JPH05502171A - 導管内超音波作像プローブ - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 導管内題音波作像プローブ 発明の分野 本発明は、導管内部の超音波作像装置及び方法、すなわち、導管内部の幾何学特 徴やこれに関連する組織の特徴を作像するために超音波周波数で作動する音響ト ランス／ユーザぐ音響変換器）を利用する装置及び方法に関する。好ましい形態 としては、本発明は超音波エネルギに対して比較的透明即ち鈍感な末端部分を有 するガイドカテーテル内で作動できる細長いプローブガイド組立体として具体化 される。プローブは、超音波作像波を半径方向へ導きプローブの長手軸線に関し て「エコー」波を戻す超音波作像サブアセンブリ（副組立体）を有する。この副 組立体はガイドカテーテルの内部を回転軸受部として利用して回転を行い、３６ ０°の角度にわたる導管内部の作像を可能にする。

発明の背景及び発明の概要 超音作像クリスタル（結晶）を備えた導管内プローブは周知である。例えば、血 管内へ挿入できる型式のカテーテル上又はその内部に圧電クリスタル素子（従来 「トランスジューサ」と呼んでいる）を装着する技術が既に提案されている。

プローブを血管内へ一旦挿入すると、トランスジューサが（電気信号の印加等に より）電気機械的に付勢され、周囲の組織内へ超音波エネルギを発散させる。大 半の超音波エネルギは周囲組織により吸収されるが、十分な量のエネルギが反射 によりトランスジューサの方へ戻され、作像を可能にする（このエネルギ反射は 、原理的には、異なる型式の生態物質間の界面、例えば血液と血管壁との間の界 面や血液と血管壁に付着した障害組織との間の界面等において発生する）。

トランスジューサは、その付勢後、反射で戻った超音波（エコー）エネルギに応 じて弱電信号を発生する。これらの弱電信号は血管の幾何学特徴その他の特徴を 決定するために（例えば、血管が障害組織や他の異常物を含んでいるか否かを決 定するために）使用できる。このような決定を一般に「作像」　（イメージング ）と呼ぶ。その理由は、トランスジューサにより発生した弱電信号を人間が判読 可能な形態に変換するために適当なビデオその他の信号監視装置を使用するから である。従って、このような作像により得られた情報は、医師にとって、導管処 置の際や患者の特定の病気即ち疾患の診断の際に、リアルタイムで助けとなり、 適切な療法を処方できる。

３６００の角度にわたる導管内部の作像技術も提案されている。例えば、米国特 許第４．８４１．９７７号明細書には、半径方向に離間した複数のトランスジュ ーサから成るトランスジューサアレイを有する新規な導管内作像プローブが開示 されている。これらの半径方向に離間したトランスジューサは、（検査者に十分 な情報を提供するために補間による欠落画像区分又は部分的な画像を補う必要が ある場合には従来のアルゴリズムを利用して）検査中の導管内部の対応する半径 方向の区分（セグメント）を作像する。

また、米国特許第４．７９４．９３１号明細書に開示されているように、静止の トランスジューサと、このトランスジューサに関して回転でき長手方向に移動で きる超音波反射器とを備えた導管内作像プローブも最近提案されている（この米 国特許明細書の第１０図及び第１１図を参照されたい）。更に、この米国特許第 ４．７９４．９３１号明細書に開示された作像装置はそれぞれ、プローブを患者 の導管組織の管内へ導入するときに（トランスジューサ及び反射鏡を内蔵した） ハウジングを案内操縦する機能を果たす前方に延びたガイドワイヤを具備してい ることが判る。

３６００の角度にわたりリアルタイムの画像を提供することのできる超音波作像 装置を小型化するに当っては、いくつかの技術的な障害がある。例えば、小型化 すると、各素子が小寸法となるため、「遊び」を実質上伴わずにトランスジュー サ及び（又は）反射鏡を回転させなければならないことが判明した。回転の際に 遊びがあると、伝達される超音波エネルギ及び戻される超音波エネルギに歪みや 不整合が生じてしまう。このような不正確な及び（又は）不整合のエネルギはト ランスジューサにより発生した電気信号の信号対ノイズ比に有害な影響を及ぼす こととなり、これにより、不正確な画像や認識不能な画像が発生してしまうこと となる。

トランスジューサ及び（又は）反射鏡の実質上完全同軸の回転を保証するために 機械的な軸受を設けることも考えられるが、実際問題として、このような軸受は 寸法が大き過ぎて、例えば患者の心臓組織の微細な血管に挿入するのに十分な寸 法まで小型化した超音波作像プローブに使用し難い。それ故、（例えば、米国特 許第４．５７２．２０１号、同第４．４６６．４４４号、同第４．　４４２．　 ８４２号及び同第４．３９１．２８２号各明細書に開示されているが如き）従来 「内視鏡」と呼んでいる従来の大型超音波作像装置において提案されているよう な軸受は、本発明が意図する型式の小型導管内題音波作像装置に使用するには、 総体的に不十分である。

また、超音波作像プローブは、その使用中に、患者に不当な危害を加えるもので あってはならない。このような理由で、例えば意図外の（即ち所望外の）患者の 組織の摩滅を防止するために、プローブの回転素子を患者の導管組織から機械的 に隔離すべきである。回転素子を隔離せずに患者の組織にさらせば、その組織が 摩滅することとなる。しかし、これらの回転素子を機械的に隔離するには、更な る技術上の障害が存在する。その理由は、隔離構造体により、得られる画像を破 壊する程度まで超音波を減衰させてはならないからである。

本発明は、上述の諸問題点を解決しようとするものである。一般的には、本発明 は、患者の心臓導管組織の導管内でのプローブの使用を可能にすると共に、末端 に位置するトランスジューサ副組立体の回転により３６０°の角度にわたって導 管の画像を提供できる十分小型の超音波作像プローブに関連する。

本発明にとって重要なことは、トランスジューサ副組立体が後に詳説するような 方法で患者の導管組織内に前辺って位置決めしたガイドカテーテル内で作動する ことである。ガイドカテーテルは末端領域を有し、この末端領域は超音波エネル ギの減衰を最少化し及び（又は）超音波エネルギを反射すると共に、回転するト ランスジューサ副組立体を周囲の組織から機械的に隔離する。同程度に重要であ ると思われることは、ガイドカテーテルのこの末端領域がトランスジューサ副組 立体のための末端軸受表面（支持表面）を提供する付加的な有効機能を果たし、 ガイドカテーテルの軸線に対するトランスジューサ副組立体の実質上完全な同軸 回転を保証することである。

実質的に剛直な管状駆動シャフトをプローブの基端（患者の外部側の端部）に設 け、末端に位置したトランスジューサ副組立体に所望の回転方向及び回転速度を 与えるための適当な運動手段にこのシャフトを接続する。これに関し、ｌ・ルク ケーブルが基端に位置した駆動シャフトと末端に位！したトランスノユーサ副組 立体とを相互連結し、駆動シャフトの回転方向及び回転速度をトランスノユーサ 副組立体へ伝達する。

本発明のプローブに使用するトルクケーブルは相互に反対方向に螺旋状に巻いた ワイヤで構成された内側及び外側のサブケーブル（副ケーブル）から成る。従っ て、内側及び外側の副ケーブルを構成するワイヤは、トランスジューサ副組立体 を所望の回転方向に回転させたときにワイヤの隣接するワイヤ巻回体がそれぞれ 膨張及び収縮する傾向を呈するような方向に巻かれている。ワイヤ巻回体のこの 応答性の膨張／収縮が内側トルクワイヤと外側トルクワイヤとの間の実質上剛直 な結合部に作用し、運動手段により提供された回転運動をトランスジューサ副組 立体へ確実に伝達する。

好ましいトルクケーブルはねじりに対して最大強度を与えるが、引張りに対して は最小強度しか与えない（すなわち、最小の長手方向剛性を与える）。トルクケ ーブルの長手方向剛性を増大させる（すなわち、引張りに対する強度を増大させ る）ため、トルクケーブルの隣接するワイヤ巻巨体間の隙間に適当なポリマー材 料（例えば、低濃度から中濃度のポリエチレン）を食潰する。このようなポリマ ーの食潰がなければ、トルクケーブルは、その使用中に、ガイドカテーテル内で 半径方向に振動し、トランスジューサ副組立体を変動する角速度で回転させてし まうことになる。しかし、トルクケーブルの長手方向剛性を増大させる二とによ り、ガイドカテーテル内でのトルクケーブルの不当な半径方向振動を（完全に排 除できない場合でも）最少化できるので、トランスジューサ副組立体へ実質的に 一定の角速度を伝達できる。

トルクケーブル内に位置していてその全長手方向に延び基端と末端とに固定され た少なくとも１つの細長い強化素子により、トルクケーブルの長手方向の付加的 な強化を達成してもよい。強化素子はトルクケーブルの基端及び末端を長手方向 に位置決めした状態で固定（係留）する有効機能を果たし、損傷なしに患者の体 内からのトルクケーブルの容易な引き抜きを保証する。そして、使用中にトルク ケーブルが故障（例えば、破損）するが如き事態が万一発生した場合は、強化素 子がトルクケーブルの基端と末端とに連結しているので、強化素子により全体の トルクケーブルを密書の体内から引き抜（ことができ、これにより本発明のプロ ーブ組立体の安全性を保証する。強化素子は少なくとも１つの繊維モノフィラメ ント（単繊維ファイバ）の形をしているのが好ましい。

