JPH03500726A - 内臓の検査及び治療のための方法並びに装置 - Google Patents

Abstract

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

Description

【発明の詳細な説明】 臓の、び治　のための　並びに装 本発明は人体の内臓器官の検査及び治療のための方法並びに装置に関するもので ある。

光学に基づく装置によって、又超音波信号の伝達及び受信を利用する装置によっ て、手術に斬らずにヒトの内臓の内部検査をする方法は既に公知である。本発明 は上記の内、超音波信号の伝達及び受信を利用する装置による方法に関し、現在 使われている装置の問題点が克服され、それによってより正確でタイムリーな診 断、従って治療の機会を医師、ひいては患者に提供することが可能となるシステ ム、並びに装置に関するものである。

先述のように、ヒトの内臓の内部を視覚的に表示するために、超音波信号を利用 する方法は公知である。ある公知の方法では、超音波信号を発信及び受信できる 探針を人体の外側に沿って移動させ、臓器で反射された、あるいは減衰された超 音波信号から、臓器の内部断面を連続的に２次元で視覚表示することができる。

この様な装置は操作が簡単であるが、臓器内部の視覚表示は余り正確ではなく、 何れにしても２次元の表示でしかない。

医師に正確で有効なヒトの臓器内部の視覚表示を提供するという課題への公知の 従来技術の取り組みは、リアルタイムで連続的な２次元の画像を作成することに 集中していた。この様な取り組みには、断面積の比較的小さい臓器、特にヒトの 動脈の内部検査が必要な場合には特に重大となる、本質的な問題点がある。

本発明は、医師が臓器の明瞭な内部像を得られるようにするためには、連続的で リアルタイムな画像は必要ではないというこれまで予想されなかった観点からこ の様な問題に取り組むものである。

本発明によれば、ヒトの臓器の内部画像を提供する方法、あるいは臓器内の血液 の流れを可視化する方法は、臓器の内部、又は外部のいずれかから超音波信号を 発信し、それらの信号のエコーを検出し、エコー信号をデジタル化し、デジタル 化されたエコー信号をデジタルコンビ二一夕に格納し、臓器内部を３次元で視覚 表示するコンピュータからの出力を提供してその表示を異なる局面から旺察され るように処理し得るように、デジタル化され格納されたエコー信号を処理するこ とを包含している。

本発明の方法によって得られた信号はいわゆる「組織特性表示」、即ち動脈内部 に形成されたプラークのような組織の内部構成物、又は構造に関する情報を提供 するのにも使用され得る。この様な情報は適切な治療に関する診断及び決定に到 達する際に医師の助けとなる。

本発明は生きている、又は死んでいる組織を特徴付ける又は特性化するのに利用 されてもよい。即ち病理学の分野と関連して使用されてもよい。

動脈の場合には、例えば心臓の外側からだが人体そのものの内部から発信される 超音波信号によって心臓の画像を生成することも可能であるが、動脈内部から超 音波信号が発信される。

本発明によれば、ヒトの臓器内部の画像を提供する装置は下記の構成要素、即ち 、 ａ）人体内に挿入するカテーテル、 ｂ）カテーテル上に取り付けられている超音波変換装置集合、 Ｃ）変換装置を励起させて超音波信号を発生する手段、ｄ）得られた超音波エコ ー信号を受信し、それらをデジタル信号に変換する手段、 ｅ）デジタル信号が供給されるデジタルコンピュータ、りコンビ二−タ内で、臓 器が３次元で表示できるようにデジタル信号を処理し、表示そのものが処理され て、表示が異なる局面から観察できるように、又組織の構造的な構成が視覚的に 表示できるようにする手段、並びにｇ）３次元表示を視覚的に表示する、コンピ ュータに接続されている手段、 の組み合わせたものを備えている。

本発明によれば先述の方法、又は装置と共に用いられるカテーテルは、 ａ）カテーテルの一端に備えられた探針、ｂ）探針の一端で、又はその近傍で探 針を囲む環状の集合の形をとっている超音波変換装置の構成、又は複数の変換装 置素子、並びに Ｃ）変換装置素子をカテーテルの他端に電気的に接続する手段であって、マルチ プレクサ／デマルチプレクサ回路をそれとして組み込んでいるか、又はマルチブ レクス若しくはデマルチプレクスの効果を有する配線構成を備えているかのどち らかであり、回路又は配線構成の目的がカテーテルの全長にわたっている配線の 本数を減らすことである手段、を備えている。

次に本発明がどの様にして実施されるかを、実施例のみによって、添付の図面を 参照して説明される。

第１図は本発明に従ったシステムのブロック図である。

第２図は第１図の「バースト」信号、及び「エコー」信号のタイミングを示す。

第３Ａ図、及び第３Ｂ図は単一の環状の変換装置構成、及びそれに関連する電気 的配線の概略図である。

第４図は、２つの環を有する変換装置構成の配線を示す、第３Ｂ図と同様の図で ある。

第５図は第１図のシステムで用いられるカテーテルの公知の構造を示す図である 。

第５Ａ図、第５Ｂ図、及び第５ｃ図は異なる目的のための、異なるタイプの公知 のカテーテルを示す断面図である。

第６図はカテーテルの端部に据え付けるための超音波変換装置集合の一形態を示 す斜視図である。

第７図は第６図の線Ａ−Ａに沿った縦断面図である。

第８図は超音波変換装置集合の他の構造を示す、第６図と同様の図である。

第９図は診断と同様に治療を提供するように構成された変換装置集合を示す、第 ７図と同様の図である。

第１０図は第１図のシステムで使用されるソフトウェア／　′プログラミングの 論理を示すフローチャートである。

第１１図は第１０図に示されているソフトウェアを変更し、又４は増大させたも のをより詳細に示すフローチャートである。

第１２図は超音波変換装置集合の他の構造を示す概略断面図である。

第１３図は第１２図の変換装置集合の一部の部分拡大図である。

第゛１４図は、患者の体内に於ける超音波変換装置集合の位置を示すために、本 発明のシステムを公知のエックス線システムに連結する仕方を示す概略図である 。

第１５図は、第１４図の変形例であり、スパーク放電を利用して患者の体内での 超音波変換装置集合の位置を表示する仕方の概略図である。

第１６図は、第１５図に示されている探針の端部の拡大断面図である。

第１７図は、第１図の破線の右側に示されているカテーテルとエコー信号処理シ ステムとの間のインターフェースと、マイクロメータを利用して患者の体内での 探針の位置を表示する手段との両方を示す概略図である。

第１８図は、第１図の１０．１１、及び１２で示されているシステムの一部をよ り詳細に示しているブロック図である。

第１図 第１図はヒトの臓器、特に動脈内部の画像を提供する方法′　を示すブロック図 である。

ヒトの動脈３に挿入するためのカテーテルｌは環状の超音波変換装置集合２が据 え付けられている自由端１見を有しており、カテーテルの他端は接続部４によっ て第１図の破線の右側に示されている装置に電気的に接続されている。

