JP4384842B2 - 脈管内超音波画像化用カテーテル及び超音波システム - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、人体の内部を画像化するための超音波装置および方法に関し、より詳細には、マルチエレメント・トランスデューサ・アレイを備えたカテーテルを使用する、介入的（ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｎａｌ）な、脈管内または心臓内の画像化に関する。
【０００２】
【従来の技術】
例えば心臓構造、腹部器官、胎児および脈管系といった、人体内の組織構造を観察するために、超音波画像化技術が広く用いられている。超音波画像化システムは、マルチプル・チャネル送受信ビームフォーマに接続されたトランスデューサ・アレイを含み、所定のタイミング系列で電気的パルスを個々のトランスデューサに印加し、アレイから所定の方向に伝搬する送信ビームを発生する。送信ビームが身体を通過するとき、種々の音響特性を有する組織構造から音響エネルギーの一部が反射されてトランスデューサ・アレイに戻る。受信トランスデューサ（これは前記送信トランスデューサが受信モードで動作しているものでもよい）は、反射された圧力パルスを、対応するＲＦ信号に変換し、それらは受信ビームフォーマに供給される。個々のトランスデューサまでの距離が種々異なるので、反射音波は、種々の時間で個々のトランスデューサに到達し、従って、前記ＲＦ信号は種々の位相を有する。受信ビームフォーマは、アナログ加算器に接続された補償遅延素子を備えた複数の処理チャネルを有する。受信ビームフォーマは、チャネル毎の遅延値を使用する。また、選択された焦点からの反射エコーを集める。その結果、遅延信号が加算されるとき、この焦点に対応する諸信号から一つの強い信号が生成される。しかし、種々の点から到達してくる諸信号は、種々の時間に対応しているため、ランダムな位相関係を有しており、従って、互いに弱め合うように干渉する。さらに、ビームフォーマは、トランスデューサ・アレイに対する受信ビームの向きを制御する相対遅延を選択する。従って、受信ビームフォーマは、所望の向きを有する受信ビームを動的に操縦することが可能であり、また、それらを所望の深度にフォーカスすることが可能である。このようにして、超音波システムはエコー・データを獲得する。
【０００３】
心臓および脈管系の生物学的組織を画像化するために、侵入型、半侵入型および非侵入型の超音波システムが使用されている。心臓および脈管系内の血圧および血流を測定するために、ドップラー超音波画像化システムが使用されている。半侵入型システムは、経食道画像化システムを含み、侵入型システムには、脈管内画像化システムが含まれる。経食道システムは、食道内への挿入用に作られた、細長い、準柔軟タイプの本体、を備えた挿入チューブを有する。挿入チューブは長さ約１１０ｃｍ、直径約３０Ｆであり、また、チューブ遠位端の近くに取付けられた超音波トランスデューサ・アレイを含む。経食道システムは、また、トランスデューサ・アレイに接続された送信ビームフォーマおよび受信ビームフォーマを含む、制御および画像化用の電子回路を含む。心臓を画像化するには、送信ビームフォーマは、放出パルスを比較的に大深度にフォーカスし、受信ビームフォーマは、１０〜２０ｃｍ離れたところにある構造からのエコーを検出する。これは比較的遠い射程距離である。
【０００４】
脈管内画像化システムは、経食道カテーテルとは異なる種々の設計検討を必要とする脈管内カテーテルを使用する。脈管内カテーテルのための設計検討は、ミ脈管系の生理機能または心臓の生理機能に特有のものである。脈管内カテーテルは、長さ約１１０〜１３０ｃｍで直径約８Ｆ〜１４Ｆの細長い柔軟な本体を有する。カテーテルの遠位領域は、遠位端の近くに取り付けられた超音波トランスデューサを含む。組織を画像化するには、いくつかの機械的走査設計が使用されている。例えば、回転式トランスデューサ素子または回転式超音波ミラーが使用され、掃引的に超音波を反射する。また、いくつかのトランスデューサ素子を備えたカテーテルが使用されており、その場合、種々のトランスデューサ素子が電子的に作動し、円形パターンの音波ビームを掃射する。このシステムは、脈管内で一連の半径位置を通じて音波ビームを繰り返し掃射することによって、動脈の横断的な走査を行うことが可能である。各半径位置ごとに、システムは散乱された超音波エコーをサンプリングし、処理された値を格納する。しかし、これらの超音波システムは、反射音波ビームについての焦点距離が一定である。かかる一定焦点距離によって、解像はカテーテルのまわりの一定半径領域に限定される。
【０００５】
更に、冠動脈を含む動脈における狭窄病巣の位置と特性を測定するために、脈管内超音波画像化が使用されている。この処置においては、先端に配置されたトランスデューサを備えるカテーテルが、動脈内で関心領域に位置決めされる。カテーテルを後退させるとき、システムは超音波データを集める。画像化システムは、トランスデューサ先端の位置および速度を記録するためのカテーテル追跡検出器を含む。画像化システムは、トランスデューサ後退中に種々の位置について獲得された２次元画像を蓄積する。或る画像発生器は、血管または心臓の検査領域の３次元画像を提供可能であるが、その画像は大抵、側方ペネトレーションが低くなる。
【０００６】
最近、冠動脈疾患のアセスメントや治療において、上述した機械的な回転式トランスデューサ設計を備えた超音波カテーテルの使用が増大している。これらのカテーテルは、より大きなアパーチャを有し、より深いペネトレーション深度を生み出すものであり、それにより、トランスデューサから数センチメートルの距離にある組織、例えば、人間の心臓の右心房、の画像化を可能にしている。これらの画像は電気生理学的カテーテルの配置を助けることが可能である。しかし、これらのデバイスでも、ペネトレーションにおいて若干限界があり、また、側方制御の限界、および、選択された組織領域を狙う能力の限界を有するため、選択された組織領域の高品位なリアルタイム画像を供給するにはまだ至っていない。一般に、生成された図は、主に短軸断面図であり、その側方ペネトレーションは低い。
【０００７】
現在のところ、介入的医療の心臓医が心臓カテーテル法研究室（Ｃａｔｈｌａｂ）や電気生理学研究室（Ｅｐｌａｂ）で行われるような脈管構造または心臓におけるデバイスの案内および配置について主に頼っているのは、蛍光透視による画像化技術を使用することである。蛍光透視は、胸腔（すなわち心臓が位置するところ）の透過図を医師に供給するため、リアルタイムなフレームレートでＸ線を使用する。２平面型蛍光透視鏡は、互いに９０度をなして取り付けられた２対の受信機−送信機を有し、心臓の解剖学的構造のリアルタイム透過画像を供給する。これらの画像は、心臓の解剖学的構造をすでに理解している医師の頭の中に３次元幾何学的配置感覚を提供することにより、カテーテルの位置決めにおいて医師を補助する。蛍光透視は、有用な技術ではあるが、本当の組織の鮮明度を備えた高品位画像を提供するものではない。医師および補助医療スタッフは、自分達のＸ線被曝を減らすために、自らを鉛スーツで覆う必要があるし、可能なときはいつも蛍光透視画像化の時間を制限する必要がある。更に、例えば妊娠している女性など、Ｘ線の有害性のため蛍光透視が適用できない患者もいる。経胸腔および経食道超音波画像化技術は、臨床治療および外科手術的環境において非常に有用であるが、しかし、介入的術式を受けている患者についてＣａｔｈｌａｂやＥｐｌａｂでは広くには使用されていない。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
従って、必要とされているのは、選択された組織領域の３次元解剖学的構造を視覚化可能な、効果的な脈管内または心臓内画像化のための超音波システムおよび方法である。そのようなシステムおよび方法は、容易な操作および位置の制御を可能とする画像化カテーテルを使用する必要があろう。更に、その画像化システムおよび方法は、選択された組織についての便利なターゲティングを提供する必要があり、また、近く及びより遠くの組織構造、例えば心臓の左右など、の画像化を可能にするような、優れた側方ペネトレーションを提供する必要があろう。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明は、脈管内画像化のための超音波システムおよび方法である。一観点によれば、生物学的組織画像化のための超音波システムが、超音波トランスデューサ・アレイを備えた脈管内カテーテル、送信ビームフォーマ、受信ビームフォーマ、および画像発生器を含む。前記脈管内カテーテルは、血管への挿入のために適した、またカテーテル・ハンドルに接続された、細長い本体を有する。前記カテーテルは、操縦可能なガイド・シース内に配置されたカテーテル・コア（どちらも近位端および遠位端を有する）を含む。前記カテーテルは、検査組織領域に関して選択された姿勢を有するために前記トランスデューサ・アレイを位置決めするための位置決めデバイスに接続された関節領域を含む。前記トランスデューサ・アレイの各向きについて、前記送受信ビームフォーマは、前記検査組織領域の画像平面にわたる超音波データを獲得する。前記カテーテル・コアは、ある角度範囲にわたる振動または回転をするように構築および設定された回転デバイスに結合され、多数の画像平面にわたる超音波データを獲得する前記トランスデューサ・アレイ。前記画像発生器は、前記獲得された超音波データに基づいて選択組織画像を形成するように構築される。
【００１０】
他の一観点によれば、選択組織領域の超音波画像を取得するために構築された送受信ビームフォーマに接続された超音波トランスデューサのアレイを含む、生物学的組織の画像化のための超音波システムにおいて、脈管内カテーテルを提供する。脈管内カテーテルは画像化コアと操縦可能なガイド・シースを含む。前記操縦可能なガイド・シースは、血管へ挿入するために構築された遠位シース部と近位シース部とを含む。前記遠位シース部は、選択された指向を担う関節領域を含む。前記画像化コアは、前記ガイド・シース内で回転動作可能に構築されていて、前記近位シース部内に配置された、近位コア部と、前記遠位シース部内に配置された、遠位コア部を含む。前記超音波トランスデューサ・アレイは、前記画像化コアの前記遠位コア部上で長手方向に配置されている。位置決めデバイスが、前記関節領域の前記選択された姿勢を制御してそれによって前記超音波トランスデューサ・アレイを前記選択組織領域に関して指向させるように、構築される。前記超音波トランスデューサは、或る方位角範囲によって画定される画像セクタにわたる超音波データを検出するように構築される。前記画像セクタの頂点のまわりで前記超音波トランスデューサ・アレイを或る仰角範囲にわたって回転変位させるように構築された回転デバイス。
【００１１】
他の一観点によれば、生物学的組織の画像化のための超音波システムが、カテーテル・ハンドルを備えたカテーテルと、送信ビームフォーマと、受信ビームフォーマと、画像発生器とを含む。前記カテーテルは、コア手段の遠位部上で長手方向に配置された超音波トランスデューサ・アレイを含むコア手段を含み、また、前記コア手段を受け入れて前記コア手段の定義された回転運動を可能とさせるためのガイド・シース手段を含む。前記カテーテルは、また、前記トランスデューサ・アレイを関心組織領域に関して指向させるための位置決め手段に結合された関節手段と、前記トランスデューサ・アレイを或る選択された仰角範囲にわたっって振動させるための前記コア手段に結合された回転手段とを含む。前記送信ビームフォーマおよび前記受信ビームフォーマは、前記トランスデューサ・アレイに接続され、また、前記トランスデューサ・アレイの各仰角範囲ごとに、或る方位角範囲で画定される画像セクタの超音波データを獲得するように構築される。前記画像発生器は、種々の仰角について多数の画像セクタにわたる超音波データを受け取り、その超音波データから関心組織領域の画像を形成するように構築される。
【００１２】
これらの観点の好ましい実施形態は、以下の特徴のうち少なくとも一つを含む。
【００１３】
前記超音波システム及び前記カテーテルが、或る方位角範囲および或る仰角範囲によって選択されたボリュームにわたる超音波データを集めるように構築される。前記超音波システム及び前記カテーテルが、少なくとも１５Ｈｚの走査周波数を達成可能なリアルタイム画像化のために構築および設定される。