使用においては、蛍光発光性のチップを有する（例えば金でできた）従来のガイ ドワイヤは、密書の導管組織の所望の導管　（例えば、患者の大腿部の動脈）内 へ電撃的に挿入され、作像したい特定の導管内にガイドワイヤの末端を位置させ るように操作される。作業に携わっている医師は、標準の蛍光透視鏡技術を用い てガイドワイヤの進行具合を視認できる。

次に、停止させたカイトワイヤ上にガイドカテーテルを入れ千成に挿入する。

好ましくは、ガイドカテーテルはその末端に蛍光発光性のマーキング（標識部） を備え、このため、作業に携わっている医師は同様に、蛍光透視鏡による作像技 術を用いてカイトワイヤ上でのガイドカテーテルの進行具合を視認できる。ガイ ドカテーテルを適正に位置決めしたら、医師は次いでガイドワイヤを引き抜き、 内部が空になったガイドカテーテル内へトランスジューサ副組立体を挿入できる ようにする。

ガイドカテーテルの末端に設けた蛍光発光性のマーキングは（蛍光透視鏡的には それ自体完全に可視である）トランスジューサ副組立体を正確に位置決めするた めに医師が参考にできる便利な静止の基準を提供することを諒解されたい。従っ て、トランスジューサ副組立体を作動させることにより、３６０°の角度にわた る導管の「断面」に対応する超音波画像が得られる。そして、トランスノユーサ がガイドカテーテル内で回転移動及び縦移動（長手方向移動）できるので、導管 の縦断面に沿ってこれらの画像を得ることができる。

超音波作像を完了し、所望の情報が得られたら、医師はガイドカテーテルからト ランスジューサ副組立体を引き抜きガイドカテーテルを適所に残しておくことが できる。従って、ガイドカテーテルは、患者の心臓内部組織における疾患部位を 処置するために、適当な治療上のプローブ（例えば、低プロフィール（輪郭）の 血管形成装置）の導入や薬剤の給送のためのチャンネルとして使用できる。従っ て、カイトカテーテルは患者の心臓内部組織における疾患部位についての（本発 明のトランスジューサ副組立体による）診断や（例えば、別個の治療上の装置及 び（又は）薬剤による）処置のための便利な共通の経路を提供する。

上記に略説したプローブ及び作像技術はこの種の技術分野における現在の知識レ ベルから大幅に躍進するものである。例えば、前述の米国特許第４．　７９４゜ ９３１号明細書から明らかなように、この種の技術分野における従来の知識レベ ルでは、「多目的Ｊ導管的作像プローブ（すなわち、全体のプローブを慶者の導 管内へ直接挿入できるように一体のガイドワイヤ構造体を有する作像プローブ） しか提供できない。これに反し、本発明は、従来のようなガイドワイヤを備えて いるが、これを　（カイトカテーテルを位置決めする手段として機能させるよう に）別体として設け、（ガイドカテーテルを適所に残した状態でガイドワイヤを 引き抜いたときに）ガイドカテーテルがトランスジューサ副組立体を挿入するた めの十分な寸法の空間を画定できるようにしたものである。このように、本発明 の作像プローブは極めてｒＦ寸法の（心臓の）冠状動脈の曲がり（ねった経路に 使用するのに特に適し、導管内超音波作像に使用していた従来のプローブの有す る上述の緒問題点を解決する。

本発明の以上の効果及びその他の効果は実施例についての以下の説明から一層明 らかとなろう。

図面の簡単な説明 以下、図面に基づき本発明を説明するが、すべての図面を通じて、同じ参照番号 は同じ構成素子を示すものとする。

第１図は本発明の超音波作像プローブを使用する代表的な超音波作像装置の概略 構成図、 第２図は本発明のプローブの末端、特にガイドカテーテル内でのトランスジュー サ副組立体を示す縦断面図、 第３図は第２図の３−３線における本発明のプローブの拡大横断面図、第４図は 本発明に使用するトルクケーブルの代表的なセグメントの詳細斜視図、第５図は 本発明のプローブの基端を示す縦断面図、第６図は使用中患者の外部に位置する 本発明のプローブの基端構造を示す、第５図より縮小寸法の縦断面図、 第７ａ図ないし第７ｄ図は患者の導管組織内へ本発明のプローブを挿入する工程 を略示する斜視図、 第８図は先に位置決めした（すなわち、第７ｂ図の状態の）ガイドワイヤ上の適 所に位置するガイドカテーテルを示す部分縦断面図、第９図は本発明の作像装置 に使用する超音波トランンーノく回路の概略プロ、ツク線図、 第１０ａ図及び第１．　Ｏｂ図は本発明の超音波作像プローブにより得られた豚 の大腿部動脈のビデオ画像による断層写真、第１１ａ図及び第１．１　ｂ図は本 発明の超音波作像プローブにより得られた豚の冠状動脈のビデオ画像による断層 写真である。

好ましい例示実施例の詳細な説明 例示として超音波作像装置１０の概略構成を第１図に示す。超音波作像装置１０ はガイドカテーテル１４内へ挿入される末端のトランスジューサ副組立体１２（ 第１図には示さないが、第２図を参照されたい）を有する超音波作像プローブ組 立体　１１を具備する。ガイドカテーテル１４の末端には、約　００１０インチ （０，０２５４ｃｍ）のカテーテル１４の壁厚よりも薄い壁厚（例えば、約０． ００５インチ　（０，０１２７ｃｍ）の壁厚）を有する領域１６が設けてあり、 超音波作像波に対して比較的透明（鈍感）な（すなわち、超音波エネルギの減衰 を最少に抑えた状態で超音波エネルギを反射させる）「窓」を提供する。領域１ ６の長手方向の長さは約　２．０インチ（約５．Ｑｃｍ）であるのが望ましく、 （領域　１６を含む）カテーテル１４の全長は、（例えば、動脈切開のための） 直接挿入に対しては約１１．８インチ（約３０ｃｍ）であり、（例えば、大腿部 動脈への）経皮的な末端挿入に対しては約５９インチ（約１５Ｏｃｍ）である。

例えば、金等でつくった（約０．０２０インチ（０，５１ｍｍ）の幅を有し、カ テーテル１４の終端から約００４０インチ（１，０２ｍｍ）だけ離れて位置した ）蛍光発光性のバンド１８は（例えば、クリンプにより）ガイドカテーテル１４ の末端に固定され、このため、作業に携わっている医師は、患者の導管組織内へ のカテーテル１４の挿入期間中、普通の蛍光透視鏡技術を用いて、カテーテル１ ４の進行具合を確認できる。また、バンド１８は、（後に詳述するように）ガイ ドカテーテル１４を適正に位置決めしたときに、トランスジューサ副組立体即ち 超音波作像副組立体１２のための基準を提供する。

ガイドカテーテル１４の基端（患者の外部側の端部）はポート２２を有する普通 のＹ字コネクタ２０に接続し、このボートを通して塩水をガイドカテーテル１４ の空間１４ａ（第３図）内へ導入できる。超音波作像副組立体１２は後に詳述す る構造体を介して適当なモータ手段２４に接続している。モータ手段２４は副組 立体１２を回転させるための駆動力を提供し、任意の適当な高速精密モータから 成るとよい。モータ手段はゼロから１８００ｒｐｍまでの速度で副組立体１２を 回転させることのできる可変精密モータとするのが好ましい。

作像副組立体１２への通電は普通の２リ一ド式のマイクロ同軸ケーブル２６（第 ２図）により行われる。副組立体の回転期間中、適半な電気接触プラン３０を介 して（ケーブル２６を介しての）超音波作像副組立体１２と超音波トランノーバ ２８との間の通電が確立される。超音波トランシーバは第９図に関連して後述す る回路を利用し、（所望の振幅及び形状の）パルス信号を発生させ、このパルス 信号は（プラノ３０を通して）ケーブル２６を介して印加され、作像副組立体１ ２内に収納した電気音響トランスジューサ４４（第２図）を付勢する。トランシ ーバ２８はまた、副組立体１２内のトランスジューサの電気機械的な付勢により 生じる電気信号（すなわち、エコー波の受信に応答してトランスジューサが発生 する信号）に対して普通の信号処理作業（例えば、増幅、ノイズ低減等）を行う 。

これらの信号は既知の表示アルゴリズム（例えば、普通の　ＰＰＩ（レーダー） アルゴリズム）により更にデジタル処理され、次いでＣＲＴモニター３２（又は 他の等価の表示装置）へ入力として供給され、副組立体１２内のトランスジュー サの方へ超音波エネルギを反射させる導管組織を表す所望のフォーマットの超音 波画像３４を発生させる。医師は制御コンソール　３６を使用して、超音波トラ ン／−バ２８やモータ手段２４の所望の作動パラメータを選択するとよい。

超音波作像副組立体１２、及びこの副組立体を患者の外部の環境に電気的及び機 械的に接続する役目を果たす構成を第２図ないし第４図に示す。本発明の作像プ ローブの末端を特に第２図に示すが、このプローブはカイトカテーテル１４の実 質上円筒状の空間１４ａ（約０．０４５インチ（１，１７ｍｍ）の直径を有する のが好ましい）内に収納された作像副組立体１２を具備する。副組立体１２は例 えば普通のステンレス鋼の皮下チューブでつくった剛直な管状ハウジング４０（ 約０１０４２インチ（１，０７ｍｍ）の外径を有するのが好ましい）を具備する 。

