JPH07505790A - 移送カテーテルならびに同カテーテルと共に使用するための超音波プローブ - 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】 移送カテーテルならびに同カテーテルと共に使用するための超音波プローブ発明 の背景 発明の分野 本発明は改良移送カテーテル、および多管腔移送カテーテルに関して使用される 改良超音波プローブならびに超音波プローブの製作方法に関する。殊に、上記カ テーテルに関する本発明の特長は、生理学的条件とパラメータを検出するための 各種プローブを受容しカテーテル内での検出用計器の有無に関わらず流体を導入 するための高い流量を可能にすることによって、患者の合併症の危険を少なくす ることの可能な改良移送カテーテルに関する。また、上記プローブに関する本発 明の特長は正確な超音波読み取りを可能にし、本発明のカテーテルに関して使用 できるような比較的小さな外径を備える改良超音波プローブに関する。

関連技術の解説 今日、種々の生理学的条件を検出、診断、処理するために数多くのカテーテルか 存在している。例えば、熱希釈カテーテル、肺動脈楔人圧モニター、血流モニタ ー、温度モニターのような心拍出量を測定するために血管形成に使用される心カ テーテルがある。使用時、まず移送カテーテルを適当な血管又は体腔内に導入導 入することができる。その後、熱希釈カテーテルを挿入して右心房と心室を通し 肺動脈へと押し出す。カテーテルが適切に位置決めされてバルーンが膨らんだ後 、例えば、左心室と肺動脈温度などの種々の示度を得ることができる。

上記測定値はカテーテルが所定位置にある間、一定回数得ることができる。しか し、患者の様態が変化してその他の測定値や診断が必要になったり、余分の情報 かめられる場合（そのような事態は熱希釈測定によって得られる結果に応じて必 要になることがある）には、熱希釈カテーテルを取外して上記測定値に応じた異 なるカテーテルで置換える必要がある。上記のように引き続きカテーテルを交換 することは第２のカテーテルを導入することによる感染の危険を大きくし、静脈 を穿刺する等、その他の問題をひきおこす恐れがある。

頻繁にカテーテルを交換することのもう一つの問題は、患者の身体内にあるカテ ーテルとプローブを取外し取り替える権限が内科医だけにしか与えられていない ということである。しかし、内科医がカテーテルを１．１者の身体に挿入し位置 決めし終った後は、プローブが実際にカテーテルを退去するから、訓練を受けた ナースかプローブをカテーテル内に挿入、位置決めし、プローブを取り替えるこ とか許されている。従って、プローブと接続した移送カテーテルを使用すること によって、移送カテーテルをＩｆｙ、外して取替えることなくプローブを移送カ テーテル内に使用できるようにすることが望ましい。

周η１のスワン−ガンツカテーテルのような熱希釈カテーテルは、流体をカテー テルを通して患者の体内に導入するようになっている場合が普通である。しがし 、手術によっては上記カテーテルについて今日想定されているよりも大きい流速 や、より多くの粘着性流体を導入する必要がある。しがし、そのようなカテーテ ルは流体の流れを最大にしたり相対的に粘着性の流体の流れを効率的にするよう には設８；１されていないのか普通である。

過去において、多管腔カテーテルでカテーテルボデーが同しサイズの複数の円形 部分やほぼ二角形部分に分割され、別々の管腔を形成するようになったものが設 計された。しかし、これらのカテーテルは全体的にいって小さすぎて検出プロー ブを収容できず、そのようなカテーテルの管腔の一つ又はそれ以上が移送カテー テルのシール部で狭窄されるということが時折発生する。これらの多管腔カテー テルの史にもう一つの欠点は、診断用示度を得るために所望のカテーテル管腔の 一つに一つの超音波プローブを使用する場合に明らがとなる。