電気接続部４については第３図及び第４図に関連して詳述されるが、実質的には マルチプレクサ／デマルチプレクサ５として機能する配線構成を備えている。マ ルチプレクサ／デマルチプレクサ５は、変換装置集合２を第１図の破線の右側に 概略的に示されている装置に接続するために、カテーテル１を通り抜ける必要が ある配線の本数を減らす機能を有している。

変換装置果合２は、変換装置果合２に超音波信号を発信させる駆動回路６によっ て励起される。変換装置集合２は、発信信号のエコーに応答し、それによってエ コー信号が発生する。エコー信号はマルチプレクサ／デマルチプレクサ装置５を 介して超音波受信回路７へ再び伝達され、次にアナログ電気エコー信号をデジタ ル信号に変換するアナログ／デジタルコンバータ８に送られる。

これらのデジタルエコー信号は次に高速入力・高速出力（ｆａｓｔ−１ｎ−ｆａ ｓｔ−ｏｕｔ）データ格納部９に供給され、ここからデジタルコンピュータ１０ に供給される。

デジタルコンピュータ１０は、デジタルエコー信号が、高解像度グラフィック表 示端子１２に供給されると動脈３の内部の３次元表示を可能にする信号に変換さ れるように、ソフトウェア１１によってプログラムされている。

ソフトウェア１１は、３次元表示が異なる局面から観察されるようにデータが処 理されるようにする。

３次元表示のハードコピーがプリンタ１３によって得られるようにしてもよい。

マルチプレクサ／デマルチプレクサ装置５は、マルチプレクサ／デマルチプレク サ回路それ自体で構成されてもよいし、あるいは論理配線構成を有するようにし てもよい。論理配線構成の２つの実施例が後述の第３図及び第４図に示されてい る。マルチプレクサ／デマルチプレクサ回路それ自体が使用される場合には、５ ｌｌｉｃｏｎｆｘのタイプ５Ｄ５４００．５Ｄ５４０１、あるいは５Ｄ５４０２ のＤＭＯ３ＦＥＴＱｕａｄのような標準的なアナログスイッチアレイから構成す ることができる。

超音波駆動回路６、及び受信回路７は、ｒＰｕｌｓｅｄＵｌｔｒａｓｏｕｎｄ　 Ｄｏｐｐｌｅｒ　Ｂｌｏｏｄ　Ｆｌｏｗ　ＳｅｎｓｉｎｇＪ、ＩＥＥＥ　Ｔｒａ ｎｓａｃｔｉ。

ｎｓ　ｏｎ　５ｏｎｉｃｓ　ａｎｄ　Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ、Ｖｏｌ、５Ｕ１ ７、Ｎｏ３　１９７０、という文献でドナルド　Ｗ、べ・イカ−（Ｄｏｎａｌｃ ｌ　Ｗ　Ｂａｋｅｒ）によって開示されている種類のものとすることができる。

アナログ／デジタルコンバータ８は、Ｄａｔｅｌ　Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ’　 ｓ　Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ　ＮｏｔｅＤＴＬ−１８に開示されているタイプの ものとすることができる。

高速入力・高速出力格納部９は、「Ｆａｓｔ　Ｄｅｄｉｃａｔｅｄ　Ｍｉｃｒｏ ｐｒｏｃｅｓｓ、ｏｒ　ｆｏｒ　ＲｅａＩ　Ｔｉｍｅ　Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ　Ａ ｎａｌｙｓｉｓ　。

ｆ　Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ　Ｂｌｏｏｄ　ＶｅｌｏｃｉｔｙＭｅａｓｕｒｅｍｅ ｎｔｓＪ、Ｍｅｄｉｃａｌ　ａｎｄ　Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ　Ｅｎｇｉｎｅｅｒ ｉｎｇ　ａｎｄ　Ｃｏｍｐｕｔｉｎｇ　Ｖｏｌ、２０．６８１−６’８６頁、と いう文献でＪ、Ｅ、ベダースン（Ｊ　Ｅ　Ｐｅｄｅｒｓｅｎ）によって開示され ている種類のものとすることができる。

デジタルコンビエータ１０は、８メガバイトのＲＡＭ、７０メガバイトのハード ディスク、及び９０メガバイトのテープストリーマを有しているＤＥＣＭｉｃｒ ｏ　Ｖａｘ　−ＩＩのような適当な種類及び容量のものならいずれでもよい。デ ジタルコンビエータ１０と高解像度カラーグラフィック端子１２との間の接続は 、１６ビツトの並列インターフェースを介して行われる。

高解像度カラーグラフィック端子１２には８つのプレーンが備えられており、８ ビツト（２５６色）の深さの解像度では１０２４　（Ｙ）　ｘ　１４４８　（Ｘ ）の最大空間解像度を有する。空間解像度を損なうことになるが、必要であれば 、深さの解像度は２４ビツトまで増やしてもよい。使用されているソフトウェア １１で用いられる全てのプログラムは、２５６色で、１４４８Ｘ１０２４画素と 仮定する。これらの必要条件を満たす端子の例としては、Ｓｌｇｍｅｘの６２０ ０シリーズ、及びあるタイプのＴｅｋｔｒｏｎｉｘ及びＲａｍｔｅｃ、ｈの端子 がある。

第１図に示されている方法がどの様にして動作するかを全体的に理解するために ここで簡単な説明がされるが、本方法の局面は次に残りの図面に関してより詳細 に説明される。

環状の変換装置集合２を有する探針の外形及び構造は、動脈３丙の流体の性質及 び流れ、並びに動脈の内径に適合するように選択され、設計される。変換装置集 合の各圧電素子は１００μｓ以下の１スキヤンに１回、マルチプレクサ／アマ７ にそれぞれ接続される。駆動回路６からの１μｓバーストの高周波信号が、選択 された圧電性結晶をパルスする。結晶によって発生した超音波圧力波が、動脈３ の内壁をインソネイト（ｌ　ｎ５ｏｎａ　ｔ　ｅ）するために半径方向に発せら れる。

この界面からのエコー、及び他の音波のインピーダンスの音の進路における不連 続がその圧電性結晶素子に受信される。

パルスエコー信号は受信回路７で増幅された後、「走査開始」パルス、及びスイ ッチング回路パルスと結合される。この様な複合ラジオ周波数信号は次に「フラ ッシュ」アナログ／デジタルコンバータ８、即ち高周波数信号を取り扱えるコン ／＜−夕によってデジタル化される。こうして得られたこれらの８ビツトのサン プルが次に高速ランダムアクセスメモリに同時に格納される。

変換装置集合の全ての素子による完全な走査が格納されたとき、データは並列デ ータリンクを介してデジタルコンピュータ１０にダウンロードされる。デジタル コンピュータ１０は、再構成ソフトウェア１１に動脈の断面の高解像度画像を、 あるいは他の面では、高解像度カラーグラフィック表示端子に高解像度画像を作 成するために、複雑な信号処理を実行し、再構成ソフトウェア１１を作動する。