音響反射器４２はハウジング４０の末端部分内にこれと同軸に剛直に位置決めさ れ、超音波トランスジューサ４４はハウジング４０の基端部分内にこれと同軸に 剛直に位置決めされて、音響反射器４２の基端に設けた平坦な反射面４６に対面 している。ハウジング４０／音響反射器４２の末端は円滑に凸湾曲したチップ４ ８として形成するのが好ましく、ガイドカテーテル１４の空間１４ａを通しての 副組立体１２の案内の補助をする。　好ましくは、反射面４６は管状ハウジング ４０の長手軸線に関しである角度（例えば、４５°）で傾斜し、トランスジュー サ４４から発された超音波を半径方向へ反射させて作像すべき組織の方へ導き、 戻ってくるエコー波をハウジング４０の長手軸線に沿って軸方向へ反射させてト ランスジューサ４４の方へ導（ようにする。反射面４６は平坦なのが好ましいが 、他の幾何学形状を呈してもよく、特に発出したエコー波及び戻ってくるエコー 波を収れん合焦させたい場合は、例えば凹面にするとよい。また、ハウジング４ ０の長手軸線に対する反射面４６の方位角度は、ガイドカテーテル１４の領域１ ６からの超音波エネルギの直角反射を最小化ために、反射音響波を副組立体の基 端の方へ投射し発出音響波を副組立体の末端の方へ投射するように、４５°より 大き（でも小さくてもよい。反射面４６は超研磨ステンレス鋼で構成するのが好 ましいが、他の適当な材料（例えば、水晶又はサファイヤ）を用いてもよい。

トランスジューサ４４は上記米国特許第４．８４２．９７７号明細書に開示され たトランスジューサと実質上類似のものであり、所望の周波数（例えば、約２５ ＭＨｚ）で共振するように精確に切断加工した適当な圧電材料の実質上円筒状の 本体　５０を有する。圧電本体５０は、機械的な一体性を保証すると共に圧電性 能基準（すなわち、電気エネルギと機械エネルギとの間の有効な変換）を満たし た状態で、トランスジューサが電気的に接触したときの短絡現象を阻止するよう に制御された特性（即ち、最小ボイド（空げき））を有する材料からつくるべき である。本体５０を形成する圧電材料はＬＺＴ−２セラミツク、ＥＢＬ−２セラ ミツク、ＰＺＴ−５セラミツク、メタニオブ酸鉛又はニオブ酸鉛の中から選択す るのが好ましく、材料内のボイドの存在が最小な点でＬＺＴ−２セラミンクが特 に好ましい。トランスジューサ４４の軸方向寸法及び直径寸法は共に約１０３０ インチ（０，７６２ｍｍ）である。

導電性金属の面板５２を圧電本体５０の前面に蒸着し、その外周辺の一部まで延 ばす。面板５２は、銅製の内側層（即ち、圧電本体５０の前面に隣接する層）と 、プラチナ製の中間層と、金製の外側層とから成る多層構造とするのが好ましい 。プラチナ中間層は（銅、金に対して十分な結合特性を有するので）銅内側層と 金外側層とを結合する結合層として作用し、金外側層は銅内側層の酸化を防止す る機能を果たす。普通の電気蒸着技術を使用してこれらの層を順次蒸着し、面板 ５２の合計層厚がほぼ１０００−１００００人（良好な導電性が必要ならこれ以 上の厚さ）となるようにする。しかし、面板５２の厚さは、圧電本体５０の作動 周波数における波長のほぼ１／４となるように選定する。

トランスジューサ４４は（圧電本体５０の周辺部上まで延びた面板５２の部分を 介して）ハウジング４０と面板５２との間の電気接触を保証するように任意の便 宜的な方法でハウジング４０の基端部分内に剛直に固定される。これに関しては 、導電性のエポキシ樹脂、例えば、導電性を与えるのに有効なある量の導電性金 ｉｔ（例えば、銀）を添加したエポキシ樹脂を使用するのが好ましい。適当なエ ポキシ樹脂は多数市販されており、そのうち、米国ニューヨーク州プレインビュ ー　（Ｐｌａｉｎｖｉｅｗ）在住のパーマギル社（Ｐｅｒｍａｇｉｌｅ　Ｉｎｄ ｕｓｔｒｉｅｓ、　Ｉｎｃ、）から市販されているインサルキャスト６１２　、 Ａ（Ｉｎｓｕｌｃａｓｔ　６１２Ａ）　（商品名）が好ましい。トランスジュー サ４４はまた、導電性及び超音波エネルギ吸収特性を有する材料でできた厚さ約 １０３０インチ（０，７６２ｍｍ）の裏張り層即ち支持層５４を有する。圧電本 体５０が電気信号からの刺激を受けて電気機械的に振動するかもしれないので、 支持層５４の導電性は重要である。トランスジューサ４４が実質的に一方向性を 有する（すなわち、トランスジューサ４４から発される超音波エネルギは音響反 射器４２の方に向かって前方へ最大に流れる）ので、支持層５４の超音波エネル ギ吸収特性も重要である。音響インピーダンスを増大させ音響エネルギを分散さ せるのに有効な量の粉末濃縮導電性材料（例えば、タングステン粉末）をエポキ シ樹脂に添加するのが好ましい。支持層の材料として使用するのに適したエポキ シ材料は高温で硬化する種類のものである。

圧電本体５０はその外周面にコーティングした任意の適当な電気絶縁エポキシ材 料の絶縁スリーブ５６によりハウジング　４０から電気的に隔離される。これに 関し、製造期間中、面板５２及び支持層５４をそれぞれ形成する前に本体５０の 外周面上にスリーブ５６を最初にコーティングする。第２図に示すように、この 絶縁スリーブ５６とハウジング４０の内面との開に環状空間が形成され、この空 間を適当な電気絶縁エポキシ樹脂で満たし、これらの構造体間の十分な結合を保 証すると共に、これらの機械的な一体性を向上させる。

トランスジューサ４４及び患者の外部に位置する超音波制御機器への通電はトル クケーブル６０（後述）内に位置したマイクロ同軸（又は他の適当な２リ一ド式 の）ケーブル２６により行う。トランスジューサ４４への電気接触及び直列接続 は、ケーブル２６の内側リード２６ａを支持層５４にはんだ付けし、外側リード ２６ｂをハウジング４０の内面にはんだ付けすることにより行う。圧電本体５０ が（絶縁スリーブ５６を介して）ハウジングから電気的に隔離され、面板が（導 電性のエポキシを介して）ハウジングに電気的に接続されているので、外側リー ド２６ｂをハウジング４０にはんだ付けするだけで、トランスジューサの直列接 続を行える。

好ましくは、トルクケーブル６０は互いに反対方向に巻いた平坦なワイヤから成 る内側サブケーブル６２及び外側サブケーブル６４（第４図）を有する。内側サ ブケーブル６２はトリフィラー（ｔｒｉｆｉｌｅｒ）　（すなわち、約領　０６ インチ（１５ｍｍ）の高さと０．１２インチ（３，０ｍｍ）の幅とを持つ横断面 を呈しくトルクケーブル６０の基端から見て）左回りに回転させたときに巻回体 を半径方向に膨張させるような方向に緊密に巻かれた３つの平坦な金属ワイヤ６ ２ａ−６２０）で構成するのが好ましい。一方、外側サブケーブル６４はクオデ ィフイラ−（ｑｕａｄｆｉｌｅｒ）　（すなわち、約０．０８インチ（２，０ｍ ’ｍ）の高さと０１２インチ（３，０ｍｍ）の幅とを持つ横断面を呈し、（イ） 隣接する巻回体間に１ワイヤ幅に相当するギヤングが存在しく口）左回りに回転 させたときに巻回体を半径方向に収縮させるように巻かれた４つの平坦な金属ワ イヤ　６４ａ−６４６）で構成するのが好ましい。

それ故、半径方向に膨張、収縮する内側及び外側サブケーブル６２．６４のそれ ぞれの傾向は、その左回りへの回転期間中、これらサブケーブル間に生じさせる べき剛直な結合部を提供する。従って、複合トルクケーブル６０は回転運動をト ランスジューサ副組立体１２へ有効に伝達する。もちろん、右回りに回転するよ うにサブケーブルを構成してもよいが、その場合は、内側及び外側サブケーブル ６２．６４のワイヤは第４図に示す方向とは反対の方向に巻く。

トルクケーブル６０はねじり力には比較的強いが、（例えば、引張り力に対する ）長手方向には比較的弱く、従って、長手方向には極端にたわみ易く、患者の心 臓導管組織の曲がりくねった経路に対する追従を許容する。トルクケーブルの長 手方向の強度を増大させる（すなわち、長手方向の剛性を増大させる）ためには 、ワイヤの隣接する巻回体間の隙間を、低濃度から中ｉ１［までのポリエチレン の如き熱可塑性ポリマーで食潰するのが好ましい。食潰ポリマーは第４図に６５ にて示すが、ポリマー６５はまた、サブケーブル６２．６４の個々のワイヤ巻回 体間の小さな隙間にも介在させるのが好ましい。

それ故、トルクケーブルのポリマーで食潰したワイヤ巻回体は「裸の」巻回体（ すなわち、ポリマーで食潰してないトルクケーブルの巻回体）に比べて長手方向 に一層剛直となる。上述のように、トルクケーブルの長手方向の剛性が増大すれ ば、使用中のカテーテル内でのトルクケーブルの半径方向の振動を減少させる助 けとなり（実質上一定の角速度でのトランスジューサ副組立体１２の回転を保証 し）、更に、カテーテル１４内でのトルクケーブル（従ってトランスジューサ副 組立体）の長手方向の前進や引き抜きを一層容易にする。