【００１４】
前記画像化コアおよび操縦可能なガイド・シースが、カテーテル・ハンドルに結合される。前記カテーテル・ハンドルは、回転デバイスおよび補償機構を更に含む。前記補償機構は、前記ハンドルにおける好ましからざる震えを減らすために前記回転デバイスの動作を相殺するように配置される。前記加速度計が前記補償機構に信号を提供することも可能である。
【００１５】
前記回転デバイスは、前記画像化コアに結合された駆動モータを含み、前記補償機構は相殺用モータを含む。前記補償機構は、前記超音波アレイの振動の周波数での固有周波数応答を有するように設計される。
【００１６】
前記回転デバイスは、約１５Ｈｚの共振周波数を上回る変わりゆく周波数で前記画像化コアを振動させるように構築および設定された駆動モータを含む。
【００１７】
前記回転デバイスは、前記仰角範囲の選択角度にわたって前記超音波アレイを振動させるように構築および設定された駆動モータを含む。前記回転デバイスは、前記超音波アレイを、関心組織領域に関して或る選択角度に位置決めし、また前記アレイを或る選択時間にわたって前記角度に維持するように、更に構築および設定される。前記回転デバイスは、前記画像化コアに結合されたステッピング・モータを含むことも可能である。
【００１８】
前記脈管内カテーテルは、前記画像化コアと前記ガイド・シースとの間に配置され前記画像セクタの頂点のまわりで前記超音波アレイの回転または振動を容易にするように配置された軸受けセット、を更に含む。前記軸受はロー・プロフィールにすることが可能であり、前記ガイド・シースにそれらを組み込み成形することも可能である。前記軸受は流体性力学的設計とすることが可能である。
【００１９】
前記カテーテル・ハンドルは、前記補償機構に結合され前記ハンドルにおける好ましからざる震えを検出するように配置された加速度計を含む。前記加速度計は、前記補償機構に信号を供給してもよい。
【００２０】
前記カテーテルは、前記超音波アレイの向きを検出し前記回転デバイスに帰還信号を供給するように構築および設定された位置センサを含む。前記位置センサは、前記遠位シースに配置可能である。前記位置センサは、送信機および検出機を備えた音波飛行時間式（ａｃｏｕｓｔｉｃ
ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ）位置決めシステムを含んでもよい。前記位置決めセンサは、ＡＣ電磁トラッキング・センサまたはＤＣ電磁トラッキング・センサを含むことが可能である。
【００２１】
前記カテーテルは、前記画像化コアの動作による震えを検出するように設定された加速度計を含む。
【００２２】
前記カテーテルの前記関節領域は、第１の関節機構と協調的に設定された多数の関節リンクを含む。前記第１の関節機構は、前記位置決めデバイスに結合された少なくとも１本のプッシュプル・ロッドを含む。前記カテーテルは、更に、前記プッシュプル・ロッドの変位を検出するように構築および設定されたセンサを含んでもよい。前記位置決めデバイスは、ラックアンドピニオン機構を含んでもよい。前記関節リンクおよび前記プッシュプル・ロッドは、前記位置決めデバイスによる作動時に前記遠位部分を平面内で曲げるように、協調的に設定される。前記関節領域は、平面内Ｊ字フックを形成可能である。
【００２３】
前記カテーテルは、第２の関節機構を更に含む。前記第２の関節機構は、前記位置決めデバイスによる作動時に前記遠位部分を平面外に曲げるように（即ち、平面外Ｊ字フック）前記関節リンクと協調的に設定された、第２のプッシュプル・ロッドを含む。
【００２４】
前記カテーテルは、２本の及び、前記関節領域内に含まれた多数の関節リンクを含む。前記多数の関節リンクは、前記位置決めデバイスによる前記プッシュプル・ロッドの作動時に前記遠位部分を平面内でＳ字状の曲線を成すように曲げるように前記プッシュプル・ロッドと協調的に設定される。前記カテーテルは、更に第３の関節機構を含んでもよい。前記第３の関節機構は、前記位置決めデバイスによる作動時に更に前記遠位部分を平面外に曲げるように（即ち、平面外Ｓ字フック）前記関節リンクと協調的に設定された第３のプッシュプル・ロッドを含む。
【００２５】
前記画像化コアは、高い捩り剛性と、曲げに対する高い柔軟性とを示すように構築された駆動シャフトを含む。前記駆動シャフトは、少なくとも２つの逆巻きされたスプリングから作成されてもよい。
【００２６】
前記画像化コアは、前記操縦可能なガイド・シースに、着脱可能に挿入できる。前記操縦可能なガイド・シースは、シース・ハンドルに結合可能であり、そのシース・ハンドルは、前記カテーテル・ハンドルに結合可能である。前記シース・ハンドルは、更に、前記ガイド・シースを前記ハンドルに対する所定の位置にロックするように構築および設定されたｖ−帯鉤を含む。前記ガイド・シースは、使い捨てでもよいし、洗浄および消毒後に再使用可能としてもよい。前記ガイド・シースは、前記トランスデューサ・アレイの前に配置された超音波透過性のウィンドウを更に含む。
【００２７】
前記カテーテルは、前記遠位シース部と前記遠位コア部間の接続媒体を供給するように構築および設定された充填用ポートを更に含む。前記充填用ポートは、前記カテーテル・ハンドルの近くに配置可能である。
【００２８】
前記カテーテルは、前記遠位シース部に配置された、また、前記遠位シース部と前記遠位コア部間のボリュームに連通するように設定された、フラッシュポートを更に含む。
【００２９】
前記位置センサは、前記画像化コアの位置を供給するフィードバック信号を前記駆動モータに供給するように構築および設定可能である。前記駆動モータは、角位置のフィードバックを供給するように構築および設定されたロータリー・エンコーダを含む。
【００３０】
前記超音波システムは、前記組織ボリュームに対し４次元的走査を行うように構築および設定してもよい。
【００３１】
もう一つの観点によると、生物学的組織を画像化する方法が、脈管内カテーテルの細長い本体の遠位部上で長手方向に配置された超音波トランスデューサ・アレイとともに前記細長い本体を血管に挿入するステップを含む。前記トランスデューサ・アレイは、送信ビームフォーマ及び受信ビームフォーマに接続される。前記方法はまた、検査される組織領域に関連して、選択された向きを有するように前記トランスデューサ・アレイを位置決めするステップ、および、前記トランスデューサ・アレイの各向きについて、前記検査組織領域の画像平面にわたる超音波データを取得するステップを含む。前記方法はまた、前記トランスデューサ・アレイを回転する又は或る角度にわたって振動させるステップ、多数の画像平面にわたる超音波データを取得するステップ、および、前記組織領域の選択された組織画像を前記取得された超音波データに基づいて形成するステップを含む。
【００３２】
有利には、好ましくは前記カテーテル・シース内に配置された前記関節機構が、好ましくは前記画像化コアの遠位部上に配置された前記トランスデューサ・アレイの向き合わせを行う。前記超音波システムは、選択可能な予想可能な組織ボリュームにわたってエコー・データを集め、対応するデータ・ボリュームを提供する。前記データ・ボリュームの前記選択可能な配置および向きが、前記組織画像を著しく改善する。臨床医は、動いている器官を含む選択された組織の２次元的画像を集めるために、前記トランスデューサ・アレイの回転速度または走査周波数を選択可能である。前記画像化システムは、既知の向きの画像を提供すする、前記組織の理解可能な視覚化を可能にする。映像ディスプレイが、前記画像の解剖学的に正しい向きを提供する。
【００３３】
また、前記トランスデューサ・アレイを前記関心の組織の近くに位置決めし、、近フィールドの（ｎｅａｒ−ｉｎ
ｆｉｅｌｄ）画像化を行うこと（逆は、非侵入型または半侵入型の超音波システム、即ち、経胸腔的または経食道超音波システム、により行われる遠フィールド（ｆａｒ−ｉｎｆｉｌｅｄ）画像化）には、いくつかの利点がある。例えば、前記トランスデューサを前記関心組織の近くに置くことは、聴覚像の品質を下げる、散乱、吸収及び組織構造収差の数を、実質的に低減する。
【００３４】
脈管内カテーテルは、前記トランスデューサ・アレイを関心組織、例えば心臓組織、の比較的近くに位置決めするために、使用される脈管系を通るに適した小さい直径を有する。この小さな直径は、前記トランスデューサ・アレイの小さな仰角アパーチャを決定付けてしまう。かかる小さなアパーチャであると、ビーム幅を低減させることによって解像度を上げるためには、より高い超音波周波数を必要とする。より高い超音波周波数は、より急速に組織に吸収されるが、ここでは、これが問題にはならない。前記トランスデューサ・アレイが、前記関心組織に比較的近くに位置決めされるからである。前記ビーム幅はまた、レンジと共に変化するが、前記ビームの焦点合わせを行うことにより、焦点のところでのビーム幅は改善される。解像度向上のためには、低いｆ数（ｆ−ｎｕｍｂｅｒ）が要求される。妥当な被写界深度について、聴覚像は、一般に、約２〜４のｆ数を必要とする。これは最高解像度（またはフォーカス）エリアを、アパーチャの２〜４倍にする。これは、仰角方向で４ｍｍ〜８ｍｍのレンジに相当する。
【００３５】
脈管内画像化には、さらなる利点がある。前記トランスデューサは常に血液に囲まれているので、それにより、画像化される周囲の心筋や他の脈管、器官または組織との完全な音響的接続が可能になる。一方、経食道または経胸腔的画像化において音響的連絡が良くない場合、画像の断続的な喪失から、画像の取得が全く不可能となるまでにわたる問題を生じる可能性がある。これは、診断時間を長引かせ、介入デバイスを案内するためにリアルタイムなエコー・データに頼る介入治療者にとって大打撃となる。
【００３６】
【発明の実施の形態】
図１を参照すると、超音波画像化システム１０は、ケーブル１６、張力緩和部１７、及びコネクタ１８によって、エレクトロニクス・ボックス２０に接続されたカテーテル・ハンドル１４を備えた画像化カテーテル１２を含む。エレクトロニクスボックス２０は、キーボード２２と接続され、画像化信号をディスプレイ２４に供給する。エレクトロニクスボックス２０は、送信ビームフォーマ、受信ビームフォーマ、及び画像発生器を含む。画像化カテーテル１２は、細長部３６に接続された遠位部３０を有する。細長部３６の近位端は、カテーテル・ハンドル１４の遠位端に接続される。カテーテル１２の遠位部３０は、硬質領域３２及び可撓性領域３４とを含み、後者は前者の約１〜３倍の長さである。可撓性領域３４は、細長部３６の遠位端に接続される。細長部３６は、曲げ剛性が低く、捻り剛性が高い。
【００３７】
また、図２Ａを参照すると、画像化カテーテル１２は、操縦可能なガイド・シース６０に挿入可能な画像化コア４０を含む。操縦可能なガイド・シース６０は、硬質シース領域３２Ａ及び関節領域３４Ａを有する遠位シース部３０Ａを含む。ガイド・シース６０は、その近位端において、ガイド・シース・ハンドル１４Ａに接続される。画像化コア４０は、遠位コア部３０Ｂ及び可撓性の、細長部３６Ｂを含む。遠位コア部３０Ｂは、硬質コア領域３２Ｂ及び可撓性コア領域３４Ｂを含む。画像化コア４０が、ガイド・シース６０に完全に挿入されたとき、硬質コア領域３２Ｂは、硬質シース領域３２Ａの内側に配置され（図１では、まとめて硬質領域３２として示した）、可撓性コア領域３４Ｂは、関節領域３４Ａの内側に配置され（図１では、まとめて可撓性領域３４として示した）、細長コア部３６Ｂは、細長シース部３６Ａの内側に配置される（図１では、まとめて細長領域３６として示した）。ガイド・シース・ハンドル１４Ａは、ハンドル１４に結合可能である。ガイド・シース６０は、使い捨て或いは再使用可能とすることができる。カテーテル１２全体は、約８〜１４フレンチ（ｆｒｅｎｃｈ）の直径を有し、好ましくは１２フレンチである。
【００３８】
