトランジスタがONであれば、この状態では1Ω(トランジスタのドレイン−ソース間のオン状態の抵抗)の僅か何分の1で以って、直流電源66及びアースの間に有効な短絡が生じる。この短絡は増幅器の効率を低下させると共に、トランジスタ296及び298を加熱させる。
この同時に導通になることを防止するため、反転されたTTL信号308が非反転TTL信号306と比較してある程度の遅延をこうむるという事実の他に、2つの方策が講じられる。先ず、MOSFETトライバは、ターンオフ遅延に比して長い、25ナノ秒のターンオン遅延を有する。トランジスタのターンオフ遅延は<25ナノ秒である。第2に、トランジスタの各ゲートは、ダイオード316及び318それに20Ωの抵抗器320及び322の並列回路を通して駆動される。従って、この回路は一方向遅延をもたらす。トランジスタ320及び322は対応するトランジスタゲートのRC時定数を増加させ、このことはターンオン時間に或る程度の遅延を引き起こすが、ダイオード316及び318の無視してよい順方向抵抗のためにターンオフ時間に影響を及ぼすことはない。ヒートシンクは、如何なる過剰の加熱をも放散するのを助けるべく、トランジスタ296及び298について使用される。
増幅器ボード60における短絡保護は、パワーP−n−pトランジスタ324、小信号n−p−nトランジスタ326及び3つの抵抗器302、304及び328から構成される。p−n−pトランジスタ324は、通常の動作条件下では常にONである主直流電源66の電流を制限する。n−p−nトランジスタ324のベース電流は、n−p−nトランジスタ326のコレクタを通して減少される。短絡が増幅器出力上またはこれを超えて生じるとき、p−n−pトランジスタ324はOFFに転じる。何故ならば、n−p−nトランジスタ326はP−n−pトランジスタ324の所要のベース電流を低下させることができないからである。この電流は、n−p−nトランジスタ326のエミッタ及びアース330の間のパワー(Rp)抵抗器304によって制御される。短絡が起こったとき、背面ボード上の対応する赤い発光ダイオードが点灯する。
整合ボード64は、増幅器ボード62及びアレイ16の間に結合されている。この整合ボード64は、トランスジューサ20のインピーダンスをそれらのそれぞれの方形波信号と整合させるのに使用される。トランスジューサ20のインピーダンスは容量部分を有しているので、整合ボード64はインピーダンス部分を有するように指定される。このことによって、増幅器に対する負荷の総合インピーダンスが純粋な抵抗になる傾向にある。
回路332は、0.7μF、100Vのコンデンサ334、特注巻きの誘導子336及び特注巻きの変圧器338から構成される。変圧器338の一次対二次の比は、トランスジューサ20のインピーダンスに従って決定される。一旦、変圧器338が選択されると、ユーザは誘導子の巻数を調整して最良の整合を行うことができる。現在説明したシステムでは、変圧器の比は、1:2ないし1:4である。
前述した説明は本発明の好ましい実施例を構成するものであるが、この発明は添付した請求の範囲の適格な範囲及び正しい意味から逸脱することなく、修正、バリエーション及び変更が可能であることが認められよう。
Claims (11)
- 患者(28)について心臓切除を行う超音波システム(10)において、
患者(28)の体に関する外部位置決めに適合したアレイ(16)であって、集束した超音波ビーム(22)として超音波エネルギーを生成することができる複数の超音波トランスジューサ(20)を備え、前記ビーム(22)が患者(28)の所定の心臓組織容積(24)を切除するのに十分なエネルギーである前記アレイ(16)と、
前記トランスジューサ(20)のうちの個々のものによる整相超音波の生成を制御する整相電気制御信号を生成する制御手段(12)であって、前記超音波が協動して前記ビーム(22)を形成してなる前記制御手段と、
前記制御手段(12)及び前記トランスジューサ(20)に結合して前記トランスジューサ(20)を駆動する駆動手段(14)であって、前記制御信号を増幅すると共に、整相電気電流の個々のチャンネルを生成し、前記電気電流が前記制御信号に従って、前記トランスジューサ(20)の個々のものに印加されてなる前記駆動手段(14)と、
前記アレイ(16)及び前記所定の心臓組織容積(24)間の同質でない組織(30、32、34、36)に起因する音波の異常によって音波の収束が乱された後に前記ビーム(22)を再集束する焦点補正手段(18)であって、カテーテル(46)及び該カテーテル(46)上に支持され、前記超音波が前記異常に出くわした後に前記トランスジューサ(20)によって生成される前記超音波を検出する少なくとも1つのセンサー(44)を備え、前記カテーテル(46)は、前記所定の心臓組織容積に隣接した患者(28)の心臓(26)内に末端が挿入されるようになった状態で、近い方の端部及び前記末端を有し、前記センサー(44)が前記制御手段(12)に結合されると共に、前記異常を示すフィードバック信号を前記制御手段(12)にもたらすことによって、前記制御手段(12)が補償用制御信号を決定してこれらの信号を前記駆動手段(14)に伝達し、前記駆動手段(14)が前記所定の心臓組織容積(24)上に再集束したビーム(22)を生成し形成するように前記補償用制御信号に応答して前記トランスジューサ(20)を駆動して、前記超音波異常を補償すると共に、心臓切除を行うことができるようにする前記焦点補正手段(18)と、を具備したことを特徴とする前記超音波システム(10)。 - 請求項1記載の超音波システム(10)において、前記センサー(44)は前記音波異常に出くわした後に前記超音波の位相分布を検出するようになっており、前記センサー(44)はまた前記制御手段(12)に結合して、焦点がぼけたビーム(48)の前記位相分布を示す異常フィードバック信号をもたらすようになっている前記超音波システム(10)。