トルクケーブル６０に対するポリマーの食潰は任意の便利なまたは便宜的な方法 で行うとよい。例えば、（融点又はそれより高い温度での）溶融ポリマーをトル クケーブル５０上に散布、浸漬又はバジングし、次いで（空冷や水冷により）ポ リマーを冷却して、トルクケーブルの巻回体間の隙間内で固化させる。しかし、 現段階で好ましい技術は、食潰ポリマーでつくった小径のチューブをトルクケー ブル６０上で入れ子式に位置決めし、次いでポリマーチューブ及びトルクケーブ ルを十分に加温し、ポリマーチューブを溶融して、溶融ポリマーをトルクケーブ ル６０の巻回体間の隙間に流入させる方法である。

１以上の細長い繊維素子により付加的な長手方向の剛性を提供してもよい。好ま しくは、一対の繊維（ファイバ）６６、６８をマイクロ同軸ケーブル２６とトル クケーブル６０の内側サブケーブル６２との間の環状空間内に位置決めする。

これらの繊維６６．６８の末端６６ａ、６８ａはトルクケーブル６ｏの終端を越 えて延び、トルクケーブル６０とハウジング４Ｑの内面との間に位置し、そこで エポキシ化合物内に埋設される。このエポキシ化合物はトルクケーブル６ｏの末 端をハウジング４０に固定する役目も果たす。繊維６６．６８の基端６６ｂ、６ ８ｂ及びトルクケーブル６０の基端も同様に、第５図に示すように、管状駆動シ ャフト７０に剛直に固定される。

本発明によれば、好ましい繊維は、例えば芳香族ポリアミド（例えば、米国プラ ウエア州つイルミントン（Ｗｉｌｍｉｎｇｔｏｎ）在住のイー・アイ・デュポン ・ド・不モス・アンド・カンバー１−−　（Ｅ、　Ｉ　ＤｕＰｏｎｔ　ｄｅ　’ ｉｅｍｏｕｒｓ　＆　Ｃｏ、　）から市販されている［ケブラーＪ　（Ｋｅｖｌ ａｒ）　（登録商標名）ポリアミド繊維）の如き合成樹脂でできたモノフィラメ ントである。しがし、他の適当な繊維を使用してもよい。例えば、繊維６６．６ ８はマルチ糸や適当な金属で構成してもよい。

上述のように、繊維６６．６８はガイドカテーテル１４内でのトルクケーブル６ ０の操縦性に悪影響を与えずにトルクケーブルの長手方向の剛性を増大させる役 目を果たす。更に、繊維６６．６８は、使用中にトルクケーブル６ｏが大きな故 障（例えば、破断）を生じた場合に、トランス／ユーザ副組立体をカテーテル１ ４から確実に引き抜けるのを保証する安全手段としての機能も果たす。これに関 し、各繊維６６．６８の基端及び末端がトルクケーブル６ｏの基端及び末端に固 定されているので、トルクケーブルの全長が繊維６６．６８を介してつながれて いることを諒解されたい。従って、繊維６６．６８は、トルクケーブル６０の基 端及び末端が繊維Ｊ二つなかれているので、トルクケーブルの破断の場合の安全 手段を提供することになる。　本発明に係るプローブ１１の基端を第６図に詳細 に示すが、この基端はポート２２を有する普通のＹ字コネクタ２ｏを備え、この ポートを通して、例えば塩水溶液をガイドカテーテル１４の空間内へ注入できる 。

コネクタ２０及びガイドカテーテル　１４は普通のロイル（Ｌｅｕｒ）ロック７ ２により相互結合されている。駆動シャフト７ｏは実質上剛直で、普通のステン レス鋼製の皮下チューブで構成するのが好ましい。駆動シャフト７ｏはコネクタ ２ｏ中をこれと同軸的に延び、モータ手段２４に接続しており、マイクロ同軸ケ ーブル２６は電気接触プラノ３０に接続している。駆動シャフト７ｏは（基端の 継手７６内に収納した）合成樹脂の軸受素子７４を介して支持されンールされ、 この軸受素子はシャフト７０のための基端回転軸受として作用すると共に、流体 漏洩防止のためコネクタ２０の基端を７−ルする作用を果たす。先に概説したが 、モータ手段２４は駆動シャフト７０に（例えば、第６図に矢印７８にて示す左 回り方向の〕回転を与え、この回転はトルクケーブル６ｏを介して副組立体１２ へ伝達される。

第７８図ないし第７ｄ図は大発明のプローブ１１を患者の導管組織の導管（図を 明瞭にするため示さない）内で位置決めする好ましい工程を略示する。許される 医学上の処置ζこよれば、作業に携わる医師は、他のカテーテル、ガイドワイヤ 等の後の挿入を容易にするために、まず、比較的大きな寸法の外側がイドチュー ブを電撃的に（瞬時に）（患者の体内へ）挿入する。例えば、冠状動脈を作像し たい場合は、医師は普通外側ガイドチューブを冠状動脈口に隣接して位置決めす る。

外側カイトチューブを適所に位置決めしたら（このチューブは作像処理期間中及 び医師による必要な治療上の処置期間中適所に位置したままである）、普通の密 に巻いたガイドワイヤ　８０を外側ガイドチューブ内の空間を通して挿入する。

ガイドワイヤの末端に蛍光発光性のチップ８２が存在するため、医師は蛍光透視 鏡的にカイトワイヤ８０の進行具合を監視できる。外側ガイドチューブの終端を 越えてガイドワイヤ８０を挿入し、このガイドワイヤを検査すべき冠状動脈内の 所望の位置に位置決めする。

本発明によれば、次に、第７ｂ図に略示するように、着脱可能な内側の管状スリ ーブ８４（第７ｃ図、第８図）を冑するガイドカテーテル１４をガイドワイヤ８ ０上に入れ子式に挿入する。スリーブ８４を設けたのは、僅かな間隙を伴って（ カイトカテーテル１４の空間１４ａの直径に比べて）一層小さな直径のガイドワ イヤ８０を収容できるようにガイドカテーテル１４の有効内径を減少させて、カ テーテル１４とスリーブ８４との複合体をガイドワイヤ上に一層容易に入れ子挿 入できるようにするためである。スリーブ８４はまた、ガイドカテーテル１４の 固有のたわみ性を幾分減少させる有益機能をも果たす。このように、ガイドカテ ーテル１４とスリーブ８４との複合体はガイドワイヤ８０の外周上に容易に滑入 され、極めてたわみ易いカイトカテーテル１４のねじれの危険性を最小化する。

もし、この措置がなければ、ガイドカテーテルだけをガイドワイヤ　８ｏ上に入 れ子式に挿入しようとしたときに、ガイドカテーテルのねじれが生じてしまう。

ガイドカテーテル１４の末端に蛍光発光性のマーキングバンド１８が存在するた め、作業に撓わっている医師はガイドカテーテルの進行具合を蛍光透視鏡的に監 視てきる。（例えば、第８図に示すように）ガイドワイヤ８ｏ上でガイドカテー テル　１４が適正に位置決めされたと医師が判断したときは、ガイドワイヤ８０ 及び内側スリーブ８４をユニットとしてガイドカテーテル１４がら取り外す（第 ７ｃ図ン。これにより、ガイドカテーテル１４の全体の空ｒｊｊ１４ａが露呈し 、従って、医師はそこへトランスジューサ副組立体１２を挿入することができる 。カテーテル１４の空間１４ａ内の減径環状内部ストッパ８６（第２図）はトラ ンスジューサ副組立体１２がガイドカテーテルの終端を越えて前進するのを阻止 する。

マーキングバンド１８を基準として使用することにより、医師は作像したい導管 の領域に関して副組立体１２（従って、トランスジューサ４４フを位置決めでき 、また、トランスジューサ副組立体１２自体が蛍光発光性の作像により可視状態 となっているから、トランスジューサ副組立体の運動及び位置をも観察できる。

副組立体を適正に位置決めしたら、モータ手段２４を駆動シャフト７０に作動連 結し、作像制御機器を操作してＣＲＴスクリーン又は他の適当な監視製買上にリ アルタイムの画像又は（専従医師が望む場合は）リアルタイムでない画像を生じ させる。

例えば患者の冠状動脈内の疾患部位の画像が得られたら、専従医師は次に治療上 の処置を施せばよい。これに関し、本発明のガイドカテーテル１４は（このカテ ーテル１４から作像副組立体１２を取り外した後に）種々の適当な治療上の装置 や薬剤を導入するために便利なチャンネルを医師に提供する。例えば、医師は適 当な低プロフィールの血管形成装置や薬剤をカテーテル１４の空間１４ａを通し て導入し、冠状動脈の疾患部位を処置できる。その後、医師は（治療上の装置を カテーテル１４から引き抜いた後に）カテーテル１４の空間１４ａ内へ副組立体 １２を再導入し、上述のようにして超音波画像を生じさせ、治療処置が有効であ ったか否かを判定できる。

上記に略説したように、末端領域１６は超音波エネルギに対して比較的透明な（ すなわち、エネルギの減衰や反射を最小に抑える）カテーテル１４の区域を確立 する。これに関し、末端領域１６はカテーテル１４の残りの領域（基端領域）よ りも小さな外径横断面を呈するが、末端領域１６をも含むカテーテル１４の全長 にわたって、カテーテルは実質上一定の内径を有する。末端領域１６のこの減少 肉厚はこれを構成する材料と共働して、超音波エネルギを最小に抑えるカテーテ ル１４の領域を提供するのに寄与する。末端領域１６はを者の周辺組織を回転す るトランスジューサ副組立体１２がら機械的に隔離し、トランスジューサ副組立 体がその組織を摩損させたり損傷させたりする危険性を排除する。