変換装置素子の励起周波数は、１−２１−２Ｏの範囲内であることが好ましく、 各変換装置素子の軸方向の長さは２−から８ｍの間であることが好ましい。最良 の結果は長さ８−第２図は変換装置素子によって発信された超音波信号、及びそ れらと関連するエコー信号を示している。具体的には、超音波信号は１４見から １４上、関連するエコー信号は１５１から１５上、同期パルスは１６ａから１６ 土で示されている。

第」」１叉で１−区 第１図に関して説明したように、変換装置集合２は、各々が鉛ジルコニウムチタ ン酸塩（Ｐ　Ｚ　Ｔ）で作られるのが好ましい圧電性結晶から成る多数の変換装 置素子を備えている。

第１図では４つのこの様な素子が示されているが、第２図は１０の変換装置素子 があるとの仮定に基づいている。素子の数は変えることができるが、数が多いほ ど作成される画像の解像度、あるいは明瞭さが増す。

第３図及び第４図は変換装置素子の２つの具体的な構成、並びに筒状のカテーテ ル４内を通過しなければならない配線の本数を減らすために、即ち図示されてい る配線構成が実質的にはマルチプレクサ／デマルチプレクサとして機能するよう に変換装置素子が電気的に接続される仕方をより詳細に示している。

第３図に於て、変換装置構成は時計回りの方向にＡ１、Ｂ１、Ｃ１、Ａ２、Ｂ２ 、Ｃ２、Ａ３、Ｂ３、Ｃ３、Ａ４、Ｂ４、Ｃ４と符号付けした１２の変換装置素 子から成る。素子Ａ１、Ａ２、Ａ３、Ａ４は、同時に励起されるように並列に電 気接続されている（第１図も参照）。４つの素子Ｂ１、Ｂ２、ＢＳ、Ｂ４も共に 励起されるように同様に接続され、素子Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３、Ｃ４も図示のように 同様に接続されている。

動作時には、Ａ１、Ａ２、Ａ３、Ａ４が一緒に、次にＢ１、Ｂ２、Ｂ３、Ｂ４が 一緒に、次にＣＬＣ２、Ｃ３、Ｃ４が一緒に、といった順番で４つの素子が一度 に励起される。第３Ｂ図に示されている配線構成を用いれば、変換装置素子は１ ２あるが、変換装置素子を励起するために筒状のカテーテルを通る配線は４本で 済む。この様な配線構成は従って、マルチプレクサ／デマルチプレクサ回路に相 当するものとして機能する。

第４図では、第３図の構成が１２の素子から成る単一の環のみを有するのに比べ て、変換装置構成は各々が１２の変換装置素子から成る２つの並んだ環で構成さ れている。２つの環の各々の配線構成は第３図のものと同様だが、２つの環の素 子は、各発信（ｆｉｒｉｎｇ）パルスで各環の４つの素子が共に励起されるよう に、即ち８つの素子が同時に励起されるように相互連結されている。

変換装置素子の励起シーケンスは次の通りである。第１リングのＡ１素子群は第 ２リングの８２素子群と共に駆動される。第１リングのＢ１素子群は第２リング の０２素子群と共に駆動される。第１リングの０１素子群は第２リングのＡ２素 子群と共に駆動される。

２つのリングの隣接する素子同士、例えばＡ１とＡ２が一緒に駆動されることは ないということに注目されたい。これは２つのリング間のクロストークの可能性 を減らすためである。

２つより多いリングを用いてもよいが、その場合は中間のリングによりこれら２ つのリングが空間的に離されることによってクロストークの危険性が既に減らさ れているため、隣接しないリングが一緒に駆動される同等の変換装置素子を有す るようにしてもよい。

寒１１ 第５図は、一端にハンドル１８、他端には先端部材１９を有しているプラスチッ クチューブ１７で構成される典型的な公知のタイプのカテーテルを示している。

誘導ワイヤ２０がチューブ１７を通り抜けるようにしてもよい。ハンドル１８に は誘導ワイヤ２０が通り抜ける、軸方向に設置された開口部２１が設けられてい る。ハンドルには又、径方向に設置されている開口部２２及び２３が更に備えら れている。

第５Ａ図、第５Ｂ図、及び第５Ｃ図はカテーテルチューブ１７の公知の断面を示 しており、これらの断面はカテーテルの医療上の異なる適用に対して設計されて いる。

第５Ａ図の断面図では、チューブ１７は誘導ワイヤ２０を収容するための内腔、 即ち通路２４、及び微小な同軸配線を収容するための第２内腔、即ち通路２５を 備えている。

第５Ｂ図の断面図では、チューブ１７は第５Ａ図と同様に内腔２４及び２５を有 しているが、先端部１９で、あるいはその近傍でカテーテルチューブ１７の端部 内に作られている気球（ｂａｌｌｏｏｎ）を膨張させるために、圧縮空気又は他 の適当な気体が通過する第３の内腔２６を備えている。カテーテルのこのような 構成は周知である。

第５Ｃ図の断面図では、前述のように内腔２４及び２５があるが、他の２つの内 腔２７及び２８もある。内腔２７は公知の方法でレーザ血管形成術を行うための ファイバオプティックチャネルを収容するためのものである。内腔２８は公知の 態様で圧力センサ（図示しない）を収容するためのものである。

第１Ｌ二１０しは 第５図、第５Ａ図、第５Ｂ図、及び第５Ｃ図で全体的に示されているカテーテル は公知の構成のものである。本発明に従ったカテーテルは先端部１９、あるいは 探針の構成に特徴がある。第６図から第８図は本発明に従った先端部１９あるい は探針の例を示している。

第６図及び第７図に於て、本発明の先端部１９はポリビニル塩化物（ｐ、ｖ、ｃ ）のようなプラスチック材料で作られ、内腔２４ａ及び２５ａが通っている中心 部２９を有している。

中心部２９はその周縁に形成されている１２の溝３０を備えており、名湯は単一 の圧電性結晶変換装置素子３１を収容するようにされている。

名湯３０は通路３２によって内腔２５ａに接続されている。

微小な同軸ケーブルがハンドル１８の開口部２２からカテーテルチューブ１７を 通って伸びており、その構成要素であるストランドが変換装置素子３１のところ で終わっている。

先端部１９は、カテーテルチューブ１７に通じるカップ形の端部３４に摩擦適合 するような形状及び大きさの差込み部３３を備えている。先端部１９は従って、 公知のタイプのカテーテルチューブ１７に適合する適当な数、及び設置位置の内 腔を備えて構成されることができる。実際には各カテーテルチューブは一度しか 使用されないので、又医療上安全な構成にする必要があるので、差込み部３３と カップ形の端部３４の内側面との接合部分はエポキシ系樹脂で密封される。更に 、通路３２もエポキシ系樹脂で埋められる。

第６図及び第７図（並びに第３図及び第４図）に於て、所望の程度の解像度を得 ようとする取り組みは、例えば各々１２の変換装置素子を有する１つ又はそれ以 上のリングを備えることによって変換装置素子の数を増やすということである。