この場合、プローブを担う管腔を包囲する同様な大きさの管腔は、比較的大量の エアスペースを含むから、そのために超音波信号が減衰して望ましくない結果を もたらす。

また、従来技術による超音波プローブのトランスジューサ設計によって信号の減 衰かひきおこされ望ましくない。

例えば、超音波プローブトランスジューサは２本のリードが装着されたクリスタ ル材により構成されることがある。第１のリードはクリスタル材の内側面に接続 され、第２のリードはその外側面に接続される。そのため、クリスタル材上の第 ２のリードの位置によって超音波信号の減衰パターンのデッドスポットがっくり だされる。それ故、超音波プローブは示度の正確さを希望通り与えることは不ｉ −＋Ｊ能である。また、第２のリードをクリスタル円筒の外表面に装着するため に超音波プローブの外径が大きくなり、超音波プローブを移送カテーテル内に装 着することか困難になる。従って、外径が比較的小さく超音波信号の減衰パター ン内にデッドスポットをつくりだすことがないような超音波プローブに対する必 要が存在する。

大手術を受けたり重病を患った患者の場合には、間欠的な血流測定に比して血流 を連続して測定する必要が大きい。従って、従来より心臓の血流を連続して測定 するための超音波トランスジューサが設計されてきた。

血流を計算するこれまで知られている方法は、血流面積と血流速度を乗すること である。これまで超音波トランスジューサを使用して血流面積を計算し血流速度 を＝１算するいろいろな方法が開発されている。例えば、エコーパターンを使用 して血管の断面積を判断すると共にドツプラー技法を用いて血流速度を判断する 方法か知られている。

しかし、これまで断面積と血流速度を共に測定するためには、二個の別々の区別 された超音波トランスジューサ素子を使用していた。第１のトランスジューサ素 子は血流面積の測定値を得るために使用し、第２のトランスジューサ素子は血流 速度の測定値を得るために使用している。

例えば、一つの方法では幾つかのトランスジューサ素子をカテーテル先端に配置 する。第一群のトランスジューサ素子を駆動してエコー法により血管のカテーテ ル先端に対して垂直な断面積を計算するために使用する。同じカテーテルの場合 、別の第２の環状トランスジューサ素子を駆動して断面積に対して垂直に流れる 血流速度を判定する。

上記血流速度はトソブラー原理を活用することによって判定する。

その場合、血球の移動によりつくりだされるドツプラーシフトが解析される。

上記二つの１９１定値の積が血流測定値を与えることになる。

血流を判定するもう一つの方法にはトランスジューサが０；Ｊ方に肺動脈内へと 延びるｌ１ｌ−の大きな均一円錐形ビームを発生するようになった方法がある。

しかし、この本方法の場合、動脈の断面積を判定するためには一つの円錐形ビー ムしか解析されず、径り向に向いたビームは活用されない。

既知の超音波プローブの多くではプローブは血管と血流内で軸方向に整合させて 、正確な示度を得るようにしなければならない。もしプローブが適切に整合して いないと、プローブ軸と血流間の入射角は超音波プローブ測定値の精度に対して 當影胃を及ぼすことになる。従って、径方向に向かう信号ビームと前方方向に向 かうビームとを同時に生成可能であって、トランスジューサの軸と血流間の角度 により影響を受けることのない、単一のトランスジューサ素子を備えた超音波プ ローブに対する必要か存在する。

また、超音波プローブのような連続するプローブやセンサーその他の１１器を各 種収容可能であると同時に、体内に導入される流体量を大きくし比較的粘着性の 流体を導入できるようにした改良カテーテルに対する必要も存在する。

史に、＝１器を収納する一管腔に隣接して内部に超音波減衰エアを含むかもしれ ない管腔のサイズを最小限にした多管腔カテーテルに対する必要が存在する。

発明の要約 本発明の一つの目的は、各プローブ毎に異なるカテーテルを挿入したり取外した すせずに、各種連続するプローブ群を管腔の少なくとも一つを通して受容れるた めの複数の管腔を設けた移送カテーテルを提供することである。

本発明のもう一つの目的は、複数の管腔を備え同管腔の少なくとも一つを流れる 流体の流量を大きくした移送カテーテルを提供することである。

史に、本発明のもう一つの目的は複数の管腔を備え一つのプローブを管腔の少な くとも一つに挿入した状態で、その管腔内を流体が流れることができるようにし た移送カテーテルを提供することである。