それ故、ガイドカテーテル１４を形成する材料は超音波エネルギ低反射特性及び 低減衰特性を呈するほかに、患者の心臓導管組織の曲がりくねった経路を追従で きるに十分なたわみ性をも有さねばならない。可能性として種々の材料（例えば 、低濃度又は中濃度のポリエチレン、シリコン、ポリウレタン、ポリ塩化ビニル 、ポリテトラフルオルエチレン、ポリエステル）を利用できるが、現時点で好ま しいのは、ガイドカテーテル１４を低濃度又は中濃度ポリエチレン（Ｐ　Ｅ）で 形成することである。好ましいポリエチレン樹脂材料で形成したカテーテルは、 例えば米国コネチカノト州ダニエルシン（Ｄａｎｉｅｌｓｏｎ）在住のプトナム ・プラスチック社（Ｐｕｔｎａｍ　Ｐｌａｓｔｉｃｓ）から種々の寸法のものと して市販されている。

カテーテル１４の末端領域１６はカテーテル１４の末端部分を局部的に加熱しく 従って、軟化させ）、次いて、所望の肉厚になるまでカテーテルの軟化した末端 １６を引抜き加工する。ガイドカテーテル１４を形成する好ましいポリエチレン 樹脂材料はトランスジューサ副組立体１２の回転のための低摩擦軸受としても作 用する。

上述のように、使用期間中、７字コネクタ２０のポート２２を介してガイドカテ ーテル１４の空間１４ａ内へ塩水溶液を注入できる。塩水溶液は（ガイドカテー テル１４が位置している血管内の血圧よりも）高い圧力で注入し、ガイドカテー テル内への血液の侵入を阻止すると共に、血液の凝固を防止する。

これに関し、塩水溶液はハウジング４０とガイドカテーテル　１４との間でハウ ジングのまわりを流れ、副組立体１２の回転期間中この回転に対するハウジング ４０のための潤滑媒体を提供する。塩水溶液はまた、面板５２と反射面４６との 間の空間を満たし、トランスジューサ副組立体１２のための液体音響結合媒体を 提供する。

第９図は、トランスジューサ４４を駆動し、リアルタイムの作像及び（又は）他 の分析を行うためにトランスジューサからの信号を受けてこれをデジタル信号に 変換するための例示的な超音波トランノーバ回路２８を示す。

略述すれば、好ましい実施例に係る超音波作像装置］０はトランスジューサ４４ を付勢してこれを一転させ、この回転中に比較的短期間の音響バースト（音響衝 撃波）をプローブ組二体１１のまわりの周囲体内組織内へ放射し１周囲組織によ り反射された超音波エコー信号を受信しく典型的には、各付勢「半径」に対して 空間的に符号化（エンコード化）した画像情報を得るために各放射パルスに対し て多数のサンプルが受信される）、受信したエコー信号から画像を発生させる。

好まし，い実施例においては、普通の画像再構成／発生技術を用いてリアルタイ ムに画像を発生させるのが好ましい（例えば、医師にとっては、プローブ組立体 １１を動脈又は導管に対してトラバースさせているときにプローブ組立体が遭遇 する組織のリアルタイムの画像を提示してもらうのが有利であり、以後の画像再 構成／発生のためにリアルタイムにデータを単に収集、記憶しても処置速度を有 効に高められないからである）。

好ましい実施例により得られる画像の解像度は、大半が、トランスジューサ４４ が発する超音波音響エネルギのバーストの期間に依存する。対象としている特定 の組織により反射される信号の期間はその組織に突き当たる付勢音響バーストの 期間により決まることを諒解されたい。（対象としている最小の組織の寸法に関 して）−Ａ剰に長い期間を有する音響バーストは、その特定の組織に関する成分 のほかに、その特定の組織を取り巻く別の組織からの反射の影響を受けた成分を も含むエコーパルスを発生させてしまい、画像発生成分とその他の成分との判別 を妨害し、画像をぼやけさせてしまう。従って、発生した音響エネルギのバース トは、対象としている各組織（又は少なくともその界面）が隣りの組織／界面に より反射されたパルスと実質上型ならない少なくとも１つのパルスを反射させる のに十分な短さの期間を有するのが望ましい。

血液動脈においては、医師が対象とする最小限重要な組織は約１００ミクロンの 幅を有する中膜である。この組織を作像するのに十分な高さの解像度を提供する ために、伝達される音響パルスの期間は約１２５ｎｓより大きくない方がよい。

この期間はトランスジューサ４４の特性及びトランスジューサに印加される電気 付勢パルスの期間により決まる。短期間パルスを発生させるに十分なだけトラン スジューサ４４を減衰させるのが好ましい。更に、好ましい実施例においては、 トランスジューサ４４へ印加する電気付勢パルスはできる限り短期間のもの（例 えば、２０ｎｓ程度）とし、許容できる信号対ノイズ比及び感度を維持するのに 十分なエネルギを提供する（その理由は、トランスジューサ４４により発される 音響パルスのエスルギが不十分な場合は、装置１０の信号対ノイズ比及び感度が 低下するからである）。

好ましい実施例におけるトラノンーバ回路１００はトランスジューサ４４への適 当な短期間で高エネルギの電気付勢パルスを提供し、発された各音響パルスに対 する多数の受信サンプルを有効かつ迅速に得る。好ましい実施例におけるトラン ノーバ回路１００はトランスミッタ部分１０２と、レシーバ部分　１０４と、結 合変圧器１０６とを宵する。結合変圧器１０６は（マイクロ同軸ケーブル２６を 介して）トランスミッタ部分　１０２からの信号をトランスジューサ４４に結合 し、また、トランスジューサ４４からの信号をレシーバ部分１０４に結合する。

トランスミッタ部分１０２は超短期間付勢パルスを発生してトランスジ、−サ４ ４を刺激し、超音波エネルギを発生させる。これらのパルスは変圧器１０６を介 してプローブ組立体　１１に結合される。

トランスジューサ４４は生じた超音波エネルギを周囲の組織内へ放射し、組織か らのエコーを受信し、これらのエコーを低レベル電気信号に変換する。受信した 超音波情報を表すこれらの低レベル電気信号は変圧器１０６を介して！／レシー バ部分　１０４に結合され、（例えば、これらの信号を増幅したり帯域フィルタ でろ過したりするために）レシーバ部分１０４によりコンディ７ョニングされ、 次いで、普通の画像処理技術を使用して行われる更なる処理のためにデジタル信 号に変換される　（すなわち、各伝達パルスに対して２００倍程度の割合でサン プル化される）。

好ましい実施例に係る装置１０における例示的なトランスミッタ部分１０２の心 臓部はコンデンサ１１０を充電する定電流源１０８であり、このコンデンサはぐ トランジスタ１１２の制御の下に）変圧器１０６の一次巻線１１４を通して迅速 に放電される。好ましい実施例におけるトランジスタ１〕２は（例えば、型式Ｉ ＲＦ８２３及びＲＲＦ３１２の）並列接続した　ＦＥＴであり、これは、通電状 態になったときに、コンデンサ１１０のプラス（＋）端子を接地電位に接続し、 通電状態にないときには、コンデンサのプラス端子を「浮動」状態にする。

コンデンサ１１０のマイナス（−）端子は「節部」１１７でダイオード１１６の 陰極及び別のダイオード］１８の陽極に接続する。ダイオード１１６の陽極は変 圧器の一次巻線１１の一方の端子（ナイナス端子）に接続し、ダイオード１１８ の陰極は接地電位に接続する。変圧器の一次巻線１１４のプラス端子は接地電位 に接続する。

定電流源１０８は一方向電流１ｃをコンデンサ１１０のプラス端子に連続的に供 給し、コンデンサのプラス及びマイナス端子に存在する電位を接地電位以上に高 める。これにより、ダイオード１１６が逆バイアス状態になり（変圧機の一次巻 線　１１４のプラス端子とトランスミッタ部分１０２との間に極めて高程度の隔 離を提供し）、また、ダイオード１１８が正バイアス状態（通電状態）となる。

ダイオード１１８が通電すると、定電流源１０８により生じる電流に応答してコ ンデンサ１１０が充電され、コンデンサ板間に電位差が生じる。定電流源１０８ へ印加される供給電圧Ｖｃｃ２は、コンデンサ１１０の板間に約１５０ＶＤＣの 電圧を生起させるように選定される。　ンユミノトトリガ式のワン／ヨツト（単 安定マルチバイブレーク）１２０へ供給された制御（タイミング）信号ＣＮＴＲ はワン／ヨツトの出力（反転Ｑ）において短期間パルスを発生させる。好ましい 実施例におけるこの制御信号ＣＮＴＲはトルクケーブル６０に接続した角度位置 センサ（図示せず）に応答して発生する伝達パルスから成り、このパルスは先の 伝達パルスが発生してからめる増分角度（例えば、３６０°の１１５１２）だけ ケーブルが回転してしまったことを表示する。