臓器の走査は、各リングに対して４極の変換装置素子を実質的には電子的に回転 させることによって行われる。

他の取り組みは、同様の目的を達成するために変換装置素子を物理的に回転させ るということである。この様な取り組みでは、それ自身が探針の中心部２９上に 回転可能に取り付けられている部材に変換装置素子が取り付けられる。何らかの 適切な駆動手段がその部材を回転させるために備えられてもよい。駆動手段は、 例えば適切な電気モータによって回転されて、カテーテルチューブ１７を通って それ自身に戻って来る配線を備えるようにしてもよい。配線と部材との間の接続 部は様々な形をとり得る。

回転可能な変換装置の構成を備えることの利点は、第３図、第４図、第６図、及 び第７図のものよりも少数の変換装置素子でも同様の画像解像度が得られる、あ るいはより高い解像度が所定の数の変換装置素子に対して得られるということで ある。解像度の程度は回転可能部材に搬送される変換装置素子の数、及びその部 材の回転速度によって決まるが、一般的には高速であるほど解像度が高い。

第８図は第６図と同様の図であるが、変換装置の構成の他の形態を示している。

この様な形態では、変換装置の構成は溝３６を有する圧電性結晶の単一のリング 、即ち環３５で構成されている。溝３６は先端部１９の軸と平行に伸びており、 それらの隣接する各対が変換装置素子ＡＳＢ、Ｃ等（第３図及び第４図）を規定 している。超音波に対して透過性の材料でできた滑らかな筒状の外装３７が、カ テーテルの動脈への挿入及び移動を簡単にするために変換装置集合を覆っている 。

寒１皿 第９図は第７図と同様の図であるが、本実施例ではカテーテル端部の探針、ある いは先端部には他の圧電性の変換装置の構成が備えられている。これは、動脈の 内部に形成されたプラークを崩壊、あるいは分解することを目的としている。

この様な付加的な変換装置の構成は、プラークを共鳴させる、従って分解させる 効果を有する比較的低周波の超音波信号を発信するように設計されている。

この様な変換装置の構成の付加は、幾つもの形を取り得るが、それらの内２つの 例が第９図に示されている。

第１の例は、中心部２９の端面に据え付けられている単一の変換装置素子３９か ら構成される装置心部２９に対して実質的に軸点（ａｘｌａｌ　ｐｏｉｎｔ）に 超音波発信信号が集中するように凹面３９ａを有している。

他の例としての変換装置の構成は、中心部材２９の外表面の回りに取り付けられ ている多数の変換装置素子４０から成り、動脈の軸に対して実質的には半径方向 に外側へ超音波信号を発信するようにしている。

見上１皿 第１０図は第１図の１１で概略的に示されてるソフトウェアの論理を示している 。

先述のように、変換装置集合から受信されたデー）（ｄａｔｅ）は、４つの変換 装置素子の各組が駆動され、関連するエコー信号が受信されるときに「スナップ ショット」の形をとる。これらの信号及び関連するエコーは実質的には、動脈内 部の点と、駆動された変換装置素子から動脈壁の厚さを通った点との瞬間的な半 径方向距離を与える。このステップが第１Ｏ図の４１に「断面発生」と示されて おり、各駆動及び関連するエコーが動脈の「断面」を表示する。しかしこの様な 「断面」は限られた数の変換装置素子によって作成されるので、動脈の断面の完 全な像は与えられず、その断面の近似したものを示すのみである。従って各々の 変換装置素子から発信され受信された信号によって突き止められた断面上の点の 間を補間し、隣接する「断面」の間を補間する必要がある。

このような補間のステップが第１０図の４２に「断面の補間」と示されている。

隣接する「断面」の間の補間は、例えば公知のいわゆる空間相関技術によって行 わうことができる。これは、時系列分析で用いられる断面相関関数に使用される のと同様の数学的計算を用いる、各々の「断面」の空間的な特徴を比較すること を含んでいる。

本発明のソフトウェアは各「断面」をデジタル化し、各「断面」の画像情報を基 本の画像素子、即ち画素に置き換えて格納する。いうまでもなく正確なシーケン スであるデジタル化された「断面」から３次元のモデルが次に構成される。３次 元のモデルはいわゆる［ボクセル（ｖｏｘｅｌ）Ｊ　（３次元の「画素」）で構 成されており、従って異常な解剖学的障害の詳細を正確にモデル化することがで きる。これは、実質的に所定の形のライブラリから取り出される「差関数（ｐｒ ｉｍＩ　ｔ　Ｉｖｅｓ）Ｊと呼ばれる簡単で幾何学的な形を用いて対象物をモデ ル化するという概念に基づく、３次元の立体モデル化のための公知の市販のソフ トウェアとは対照的である。この様な公知の取り組みに関する更に他の情報は、 フォーレイ及びヴアンダム（Ｆｏｌｅｙ　ａｎｄ　Ｖａｎ　Ｄａｍ）のｒＰｒｉ ｎｃｌｐｌｅｓ　ｏｆ　Ｉｎｔｅｒａｃｔｌｖｅ　Ｃｏｍｐｕｔｅｒ　Ｇｒａｐ ｈｉｃｓＪ、ｐｕｂｌ　１ｓｈｅｄ　ｂｙ　Ｐｒｅｎｔｌｃｅ−Ｈａｌｌ、１９ ８２、で得られる。

本発明で取り上げた取り組み（即ち「ボクセル」を使用すること）の利点は、各 「ボクセル」は全体表示に対しては非常に小さいので全体表示、又はモデルを構 成している各々の「ボクセル」の方向は重要ではないため、表示を迅速に処理す ること、並びにそれらを通して断面を取り出すことなどが可能であることである 。これは、全体表示に対する「ボクセル」のサイズが大きく、その結果「ボクセ ル」の方向が正確な表示、又はモデルを得るためには重要であり、従って「差関 数」が表示、又はモデルの各々の処理中にそれぞれ新しい方向に向けられなけれ ばならないような、「差関数」を用いる公知の方法とは対照的である。

次のステップは動脈の表示を３次元で行うために動脈の多数の補間された断面を 実質的に積分又は統合するものであり、このステップは第１０図の４３に［空間 （ＶＯＬＵＭＥ）の生成」として示されている。

このステップが行われた後、動脈の３次元画像を表示するデータがその３次元画 像の異なる局面を提供するために多数の仕方で取り扱われ、処理され得る。この ステップは第１０図の４４に「取扱い」として示されている。

第１０図に於て、破線より下に示されているステップはすべて、点線より上のス テップによって既に作成されている３次元表示に行われる異なる処理に関連して いる。より詳細には、「回転」、「切断」、「交差」、「統合」、「消去」及び 「切開」と記されたステップがすべて特定の方法で３次元表示の処理に関連して いる。具体的には「回転」とは、３次元表示を異なる角度から観察できるように 回転させることを意味する。「切断」という処理は、特定の点で内部が観察でき るように３次元表示の一部分を実質的に除去することを指す。「交差」の処理と は、例えばＹ字型の動脈を視覚表示するために２つの３次元表示を取り上げ、そ れらを組み合わせることである。「消去」という処理は、３次元表示の一部を除 去することに関し、「切開」という処理は、実質的には概念的に動脈を縦方向に 切断し、動脈の内部を輪郭の点から観察できるように平坦に切開することに関す る。