図３Ａ及び図３Ｂを参照すると、画像化コア４０の硬質コア領域３２Ｂは、硬質シース領域３２Ａの内側に配置された１または数組の軸受で規定される回転動作向けに成形された、遠位ハウジング４８と近位ハウジング４６を含む（以下図４Ａ〜図４Ｃで説明する）。硬質領域３２はまた、画像化コア４０上に線形的に配列された超音波トランスデューサ素子の一次元アレイ（または１．５次元アレイ）をなすように配置されたトランスデューサ・アレイ４２を含む。トランスデューサ・アレイ４２は、２〜２５６個のトランスデューサ素子を含み、好ましくは６４個のトランスデューサ素子を含む。トランスデューサ素子は、駆動シャフト５０の内側を延在してハンドル１４（（図３Ａに示した））の内側のケーブルコネクタ１５０に接続されるフレックス回路５６、に接続される。フレックス回路５６は、全方向に実質的に一様な低い曲げ剛性を持つように、可撓性領域３４に沿って及び細長コア部３６に沿って修正される。例えば、１または数本のフレックス回路ストリップを、個々の信号線を露出するように長さ方向に沿ってスライスできる。スライスされたストリップは、一様な放射状配分となるように調節され、その後、可撓性材料（例えばＲＴＶまたはウレタン）内に絶縁封入される。或いは、前記トランスデューサ素子を、一様な低い曲げ剛性を有するマルチエレメント同軸ケーブルに接続する。同軸ケーブルは駆動シャフト５０内を延在する。
【００３９】
駆動シャフト５０は、捻れに対しては堅いが曲げに対しては柔軟な管状構造である。駆動シャフト５０は、シリコンゴムまたは他の生体適合性可撓性チューブ５４の内側に嵌合された鋼コイル５２を含む。コイル５２は、金属製または合金製のワイヤから製作可能であり、生体適合性材料で被覆してもよい。一好適実施形態では、駆動シャフト５０は、３個のコイルからなり、その各々は０．０１〜０．０２インチ厚のベリリウム銅平巻きコイルからなる。これら３個の平巻きコイルは、互いに対して逆巻きされていて、それらの巻き部を、互い内に挿入させる。コイルは、その後、一体的構造を達成するように可撓性生体適合性チューブ内に嵌め込まれる。この管状構造は、捻れに対しては堅いが曲げに対しては柔軟である。或いは、駆動シャフト５０は、鋼ブレード（ｂｒａｉｄ）層で覆われた鋼製モノコイル（ｍｏｎｏｃｏｉｌ）、及びポリマー製外側チューブを含む。鋼製モノコイルは、駆動シャフト５０に総合的な強さを与え、鋼ブレードは捻りに対する堅さを与える。
【００４０】
図３Ａ、３Ｂ及び３Ｃは、それぞれ、操縦可能なガイド・シース６０の別々の実施形態の断面図である。現在好ましい実施形態は、図３Ａに示した。操縦可能なガイド・シース６０は、ハンドル１４のガイド・シース・アダプタ１５に結合された細長部３６Ａ及び遠位シース部３０Ａを含む。遠位シース部は３０Ａは、硬質シース領域３２Ａ及び、詳細は後述するが柔軟な関節領域３４Ａを含む。硬質領域３２Ａは、遠位ハウジング６２、遠位ハウジング内に組み込まれた２セットの軸受６４Ａと６４Ｂ、Ｏリング・シール６８、及び超音波透過性ウィンドウ７０を含む。透過性ウィンドウ７０は、ポリエチレン製でよい。遠位ハウジング６２は、着脱可能な栓を備えた流体ポート６６、Ｏリング・シール６８、及びその内部表面上に配置された軸受６４を含む。遠位ハウジング６２の内部表面はまた、硬質コア領域３２が、軸受６４及び６４で支承され且つ制限されつつ、硬質シース領域３２の内側でその軸まわりを回転可能なように、画像化コア４０の遠位ハウジング４８（図３Ａ）を受け入れるように、形成されている。Ｏリング・シール６８は、画像化コア４０の外側表面とガイド・シース６０の内側表面の間にシールを形成する。Ｏリング・シール６８は、Ｏリング・シール６８から流体ポート６６に延在するシールされたトランスデューサ領域を提供する。トランスデューサ領域は、トランスデューサ素子４２（図３Ａ）を透過性ウィンドウ７０に音響的に接続する超音波接続媒体で満たされる。透過性ウィンドウは、ポリプロピレン製でよい。流体ポート６６は、トランスデューサ領域に接続媒体（例えば、シリコンオイル、食塩水または水）を導入するためのアクセスを提供する。遠位先端６２の外側表面は、脈管系内のカテーテルの導入容易性および機動性に適するように形成されている。
【００４１】
図３Ａに示したように、関節領域３４は、１または複数のプッシュプル・ロッド７４で動かされる関節リンク７２を含む。各プッシュプル・ロッドは、少なくとも部分的にはその長さに渡って、スプリング・シースによって取り囲まれ、その近位端をガイド・シース・アダプタ１５に結合されている。プッシュプル・ロッド７４は、関節リンク７２（図５Ｋ）の内側に形成されたチャネル７３内に配置される。関節リンク７２とプッシュプル・ロッド７４は、可撓性領域３４の関節動作を楽にするように構築および設定される。これは、脈管系の内部でカテーテルが前進することを可能にし、また、検査される組織に対するトランスデューサ・アレイ４２の指向を可能にする。
【００４２】
ガイド・シース・アダプタ１５は、ハウジング１００、Ｖ−帯鉤アクチュエータ１０２、ラックアンドピニオン機構１０６に結合されたプッシュプル・アクチュエータ１０４、及びＯリング１０８を含む。Ｏリング１０８は、ガイド・シース・ハンドル１５をカテーテル・ハンドル１４に対してシールする（図６Ａ）。特に、Ｏリング１０８は、コア・ハウジング１１９の表面１１９Ａをシールし、リング１０８Ｃは、遠位ハウジング１２１の表面１２１Ａをシールする。係合されたとき、Ｖ−帯鉤１０２が、ハンドル１４に対するシース・ハウジング１００の位置をロックし、また、画像化コア４０が振動または回転する際にＯリング１０８を通じて付加されるトルクを制限する。Ｏリング１０７が、プッシュプル・アクチュエータ１０４をシース・ハウジング１００に対してシールする。プッシュプル・アクチュエータ１０４で制御されるラックアンドピニオン機構１０６が、線形的にプッシュプル・ロッド７４を動かす。或いは、例えば、ジョイスティックにより制御される電子的アクチュエータを備えたモータを、ラックアンドピニオン機構１０６の代わりに設けてもよい。
【００４３】
図３Ｂを参照すると、別の一実施形態において、操縦可能なガイド・シース６０は、修正された遠位部３０及び修正されたガイド・シース・アダプタ１５に結合された細長部３６を含む。遠位部３０は、修正された硬質領域３１及び可撓性領域３４を有する。硬質領域３１は、硬質領域３２に提供された流体ポート６６（図３Ａ）の代わりに、開口したフラッシュポート６５を備えた修正された遠位ハウジング６１を含む。硬質領域３２Ａと同様に、硬質領域３１は、軸受６４及び透過性ウィンドウ７０を含む。ガイド・シース・アダプタ１５は、Ｖ−帯鉤アクチュエータ１０２、ラックアンドピニオン機構１０６に結合されたプッシュプル・アクチュエータ１０４、及びＯリング１０８を含む。ガイド・シース・アダプタ１５はまた、シースハウジング１００に結合されたフラッシュポート１１０を含む。フラッシュポート１１０は、フラッシュポート６５に連通する。導入された接続媒体（例えば、ヘパリン添加（ｈｅｐｒａｎｉｚｅｄ）食塩水溶液）は、画像化コア４０の外側表面とカテーテル・シース６０Ａの内側表面との間を、カテーテルの全長に沿ってフラッシュポート６５に流れる。トランスデューサ領域では、接続媒体は、トランスデューサ素子を透過性ウィンドウ７０に音響的に接続する。
【００４４】
図３Ｃを参照すると、別の一実施例では、操縦可能なガイド・シース６０Ｂは、修正された短い硬質領域３１及び可撓性領域３４を有する修正された遠位部３０を含む。硬質領域３１は、軸受６３のセットを備えた軸受ハウジング６９を含む。操縦可能なガイド・シース６０においての場合とは異なり、硬質領域３１は、遠位ハウジングや透過性ウィンドウを含まない。Ｖ−帯鉤アクチュエータ１０２を備えたシース・ハウジング１００、ラックアンドピニオン機構１０６に結合されたプッシュプル・アクチュエータ１０４、及びＯリング１０８を含む。フラッシュポート１１０から導入された食塩水（またはヘパリン）は、細長部３６Ａの長さに沿って画像化コア４０の外側表面とカテーテルシース６０の内側表面との間を流れ、トランスデューサ領域の近位端でカテーテルシース６０を出る。その食塩水と脈管内の血液とが、トランスデューサ素子を検査される組織に音響的に接続する。
【００４５】
図８Ａは、カテーテル・ハンドル１４の断面図である。カテーテル・ハンドル１４は、コア・ハウジング１１９に結合された遠位ハウジング１２１、一組のコントロール１２３、及び、近位ハウジング１２５に結合された張力緩和部１７を含む。カテーテル・ハンドル１４内部の要素は、検査される組織に関してトランスデューサ・アレイ４２を位置決め及び指向させるように構築および設定される。カテーテル・ハンドル１４は、駆動モータ１２８及び相殺モータ１３８を含む。相殺モータ１３８は、駆動モータ１２８の逆に動作するように配置され、よって好ましくない振動を防止する。駆動モータ１２８は、駆動シャフト５０に結合されている、スプライン・ドライブ１３０を駆動する。スプライン・ドライブ１３０は、遠位ハウジング１２１内に配置された玉軸受の二重対のセット（１３２Ａ及び１３２Ｂ）上に支承される。駆動モータ１２８は、軸受のセット（１３４Ａ及び１３４Ｂ）上に支承され、相殺モータ１３８は、軸受１４０Ａ及び１４０Ｂ上に支承される。フレックス回路５６は、駆動シャフト５０内を延在し、カテーテル・ハンドル内に入り、ガイド１４２に至り、それを越えると、クランプ１４６及び１４８につながれたサービスループ１４４を形成する。フレックス回路５６の近位端は、コネクタ１５０に接続され、これがケーブル１６への接続を提供する。
【００４６】
現在のところ好ましい実施形態では、駆動モータ１２８は、画像化コア４０を画像化モードに応じて低振動速度でまたは高振動速度で駆動するように構築および設定される。もう一つの実施形態では、駆動モータ１２８と相殺モータ１３８とが、低いまたは高い回転速度で画像化コア４０を回転させるように構築および設定される。ロータリー・エンコーダ（例えば、Ｃｌｅａｎｗａｔｅｒ、ＦＬ所在のＭｉｃｒｏＭｏ
Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ製のもの）が、駆動モータ１２８の位置を感知し、そのデータを制御プロセッサに提供する。
【００５２】
図８Ｂを参照しよう。駆動モータ１２８と相殺モータ１３８とによって形成された制振システムが、トランスデューサ・アレイ４２の走査周波数で固有周波数応答をなすように設計される。相殺モータ１３８は、駆動モータ１２８の逆に動作するように配置され、よって大幅にまたは完全に、ハンドル１４にかかる振動負荷を防止する。慣性Ｉ１の負荷質量１５４は、バネ定数Ｋ１で駆動モータ１２８に接続された画像化コア４０を示す。減衰定数Ｃ１は、画像化コア４０の動作に対する、食塩水溶液とカテーテル・シース６０との影響を示す。バネ定数Ｋ２及び減衰定数Ｃ２は、軸受１３４Ａと１３４Ｂを介したハンドル・ハウジング１２２（図８Ａ）への駆動モータの結合を示す。ハンドル１４はまた、相殺モータ１３８に取り付けられた慣性Ｉ２の相殺質量１５６を含む。バネ定数Ｋ３及び減衰定数Ｃ３は、軸受１４０Ａと１４０Ｂを介してのハンドル・ハウジング１２２への相殺モータ１３８の結合を示す。このシステムは、数ヘルツから４０Ｈｚまでの範囲の周波数で動作するよう、好ましくは２０Ｈｚ周辺となるよう、チューニングされる。
【００４７】
図８Ｂはまた、カテーテル１２の遠位部３０に配置され、超音波アレイ４２の姿勢を検出するように配置された位置センサ１６０を概略図的に示す。位置センサ１６０は、駆動モータ１２８の閉ループ制御に関係している。位置センサ１６０は、交流電磁場トラッキングセンサ（例えば、Ｂｕｒｌｉｎｇｔｏｎ、ＶＴ所在のＰｌｈｅｍｕｓ製の３空間式Ｆａｓｔｒａｋ（商標））または直流電磁場トラッキングセンサ（例えば、Ｂｕｒｌｉｎｇｔｏｎ、ＶＴ所在のＡｓｃｅｎｔｉｏｎ
Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ Ｃｏｒｐ製のＰｌｈｅｍｕｓ製のｍｉｎｉＢＩＲＤ（商標））でもよい。或いは、位置センサ１６０は、カテーテル１２の遠位先端に組み込まれた超音波クリスタル振動子、及び、患者に取り付けられた１又は数個の送信機、を使用する音波飛行時間計測型の位置決めシステムでもよい。飛行時間計測システムは、発信された信号を検出する超音波アレイ４２からのクリスタルと、飛行時間−位置的変換を実行する信号プロセッサとを使用してもよい。例えば、このシステムは、カナダ国Ｏｎｔａｒｉｏ所在のＳｏｎｏｍｅｔｒｉｃｓ
Ｃｏｒｐ製ソノミクロメーターでもよい。
【００４８】
ハンドル１４は、Ｆｏｌｋｃｒｕｆｔ，