好ましい実施例においては、この角度位置センサはモータ手段２４の一部を構成 し、トランスジューサ４４の角度位置を表示するために使用する。従って、トル クケーブル６０にとって重要なことは、モータ手段２４により発生したトルクを プローブ組立体１１の末端にそのまま伝達することである。その理由は、これが 不能の場合は角度位置センサがトランスジューサ　４４の位置を正確に表示でき ないからである。モータ手段２４の角度位置とトランスジューサ４４の角度位置 との間の関係の変化を最小にするため、回転中のケーブルの角速度を実質上一定 に保つのが望ましい。もちろん、トルクケーブル６０がモータ手段２４の角速度 の瞬時の変化をプローブ組立体１１の末端へ伝達するのに十分な剛直性を提供す る場合は、モータ手段　２４内の角度位置センサはトランスジューサ４４の角度 位置を正確に表示し続けるから、角速度を一定に保たなくてもよい。　しかし、 回転中のトルクケーブル６０の角速度の変化を最小にすることについて別の理由 がある。（上述のような）好ましい実施例においては、トランスジューサ４４は 各３６０°の角度回転に対して５１２回付勢され、５１２回の付勢後に、２００ 個程度のサンプルが収集される。１回転についての付勢／データ収集サイクルの 数は結果として得られる画像の周辺解像度（即ち、画像を画定する「円」のまわ りの画像解像度）を決定する。それ故、１回転毎の付勢の数は実践上できる限り 多くすべきであるが、現在の技術（特に市販のビデオのＲＡＭアクセス速度）で は、市販の比較的安価な素子を使用してのデータ収集及びデータ処理速度を制限 している。好ましい実施例における１回転当り５１２回の付勢は、市販のＶＲＡ Ｍ装置が付勢サイクル毎に２００個程度のサンプルを記憶できるのに十分な時間 を付勢パルス間に提供する。トルクケーブル６０の回転速度の変化が瞬間速度を 瞬時に増大させて遂行中のデータ収集工程に対して隣接する２つの角度増分間に 十分な時間を提供できなかった場合は、データの損失が生じる。もちろん、周辺 解像度の劣化が許される場合は、実質上一定の角速度の基準を緩和することがで きる。

好ましい実施例において、伝達パルスＣＮＴＲに応答してワン／ヨツト１２０に より生起される出力パルスは（例えば、型式５Ｇ３６２６Ｙの）二重並列接続バ ッファ１２２により更に反転、増幅せしめられて、トランジスタ１１２のゲート へ送られ、このトランジスタを通電状態にする。トランジスタ１１２が通電する と、コンデンサ１１０のプラス端子を接地電位に有効に接続し、節部１１７での 電位を高いマイナス電位にする。節部］１７での電位がマイナスになると、ダイ オード１１８が逆バイアス状態となり（その通電が解除され）、ダイオード１１ ６が正バイアス状態となる（通電する）。従って、トランジスタ１１２がオンす る結果、充電されたコンデンサ１１０は変圧器の一次巻線１１４に直接接続され （この−次巻線を通して放電され）る。

好ましい実施例では、変圧器の一次巻線１１４において見られるインピーダンス （抵抗及びリアクタンス）がコンデンサ　１１０の放電割合を制限するだけであ り、それ故、トランジスタ１１２のオン時に、大電流１ｄがほとんど瞬時に一次 巻線を通って流れ始める。これにより、極端に急勾配（鋭利）な前縁を有する高 エネルギ付勢信号が変圧器の二次巻線１２４（そのダイオード１２６は二次巻線 を横切って接続され、トランスジューサ４４が過剰電圧にさらされるのを防止す る）によりトランスジューサ４４へ供給される。

好ましい実施例において、ワン／ヨツト１２０は約２５マイクロ秒の期間（単− 個の伝達パルスについての単−個の付勢／サンプル収集サイクルの期間）を有す るパルスを発生する。変圧器の一次巻線１１４が低インピーダンスのため、コン デンサ１１０が蓄えたチャージを変圧器の一次巻線へ実質上すべて放電するのに 要する時間はほんの約１０　１５ｎｓ　（ナノ秒）である。ワンショット１２０ はコンデンサが放電された後にも長い間（即ち、データ収集期間中）その出力パ ルスを発生し続け、オン状態のトランジスタ１１２を通しての高電圧ノイズを抑 え、レノーバ部分１０４の「前端」への供給ノイズの給送を阻止する。コンデン サ１１０がダイオード１１６のＰＮンヤンクンヨンを横切る電圧降下より少なく なるまで放電されると、このダイオードは再度逆バイアス状態となる（が、ある 数のノイズパルス分だけ通電するかもしれない）。

好ましい実施例における変圧器１０６は（−次巻線と二次巻線との間の）１・１ の切り換え率を有し、８ナノ秒程度の付勢パルス後縁下降時間期間を提供するに 適した透磁率を有するフェライトコアを具備する（すなわち、トランスジューサ ４４に供給された付勢パルスが実質上ゼロの大きさに降下するのに、はんの８ｎ ｓ程度しかかからない）。好ましい実施例においては、この降下時間期間はでき る限り急勾配となるように選定する。トランスジューサ４４へ供給される付勢パ ルスは２０ｎｓ程度又はそれ以下の期間（立上がり時間、降下時間を含む）を有 するのが好ましく、これにより、画像のぼやけを最少に抑え、（上述のように） 短期間音響バーストを提供することにより画像の解像度を増大させる。

コンデンサ１１０が短絡されている間、トランスジューサ　４４で受信された超 音波「エコー」信号により変圧器の二次巻線１２４上に現れる信号は変圧器の一 次巻線１１４を通り、レノーバ部分１０４の入力に達する。レシーバ部分１０４ は、コンデンサ１１０の放電により変圧器の一次巻線１１４へ供給された高電流 パルスからこのレシーバ部分を隔離する回路を具備するのが好ましい。好ましい 実施例におけるし／−ハ部分　１０４は更に帯域フィルタ１３０を有し、この帯 域フィルタは、１５〜ｉＨｚのコーナ（かど）周波数を有する３極高域フイルタ １３０と、これに続き、３０ＭＨｚのコーナ周波数を有する単極低域フィルタと から成り、オクターブ当り１８６ＢでのＩＤＭＨｚ以下の帯域外信号の上向き転 移とオクターブ当り６ｄＢでの３ＱＭＨｚ以上の信号の上向き転移とを与える１ ０　３０ＭＨ２の帯域を提供する。帯域フィルタ１３０は、作像に使用する信号 を、対象とするある周波数域（好ましい実施例では　１５−３１５−３Ｏに制限 する。これらの信号はバッファ増幅器１３２により増幅され、Ａ／Ｄコンバータ １３４によりデジタル信号に変換される（好ましくは、トランスジューサ４４の 付勢周波数の２倍のナイキスト割合より十分大きな　３０−３０−１Ｏ０の割合 でサンプリングする）。画像はこのようなデジタルデータから普通の方法で形成 される。

上述の超音波作像装置を使用して得た豚の大腿部動脈及び冠状動脈の超音波ビデ オ画像の写真を第１０ａ−１０ｂ図及び第１１ａ−１１ｂ図にそれぞれ示す。

第１０ａ−１０ｂ図及び第１１ａ−１１ｂ図に示す各ビデオ画像は３８ＭＨｚの データサンプリング割合で得られたもので、画像の実寸は約８ｍｍである。これ らの各図面において、副組立体１２の直径を表す（作像が不能な）暗い円形領域 が見え、そのまわりを明るい環状領域が取り巻き、この領域はカテーテルの末端 領域１６の肉厚を表す。次に、動脈の内部が上記明るい領域の外側の暗い領域と して見え、動脈の壁は大径の明るい領域として見える。第１０ａ−１０ｂ図にお いては、動脈の内膜、中膜及び外膜組織を検出でき、これらの組織は第１１ａ− １１ｂ図においてもある半径方向の断面として視認できる。

以上の通り、本発明は３６０°の角度にわたって視認できる超音波導管内部画像 を得ることのできる作像手段を提供する。そして、この作像は、作像操作に関連 して患者を不当に傷害させることなく超音波トランスジューサを適正に位置決め し作動させる方法を使用して達成される。すなわち、トランスジューサ副組立体 がガイドカテーテルを介して周囲の組織から機械的に隔離されるので、回転中の トランスジューサ副組立体による組織の損傷を防止できる。

以上、現在量も実践的であると考えられる事項及び好ましい実施例について本発 明を説明したが、本発明は上述の実施例にのみ限定されるものではなく、本発明 の要旨を逸脱することなく種々の修正や変形が可能であることは言うまでもない 。

浄書′内容に変更なし） 浄書ｆ内含に変更なし） 浄書ｆ内常に変更な日 Ｉｌｌ　ｋ＝＜、　ｉｔｉ　＝　１２ｍｍ巻・ｊ今＝５、直径＝１６ｒｒ＋ｍ 補正書の翻訳文提出書 （特許法第１８４条の８） 平成　４年　２月１８日

Claims (57)