本発明の重要な利点はソリッドの３次元表示、又は（３次元の「ボクセル」空間 に含有されている）モデルをどの様な方向にでも切ることができる能力、並びに 柔軟性にある。従って多数の２次元の断面のどれもを再生することができ、更に 各断面の画像処理が、例えば組織のある特徴を強調させるために行われ得る。

ここで説明された様々な処理が実行され得る例に過ぎないということが強調され るべきである。

第１０図の他の部分は、３次元表示が実際に表示され得る異なる仕方を示してい る。例えば表示は、模擬的なエックス線写真という形で、即ち前景より暗い背景 を用いて提示されてもよい。これは第１０図の５２で示されている。第１０図の ５３．５６、及び５７は画像が色付される異なる仕方を示している。「透明」と 称されたボックス５５は、一様な色調を有する画像の表示ができることを指して いる。

ソフトウェアは、例えばＶＭＳ４．４．　の元で作動するＦＯＲＴＲＡＮ７７の 様な高レベル言語で作成され、既にいくつかが第１Ｏ図に関連して説明された広 範囲の特徴を有する。

ソフトウェアは全体的にメニュ一方式で書き込みが行われ、本システムの制御は アナログ制御によって制御されている画像の回転を伴って「マウス」を介して行 われるのが好ましい。

更にコンピュータ１０には、データ処理の速度を速め、先述したように画像自身 は非リアルタイムで生成されているが、ユーザがリアルタイムで３次元モデル画 像を回転することができるようにするために、アレイプロセッサが備えられても よい。

ＦＯＲＴＲＡＮプログラムと端子１２との間のソフトウェアのインターフェース は、端子を制御するための一連のルーチンで構成される。Ｓｉｇｍｅｘ端子を使 用する場合には、これらのルーチンはＧＫＳ　（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ　Ｋｅｒｎ ｅｌ　Ｓｙｓｔｅｍ）として公知のシステムと同様のＷＫＳ７７と呼ばれるライ ブラリを形成する。

夏１１区 第１０図に於て、点線より下に概略的に示されている処理は、点線より上に示さ れているステップによって作成されたどの様な画像をも処理し、表示するのに使 用され得る。第１０図では、点線より上のステップは動脈のような項目を３次元 表示するデータを生成することに関するが、点線より下のソフトウェアは他のも のを表示するデータを処理するのに用いられる。

より詳細には、既に説明した探針は、動脈内の血液の流れを示す信号を生成する のに使用され、この様なデータがその血液の流れを視覚表示するために処理され 、取り扱われ得るといえる。この様な考え得る処理が第１０図の５８に「流れの 可視化」と記されたボックスで概略的に示されている。

動脈内の血液の流速を計算することによって動脈の疾病を評定するために超音波 信号を使用することは既に公知である。

この様な公知のシステムはドツプラーの法則を利用している。

従来技術の取り組みでは、超音波信号のパルスは動脈を流れている赤血球からの 多数の反射を引き起こす。この様なシステムでは、流れの小さな空間部分しか分 析されず、これが「サンプル空間」と称され、反射された超音波信号の距離ゲー ティング（ｒａｎｇｅ　ｇａｔｉｎｇ）によって得られる。

この様な従来の取り組みに関する他の情報は、ドナルド　Ｗ。

ペイカー（Ｄｏｎａｌｄ　Ｗ　Ｂａｋｅｒ）にょるｒＰｕｌｓｅｄ　Ｕｌｔｒａ ｓｏｕｎｄ　Ｄｏｐｐｌｅｒ　Ｂｆｏ。

ｄ　Ｆｌｏｗ　ＳｅｎｓｉｎｇＪ、ｔｈｅ　ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎ ｓ　ｏｎ　５ｏｎｉｃｓ　ａｎｃｌ　Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ、　Ｖｏｌ　５Ｕ １７、Ｎｏ３．１９７０という文献で得られる。本発明では、径方向の通路全体 に沿った流れの情報が格納され、従って２次元の流れの範囲全体を測定するため に必要な基本データが変換装置の完全なアレイから得られるように、多重のソフ トウェアの距離ゲーティングがある。どの様な平ブレーンでの流れの輪郭も、既 に説明された本システムのソフトウェアを用いて計算され得る。

第１１図は第１０図の５８で示されている「流れの可視化」に含まれているステ ップを概略的に示している。

上記のデータ処理方法、並びに「流れの可視化」方法に関する他の背景的情報は 以下の通りである。

キドニー　Ｒ，１，（ＫＩＴＮＥＹ、ＲＩ）、タルノｈミ１（、（ＴＡＬＨＡＭ Ｉ、Ｈ）、及びギデンズ　Ｄ、Ｐ、（ＧＩＤＤＥＮＳＳ　Ｄ　Ｐ）（１９８６） 、「Ｔｈｅ　Ａｎａｌｙｓｆｓ　ｏｆ　Ｂｌｏｏｄｙ　ＶｅｌｏｃＩｔｙ　Ｍｅ ａｓｕｒｅｍｅｎｔ　ｂｙ　Ａｕｔｏ　ＲｅｇｒｅｓｓｉｖｅＭｏｄｅｌｌｌ、 ｎｇＪ、Ｊｏｕｒｎａｌ　Ｔｈｅｏｒｅｔｌｃａｌ　Ｂｉｏｌｏｇｙ　１２０． ４１９−４４２頁。

キドニー　Ｒ，１，、ギデンズ　Ｄ、Ｐ、　（１９８６）、ｒＬｉｎｅａｒ　Ｅ ｓｔｉｍａｔｉｏｎ　ｏｆ　Ｂｌｏｏｄｙ　Ｆｌｏｗ　Ｗａｖｅ　Ｆｏｒｍｓ　 Ｍｅａｓｕｒｅｄｂｙ　Ｄｏｐｐｌｅｒ　ＵｌｔｒａｓｏｕｎｄＪ、Ｉｎ　Ｍｅ ｄ　Ｉｎｆｏ　８６．Ｅｄ　ＲＳａｌａｍｏｎＳ　Ｂ、Ｂｌｕｍ　ａｎｄ　Ｍ　 Ｊｏｒｇｅｎｓｅｎ、、Ｐｕｂｌｉｓｈｅｄ　ｂｙ　Ｎｏｒｔｈ　Ｈｏ１ｌａｎ ｄ　Ｖｏｌ　２．６７２−６７８頁。

ク　Ｄ、Ｎ、（ＫＵ、Ｄ　Ｎ）及びギデンズ　Ｄ、Ｐ、（１９８３）、ｒＰｕｌ ｓａｔｆｖｅ　Ｆｌｏｖ　ｆｎ　ａＭｏｄｅｌ　Ｃａｒｏｔｔｄ　Ｂｉｆｕｒｃ ａｔｉｏｎ　Ａｎｔｅｒｌｏ　５ｃｌｅｒｏｓｉｓＪ、Ｖｏｌ　３．３１−３９ 頁。