ＰＡに所在するＲｉｅｋｅｒ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ Ｃｏｍｐａｎｙ製（モデルナンバー：ＳＥＩＫＡ
Ｂ２）の加速度計１６２に接続される。加速度計１６２は、カテーテルの高速動作中にハンドルに伝わる好ましくない振動力を検出するように配置される。駆動モータ１２８及び相殺モータ１３８は、特別な内部チューニングなしでのカテーテル間変動および動作速度範囲の全てを通じた振動制御の最適調整を提供する帰還制御を有する。相殺制御アルゴリズムが、負荷におけるいかなる変動をも微調整する。ハンドル１４は、トランスデューサ・アレイ４２の振動角度および周波数を手動制御するための制御スイッチ１２３（図８Ａ）を含む。振動角度および周波数はまた、図７Ａに関して説明するように、検査組織領域および既に得られた画像に応じて画像化システムにより制御可能である。
【００４９】
一実施形態では、画像化カテーテル１２は、フェイズドアレイ画像化システムＨＰ
Ｓｏｎｏｓ ２５００またはＨＰ
Ｓｏｎｏｓ ５５００（いずれも、現在はＡｇｉｌｅｎｔ
Ｔｅｃｈｎｏｌｉｇｉｅｓ， Ｉｎｃ．， Ａｎｄｏｖｅｒ， ＭＡである、以前Ｈｅｗｌｅｔｔ−Ｐａｃｋａｒｄ Ｃｏｍｐａｎｙで製造）に接続される。画像化システムは、８ｃｍの深度と６０Ｈｚのフレームレートで９０度の扇形セクタについて１２１本の走査線を生成するようにフェイズドアレイを使用する。トランスデューサ・アレイ４２は、６４個の素子を有し、また、２ｍｍの仰角アパチャ及び６．５ｍｍの方位角アパチャを含む。仰角は、エコー受信のとき動的にはフォーカスされず、電気的に走査される方位角アレイが有するような、調節可能な発信フォーカスを有していない。仰角方向走査線サンプリングは、仰角サンプリング間隔３度で、４分の３度の（３／４ｄｅｇｒｅｅ）方位角サンプリング間隔の３．２５倍の粗さよりも粗い。フレームレートは、仰角方向のアレイの振動レートに合わせられ、約２０Ｈｚである。各セクタの方位角範囲を約３０度に減らすことにより、走査線の数は僅か４１ラインまで減らすことが可能である。このことは、仰角方向で各フレームあたり９個のセクタ獲得を可能にする。この設定によると仰角セクタ幅２４度となり、これは、方位角方向における幅の８０％である。
【００５０】
トランスデューサ・アレイ４２を検査組織に近くに位置決めし、近フィールドの画像化を行うことには、いくつかの利点がある。標的組織が画像化カテーテルに近いとき、走査線間隔は、通常使用される方位角方向で３／４度、仰角方向で３度、の状態から比例的に増大可能である。方位角セクタは９０度まで増大可能であり、仰角は７２度まで増大する。更に、僅か数センチ（即ち１〜３ｃｍ）離れて配置された組織領域については、画像化システムは、フェイズドアレイ画像化モードから線形アレイ画像化モードに切り替わるようにしてもよい。そのシステムは、参照により組み込まれる、米国特許出願シリアル番号０８／６５５５２１に説明されたような、台形の表示を有する、位相式及び線形式アレイ画像化の組み合わせを提供する。
【００５１】
カテーテル１２で獲得された３次元超音波データは、米国特許第５１５９９３１号に説明されたアルゴリズムのような標準的復元アルゴリズムを使用して処理可能である。その３次元超音波データはまた、市場で入手可能な製品、例えば、Ｃｏｍｐａｃｔ
３ｄ（商標）を使用して処理してもよく、更に、ドイツ国のＥｄｉｓｏｎｓｔｒａｓｓｅ６， Ｕｎｔｅｒｃｈｌｅｉｓｓｈｅｉｍ所在のＴｏｍＴｅｃ
Ｉｍａｇｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍｓ
ＧｍｂＨ製グラフィックス・ワークステーションＥｃｈｏＶｉｅｗ（商標）に表示可能である。
【００５２】
或いは、画像化システムは、以下に説明する数個の正投影図画像を発生する。図７Ａは、トランスデューサ・アレイ４２で集められた、画像化ボリュームＶのデータを示す。トランスデューサ・アレイ４２は、超音波ラインを方位角範囲にわたって放出し、一画像平面についての超音波データを獲得するための選択半径（Ｒ）及び方位角範囲（Θ＝プラスマイナス４５度）にわたるエコーを検出する。組織ボリュームを画像化するために、駆動モータ１２８は、トランスデューサ・アレイ４２をその軸について仰角範囲（Φ＝プラスマイナス３０度）にわたり振動させる。従って、画像化ボリュームＶは、画像セクタと呼ばれる（Ｓ−１、Ｓ−２、Ｓ−３、Ｓ０、Ｓ１、Ｓ２及びＳ３のように個別に呼ばれる）、数個の画像平面を含む。
【００５３】
また、図７を参照すると、画像化システムは、それぞれ方位角および仰角の配置が０度に当たる２つの直交中心平面Ｓ０及びＬ０（図４Ａ）内の３つの正投影図を表示可能である。画像セクタＳ０（仰角０度のもの）がｙ＝∞（無限大）からｙ＝０に向かって画像化されるとき、それを正面図２８６と呼ぶ。背面図（図示せず）は、ｙ＝−∞（マイナス無限大）からｙ＝０に向かって画像化される。ｘ＝∞（無限大）からｘ＝０に向かって及びｘ＝−∞（マイナス無限大）からｘ＝０に向かって画像化されたＬ０に配置された画像セクタ（Θ＝０度）は、それぞれ右側面図２９２及び左側面図２９１と呼ばれる。この時点で、臨床医は、以下に説明するように走査パラメータまたは表示パラメータを選択し直すことが可能である。
【００５４】
画像化システムは、最初に正面図及び両側面図を臨床医に提供する。画像化システムはまた、走査ボリュームＶにわたって正面図平面と側面図平面とに直交する選択された表面の画像である、少なくとも１つの修正Ｃスキャン画像を提供する。ｚ＝０から投影する組織表面を表示する修正Ｃスキャン画像は、上面図３３７と呼ばれる。そのＣスキャン平面の反対側の組織表面（ｚ＝無限大、から）を表示するＣスキャン画像は、底面図３３６と呼ばれる。臨床医は、修正Ｃスキャン画像に表示させるべき表面を手動選択可能（またはシステムが自動選択可能）である。画像化システムは、これらの正投影図を、１５Ｈｚを越えるフレームレートで（好ましくは約２０Ｈｚ〜６０Ｈｚの範囲内で）リアルタイムに発生する。
【００５５】
画像化システムは、画像調節のために自由度６を提供する。電子的調節が、選択された図の向きを得るために自由度３を提供する。３つの追加の自由度は、選択された組織構造に対するトランスデューサ・アレイ４２の空間的向きに由来する。関節領域は、画像化ボリュームの指向を変更し、このようにして正面図、側面図、及び底面図の指向を変更する。
【００５６】
有利なことに、上述した配置は、映像ディスプレイ上で画像平面が常に視覚頂点について回転するので、トランスデューサ・アレイ４２の一仰角位置からもう一つまで、常に予想可能な図を提供する（詳細は後述する）。獲得された画像は、それゆえ、臨床医にとって更に容易に理解される。この逆は、超音波アレイについての非束縛式の回転という設定であり、その場合、一画像位置からもう一つの画像位置への回転のピボット点が予想できない。本配置はまた、後述する多様な３次元的画像化モードを生み出す基盤を提供する。
【００５７】
図5Aから図5Kは、現在好ましい実施形態による画像化システムを概略図的に示す。画像化システムの全体の動作は、制御プロセッサ２００により制御される。制御プロセッサ２００は、入力コントロール２０２〜２２７からの入力コマンドを受け入れ、出力制御信号２３０〜２５１を提供する。制御プロセッサ２００は、サーボ・モータ・エンコーダ兼コントローラ２５５及びビームフォーマ２６０に制御データを提供し、また、画像制御データを、処理表示電子回路（エレクトロニクス）に提供する。
【００５８】
アレイ４２の仰角の向きを制御するために、サーボ・モータ・エンコーダ兼コントローラ２５５は、仰角セクタ角度２３３及び仰角セクタ番号２３４を定義する制御データを受け取る。更に、コントローラ２５５は、位置センサ１６０からのデータを受け取る。コントローラ２５５は、トランスデューサ・アレイ４２を所望の仰角の角度に変位させるモータ１２８を駆動し、その後、システムはこの画像セクタのための走査データを集める。（或いは、トランスデューサ・アレイ４２は、選択された仰角範囲にわたって変位されていく間に数個のセクタにわたって走査データを獲得する。）
画像セクタ内での走査を制御するために、制御プロセッサ２００は、制御データ、例えばタイミング２３０、走査線番号２３１及びレンジ２３５、をビームフォーマ２６０に提供する。ビームフォーマ２６０は、送信ビームフォーマ及び受信ビームフォーマを含む。送信ビームフォーマは、選択された走査線に沿って超音波ビームの伝播を方向付ける。好適には、この実施形態では、送信ビームフォーマは、トランスデューサ素子からの発信の位相処理を実行し、パイ形状のセクタにおいて選択された角度配分にわたる離間した数本の発信走査線に沿って超音波ビームを放出する。受信モードでは、受信ビームフォーマは、トランスデューサ素子を位相処理し、選択された角度配分にわたる離間した数本または１本の受信走査線に沿って超音波エコーを検出する。フェイズドアレイに接続された送受信ビームフォーマの動作は、例えば、米国特許４１４００２２、４８９３２８３、５１２１３６１、５４６９８５１に説明されている。
【００５９】
Ｂスキャンのパラメータを定義するために、制御プロセッサ２００は、セクタ走査深度２０８、フレームレート２１０、及び方位角／仰角走査率２１２を定義する入力データを受け取る。セクタ走査深度は、それにわたってエコーが検出されるレンジ（Ｒ）を定義し、例えば、関心の生体組織に対するトランスデューサ・アレイの配置場所に応じて、４ｃｍ、８ｃｍ、または１０ｃｍである。臨床医は、関心の組織構造に応じてフレームレート２１０を選択可能である。動く器官についてのリアルタイム画像のためには、組織の運動による画像の不鮮明化を防ぐために、フレームレートは、少なくとも、毎秒当たり数フレームでなければならない。ユーザはまた、方位角／仰角走査率２１２を選択する。これはＢスキャンを、単一セクタの、大きな方位角の走査（即ち、画像セクタ内で走査線のある角度範囲が大）から、多数のセクタの、最小方位角スキャン（即ち、大きな仰角変位にわたって走査された各画像セクタの角度範囲が小）まで、変化させる。従って、方位角／仰角走査率２１２は、底面図３３６の底面図画像アスペクト比（即ち、ｘ／ｙ次元）及び、図９に示したような、Ｃスキャンのための上面図３３７の上面図アスペクト比を提供する。
【００６０】
好まれるセクタ走査深度、フレームレート及び方位角／仰角走査率に応じて、制御プロセッサ２００は、角走査線間の角度間隔、および走査線数（２３１）を計算する。初期値に基づいて、プロセッサ２００は可能な最大本数の走査線および可能な最大個数のセクタを割り当てる。具体的には、プロセッサ２００は、走査セクタ間の角度間隔、即ち、セクタ角度（２３３）、及びセクタ数（２３４）を計算する。制御プロセッサ２００は、これらの値を、上述したようにビームフォーマ２６０及びコントローラ２５５に提供する。
【００６１】
制御プロセッサ２００は、ビームフォーマ２６０により行われる走査シーケンスを選択する。送信ビームフォーマは、位相処理された超音波ビームの、各セクタについて計算された範囲にわたる走査線に沿う放出を方向付けする。放出された各走査線について、受信ビームフォーマは、対応する受信走査線に沿う超音波エコーを検出するためにトランスデューサ素子を位相処理する。或いは、受信ビームフォーマは、例えば、参照により組み込まれる、「フェイズドアレイ画像化システムのフレームレートの向上（Ｉｎｃｒｅａｓｉｎｇ
ｔｈｅ Ｆｒａｍｅ
Ｒａｔｅ ｏｆ
ａ Ｐｈａｓｅｄ
Ａｒｒａｙ Ｉｍａｇｉｎｇ
Ｓｙｓｔｅｍ）」と題した米国出願シリアル番号０９／０４６４３７、において説明されるように、選択された角度配分にわたり離間した数本の受信走査線から走査データを合成する。ＲＦデータは、１０ＭＨｚの高さの中心周波数の近辺で６０％にわたる通過帯域、または好ましくは、約５ＭＨｚ〜７ＭＨｚの範囲の中心周波数の近辺で約３５％の通過帯域のフィルタで、フィルタ処理される。
【００６２】