- 請求項2記載の超音波システム(10)において、前記制御手段(12)は前記異常フィードバック信号を受信し、補償用駆動位相分布を決定し、かつ前記駆動手段(14)に伝達される補償用制御信号を生成するようになっており、前記駆動手段(14)は前記異常を補償すると共に前記所定の心臓組織容積(24)上に前記再集束したビーム(22)を形成する超音波を生成するように前記補償用制御信号に従って前記トランスジューサ(20)を引き続いて駆動することを特徴とする前記超音波システム(10)。
- 請求項1記載の超音波システム(10)において、前記焦点補正手段(18)は複数のセンサー(44)を備えていることを特徴とする前記超音波システム(10)。
- 請求項1記載の超音波システム(10)において、前記センサー(44)はハイドロフォンセンサー(44)であることを特徴とする前記超音波システム。
- 請求項1記載の超音波システムにおいて(10)、前記焦点補正手段(18)は患者(28)の内部に挿入されるセンサー(44)を備えていることを特徴とする前記超音波システム(10)。
- 患者(28)について非侵入性の心臓切除を行う超音波システム(10)において、
患者(28)の体に関する位置決めに適合するアレイ(16)であって、集束した超音波ビーム(22)として超音波エネルギーを生成することができる複数の超音波トランスジューサ(20)を備え、前記ビーム(22)は患者(28)の所定の心筋組織容積(24)を切除するのに十分なエネルギーである前記アレイ(16)と、
前記トランスジューサ(20)のうちの個々のものによる整相超音波の生成を制御する整相電気制御信号を生成する制御手段(12)であって、前記超音波が協動して前記ビーム(22)を形成してなる前記制御手段(12)と、
前記制御手段(12)及び前記トランスジューサ(20)に結合して前記トランスジューサ(20)を駆動する駆動手段(14)であって、前記制御信号を増幅すると共に、個々のチャンネルの整相電気電流を生成し、前記電気電流が前記制御信号に従って前記トランスジューサ(20)のうちの個々のものに印加されてなる前記駆動手段と、
前記アレイ(16)及び前記所定の心臓組織容積(24)の間の同質でない組織に起因する音波の異常によって音波の収束が乱された後に前記ビーム(22)を再集束する焦点補正手段(18)であって、カテーテル(46)及び該カテーテル(46)上に支持され、前記超音波の前記異常に出くわした後に前記トランスジューサ(20)によって生成される前記超音波を検出する少なくとも1つのセンサー(44)を備え、前記カテーテル(46)は、前記所定の心臓組織容積(24)に隣接した患者(28)の心臓(26)内に末端が挿入されるようになった状態で、近い方の端部及び前記末端を有し、前記センサー(44)は前記制御手段(12)に結合すると共に、前記異常を示すフィードバック信号を前記制御手段(12)にもたらすことによって、前記制御手段(12)が補償用制御信号を決定すると共に、これらの信号を前記駆動手段(14)に伝達し、前記駆動手段(14)は前記所定の心筋組織容積(24)上に再集束したビームを生成し形成するように、前記補償用制御信号に応答して前記トランスジューサ(20)を駆動して、前記音波の異常を補償すると共に、心臓切除が実行できるようにし、前記焦点補正手段(18)はまた前記所定の心臓組織容積(24)の動きの後に前記所定の心臓組織容積(24)上に前記ビームを再集束させることによって、前記ビームが切除を行いながら前記所定の心臓組織(24)の動きに追従してなる前記焦点補正手段(18)と、を具備したことを特徴とする前記超音波システム(10)。 - 請求項7記載の超音波システム(10)において、前記センサー(44)は前記音波の異常に出くわした後に前記超音波の位相分布を検出するようになっており、前記センサー(44)は前記制御手段(12)に結合して、焦点ぼけしたビーム(48)の前記位相分布を示す異常フィードバック信号をもたらし、前記制御手段(12)は前記異常フィードバック信号を利用して、補償用駆動位相分布を決定すると共に、前記駆動手段(14)に伝達される補償用制御信号を生成し、前記駆動手段(14)は引き続いて、前記異常を補償すると共に、前記所定の心臓組織容積(24)上に前記再集束したビームを形成する超音波を生成するように前記補償用制御信号に従って前記トランスジューサ(20)を駆動することを特徴とする前記超音波システム。
- 請求項7記載の超音波システム(10)において、前記焦点補正手段(18)はハイドロフォン(44)アレイを備えていることを特徴とする前記超音波システム(10)。
- 請求項7記載の超音波システム(10)において、前記焦点補正手段(18)は患者(28)内に挿入するセンサー(44)を備えていることを特徴とする前記超音波システム(10)。
- 請求項7記載の超音波システム(10)において、前記焦点補正手段(18)は、前記ビーム(22)が前記音波の異常に出くわした後に前記ビーム(22)を検出する超音波検出手段(42)を備えていることを特徴とする前記超音波システム(10)。
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