第１２゛　び　１３′ 動脈より内部の大きさがかなり大きい臓器の内部を可視化するのに本発明が使用 される場合には、探針の外径をもっと太き（構成することが可能である。例えば 本発明は、食道、腟、尿道、及び直腸の横断画像を作成するのに使用されてもよ い。その結果、変換装置集合の変換装置素子の環の数を、例えば５つに増やすこ とも可能である。又、このような６環はもっと多数の変換装置素子を収容するよ うにしてもよい。

これによって解像度が増加する。更に、いわゆるＭｉ織特性表示データを得るこ とができるようにする第１２図及び第１３図に示されている変換装置素子の構成 が用いられてもよい。

この様な変換装置集合の構成に於いては、一対の結晶５９１及び５９立がお互い 他方の結晶の方間に傾いており、それらから発出する超音波信号が結晶の位置か ら径方向に外側に向けて共通点６０で集中するようにしている。一対の内の各結 晶はそれぞれ他方の結晶とは異なる超音波周波数で動作する。これは結晶の厚さ を変化させることによって行うことができる。探針の壁は６２で示されている。

臨床上の目的から、一対を成している隣接する結晶間の間隙６１は、結晶間に形 成されている窪みと共に、例えばエポキシ系樹脂６２ａのような超音波周波に対 して透過性の材料で埋められるのが好ましい。これは変換装置集合が患者の体内 を簡単に通過できるように滑らかな表面を作成することが目的である。

結晶は励起され、第７図及び第９図に関して述べたような種類の微小な同軸ケー ブルによってエコー信号が送り返される。

第１２図及び東１３図の構成の目的及び利点は、２種類の周波数を用いることに よって起こる差動的な超音波の後方散乱の結果として、組織特性表示データが得 られるということである。第１２図及び第１３図に示されている一対の結晶５９ １及び５９互の替わりに、単一の二重周波数（ｄｕａｌ−ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ） 結晶を用いることによっても面板の効果が得られるといえる。

夏よ生貝 上述のように本発明のシステムは、内臓の像をそこにカテーテルを通すことによ って医師に提供するものである。しかし、この様な像は非常に制限されたもので あり、カテーテルの端部の探針が患者の身体の動脈系内の正確にどの位置あるか を医師が全体的に観察できるようにするものではない。

第１４図は先述した本発明のシステムが公知のエックス線システムと組み合わさ れて、本発明によって与えられた画像を、公知のシステムによって与えられた全 体的なエックス線画像に実質的に重ね合わせるようにした装置を概略的に示して いる。これによって医師には正確な全体画像を得るための非常に便利な手段が提 供される。

２つのシステムを連結することによって、組織特性表示を得ることも可能となり 得る。

第１４図は２つのシステムが統合される一方法を概略的に示している。

第１図の破線の右側に示されている本発明のシステムは第１４図の６３及び６４ で全体的に示されており、カテーテル及び探針は、患者の動脈６９内に１及び２ で各々示されている。

公知のエックス線源は６５で、並びにエックス線変換装置は６６で示されている 。コンピュータ６３は、本発明のシステムを公知のエックス線システム６７に接 続しており、エックス線システム６７からの出力が、エックス線画像６９１及び 患者の動脈系内の探針２の画像２１を含む組み合わされた画像７０であるように している。

公知のエックス線システム６７としては従来のＸ−ＲＡＭデジタル控除血管造影 、あるいはＤＳＡ　ＩＭＡＧＩＮＧＳＹＳＴＥＭが挙げられる。

第１４図に関して説明したシステムは画像表示システムの標準的な、国際的に受 け入れられているＡＣＲＮＥＭＡ（Ａｍｅｒｉｃａｎ　ＣｏＣｏ１１ｅ　、ｏｆ 　Ｒａｄｉｏｌ。

ｇｙ、、Ｎａｔｉｏｎａｌ　Ｅｑｕｉｐｍｅｎｔ　Ｍａｎｕｆａｃｔｕｒｅｒｓ 　Ａｓ５ｏｃｉａｔｉｏｎ）に従って動作し、ＡＣＲＮＥＭＡプロトコルの元で フォーマットされる他のどの様なシステムからも簡単に画像を入手することがで きる。従って本発明のシステムコンピュータとＤＳＡシステムのシステムコンピ ュータ（典型的にはＶＡＸ）　との間の簡単なインターフェース（並列であるの が好ましいが必ずしもそうでなくてもよい）によって、ＤＳＡ画像が入手され、 ＤＳＡシステムによって生成される超音波画像と共に本発明のシステムに表示さ れることが可能となる。

変換装置集合の素子の駆動制御は、コンピュータデータバス７１を介して行われ る。結果として得られるエコー信号はデータバス７２を介して供給される。

探針をエックス線システムに対して簡単に見えるようにするために、エックス線 に対して不透明な点（例えば金でできた点）の特徴のあるパターンがカテーテル の先端部に設けられて、その正確な位置がＤＳＡ画像内で自動的に示されるよう にする。この様な自動的な位置表示を実行するために、公知のテンプレートマツ チング、あるいは他のパターン認識処理が使用されてもよい。いわゆる［復平面 （ｂｉ−ｐｌａｎｅ）Ｊ　ＤＳＡシステム、即ち２つのＤＳＡ画像が直交して提 示されるシステムが使用されると、カテーテルの正確な位置が３次元で決定され る。この様な情報は本システムの複合走査からの完全な３次元画像の作成のため 、並びに可視化のための、及び／又は組織特性表示のための超音波画像データと Ｄ　Ｓ　Ａ画像データとの自動的な相互関係のために使用されてもよい。

この様な構成の他の利点は、使用中にカテーテルの本体からカテーテルの先端部 が外れた場合にも、カテーテルの先端部がエックス線によって簡単に検出できる ということである。

第１５　び第１６゛ 第１５図及び第１６図は患者の体内でのカテーテル１の位置を確認するための、 第１４図で示された方法の他の方法を示している。この方法ではカテーテルｌに はスパーク発生装置７３が備えられており、励起されたときに起こるスパークが ４枚のプレート７４ａ、７４あ　７４ｃ　及び７４吏から成る電極アレイ７４に よって検出されるようにしている。スパークに応答してプレートによって発生す る信号の強度は、スパークの特定のプレートからの距離の関数である。このよう に、４枚のプレートの信号を総合することによって探針の位置が決定される。患 者の身体は７５で概略的に示されている。

第Ｊ」」４ 第１７図は本発明の他の３つの局面を示している。即ち以下のようなものである 。

（ｉ）患者体内の探針の位置を概略的に示す他の方法、（ｉｆ）本発明のカテー テルとエコー信号処理システムとの間のインターフェース、並びに （ｆｉｔ）カテーテルの自動確認。

患者の動脈系内の探針の位置を可視化するシステムは、第１４図に関して既に説 明された。第１７図は患者体内の探針の位置の概略的でそれほど正確でない評定 が、専ら探針の患者の体内に挿入された距離の測定に基づいて可能となるシステ ムを概略的に示している。