制御プロセッサ２００は、臨床医により入力されたかメモリに格納された、時間ゲイン補償（ＴＧＣ）入力２０２、側方ゲイン補償（ＬＧＣ）入力２０４、及び仰角ゲイン補償（ＥＧＣ）入力２０６を受け取る。ＴＧＣコントロールは、トランスデューサ・アレイからの距離に応じて、通常は不連続なステップで、受信チャネル・ゲインを調節する。ＴＧＣコントロールは、超音波の、媒体を通って伝播するに伴う減衰を補償する。ＬＧＣコントロールは、受信チャネルゲインを、或る特定の走査線の方位角変位に応じて変化させ、一方、その走査線に沿うゲインは、トランスデューサ・アレイからの距離とともに影響を受けないままである。ＬＧＣコントロールは、組織の解剖学的構造のせいで超音波信号が或る特定の領域で減少する場合、或いは、対象になっている組織の向きによってエコー信号の輝度が変化する場合に望ましい。ＥＧＣコントロールは、受信チャネル・ゲインを、仰角変位に応じて変化させる。即ち、そのゲインを選択された走査セクタ（即ち走査プラン）に合わせて調節する。ユーザはまた、画像がより良く「見える」ように手動で再調整することも可能である。
【００６３】
受信ビームフォーマは、検出されたＲＦ信号を、上述した訂正を行う、時間ゲイン補償器（ＴＧＣ）２６２、側方ゲイン補償器（ＬＧＣ）２６４、及び仰角ゲイン補償器（ＥＧＣ）２６６に供給する。ＥＧＣ２６６は、補償をなされたデータを、境界検出器３０２及び３２２に供給する。
【００６４】
或いは、ＴＧＣ２６２、ＬＧＣ２６４、及びＥＧＣ２６６は、合理的ゲイン補償（ＲＧＣ）で置き換えられる。これは、米国特許５１９５５２１において、及び「Ｒａｔｉｏｎａｌ
Ｇａｉｎ Ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏｎ
ｆｏｒ Ａｔｔｅｎｕａｔｉｏｎ
ｉｎ Ｃａｒｄｉａｃ
Ｕｌｔｒａｓｏｎｏｇｒａｐｈｙ」（Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ、Ｖｏｌ．５， ｐｐ．２１４−２２８（１９８３））において説明されている。ＲＧＣ補償は、血液と心臓組織の区別をしている間の減衰を補償する。ＲＧＣは、閾値（それより下では、後方散乱された信号が「ゼロ」に定義される）を使用することにより、血液および心臓組織についての信号ゲインを変更する。この場合、後方散乱信号は、血液から到来している。
【００６５】
まだ図５Cを参照すると、ポストプロセッサ２７６及び３１８は、フィルタ処理され補償されたデータを、エンベロープ検出器２７４および３１７から受け取る。ポストプロセッサ２７６及び３１８は、一揃いの選択された曲線にデータを写像することにより、各データ点のコントラストを制御する。コントラストのレベルを各データ点に割り当てた後で、走査線バッファを使用して一走査線のデータを一時的にホールドすることが可能である。
【００６６】
走査線データボリュームメモリ２７８が、処理されたエコーデータを受け取り、また、プロセッサ２００から、走査線番号２３２、セクタ番号２３４、及びレンジ２３５を受け取る。データボリュームメモリ２７８は、各セクタに或る番号を割り当て、もう一つの番号を方位角方向の各走査線に割り当てることにより、データを行列形式で格納する。データボリュームメモリ２７８に格納されたデータ行列のサイズは、音響上のフレームレートに依存する。各走査周期（即ち、音響上のフレーム）が、データ行列を、方位角レンジと仰角レンジにより輪郭を描かれた走査ボリュームにわたって獲得されたデータ、で満たす。走査線番号は、データボリューム行列中のコラム番号に対応する。セクタ数は、データボリューム行列中の列番号に対応する。レンジ・データは、データボリューム行列中のコラム高さに対応する。データボリュームメモリ２７８は、その出力２７９をプロセッサ２８５及び２９０に提供する。
【００６７】
同様に、境界データ・ボリューム・メモリ２８０も、前記処理されたエコー・データ及び多数決プロセッサ３０８からのデータを受け取る。境界データボリュームメモリ２８０はまた、プロセッサ２００から、表示ライン番号２３２、セクタ番号２３４、レンジ２３５及びＢスキャン表面コントラスト２３９を受け取る。データボリュームメモリ２８０もまた、データを行列形式で格納する。データボリュームメモリ２８０は、その出力２８１をプロセッサ２８５及び２９０に提供する。
【００６８】
方位図法の図補間プロセッサ２８５及び仰角の図補間プロセッサ２９０は、メモリ２７８及びメモリ２８０からデータを受け取り、また、Ｂスキャンエッジ指示器３１０およびＣスキャンエッジ指示器３３０から、データを受け取る。図入力に応じて、補間プロセッサ２８５及び補間プロセッサ２９０は、それぞれ、選択された正面図および選択された側面図を発生する。その正面図および側面図は、表示平面メモリ３００に供給され、このメモリは、映像信号２５０を映像ディスプレイに供給する。その正面図および側面図（Ｂスキャンデータ）に基づいて、臨床医は、選択組織領域を含む領域を選択できる。臨床医は、レンジゲートのセッティングをすることにより、或いは、画像化された組織のあたりで関心領域（ＲＯＩ）を描くことにより関心組織を選択する。
【００６９】
臨床医は、前記正面図および側面図（即ちＢスキャン画像）に基づいて関心領域の輪郭を描くことができる。制御プロセッサ２００は、ＲＯＩペリメータ入力２１３を、レンジ２３５、ＲＯＩマーカ及びゲート２３６に変換する。それらは、或る領域の輪郭を描くように、映像ディスプレイに表示可能である。それらはまた、ＲＯＩの点からのエコーに応答して境界検出を行うための境界検出器３０２及び境界検出器３２２に供給される。通常は、組織表面または構造は、単一平面またはレンジに、うねりの様に出入りする。単にレンジ値または関心領域を選択することにより単純にエコーデータを表示するのでは、得られる結果は、諸々の区域の乱雑な継ぎ接ぎに終わってしまい、臨床医は、内容を思い浮かべたり理解したりすることが困難になろう。従って、本システムは、関心の組織表面を見つけるためにＢスキャン境界検出器３０２及びＣスキャン境界検出器３２２を使用する。
【００７０】
図５Cに示したように、Ｂスキャン境界検出器３０２は、信号プロセッサ３０４、組織指示器３０６、多数決プロセッサ３０８、およびエッジ指示器３１０を含む。参照により組み込まれる米国特許５１９５５２１は、多数決回路および、ＲＯＩ発生のための回路を開示している。制御プロセッサ２００は、境界検出器３０２にＲＯＩイネーブル出力２３６、ライン番号出力２３１、及びセクタ番号出力２３４を供給する。信号プロセッサ３０４は、組織境界の場所確認の正確度を高めるために、組織からと血液からのエコーの差に敏感な標数を、ＲＦデータから導き出す。その標数は、組織からの及び血液からの総合された後方散乱の振幅である。信号プロセッサ３０４は、その総合された後方散乱の振幅を割り出し、それを組織指示器３０６に供給する。（或いは、組織指示器３０６が直接にエコーＲＦデータを受け取ることも可能である。）
組織指示器３０６は、エコーが組織からか血液からかに応じて１またはゼロに等しい信号を出力する。多数決プロセッサ３０８は、或る走査セクタ内で個々の走査線ごとに、信号の多数派がゼロか１かを判定する。即ち、多数決プロセッサ３０８は、組織指示器３０６により供給された前記信号が組織からのエコーを表すのか血液からのエコーを表すのか、を示す信号を、各レンジ毎に生成し多数決プロセッサ３０８は、現在走査されている途中のラインを含む連続した走査線の多数派についてこの信号を生成する。もし、指示器３０６が、或るレンジにある反射は組織からのものである、ということを示す信号を、ラインの多数派について出力する場合、多数決プロセッサ３０８は、反射は組織からという事実を示す信号を出力する。同様に、指示器３０６が、異なる信号をラインの多数派について出力する場合、多数決プロセッサ３０８は、反射が血液からという事実を示すもう一つの信号を出力する。
【００７１】
Ｃスキャン境界検出器３２２は、Ｂスキャン境界検出器３０２と同様に動作する。Ｃスキャン境界検出器３２２は、信号プロセッサ３２４、組織指示器３２６、多数決プロセッサ３２８、およびエッジ指示器３３０を含む。制御プロセッサ２００は、Ｃスキャン境界検出器３２２に、レンジ・ゲート・イネーブル出力２３７、ライン番号出力２３１、及びセクタ番号出力２３４を供給する。信号プロセッサ３２４は、組織からの及び血液からの総合された後方散乱の振幅をＲＦデータから導き出し、それを組織指示器３２６に供給する。組織指示器３２６は、エコーが組織からか血液からかに応じて１またはゼロに等しい信号を出力する。多数決プロセッサ３２８は、或る走査セクタ内で個々の走査線ごとに、信号の多数派がゼロか１かを判定する。即ち、多数決プロセッサ３２８は、組織指示器３２６により供給された前記信号が組織からのエコーを表すのか血液からのエコーを表すのか、を示す信号を、各レンジ毎に生成する。
【００７２】
エッジ指示器３１０について説明した様に、エッジ指示器３３０は、多数決プロセッサ３２８により供給された信号における変化に応答して、画像における空洞またはキャビティの輪郭を形成するために使用される短いパルスを生成する。具体的には、エッジ指示器３３０は、多数決プロセッサ３２８の出力が高レベルから低レベルに変化するとき及びその逆のとき（即ち、検出されたエコーが組織から血液に変わるとき及びその逆のとき）は常に高ロジックレベルを出力する。エッジ指示器３３０からの出力３３２は、Ｃスキャン・ボーダをハイライトさせるためのプロセッサ２８５及び２９０に供給される。更に、多数決プロセッサ３２８からの出力３２９は、ゲートピーク検出器３２０に供給される。
【００７３】
図８Ｃを参照すると、ゲートピーク検出器３２０は、選択されたＲＯＩまたはレンジ内に位置する、選択された組織表面をフォローするＣスキャンデータを提供する。サンプラ３５２が、ポストプロセッサ３１８から出力３１９を受け取り、サンプリングされたデータをホールド回路３５６及び遅延回路３６０に供給する。更に、多数決プロセッサ３２８の出力３２９が、ポジティブ・トリガ比較器３５４およびネガティブ・トリガ比較器３５８に供給される。多数決プロセッサ３２８が近位組織表面を検出すると、ポジティブ・トリガ比較器３５４がイネーブル信号をホールド回路３５６に供給し、このホールド回路は、その出力３５７を近位／遠位表面回路３６４に供給する。
【００７４】
近位／遠位表面回路３６４は、スイッチとして機能する。多数決プロセッサ３２８が遠位表面を検出すると、ネガティブ・トリガ比較器３５８がイネーブル信号をホールド回路３６２に供給し、このホールド回路は、その出力３６３を近位／遠位表面スイッチ３６４に供給する。近位／遠位表面スイッチ３６４は、近位／遠位表面値２４４を制御プロセッサ２００から受け取る。近位／遠位表面値２４４に基づいて、近位／遠位表面スイッチは、信号３５７または信号３６３を、ヨー（ｙａｗ）調節プロセッサ３３５に供給し、それからまた同様に、コントラスト調節プロセッサ３４０に供給する。即ち、近位／遠位表面スイッチ３６４は、ゲートピーク検出器３２０がＲＦ信号のポジティブ・ゴーイング・エッジからの大きな値を送るのかＲＦ信号のネガティブ・ゴーイング・エッジからの大きな値を送るのか、を決定する。この様にして、本システムは、上面図または底面図（両方とも修正Ｃスキャン画像である）のためのデータを発生する。
【００７５】
上述したように、ゲートピーク検出器３２０がＲＦ信号から近位または遠位表面データを選択し、それをヨー調節プロセッサ３３５に送る。０度（即ち、ヨー調節出力２４３がゼロに等しいところ）調節のために、前記データは、非変更でコントラスト調節プロセッサ３４０に供給される。コントラスト調節プロセッサ３４０は、底面図と上面図（即ち、前記２つのＣスキャン画像）について別々のコントラスト調節を実現する。臨床医は、Ｃスキャン・コントラスト入力２１６を供給し、制御プロセッサ２００がＣスキャン出力を供給する。例えば、組織壁が、正面図及び両側面図（前記Ｂスキャン断面図）上で、白線として見られる可能性がある。しかし、臨床医は、底面図で目印や病変や治療デバイスを探すために、それを灰色で見たいかもしれない。Ｃスキャン・コントラストは、理想的な組織表面の見え方を作る。コントラスト調節後、コントラスト調節プロセッサ３４０は、コントラスト調節されたデータをスケール調節プロセッサ３４５に供給する。スケール調節プロセッサ３４５は、コントラスト調節されたデータを、正面図及び両側面図（即ちＢスキャン画像）に使用されるスケールに写像し、前記データを映像表示メモリ３００に供給する。
【００７６】