【特許請求の範囲】
1. １．超音波作像プローブにおいて、 実質上円筒状の内部空間を画定する内面を有するガイドカテーテルと；前記ガイ ドカテーテルの前記内部空間内に位置することができ、電気的な刺激に応答して 音響信号を発生し、発生した当該音響信号のエコーの受信に応答して電気信号を 発生するトランスジューサ手段と；前記ガイドカテーテルに対して同軸的に前記 トランスジューサ手段を回転させる回転手段と： を有し、 前記ガイドカテーテルの内面が前記トランスジューサ手段の回転期間中に同トラ ンスジューサ手段のための軸受支持部を確立する軸受手段を提供する、超音波作 像プローブ。
2. ２．請求の範囲第１項に記載の超音波作像プローブにおいて、前記回転手段が前 記トランスジューサ手段に結合し螺旋状に巻いたワイヤトルクケーブル手段を有 する超音波作像プローブ。
3. ３．請求の範囲第２項に記載の超音波作像プローブにおいて、前記トルクケーブ ル手段が、互いに反対方向に螺旋状に巻いたワイヤでできていてポリマーで含漬 された内側及び外側のサブケーブルから成る超音波作像プローブ。
4. ４．請求の範囲第３項に記載の超音波作像プローブにおいて、前記内側及び外側 のサブケーブルの前記反対方向に螺旋状に巻いたワイヤが所定の方向へのねじり 力に応答して同内側及び外側のサブケーブルを半径方向に膨張及び収縮させる手 段を提供し、もって前記ねじり力により前記内側サブケーブルと外側サブケーブ ルとの間に実質上剛直な結合部が得られる超音波作像プローブ。
5. ５．請求の範囲第２項又は第３項に記載の超音波作像プローブにおいて、前記回 転手段が前記トルクケーブル手段の基端及び末端にそれぞれ固定された基端及び 末端を有する少なくとも１つの合成繊維から成る超音波作像プローブ。
6. ６．請求の範囲第２項又は第３項に記載の超音波作像プローブにおいて、前記回 転手段が前記トルクケーブル手段の基端及び末端にそれぞれ固定された基端及び 末端をそれぞれ有する一対の合成繊維から成る超音波作像プローブ。
7. ７．請求の範囲第６項に記載の超音波作像プローブにおいて、前記合成繊維がそ れぞれ芳香族ポリアミド樹脂でできている超音波作像プローブ。
8. ８．請求の範囲第１項に記載の超音波作像プローブにおいて、前記トランスジュ ーサ手段が、 ハウジングと、 前記ハウジング内に装着された音響トランスジューサと、前記トランスジューサ 手段に同軸的に対向して前記ハウジング内に装着され、前記トランスジューサに より発生した入射音響信号を、前記ハウジングの軸線に実質上平行な第１経路と この第１経路に関して再度的に変位した第２経路との間へ反射させる音響反射手 段と、 を有し、 もって、前記トランスジューサにより発生せしめられ前記第１経路に沿って伝播 する音響信号が前記反射手段により前記第２経路に沿って作像すべき物体の方へ 導かれ、当該作像すべき物体から前記第２経路に沿って戻ってくる音響エコー信 号が前記反射手段により前記第１経路に沿って前記トランスジューサの方へ導か れる、 超音波作像プローブ。
9. ９．請求の範囲第８項に記載の超音波作像プローブにおいて、前記反射手段が前 記ハウジングの軸線に対して実質上４５°の角度で傾斜した平坦な表面を有する 超音波作像プローブ。
10. １０．請求の範囲第８項に記載の超音波作像プローブにおいて、前記トランスジ ューサが前記ハウジング内でその基端に装着され、前記音響反射手段が前記ハウ ジング内でその末端に装着されている超音波作像プローブ。
11. １１．超音波作像プローブにおいて、 超音波トランスジューサを保持するハウジング手段と；前記ハウジング手段に連 結され、所定の回転方向の回転運動を同ハウジング手段に伝達するトルクケーブ ル手段と； から成り、 前記トルクケーブル手段が内側サブケーブルと、この内側サブケーブルを同心的 に取り巻く外側サブケーブルとを有し、前記内側及び外側サブケーブルが、前記 所定の方向への回転に応答して同内側及び外側サブケーブルを半径方向へそれぞ れ膨張及び収縮させる傾向を与える手段を提供するように反対方向に螺旋状に巻 かれたワイヤで形成されており、もって前記ハウジング手段へトルクを伝達する ために実質上剛直な結合部が前記内側サブケーブルと外側サブケーブルとの間に 確立され、 前記トルクケーブル手段が更にこのトルクケーブル手段の長手方向の剛性を増大 させる剛性増大手段を有する、 超音波作像プローブ。
12. １２．請求の範囲第１１項に記載の超音波作像プローブにおいて、前記剛性増大 手段が螺旋状に巻かれた前記内側サブケーブルと外側サブケーブルとの間の隙間 内に含漬されたポリマーを有する超音波作像プローブ。
13. １３．請求の範囲第１１項に記載の超音波作像プローブにおいて、前記トルクケ ーブル手段が、このトルクケーブル手段の基端及び末端にそれぞれ固定された基 端及び末端を有する少なくとも１つの合成繊維から成る超音波作像プローブ。
14. １４．請求の範囲第１１項に記載の超音波作像プローブにおいて、前記トルクケ ーブル手段が、このトルクケーブル手段の基端及び末端にそれぞれ固定された基 端及び末端をそれぞれ有する一対の合成繊維から成る超音波作像プローブ。
15. １５．請求の範囲第１４項に記載の超音波作像プローブにおいて、前記合成繊維 がそれぞれ芳香族ポリアミド樹脂でできている超音波作像プローブ。
16. １６．請求の範囲第１１項に記載の超音波作像プローブにおいて、前記ハウジン グ手段が前記トランスジューサに対して離間して同軸的に対向した関係にて音響 反射器を保持する超音波作像プローブ。
17. １７．請求の範囲第１６項に記載の超音波作像プローブにおいて、前記音響反射 器及び前記トランスジューサが前記ハウジング手段に剛直に取り付けられている 超音波作像プローブ。
18. １８．診断用及び（又は）治療用の医学プローブにおいて、末端に位置した診断 用及び（又は）治療用の素子と； 前記末端に位置した診断用及び（又は）治療用の素子に結合され、比較的小さな 長手方向の強度とねじりに対する比較的大きな強度とを有し、所定の回転方向へ の回転連動を前記素子へ伝達するトルクケーブル手段と；前記トルクケーブル手 段に関連し、前記比較的小さな長手方向の強度を増大させる強化手段と； から成る診断用及び（又は）治療用の医学プローブ。
19. １９．請求の範囲第１８項に記載のプローブにおいて、前記強化手段か少なくと も１つの合成繊維から成るプローブ。
20. ２０．請求の範囲第１９項に記載のプローブにおいて、前記強化手段が一対の合 成繊維から成るプローブ。
21. ２１．請求の範囲第１９項に記載のプローブにおいて、前記少なくとも１つの合 成繊維が芳香族ポリアミド繊維であるプローブ。
22. ２２．請求の範囲第１８項又は第１９項に記載のプローブにおいて、前記トルク ケーブル手段が螺旋状に巻いたワイヤトルクケーブルから成り、前記強化手段が 前記トルクケーブルの前記螺旋状に巻いたワイヤの隙間内に含漬されたポリマー を有するプローブ。
23. ２３．請求の範囲第２２項に記載のプローブにおいて、前記トルクケーブル手段 が互いに反対方向に螺旋状に巻いたワイヤでできた内側及び外側のサブケーブル から成るプローブ。
24. ２４．請求の範囲第２３項に記載のプローブにおいて、前記内側及び外側のサブ ケーブルの前記反対方向に螺旋状に巻いたワイヤが所定の方向へのねじり力に応 答して同内側及び外側のサブケーブルを半径方向に膨張及び収縮させる手段を提 供し、もって前記ねじり力により前記内側サブケーブルと外側サブケーブルとの 間に実質状剛直な結合部が得られるプローブ。
25. ２５．請求の範囲第１８項に記載のプローブにおいて、前記診断用及び（又は） 治療用の素子が超音波トランスジューサを保持するトランスジューサ副組立体を 有するプローブ。
26. ２６．請求の範囲第２５項に記載のプローブにおいて、前記トルクケーブル手段 が、 第１方向に螺旋状に巻かれたワイヤでできた内側トルクサブケーブルと；前記第 １方向とは反対の第２方向に螺旋状に巻かれた外側トルクサブケーブルと； を有し、 螺旋状に巻かれる前記第１及び第２方向が前記所定の回転方向への回転に応答し て前記内側及び外側トルクサブケーブルを半径方向にそれぞれ膨張及び収縮させ る手段を提供し、 前記強化手段が前記サブケーブルの第１及び第２巻回体内に含漬したポリマーを 有する、 プローブ。
27. ２７．請求の範囲第２６項に記載のプローブにおいて、前記トランスジューサ副 組立体が前記トランスジューサに対して同軸的に離間して位置した音響反射器を 有するプローブ。
28. ２８．請求の範囲第２７項に記載のプローブにおいて、前記トランスジューサが 前記トランスジューサ副組立体内で基端位置に剛直に固定され、前記音響反射器 が同トランスジューサ副組立体内で末端位置に剛直に固定されているプローブ。
29. ２９．患者の導管組織内の導管のリアルタイムな画像を得るための超音波作像装 置において、 カテーテルの内部空間を画定し、患者の導管組織の導管内へ挿入されるようにな ったガイドカテーテルと； 前記カテーテルの内部空間内に挿入されるようになっており、電気的な刺激に応 答して音響信号を発生させ、導管から戻ってくる音響信号のエコーの受信に応答 して電気信号を発生させる超音波作像プローブ手段と；前記作像プローブ手段を 所定の回転方向に回転させるために同作像プローブ手段に回転駆動力を与える運 動手段と； 前記電気的な刺激を発生させ、前記作像プローブ手段により発生した前記電気信 号を受信し翻訳する超音波トランシーバ手段と；前記電気的な刺激を前記作像プ ローブ手段へ供給すると共に前記電気信号を前記トランシーバ手段へ伝達するた めに同トランシーバ手段と同作像プローブ手段との間に通電を確立する電気ケー ブル手段と；から成る超音波作像装置。