本質的にこの様な構成は、カテーテルを患者の体内に移動させ、カテーテルが挿 入された距離を示す電気信号を発生する電子マイクロメータとステップモータと の集合７６を使用することを含んでいる。電子マイクロメータは、カテー　チル をモータの替わりに手で挿入することもできるため、モータ無しでも使用し得る 。

電子マイクロメータ７６からの信号はインターフェース７７を介してシステムコ ンピュータ（第１４図の６３）に供給される。

インターフェース７７と同様、本発明のこのような更なる特徴のために第１７図 は、カテーテルと、第１図の破線の右側に示されている電子信号処理システムと の間の他のインターフェースを示している。

カテーテル内の微小な同軸ケーブルとシステムとの間の主要な本質的なインター フェースが７８で示されている。

第５Ａ図、第５Ｂ図、及び第５Ｃ図に関して説明された任意の構成要素としての 他のインターフェースは７９から８２に示されている。

具体的には、インターフェース７９は、レーザ血管形成術を適用するための第５ Ｃ図の内腔２７内のファイバオプティックチャネルに関係しており、ファイバオ プティックケーブルが７９ａで示されている。インターフェース８０は内腔２８ （第５Ｃ図）内の圧力センサに関係しており、接続用の微小な同軸ケーブルが８ ０五で示されている。インターフェース８１は第５Ａ図の内腔２４内の銹導ワイ ヤ２０に関係しており、ワイヤのためのチャネルが８１ａで示されている。イン ターフェース８２は第５Ｂ図の血管形成術の空気注入（ｂａｌｌｏｏｎ）内腔２ ６に関係しており、空気注入のためのチャネルが８２見で示されている。

インターフェース８３は食塩水のような流体、及び／又はエックス線写真で対比 するための染料をカテーテル内に挿入することに関係しており、関連するチャネ ルが８３ａで示されている。

インターフェース８４は第１０図の５８に関して既に説明したドツプラーの法則 を利用して血液の流れを測定することに関係しており、接続用の同軸ケーブルは ８４ａで示されている。

第１７図に示されている本発明の第３の局面は、使用されているカテーテルのタ イプを自動的に確認し、それによって適当な方法で処理されるように、本システ ムに適当なパラメータを自動的に設定する手段に関するものである。

このために、システムに接続されるように調整されているカテーテルの端部（当 該分野では「近位」端、又はインターフェースとして公知である）は、そのカテ ーテルの特性を示しており、システムによって「質問され」得る何らかの手段を 備えている。即ち、カテーテルにはカテーテルを［判断力を有する（Ｉｎｔｅｌ 　Ｉ　ｆｇｅｎｔ）Ｊようにする特性がある。これはいく通りもの仕方で実現で きるが、カテーテルの近位端にＲＯＭ（ｒｅａｄ−ｏｎｌｙ−ｍｅｍｏｒｙ）集 積回路８６を組み込むことによって実現するのが好ましい。このようなＲＯＭは 特定のカテーテルに必要な特性を全て内部に組み込んでおり、システムに接続さ れたときにシステムによって質問されるようにしている。

ＲＯＭ内に組み込まれ得る特性としては次のようなものがあるといえる。

（１）システムがどのカテーテルをシステムに使用可能であるかを確認できるよ うにするための製造者コード、（ｉｆ）カテーテルが再利用されるのを防ぐため にシステムによって記録される通し番号、 （ｉｉｉ）システムが適当な信号を発生し、適当な方法でエコー信号を扱うよう に設定するために、カテーテルの使用が意図される臨床位置を明確にすることを 目的とする適用コード、（ｉｖ）画像の大きさを測定するための探針の大きさを 示すコード、 ＜ｖ＞特定の探針の動作に対して重大である場合に、超音波パルスの出力を制御 するのに使用される、パルスの振幅を示すコード、 （ｖｉ）特定の探針が第１２図及び第１３図に関して既に説明された種類のもの か、あるいは真の整相列構造として見なしてもよい他の構造（図示しない）のも のかを示すコード。

実際に、ＲＯＭは特定のカテーテル／探針の特性を示しているどんな情報も組み 込むことができ、システムはカテーテルをシステムに単に接続することによって 自動的に事前にセットされ得る。

ＲＯＭの他の使用例としては、近位のインターフェースに於て、即ちカテーテル の遠位端、つまり探針２が備えられている端部とは異なるカテーテルがシステム に接続されている点に於て、機械的な施錠（ｌ　ｏａｋ−ａｎｄ−ｋ　ｅｙ）タ イプのセンサを利用する方法がある。

第１８図 第１８図は、本システムによって作成された全ての情報が医師を援助するために 表示を行うように処理される態様を示す概略図である。

本質的に、第１図に示されているような本発明のシステムは情報を医師に１次元 、２次元、及び３次元の形で提示するのに用いることができる。

上述のことを説明するために、患者が動脈内部にプラークを有している状況を考 える。

カテーテルの「遠位」端の探針がプラークの近傍を通過するとき、動脈の良好な 壁の場合と比べて反射が減衰、又は変調されているのでそこにプラークがあると いうことのみを示すためにエコー信号が利用されるといえる。これは第１８図に 「ＩＤ」と称されている１次元形式である。

プラークの長さに関する他の情報も、第１８図に「２Ｄ」と称されている２次元 形式を提供することもできる。

最後に、プラークの長さに沿った深さに関する他の情報は、第１８図に「３Ｄ」 で示される３次元形式を提供することもできる。

詳細には、探針２によって搬送される変換装置集合からのエコー信号は、８７で 分類され、８８で事前処理される。その後エコー信号は１次元信号発生装置８９ に供給され、先述した１次元の情報を提供する信号が発生される。これらの信号 が９０で処理され、９２で表示、処理されて、９１で組織特性表示を行うのに使 用される。

同様にして２次元及び３次元の可視化の特性を示すエコー信号は、９３及び９７ でそれぞれ発生され、９４及び９８で処理され、９６及び１００で表示、処理さ れて、９５及び９９でそれぞれ組織特性表示を行うのに使用される。

９１．９５、及び９９での組織特性表示情報は、１０１で示されているインター フェースを介して専門のシステム、あるいは人工知能システムに供給され、それ によって自動的な病状の診断が下されるようにしてもよい。

又、第１８図に１０２で示されているのは第１４図に１０２で示されているＤＳ Ａシステムであり、それによって探針２の位置が、探針位置確認ステップ１０３ を介して３次元画像作成９７に供給され得る。又、探針の位置を示すための、１ ０４で示されているもっと簡単で情報の少ない電子マイクロメータ手段が９７に 供給されるようにしてもよい。

国際調査報告 １ｍ＋ｎｎ＋＋ｅ−＾−”””””’ＰＣＴ／ＧＢ８８／○０９７１国際調査報 告 ＧＢ　８８００９７１ ＳＡ　２５１６０

Claims (21)