また、図５A-Fを参照すると、臨床医は、正面図（または背面図）２８６及び両側面図２９１または２９２を見た後、もう一つの走査を行うために、セクタ深度２０８、フレームレート２１０や方位角対仰角走査率２１２についての新たな値を入力することにより、前記走査ボリュームＶを電子的に変更または位置決めしなおすことが可能である。臨床医は、新規走査のピッチ・オフセット２１８またはロール・オフセット２１９を変更することにより、画像化組織を選択しなおすことが可能である。ピッチ・オフセットは、方位角方向の走査線を変更する。ロール・オフセットは、トランスデューサ・アレイ４２の仰角角度を変更し、従って、個々の画像セクタの位置を変更する。このようにして、臨床医は、関心組織においてセンタリングされた、より小さなデータボリュームにわたるように走査を方向づけることができる。より小さなデータボリュームにわたる走査を行うことにより、集めるデータ点の数が少なくて済むようになるので、本システムは、動いている組織のリアルタイム画像化を、フレームレートを上げることにより、改善することができる。或いは、本システムは、解像度を上げるために、集めるデータ点の数を変えずに、より小さなボリュームにわたるようにしてデータ点を集める。
【００７７】
方位角アイコン発生器２８９は、ピッチ調節２４１を受け取り、正面図のための正面方位角アイコン３７０（または背面図のための背面方位角アイコン）を表示するためのデータを提供する。仰角アイコン発生器２９９は、ロール調節２４２を受け取り、左側面図２９１のための左仰角アイコン３７２（図７）および右側面図３９２のための右仰角アイコン３７４を表示するためのデータを提供する。ヨー・アイコン発生器は、ヨー調節２４３を受け取り、ヨーの向き（図７）を示す上面図アイコン３７６および底面図アイコン４２５を表示するためのデータを提供する。臨床医は、画像のよりよい理解のために前記アイコンを使用する。更に、臨床医は、音響ビームを選択された関心値に方向付け導くために、或いは、トランスデューサ・アレイ４２の向きに関連して画像を配置及び指向するために、前記アイコンを使用する。
【００７８】
画像化システムはまた、正投影図の各図（即ち、正面図、背面図、側面図、上面図及び底面図）を電子的に変更可能である。正面図および両側面図（図９に示した）を見た後、臨床医は、ヨー・オフセット２２０を変更することにより、図の向きを変更可能である。ヨー出力２４３が、プロセッサ２８５、２９０及び３３５に供給され、これらは、正面図、側面図、上面図及び底面図を再計算する。再計算された正面図２８６Ａ、左側面図２９１Ａ、右側面図２９２Ａ、上面図３３７Ａ及び底面図３３６Ａを図７に示した。更に、ここで方位角アイコン発生器２８９が、正面方位角アイコン３７０Ａを表示するためのデータを供給し、仰角アイコン発生器２９９が、左仰角アイコン３７２Ａ及び右仰角アイコン３７４Ａ両方のためのデータを供給する。ヨー・アイコン発生器は、上面図アイコン３７６Ａ及び底面図アイコン３７８Ａ両方を表示するためのデータを供給する。
【００７９】
ヨー調節は、２つの新規な走査線平面を発生するために補間を必要とする。これらは、新規データ平面（即ちセクタ）を作るようにデータボリューム行列を使用する最も近い走査線の組から発生される。この補間プロセスは、極座標データをディスプレイに使用される直交座標データに変換するリアルタイム２Ｄシステム（例えば、米国特許第４４６８７４７号または米国特許第５１９７０３７号参照）によって行われる走査変換プロセスと同様な原則を用いる。各再計算されたデータ平面は、プロセッサ２８５又は２９０に関連付けられたメモリに格納可能である。再計算されたデータ平面は、映像表示平面メモリ３００に供給され、その後、信号３５０により映像モニタに供給される（図５A-I）。走査変換器２８８及び２９８が、方位角平面および仰角平面の双方について、ＲとΘ（シータ）で獲得された超音波データをＸＹフォーマットに変換する。走査変換器２８８及び２９８は、米国特許第４４６８７４７号、米国特許第４４７１４４９号、または米国特許第５１９７０３７号、または、「Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ
Ｉｍａｇｉｎｇ： ａｎ Ｏｖｅｒｖｉｅｗ」及び「Ａ Ｓｃａｎ Ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ
Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ ｆｏｒ Ｄｉｓｐｌａｙｉｎｇ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｉｍａｇｅｓ」（Ｈｅｗｌｅｔｔ−Ｐａｃｋａｒｄ
Ｊｏｕｒｎａｌ， Ｏｃｔｏｂｅｒ １９８３）、に説明されたように構築される。
【００８０】
図８Cは、右心房３８０に挿入された超音波画像化カテーテル１２の硬質領域３２と共に人間の心臓の断面図を示す。カテーテル１２は容易に脈管構造挿入され所望の場所に配置可能である。例えば、心臓の右心房へのアクセスを得るためには、医師は、カテーテルを経皮的に挿入し、典型的には鼠径部近くの右または左の大腿静脈を通す、或いは首の右頚静脈（または、上胸部の鎖骨下静脈も可能）を通す。その後、医師は、挿入されたカテーテルを下大静脈（ＩＶＣ）３８２または上大静脈３８４を経由して右心房内に滑り込ませる。
【００８１】
画像化システムは、酸素を減らされた静脈血が下大静脈３８２及び上大静脈３８４を経由して心臓の右心房３８０に入り、それから心拡張期中に右心室３８６に流れるような、心臓サイクルのリアルタイム画像を提供可能である。心室は、筋肉でできた円錐形の部屋であり、連続的にその形状が変化する。次に、心収縮期中に、肺動脈（図示せず）が、右心室から拍出された血液を肺に送り込む。肺動脈（図示せず）は、酸素を増やされた血液を肺から左心房３９０に搬送する。心拡張期中には、酸素を増やされた血液が左心房３９０から左心室３９４に流れる。心収縮期中には、左心室３９４が、酸素を増やされた血液を大動脈３９６内に拍出する。画像化システムは、トランスデューサ・アレイ４２を右心房３８０内に位置決めすることにより（これはアクセスがより容易になり患者にとってのリスクもやや低くなる）、心臓左右の組織からのエコーデータを集めることも可能である。
【００８２】
トランスデューサ・アレイ４２を右心房３８０内に位置決めした後、画像化システムは、前記フェイズドアレイ・モードまたは線形アレイ・モードを使用して心臓左右を画像化できる。例えば、画像化システム１０は、心臓に導入された医療デバイス、例えばバルーンカテーテルまたはアブレーション・カテーテル、を画像化できる。アブレーション・カテーテル４００（例えば、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃｓ，
Ｉｎｃ．， Ｓｕｎｎｙｖａｌｅ，
ＣＡにより製造されたカテーテル）が、その遠位部４０２を心筋の内部表面の表面上または近くに配置されるようにして、左心室３９４に導入される。臨床医は、上述した新規なカテーテル設計および解剖学的に正しい向きの画像を提供する新規な表示システムのおかげで（遅れることなく）３次元構造を理解するであろう。その新規なカテーテル設計は、図１２Ａから１７Ｃに示したパイ形の画像の頂点に配置されたトランスデューサ・アレイ４２の回転の中心線を有する。
【００８３】
重要なことに、システム全体は、高品質画像を獲得および発生するために自由度６を提供する。画像化カテーテル１２は、トランスデューサ・アレイ４２を検査組織に対して位置決めする際に自由度３を提供する。臨床医は、遠位部３０を関節動作、回転および変位させることにより、トランスデューサ・アレイ４２を選択された位置に操り、検査組織に対してアレイ４２を指向する。画像化電子回路は、ピッチ、ロール及びヨーの値を選択することにより、画像を発生するために、また別の自由度３を提供する。表示システムは、メモリに格納された集められた走査データから、種々のヨーの値について新たな（指向しなおされた）画像を発生できる。表示形式は、或る位置（または位置の範囲）からもう一つに移るとき常に予想可能であり、後述するように、臨床医に容易に理解される。
【００８４】
図９Ａは、人間の心臓の長軸に沿った断面図であり、図９Ｂは、その心臓の短軸に沿った断面図である。図９Ａ〜９Ｄは、画像化システムのディスプレイ上には表示されないが、ここでは説明のために提供する。図９Ａと図９Ｂは両方とも、右心室３８６内に配置されたカテーテル１２の遠位部３０、及び、同じく右心室３８６内に配置されたアブレーション・カテーテル４００の遠位部４０２、を示す。画像化システムは、トランスデューサ・アレイ４２を使用してエコーデータを集め、それぞれ図１０Ａ、１０Ｂ及び１０Ｃに示した正投影正面図４２０、正投影左側面４５０、及び上面図４７０を提供する。画像化システムの映像ディスプレイは、図９及び図１０に示した様に、各正投影図および関連したアイコンを表示する。以下の説明では、例えば「Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ
Ｄｒａｗｉｎｇ ａｎｄ
Ｇｅｏｍｅｔｒｙ， ｂｙ Ｒ． Ｐ． Ｈｏｅｌｓｃｈｅｒ
ａｎｄ Ｃ．
Ｈ． Ｓｐｒｉｎｇｅｒ，
Ｊｏｈｎ Ｗｉｌｅｙ
＆ Ｓｏｎｓ，
Ｉｎｃ．， １９６１」に提供されたような、投影図の標準的な定義を使用する。
【００８５】
図９Ａを参照すると、フェイズドアレイ・モードで動作しているトランスデューサ・アレイ４２は、ライン４１２と４１３およびレンジ距離４１４で輪郭を描かれた方位角角度範囲にわたってエコーデータを集める。図１０Ａは、対応する正面図４２０及び正面図アイコン４３０を示す。正面図アイコン４３０は、アレイ軸４３２を含む。また、方位角角度範囲に対応する正面図フィールド４３４を示す。アレイ軸４３２は、選択されたヨー調節２４３（図５A-I）の値についてのトランスデューサ・アレイ４２の長手軸を示す。正面図４２０は、右心室３８６と左心室３９４（図９Ａ）を隔てる中隔３８８の近位表面（上面）３８９上に位置されたアブレーション・カテーテル４００の遠位部４０２を示す。正面図４２０は、左心室３９４と大動脈３９６（図９Ａに示した）との間の大動脈弁３９５も示す。臨床医は、ゲート４１６と４１７及びＲＯＩマーカ４１５の配置を設定できる。
【００８６】
図９Ｂ及び図１０Ｂを参照すると、画像化システムは、ライン４４５と４４６およびＲＯＩマーカ４４８で輪郭を描かれた選択された仰角角度範囲にわたってエコーデータを集めることにより左側面図４５０も発生できる。
トランスデューサ・アレイ４２（図９Ａ）は、選択された数の画像セクタにわたってエコーデータを集める。ここでライン４４７は、正面図平面の配置を示す。左側面図４５０は、左心室３９４、右心室３８６、中隔３８８、及びカテーテル４００の遠位部４０２（中隔３８８の右心室表面３８９上に配置されている）、の一部を示している。さらに図１０を参照すると、左側面図アイコン４６０は、入手可能な側面図フィールド４６２および、画像セクタを獲得した実際のロール角度４６４を示す。
【００８７】
図９Ｃ及び９Ｄは、人間の心臓の投影図である。図９Ｄは、アブレーション・カテーテルの遠位部４０２および、図９Ａおよび図９Ｂに定義されたレンジ（即ち、ゲート４１６及び４１７）内の中隔３８８の表面を表示する切取上面図を示す。対応する図１３Ｃは、Ｃスキャン投影図、レンジゲート４１６と４１７内のＢスキャンデータから発生された上面図４７０、および、上面図アイコン４９０を表示する。上面図４７０は、中隔３８８の近位表面３８９上に配置されたカテーテル４００の遠位部４０２を示す。レンジゲート４１６と４１７、角度範囲ライン４１２、４１３、４４６及び４４８は、上面図４７０のエリアを定義する。上面図４７０のエリアは、中隔３８８の近位表面３８９の湾曲のせいで影線部分と同一ではない。図１３Ｃは、長方形のアレイ４９２及びアレイ軸４９４を含む上面図アイコン４９０も表示する。長方形エリア４９２の辺に対する軸４９４の角度は、上面図４７０のヨー角度を示す。この場合では、ヨー角度はゼロになっている。
【００８８】