30. ３０．請求の範囲第２９項に記載の装置において、前記カテーテルの内部空間の 末端領域が前記作像プローブ手段の回転期間中同作像プローブ手段のための軸受 面を提供する超音波作像装置。
31. ３１．請求の範囲第２９項に記載の装置において、前記超音波トランシーバ手段 が、 前記プローブ手段に電気的に接続した二次巻線と、一次巻線とを有する変圧器と ； 電気的なチャージを蓄積するコンデンサ手段と；前記コンデンサ手段及び前記変 圧器の前記一次巻線に接続され、前記変圧器の前記一次巻線を介しての前記コン デンサ手段の間欠的な放電を許容するスイッチ手段と； を有する超音波作像装置。
32. ３２．請求の範囲第２９項に記載の装置において、前記超音波トランシーバ手段 が、 前記プローブ手段に対して電気信号を結合し、少なくとも１つの巻線を有する変 圧器手段と； 電気的なチャージを蓄積するコンデンサ手段と；前記コンデンサ手段及び前記変 圧器手段の前記巻線に接続され、同巻線を横切っての同コンデンサ手段の選択的 な結合を行わせるスイッチ手段と；を有する超音波作像装置。
33. ３３．請求の範囲第２９項に記載の装置において、前記超音波トランシーバ手段 が高エネルギ短期間電気パルスを前記プローブ手段へ周期的に供給する高エネル ギ発生手段を有する超音波作像装置。
34. ３４．請求の範囲第３３項に記載の装置において、前記パルスが２０ｎｓ程度又 はそれ以下の期間を有する超音波作像装置。
35. ３５．請求の範囲第３３項に記載の装置において、前記超音波トランシーバ手段 が更に、前記各パルスの降下時間を制限するフェライトコア手段を有する超音波 作像装置。
36. ３６．請求の範囲第２９項に記載の装置において、前記超音波トランン−バ手段 が、 前記プローブ手段に対して電気信号を結合する変圧器手段と、タイミング制御信 号の受信に応答して前記変圧器手段へ高振幅電流を結合する容量性放電手段と、 を有する超音波作像装置。
37. ３７．患者の導管組織内の導管の一部を超音波的に作像する方法において、超音 波エネルギの減衰及び（又は）反射を最小に抑える末端に位置した領域を有する ガイドカテーテルを、当該領域が作像すべき導管部分に隣接するように経皮的に 位置決めする位置決め工程と； 超音波作像プローブに関連する超音波トランスジューサ手段を前記ガイドカテー テルの前記領域に整合させるように、当該超音波作像プローブを前記ガイドカテ ーテル内へ挿入する挿入工程と； 次いで、前記導管部分の超音波画像を得るように前記トランスジューサ手段を作 動させる作動工程と； から成る作像方法。
38. ３８．請求の範囲第３７項に記載の方法において、前記位置決め工程が着脱可能 な内側スリーブ部材を有するガイドカテーテルを使用する作像方法。
39. ３９．請求の範囲第３８項に記載の方法において、前記位置決め工程と前記挿入 工程との間に、前記ガイドカテーテルから前記スリーブ部材を除去する工程を有 する作像方法。
40. ４０．請求の範囲第３７項に記載の方法において、前記作動工程が前記ガイドカ テーテル内で前記トランスジューサ手段を所定の回転方向へ回転させる工程を有 する作像方法。
41. ４１．請求の範囲第３７項に記載の方法において、前記位置決め工程が、（イ） 作像すべき前記導管内へガイドワイヤを経皮的に挿入する工程と、（ロ）位置決 めした前記ガイドワイヤ上で前記ガイドカテーテルを入れ子式に前進させる工程 と、を有する作像方法。
42. ４２．請求の範囲第４１項に記載の方法において、前記挿入工程の前に、前記ガ イドカテーテルから前記ガイドワイヤを引き抜く引き抜き工程を有する作像方法 。
43. ４３．請求の範囲第４２項に記載の方法において、前記ガイドカテーテルが内側 の着脱可能なスリーブ部材を有し、前記引き抜き工程が前記ガイドワイヤと前記 スリーブ部材とをユニットとして引き抜く作像方法。
44. ４４．請求の範囲第３７項に記載の方法において、前記ガイドカテーテルから前 記超音波作像プローブを除去する工程と、次いで、前記ガイドカテーテルを通し て前記作像した導管部分のための治療上の処置を施す工程とを更に有する作像方 法。
45. ４５．患者の導管組織内の導管の一部を超音波的に作像する方法において、作標 すべき患者の導管組織の予め選択した導管内へ可とう性のガイドワイヤを経皮的 に挿入し位置決めする工程と； 次いで、前記ガイドワイヤ上でガイドカテーテルを入れ子式に前進させ、同ガイ ドカテーテルの末端領域を作標すべき前記予め選択した導管の一部に隣接させる ように位置決めする工程と； 次いで、前記ガイドカテーテルから前記ガイドワイヤを引き抜く引き抜き工程と ； 次いで、前記ガイドカテーテル内へ超音波作像プローブを挿入し、前記予め選択 した導管の一部の超音波画像を得るように当該プローブを作動させる工程と；を から成る作像方法。
46. ４６．請求の範囲第４５項に記載の方法において、前記ガイドカテーテルを前進 させる工程が、位置決めした前記ガイドワイヤ上で入れ子式に前進できるような 寸法の着脱可能な内側管状スリーブ部材を有するガイドカテーテルを使用する作 像方法。
47. ４７．請求の範囲第４６項に記載の方法において、前記引き抜き工程が前記内側 管状スリーブ部材を引き抜く工程を有する作像方法。
48. ４８．請求の範囲第４７項に記載の方法において、前記ガイドワイヤ及び前記ス リーブ部材がユニットとして引き抜かれる作像方法。
49. ４９．請求の範囲第４５項に記載の方法において、前記プローブを作動させる工 程が前記ガイドカテーテル内で前記プローブを回転させる工程を有する作像方法 。
50. ５０．超音波作像装置において、 血管内へ経皮的に挿入するための細長いガイド構造体と；前記ガイド構造体に回 転可能に接続され、前記血管を通して前記ガイド構造体に沿って移動できるよう になっており、電気出力信号を発生させる超音波作像プローブと； 前記ガイド構造体に機械的に接続され、同ガイド構造体に回転エネルギを与えて 前記血管内で前記超音波作像プローブを回転させる回転駆動機構と；前記超音波 作像プローブの電気出力信号に結合され、前記回転と同期しないサンプリング時 間で前記電気出力信号をサンプリングするデータ収集回路と；から成る超音波作 像装置。
51. ５１．請求の範囲第５０項に記載の超音波作像装置において、前記回転駆動機構 に接続され、前記超音波作像プローブ及び（又は）前記ガイド構造体の角度位置 を感知する角度位置感知手段を更に備え；前記データ収集回路が感知された角度 位置とは独立のサンプリング時間で前記電気出力信号をサンプリングする超音波 作像装置。
52. ５２．請求の範囲第５１項に記載の超音波作像装置において、前記データ収集回 路が３０ないし１５０ＭＨｚの範囲内の周期的なサンプリング割合で作動するア ナログ／デジタルコンバータを有する超音波作像装置。
53. ５３．請求の範囲第５１項に記載の超音波作像装置において、前記超音波作像プ ローブ及び前記回転駆動機構に接続され、感知した前記角度位置に応答するタイ ミングで前記超音波作像プローブに反復的な電気刺激パルスを与える電気トラン スミッタ手段を更に備えた超音波作像装置。
54. ５４．超音波作像装置において、 超音波信号を発生し、応答性の超音波エコー信号を受信し、受信した該超音波エ コー信号に応答して出力信号を発生させる超音波作像プローブ手段と；血管内に 経皮的に挿入されるようになっており、前記超音波作像プローブ手段に回転可能 に接続され、前記血管内で同超音波作像プローブ手段を案内するガイドワイヤ手 段と； 前記ガイドワイヤ手段に機械的に接続され、同ガイドワイヤ手段に回転エネルギ を与えて前記血管内で前記超音波作像プローブ手段を回転させる回転駆動手段と ； 前記超音波作像プローブ手段の出力信号を受信するように電気的に接続され、前 記回転と同期しないサンプリング時間で前記出力信号をサンプリングするデータ 収集手段と； を備える超音波作像装置。
55. ５５．請求の範囲第５４項に記載の超音波作像装置において、前記回転駆動手段 及び（又は）前記ガイドワイヤ手段に接続され、角度位置を感知する角度位置感 知手段を更に備え； 前記データ収集手段が感知された角度位置とは独立のサンプリング時間で前記電 気出力信号をサンプリングするアナログ／デジタルコンバータ手段を有する、超 音波作像装置。
56. ５６．請求の範囲第５５項に記載の超音波作像装置において、前記アナログ／デ イタルコンバータ手段が３０ないし１５０ＭＨｚの範囲内の周期的なサンプリン グ割合で作動する超音波作像装置。
57. ５７．請求の範囲第５６項に記載の超音波作像装置において、前記超音波作像プ ローブ手段及び前記回転駆動手段に接続され、感知した前記角度位置に応答する タイミングで前記超音波作像プローブ手段に反復的な電気刺激パルスを与える電 気トランスミッタ手段を更に備えた超音波作像装置。