【特許請求の範囲】
1. （１）ヒトの臓器内部の画像を提供、あるいは臓器内部の血液の流れを可視化す る方法であって、臓器の内部又は外部のいずれかから超音波信号を発信し、該信 号のエコーを検出し、該エコー信号をデジタル化し、該デジタル化されたエコー 信号をデジタルコンピュータに格納し、臓器内部を３次元で視覚表示する該コン ピュータからの出力を提供して該表示を異なる局面から観察されるように処理し 得るように、該デジタル化され格納されたエコー信号を処理することを包含して いる方法。
2. （２）ヒトの臓器内部の画像を提供する装置であって、下記の構成要素、即ち、 （ａ）人体内に挿入するカテーテル、 （ｂ）該カテーテルに取り付けられている超音波変換装置集合、 （ｃ）該変換装置を励起させて超音波信号を発生する手段、（ｄ）得られた超音 波エコー信号を受信し、該エコー信号をデジタル信号に変換する手段、 （ｅ）該デジタル信号が供給されるデジタルコンピュータ、（ｆ）コンピュータ 内で臓器が３次元で表示できるように該デジタル信号を処理し、該表示そのもの が処理されて、該表示が異なる局面から観察できるように、又組織の構造的な構 成が視覚的に表示できるようにする手段、並びに（ｇ）３次元表示を視覚的に行 うためにコンピュータに接続されている手段、 を組合せたものを備えている装置。
3. （３）（ａ）前記カテーテルの一端に備えられている探針、（ｂ）探針の一端で 、又はその近傍で探針を囲む環状の変換装置素子の集合の形を取っている超音波 変換装置の構成、並びに （ｃ）該変換装置素子を該カテーテルの他端に電気的に接続する手段であって、 マルチプレクサ／デマルチプレクサ回路それ自体を組み込んでいるか、又はマル チプレクス、若しくはデマルチプレクスの効果を有する配線構成を備えているか のいずれかであり、該回路、又は該構成のいずれかの目的はカテーテルの全長に わたっている配線の本数を減らすことである手段、 を備えている、請求項１に記載のシステム又は請求項２に記載の装置に用いられ るカテーテル。
4. （４）ヒトの臓器の３次元表示又はモデル化が、（ａ）前記エコー信号によって 臓器の瞬間的な断面図形、あるいは「断面」への第１の近以を行うステップ、（ ｂ）該「断面」の各々を２次元の素子、即ち「画素」にデジタル化するステップ 、 （ｃ）該瞬間的な断面図形、又は「断面」に第２の近以を行うために、該エコー 信号によって規定される断面上の点の間を補間するステップ、 （ｄ）この様にして発生された複数の「断面」を積分又は統合し、隣接する「断 面」間を補間して、３次元の素子、即ち「ボクセル」で形成される３次元表示を 形成するステップ、並びに （ｅ）臓器の多数の３次元表示を行うために、該３次元素子、即ち「ボクセル」 を処理するステップ、によって行われる請求項１に記載の方法。
5. （５）ヒトの臓器内の血液の流れの表示が、（ａ）ドップラー復調のステップ、 （ｂ）スペクトル測定のステップ、 （ｃ）速度の測定のステップ、 （ｄ）３次元の流体の流れの発生のステップ、（ｅ）流体発生が異なる局面から 観察できるようにするためにてｄ）によって作成される表示を処理するステップ 、によって行われる請求項１に記載の方法。
6. （６）ステップ（ｅ）が、 （ａ）請求項４の（ｃ）、又は請求項５の（ｄ）の３次元表示から特定の観察を 選択するステップ、並びに（ｂ）表示ターミナルで観察する多数の仕方の内の１ つで、選択された表示を提示するステップ、 を包含している請求項４又は５に記載の方法。
7. （７）前記環状変換装置集合が、カテーテルチューブの一端の周囲に同軸上に１ つ又はそれ以上のリング状に配列されている、複数の別個の圧電性結晶素子を備 えている請求項３に記載のカテーテル。
8. （８）前記環状変換装置集合が、前記カテーテルチューブの一端の周囲に同軸上 に配列されている圧電性結晶材料から成る１つ又はそれ以上のリングを備えてお り、各リングが複数の領域に分割され、該領域の各々が別々の超音波信号発信及 び受信素子として動作するようにされている、請求項３に記載のカテーテル。
9. （９）前記探針が前記変換装置集合を収容する形をしており、筒状のカテーテル の一端に適合するように調整された差込み部を有する、一体のプラスチック部材 を備えている請求項７、９、又は８に記載のカテーテル。
10. （１０）前記探針が、ヒトの臓器の内壁に蓄積した物体を分解するのに利用され る周波数を有する超音波信号を発信するように構成されている、他の超音波変換 装置の構成を備えている請求項７、８、又は９に記載のカテーテル。
11. （１１）レーザ血管形成術を適用するためのファイバオプティックテャネルを収 容するように調整されている、請求項３、又は７乃至１０のいずれかに記載のカ テーテル。
12. （１２）前記探針の周囲、及び近傍に取り付けらている気球を組み込んでおり、 該気球が前記カテーテル内の内腔を通過する空気又は気体によって膨張可能であ る、請求項３、又は７乃至１０のいずれかに記載のカテーテル。
13. （１３）前記変換装置の構成が前記探針に回転可能に取り付けられており、前記 変換装置素子が該探針の軸の回りを回転して、臓器内部を走査できるようにする ために、該構成を駆動する手段が備えられている、請求項３、又は７乃至１２の いずれかに記載のカテーテル。
14. （１４）前記変換装置の構成が多数の一対になった変換装置素子からなり、一対 の内の各変換装置素子が該一対の他方の変換装置素子の方向に内側に傾いており 、動作中に一対になった２つの変換装置素子によって発生した信号が、カテーテ ルの壁から半径方向に外側の一点に集中し、一対になった変換装置素子の各々が 該一対の他方の変換装置素子とは異なる周波数で超音波信号を発信するようにさ れている、請求項３、又は７乃至１２に記載のカテーテル。
15. （１５）３次元の超音波画像がエックス線画像に重ね合わされるようにエックス 線画像表示システムと組み合わせられる、請求項１、４、５、又は６に記載の方 法。
16. （１６）前記カテーテルの遠位端で、又はその近傍でスパークを発生する手段、 並びにスパークの放電を検出し、それによってスパークの位置、即ち患者に対す る該カテーテルの遠位端の位置を示す信号を発生する、患者の外部で使用される 検出手段を備えている請求項２に記載の装置。
17. （１７）前記カテーテルの遠位端が患者の体内に挿入されている距離を測定し、 表示する手段を備えている請求項２、又は１６に記載の装置。
18. （１８）前記カテーテルの近位端には該カテーテルを一意的に確認する手段が備 えられており、該確認手段が、該特定のカテーテルと共に使用されるようにシス テムを自動的に設定するために、超音波信号を発生し、得られたエコー信号を処 理するシステムと相互に作用するようにされている、請求項２、１６、又は１７ に記載の装置。
19. （１９）添付の図面の第１図、第２図、第１０図、第１１図、第１４図、及び第 １８図に関して実質的に先に説明され、示されている方法。
20. （２０）添付の図面に関して実質的に先に説明され、示されている装置。
21. （２１）添付の図面の第３図乃至第９図、第１２図、第１３図、及び第１６図に 関して実質的に先に説明され、示されているカテーテル。