図１４Ａ及び１４Ｂは、図１２Ａ及び図１２Ｂと同様に、心臓の断面図を示す。画像化システムは、対応する正面図４２０Ａ（図１５Ａに示した）及び左側面図４５０Ａ（図１５Ｂに示した）を表示する。しかし、図１４Ａ及び１４Ｂでは、カテーテル４００の遠位部４０２が今度は左心室３９４内に配置されているので、画像化システムは、レンジゲート４１６と４１７について及び、角度範囲ライン４１２、４１３、４４６及び４４８について、図１２Ａ及び図１２Ｂにおいてとは異なる値を使用する。更に、画像化システムは、図１５Ａ及び図１５Ｂにおけるレンジゲート４１６Ａと４１７Ａをセッティングした後、上面図４７０のかわりに、底面図５００（図１５Ｃに示した）を表示する。
【００８９】
図１４Ａは、長軸断面に沿った、心臓の断面図である。画像化システムは、エコーデータを集め、図１５Ａに示された正投影正面図４２０Ａを発生する。システムは、投影図４２０に使用された前記方位角角度範囲よりも小さな、ライン４１２Ａ及び４１３Ａにより輪郭を描かれる新たな方位角角度範囲を使用する。かかる、より小さな方位角角度範囲が選択されるのは、関心の表面がアレイ４２からもっと遠くに配置されているからである。一般に、フェイズドアレイ・モードでは、画像化システムは、より遠く離れた領域と比べた場合、より大きな方位角角度範囲および仰角角度範囲を使用して、アレイ４２の近くに配置された関心領域を画像化する。
【００９０】
図１５Ａを参照すると、正投影正面図４２０Ａは、全てレンジ４１４Ａ内に配置されている、中隔３８８、カテーテル４００の遠位部４０２、左心室３９４、及び、僧帽弁３９２や大動脈弁３９５の一部を表示する。正面図４２０Ａは、例えば心筋組織のアブレーションまたは脈管再開通術の間、カテーテル４００の遠位部４０２を表示できる。図１５Ａはまた、ライン４１２Ａ及び４１３Ａにより定義された方位角角度範囲に対応する、実際の正面図フィールド４３４Ａに対して或る角度に配置されたアレイ軸４３２を含む正面図アイコン４３０Ａを表示する。正面図アイコン４３０Ａは、最大方位角角度範囲に対応する取得可能な正面図フィールド４３６を含む。
【００９１】
図１４Ｂは、心臓の短軸断面に沿った断面図である。図１４Ｂは、右心室３８６内側に配置されたカテーテル１２の遠位部３０及び、左心室３９４内側に配置されたアブレーション・カテーテル４００の遠位部４０２を示す。画像化システムは、図１５Ｂに示された正投影左側面図４５０Ａを提供する。
【００９２】
図１５Ｂは、左側面図４５０Ａ及び左側面図アイコン４６０Ａを示す。画像化システムは、酸素を増やされた血液で満たされた左心室３９４の一部および、酸素を減らされた血液で満たされた右心室３８６の一部を示す、左側面図４５０Ａを発生する。カテーテル４００の遠位部４０２は、レンジゲート４１６Ａ及び４１７Ａ内で中隔３８８の遠位表面３８９Ａ（底部表面）の近くに配置される。左側面図アイコン４６０Ａは、入手可能な側面図フィールド４６２および実際の側面図フィールド４６４Ａを示す。実際の側面図フィールド４６４Ａは、画像セクタがそれにわたって獲得された、ライン４４５Ａ及び４４６Ａで輪郭を描かれた、トランスデューサ・アレイ４２の実際の角変位を表示する。入手可能な側面図フィールド４６２は、トランスデューサ・アレイ４２の最大仰角角度範囲に対応する。
【００９３】
図１４Ｃ及び１４Ｄは、人間の心臓の投影図である。図１４Ｃは、図１５Ａおよび図１５Ｂに定義されたレンジ内に両方とも配置された、遠位部４０２と中隔３８８の底部表面３８９Ａとを表示する切取底面図を示す。対応する図１５Ｃは、Ｃスキャン投影図、レンジゲート４１６Ａと４１７Ａ内のＢスキャンデータから発生された底面図５００を表示する。底面図５００は、中隔３８８の遠位表面（左心室表面）３８９Ａ上に置かれた遠位部４０２を示す。レンジゲート４１６Ａと４１７Ａおよび角度範囲ライン４１２Ａ、４１３Ａ、４４６Ａおよび４４５Ａが、底面図５００のエリアを定義する。底面図５００のエリアは、近位表面３８９Ａの湾曲のせいで影線部分と同一ではない。図１５はまた、長方形アレイ５２２及びアレイ軸５２４を含む、底面図アイコン５２０を示す。長方形エリア５２２の辺に対する、軸５２４の角度は、上面図５００のヨー角度を示す。この場合では、ヨー角度はゼロになっている。
【００９４】
画像化システムの映像ディスプレイは、上述した正投影図画像および関連したアイコンを常に図９に示された同じ配置で表示する。各画像およびアイコンの習慣的な配置により、臨床医が画像を画像化された組織の実際の解剖学的構造に関連付けることが容易になっている。ヨー２２０（図８Ａおよび８Ｂ）のもう一つの値を供給した後で、画像プロセッサは、全ての正投影図を再計算し、それらを図１０に示した配置で表示する。従って、表示された画像は、解剖学的に正しい向きを有する。
【００９５】
図１６Ａ及び図１６Ｂは、それぞれ、図１４Ａ及び図１４Ｂにおいて示した図と同様な、心臓の断面図である。しかし、図１６Ａ及び図１６Ｂでは、カテーテル４００の遠位部４０２が今度は組織表面３９９上で左心室３９４に配置されているので、画像化システムは、レンジゲート４１６Ｂおよび４１７Ｂを使用し、角度範囲ライン４１２Ｂ、４１３Ｂ、４４６Ｂおよび４４８Ｂに対応している。画像化システムは、図１７Ａおよび図１７Ｂにおけるレンジゲートの設定に基づいて、上面図４７０Ｂ（図１７Ｃに示した）を表示する。
【００９６】
図１６Ａ及び図１６Ｂは、右心室３８６内側に配置されたカテーテル１２の遠位部３０及び、左心室３９４内側に配置されたアブレーション・カテーテル４００の遠位部４０２を示す。上述したように、画像化システムは、トランスデューサ・アレイ４２を使用してエコーデータを集め、図１７Ａ、１７Ｂ及び１７Ｃに示された正投影図を発生する。映像ディスプレイは、正投影図および関連したアイコンを図９及び図１０に示された所定の場所に表示する。
【００９７】
具体的には、図１７Ａは、対応する断面図４２０Ｂおよび正面図アイコン４３０Ｂを示す。正面図４２０Ｂは、組織表面３９９上に位置された遠位カテーテル部４０２を示す。正面図４２０Ｂは、左心室３９４と左心房３９０の間の僧帽弁３９２も示す。臨床医が、ゲート４１６Ｂと４１７Ｂ及びＲＯＩマーカ４１５Ｂの配置を設定できる。正面図アイコン４３０Ｂは、アレイ軸４３２Ｂを表示し、取得可能な正面図フィールド４３６Ｂおよび実際の正面図フィールド４３４Ｂを表示する。実際の正面図フィールド４３４Ｂは、ライン４１２Ｂと４１３Ｂで定義される方位角角度範囲に対応し、取得可能な正面図フィールド４３６Ｂは、最大方位角角度範囲に対応する。実際の図フィールド４３４Ｂと取得可能な図フィールド４３６Ｂの関係が、ピッチ調節２４１（図８Ａ）を表示する。実際の図フィールド４３６Ｂに対するアレイ軸４３２Ｂが、ヨー調節２４３（図８Ａ）の選択された値を示す。
【００９８】
図１６Ｂ及び図１７Ｂを参照すると、画像化システムは、ライン４４５Ｂ及び４４６Ｂ及びＲＯＩマーカ４４８Ｂによって輪郭を描かれた選択された仰角角度範囲にわたってエコーデータを集めることにより、左側面図４５０Ｂも発生できる。左側面図４５０Ｂは、中隔３８８の一部、左心室３９４の内部、僧帽弁３９２の一部、及び、左心室表面３９９上に配置された遠位カテーテル部４０２、を表示する。図１７Ｂを更に参照すると、左側面図アイコン４６０Ｂが、取得可能な側面図フィールド４６２Ｂおよび、画像セクタがそれにわたって獲得されたロール角度に対応する、実際の側面図フィールド４６４Ｂ、を表示する。取得可能な図フィールド４６２Ｂと実際の図フィールド４６４Ｂの関係が、ロール調節２４２（図８Ａ）を表す。
【００９９】
図１６Ｃ及び１６Ｄは、人間の心臓の投影図である。図１６Ｄは、カテーテル１２の遠位部３０と心臓上に配置されたアブレーション・カテーテル４００の遠位部４０２との両方を表示する、切取上面図を示す。図１７Ｃは、Ｃスキャン投影図、レンジゲート４１６Ｂ及び４１７Ｂ内のＢスキャンデータから発生された上面図４７０Ｂ、を表し、上面図アイコン４９０Ｂを表す。上面図４７０Ｂは、左心室表面３９９近くに配置された遠位カテーテル部４０２及び、僧帽弁３９２の一部、を表す。レンジゲート４１６Ｂ及び４１７Ｂおよび角度範囲ライン４１２Ｂ、４１３Ｂ、４４６Ｂおよび４４８Ｂが、上面図４７０Ｂのエリアを定義する。図１７Ｃは、長方形アレイ４９２Ｂとアレイ軸４９４Ｂとを含む、上面図アイコン４９０Ｂも表す。長方形エリア４９２Ｂの辺に対するアレイ軸４９４Ｂの角度が、上面図４７０Ｂのヨー角度を示す。
【０１００】
トランスデューサ・アレイに非常に近くに配置された組織を画像化システムが画像化するとき、システムは、フェイズドアレイ走査モードから、線形走査モードに切り替えでき、上述した３つの正投影画像を再度供給可能である。
【０１０１】
追加的な実施形態は、以下の請求項内である。
【図面の簡単な説明】
【０１０２】
【図１】図１は、内部組織についての侵入型脈管内画像化、のための超音波システムを示す。
【図２Ａ】図２Ａは、操縦可能なガイド・シース内に挿入可能な画像化コアを含む、脈管内画像化カテーテルを示す。
【図２Ｂ】図２Ｂは、操縦可能なガイド・シース内に挿入可能な画像化コアを含む、脈管内画像化カテーテルを示す。
【図３Ａ】図３Ａは、図２Ａに示された前記カテーテルの前記画像化コアの、遠位部分を示す。
【図３Ｂ】図３Ｂは、図３Ａに示された前記画像化コアの断面図を示す。
【図３Ｃ】図３Ｃは、前記カテーテルの前記画像化コアの、遠位部分を示す。
【図３Ｄ】図３Ｄは、前記カテーテルの前記画像化コアの、遠位部分を示す。
【図４Ａ】図４Ａは、図２Ａに示された前記操縦可能なガイド・シースの様々な実施形態を示す断面図を示す。
【図４Ｂ】図４Ｂは、図２Ａに示された前記操縦可能なガイド・シースの様々な実施形態を示す断面図を示す。
【図４Ｃ】図４Ｃは、図２Ａに示された前記操縦可能なガイド・シースの様々な実施形態を示す断面図を示す。
【図４Ｄ】同様に、図２Ａに示された前記操縦可能なガイド・シースの様々な実施形態を示す断面図を示す。
【図４Ｅ】同様に、図２Ａに示された前記操縦可能なガイド・シースの様々な実施形態を示す断面図を示す。
【図４Ｆ】同様に、図２Ａに示された前記操縦可能なガイド・シースの様々な実施形態を示す断面図を示す。
【図５Ａ】図５Ａは、一平面内Ｊ形フック状の連接状態となされた前記操縦可能なガイド・シースの遠位部を示す。
【図５Ｂ】図５Ｂは、一平面内Ｊ形フック状の連接状態となされた前記操縦可能なガイド・シースの遠位部を示す。
【図５Ｃ】図５Ｃは、一平面内Ｊ形フック状の連接状態となされた前記操縦可能なガイド・シースの遠位部を示す。
【図５Ｄ】図５Ｄは、一平面内Ｊ形フック状の連接状態となされた前記操縦可能なガイド・シースの遠位部を示す。
【図５Ｅ】図５Ｅは、一平面内Ｊ形フック状の連接状態となされた前記操縦可能なガイド・シースの遠位部を示す。
【図５Ｆ】図５Ｆは、一平面内Ｊ形フック状の連接状態となされた前記操縦可能なガイド・シースの遠位部を示す。
【図５Ｇ】図５Ｇは、一平面外Ｊ形フック状の連接状態となされた前記操縦可能なガイド・シースの遠位部を示す。
【図５Ｈ】図５Ｈは、一平面外Ｊ形フック状の連接状態となされた前記操縦可能なガイド・シースの遠位部を示す。
【図５Ｉ】図５Ｉは、一平面外Ｊ形フック状の連接状態となされた前記操縦可能なガイド・シースの遠位部を示す。
【図５Ｊ】図５Ｊは、一平面内Ｓ形フック状の連接状態となされた前記操縦可能なガイド・シースの遠位部を示す。
【図５Ｋ】図５Ｋは、前記操縦可能なガイド・シースの遠位部において使用される関節リンクの透視図である。
【図６Ａ】図６Ａは、図２Ａに示された前記画像化カテーテルの前記画像化コアの近位端及びカテーテル・ハンドルを示す。
【図６Ｂ】図６Ｂは、図６Ａの前記カテーテル内の駆動エレメントを概略図式的に示す。
【図６Ｃ】図６Ｃは、前記画像化カテーテルの前記画像化コアの近位端及びカテーテル・ハンドルを示す。
【図６Ｄ】図６Ｄは、前記画像化カテーテルの前記画像化コアの近位端及びカテーテル・ハンドルを示す。
【図７Ａ】図７Ａは、正投影図ビューを図示するために使用される或る画像化ボリュームのエコーデータを示す。
【図７Ｂ】図７Ｂは、図５Ａ〜図５Ｊに示されたような連接状態となされた前記遠位部を有する前記カテーテルによって発生された様々な画像化ボリュームを示す。
【図８Ａ】図８Ａは、図１の前記超音波システムの好ましい一実施形態を概略図式的に示す。
【図８Ｂ】図８Ｂは、図１の前記超音波システムの好ましい一実施形態を概略図式的に示す。
【図８Ｃ】図８Ｃは、図８Ａの前記超音波システムにおいて使用されるゲート・ピーク検出器を概略図式的に示す。
【図８Ｄ】同様に、図８Ａの前記超音波システムにおいて使用されるゲート・ピーク検出器を概略図式的に示す。
【図９Ａ】図９Ａは、図１の前記超音波システムによって供給される５つの正投影図ビューを示す。
【図９Ｂ】同様に、図１の前記超音波システムによって供給される５つの正投影図ビューを示す。
【図９Ｃ】同様に、図１の前記超音波システムによって供給される５つの正投影図ビューを示す。
【図９Ｄ】同様に、図１の前記超音波システムによって供給される５つの正投影図ビューを示す。
【図１０Ａ】図１０Ａは、ヨー角度を変化させることにより調節された図９の正投影図ビューを示す。
【図１０Ｂ】同様に、ヨー角度を変化させることにより調節された図９の正投影図ビューを示す。
【図１０Ｃ】同様に、ヨー角度を変化させることにより調節された図９の正投影図ビューを示す。
【図１１Ａ】図１１Ａは、右心房内に位置決めされた図２Ａの前記画像化カテーテルとともに人間の心臓の断面図を示す。
【図１１Ｂ】同様に、右心房内に位置決めされた図２Ａの前記画像化カテーテルとともに人間の心臓の断面図を示す。
【図１１Ｃ】同様に、右心房内に位置決めされた図２Ａの前記画像化カテーテルとともに人間の心臓の断面図を示す。
【図１１Ｄ】同様に、右心房内に位置決めされた図２Ａの前記画像化カテーテルとともに人間の心臓の断面図を示す。
【図１２Ａ】図１２Ａは、右心室内に位置決めされたアブレーション・カテーテルおよび前記画像化カテーテルとともに人間の心臓を示す断面図である。
【図１２Ｂ】図１２Ｂは、右心室内に位置決めされたアブレーション・カテーテルおよび前記画像化カテーテルとともに人間の心臓を示す断面図である。
【図１２Ｃ】図１２Ｃは、人間の心臓の透視図である。図１２Ｄは、図１２Ａ及び図１２Ｂに示された前記アブレーション・カテーテルを表示する切欠上面図を含む人間の心臓の透視図である。
【図１３Ａ】図１３Ａは、図１２Ａ及び図１２Ｂに示された前記画像化カテーテルにより集められた正投影図である。
【図１３Ｂ】図１３Ｂは、図１２Ａ及び図１２Ｂに示された前記画像化カテーテルにより集められた正投影図である。
【図１３Ｃ】図１３Ｃは、図１２Ａ及び図１２Ｂに示された前記画像化カテーテルにより集められた正投影図である。
【図１３Ｄ】同様に、図１２Ａ及び図１２Ｂに示された前記画像化カテーテルにより集められた正投影図である。
【図１４Ａ】図１４Ａは、右心室内に位置決めされた画像化カテーテル及び左心室内のアブレーション・カテーテルとともに人間の心臓を示す断面図である。
【図１４Ｂ】図１４Ｂは、右心室内に位置決めされた画像化カテーテル及び左心室内のアブレーション・カテーテルとともに人間の心臓を示す断面図である。
【図１４Ｃ】図１４Ｃは、図１４Ａ及び図１４Ｂに示された前記アブレーション・カテーテルを表示する切欠底面図を含む人間の心臓の透視図である。図１４Ｄは、人間の心臓の透視図である。
【図１５Ａ】図１５Ａは、図１４Ａ及び図１４Ｂに示された前記画像化カテーテルにより集められた正投影図である。
【図１５Ｂ】図１５Ｂは、図１４Ａ及び図１４Ｂに示された前記画像化カテーテルにより集められた正投影図である。
【図１５Ｃ】図１５Ｃは、図１４Ａ及び図１４Ｂに示された前記画像化カテーテルにより集められた正投影図である。
【図１６Ａ】図１６Ａは、右心室内に位置決めされた画像化カテーテル及び左心室内に配置されたアブレーション・カテーテルとともに人間の心臓を示す断面図である。
【図１６Ｂ】図１６Ｂは、右心室内に位置決めされた画像化カテーテル及び左心室内に配置されたアブレーション・カテーテルとともに人間の心臓を示す断面図である。
【図１６Ｃ】図１６Ｃは、人間の心臓の透視図である。
【図１６Ｄ】図１６Ｄは、図１６Ａ及び図１６Ｂに示された前記アブレーション・カテーテル及び前記画像化カテーテルの両方を表示する切欠上面図を含む人間の心臓の透視図である。
【図１７Ａ】図１７Ａは、図１６Ａ及び図１６Ｂに示された前記画像化カテーテルにより集められた正投影図である。
【図１７Ｂ】図１７Ｂは、図１６Ａ及び図１６Ｂに示された前記画像化カテーテルにより集められた正投影図である。
【図１７Ｃ】図１７Ｃは、図１６Ａ及び図１６Ｂに示された前記画像化カテーテルにより集められた正投影図である。

Claims (28)

1. 選択された組織領域の超音波画像を獲得するように構築された送信ビームフォーマ及び受信ビームフォーマに接続された超音波トランスデューサアレイを含む、生物学的組織を画像化するための超音波システムにおいての、脈管内カテーテルであって、
   当該脈管内カテーテルは：
   選択された姿勢付けを担うように構築された関節領域を含む遠位シース部及び、近位シース部を含む、血管への挿入に適する構造の、操縦可能なガイドシース；
   前記遠位シース部内に配置された遠位コア部及び、前記近位シース部内に配置された近位コア部を含み、前記遠位コア部上に長手方向に配置された前記超音波トランスデューサアレイを含む、前記ガイドシース内での回転的動作に適する構造の、画像化コア；
   前記関節領域の前記の選択された姿勢付けを制御することにより前記組織領域に対し前記超音波トランスデューサアレイを指向するように構築された、位置決めデバイス；
   方位角の角度範囲により定義される画像セクタにわたって超音波データを検出するように構築された、前記超音波トランスデューサアレイ；並びに
   前記超音波トランスデューサアレイを前記画像セクタの頂点のまわりに仰角の角度範囲にわたって回転的に変位させる回転デバイス；
   を備え、かつ
   前記回転デバイスはカテーテルハンドル内に配置され、かつ
   前記カテーテルハンドルは、前記回転デバイスの動作を相殺することで前記カテーテルハンドルにおける好ましからざる震えを低減するように設定された補償機構を更に含む、
   脈管内カテーテル。
2. 更に、約１５Ｈｚの走査周波数を達成可能なリアルタイム画像化に適するように、構築および設定された、請求項１に記載の脈管内カテーテル。
3. 前記回転デバイスが、前記画像化コアに接続された駆動モータを含み、前記補償機構が、相殺モータを含む、請求項２に記載の脈管内カテーテル。
4. 前記補償機構が、前記超音波アレイの振動の周波数で固有周波数応答を有するように設計されている、請求項３に記載の脈管内カテーテル。
5. 前記回転デバイスが、前記超音波アレイを前記角変位のいくつかの異なる角度にわたって前記超音波アレイを振動させるように構築および設定された駆動モータを含む、請求項１に記載の脈管内カテーテル。
6. 更に、前記回転デバイスが、前記超音波アレイを、前記選択された組織領域に対し或る選択された角度に配置し、前記アレイを、選択した時間前記角度に維持するように構築および設定された、請求項１に記載の脈管内カテーテル。
7. 更に、前記画像化コアと前記ガイドシースの間に配置され前記画像セクタの頂点のまわりの前記超音波アレイの前記振動を容易にするよう設定された１組の軸受を備える、請求項１に記載の脈管内カテーテル。
8. 前記カテーテルハンドルが、前記補償機構に結合され前記ハンドルの前記好ましからざる震えを検出するように設定された加速度計を含む、請求項３に記載の脈管内カテーテル。
9. 更に、基準の向きに対する前記超音波アレイの向きを検出し前記回転デバイスにフィードバックを供給するように構築および設定された位置センサを備える、請求項１に記載の脈管内カテーテル。
10. 更に、前記回転デバイスにより生じる震えを検出するように設定された加速度計センサを備える、請求項１に記載の脈管内カテーテル。
11. 前記関節領域は、前記位置決めデバイスに結合されたプッシュプルロッドと協調的に配置された多数のリンクを含む、請求項１に記載の脈管内カテーテル。
12. 更に、前記プッシュプルロッドの変位を検出するように構築および設定されたセンサを備える、請求項１２に記載の脈管内カテーテル。
13. 前記プッシュプルロッドが該プッシュプルロッド近位端でラックアンドピニオン機構に結合された、請求項１２に記載の脈管内カテーテル。
14. 前記リンクおよび前記プッシュプルロッドが、前記位置決めデバイスにより作動されるとき平面内で前記遠位部分を曲げるように協調的に設定されている、請求項１２に記載の脈管内カテーテル。
15. 更に、前記位置決めデバイスにより作動されるとき平面外に前記遠位部分を曲げるように前記リンクと協調的に設定されている第２のプッシュプルロッドを備える、請求項１５に記載の脈管内カテーテル。
16. 更に、２本のプッシュプルロッド及び、前記関節領域に含まれる多数のリンクを備え、前記多数のリンクは、前記プッシュプルロッドが前記位置決めデバイスにより作動されるときに、前記遠位部分をＳ字状の曲線をなすように平面内で曲げるように、前記プッシュプルロッドと協調的に設定されている、請求項１に記載の脈管内カテーテル。
17. 更に、前記位置決めデバイスにより作動されるとき平面外に前記遠位部分を更に曲げるように前記リンクと協調的に設定されている第３のプッシュプルロッドを備える、請求項１７に記載の脈管内カテーテル。
18. 前記画像化コアが、高い捩り剛性と、曲げに対する高い柔軟性とを示すように構築された駆動シャフトを含む、請求項１に記載の脈管内カテーテル。
19. 前記駆動シャフトが、少なくとも２つの逆巻きされたスプリングから作成されている、請求項１９に記載の脈管内カテーテル。
20. 前記画像化コアが、前記操縦可能なガイドシースに、着脱可能に挿入できる、請求項１に記載の脈管内カテーテル。
21. 更に、前記操縦可能なガイドシースに結合され、前記カテーテルハンドルに着脱可能に結合できるシースハンドルを含む、請求項２１に記載の脈管内カテーテル。
22. 更に、前記画像化コアの位置についてのフィードバックを前記駆動モータに供給するように構築および設定された位置センサを備える、請求項７に記載の脈管内カテーテル。
23. 前記駆動モータが、角位置フィードバックを前記回転デバイスに供給するように構築および設定されたロータリーエンコーダを含む、請求項２３に記載の脈管内カテーテル。
24. 生物学的組織を画像化するための超音波システムであって、
    当該超音波システムは：
    遠位部上に長手方向に配置された超音波トランスデューサアレイを含む、コア手段、
    前記コア手段を受け入れて前記コア手段の定義された回転的動作を可能にするためのガイドシース手段、
    前記トランスデューサアレイを関心組織に対して指向させるための、位置決め手段に結合された関節手段、および
    選択された仰角の角度範囲にわたって前記トランスデューサアレイを振動させるために、前記コア手段に結合された回転手段、
    を含み、カテーテルハンドルと、血管への挿入に適した細長い本体とを備えるカテーテル；
    前記トランスデューサアレイに接続され、前記トランスデューサアレイの各仰角角度毎に或る方位角角度範囲で定義された画像セクタの超音波データを獲得するように構築された、送信ビームフォーマ及び受信ビームフォーマ；
    前記仰角角度範囲内の別々の仰角角度についての多数の画像セクタにわたっての超音波データを受け取るように構築され、前記超音波データから前記関心組織の画像を形成するように設定された画像発生器；並びに
    前記カテーテルハンドル内側に配置され、前記回転手段により生じる震えを制限するように前記回転手段と協調的に設定されたバイブレーション制御手段；
    を備え、
    前記コア手段および前記ガイドシース手段が、前記トランスデューサアレイが前記画像セクタの頂点のまわりを回転するように備えられている、
    超音波システム。
25. 更に、前記関心組織の４次元的走査を行うための手段を備える、請求項２５に記載の超音波システム。
26. 前記関節手段が、前記細長い本体の遠位部を平面内Ｊ字フックのように変位させることにより前記トランスデューサアレイを指向させるように構築される、請求項２５に記載の超音波システム。
27. 前記関節手段が、前記細長い本体の遠位部を平面外Ｊ字フックのように変位させることにより前記トランスデューサアレイを指向させるように構築される、請求項２５に記載の超音波システム。
28. 前記関節手段が、前記細長い本体の遠位部をＳ字フックのように変位させることにより前記トランスデューサアレイを指向させるように構築される、請求項２５に記載の超音波システム。

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