本発明のもう一つの目的は各種連続するプローブを管腔の少なくとも一つを通っ て受容れるための複数の管腔を設けることによって、各プローブ毎に異なるカテ ーテルを挿入したり取外したりする必要がないようにした移送カテーテルを提供 することである。

本発明の史にもう一つの目的は、複数の管腔を備え、包囲する管腔群内のエアス ペース量によってひきおこされる信号の減衰を最小限にすることによって、超音 波示度の精度を大きくした移送カテーテルを提供することである。

史に本発明のもう一つの目的は、複数の管腔を備えた改良形の肺動脈又は中心の 静脈移送カテーテルで、−管腔か膨張バルーンを膨らますために使用される膨張 管腔としたものを提供することである。

本発明の更にもう一つのＩＩ的は、複数の管腔を備え、そのうちの−管腔が、例 えば熱電対のような＝１器の一部か管腔の長さに沿って通過できるよう構成され た移送カテーテルを提供することである。

以」、の［１的ならびにその他の目的は、外寸を有する外側辺縁を備えると共に 、基端と遠端とを有するカテーテルボデーを備えるカテーテルによって達成でき る。

本発明の一つの目的は、音波減衰パターンにおけるデッドスポットを少なくする ことによって、超音波示度における精度を大きくした超音波プローブを提供する ことである。

本発明のもう一つの目的は、比較的小さな外径を備えた超音波プローブを提供す ることである。

本発明の更にもう一つの目的は、多管腔移送カテーテルと接続して使用可能な超 音波プローブを提供することである。

本発明の更にもう一つの目的は、単一のトランスジューサ素子を備え、径方向に 向かう信号ビームとＯｉｊ方方白方向かうビームとをほぼ同時に発生させること の可能な超音波プローブを提供することである。

本発明の更にもう一つの目的は、単一のトランスジューサ素子を備えトランスジ ューサの軸と血流間の入射角によって影響を受けることのない超音波プローブを 提供することである。

以」二の目的その他の目的は、移送カテーテル内に使用される超音波プローブで 遠端と基端とを備えるカテーテルボデーとプローブポデーの遠端に取り付けられ たトランスジューサ部分とから成るものにより達成することができる。プローブ のトランスジューサ部分は遠端と基端とを有し、更に内側面と外側面とを画成す る中空円筒の形をした圧電クリスタルより構成する。

内側リートはクリスタル円筒の内側面に接続し、外側リートはその外側面に接続 する。外側リードは第１端と第２端とを備え、第１端は導電材によりクリスタル 円筒の外側面に接続する一方、外側リードの実質的部分はクリスタル円筒により 画成される径内に留まるようにする。好適なトランスジューサ部分はクリスタル の遠端に隣接して付着させた音響カプラ材層と、クリスタル円筒の基端に隣接し て付着させた吸音材層と、を備える。

トランスジューサ部分は径方向に向かう信号ビームを第１の周波数で発生した後 、前方方向に向かう信号ビームを第２の周波数で発生し、その動作を交互に繰り 返す。上記信号ビームを使用してそれぞれ断面積と血流速度を計算した後、温石 を使用して血流を５１算する。

プローブは一定の外寸を有する外側辺縁を有し、基端と遠端とを有するカテーテ ルボデーを備える本発明のカテーテル内に使用するように設＝１することが望ま しい。−１−記ボデーは同時にカテーテルボデーの寸法のほぼ半分の第１の横断 方向（１法を（ｒする第１の管腔を画成する第１の壁を備えるカテーテルボデー を長手方向にほぼＩ′Ｉいて延びる複数の管腔の横断面を画成する複数の壁を備 える。

第２の壁はカーブした管腔を画成し、同管腔はカテーテルボデーの周囲に少なく とも４分の１の弧を占める。この形によってカテーテルは多くの機能を果たすこ とかできる。第１の管腔は適当なプローブ又はセンサを移送するプローブ管腔と してたけてなく、流体を導入し流体圧を検出し流体サンプルを採取する管腔とし ての働きも行うことかできる。第２の管腔は流体の流れる断面積を最大にする一 方、広範囲の条件の下で依然十分な信頼性をもつカテーテルの構造的安全性を維 持できるように形成することか望ましい。第２の管腔によって流体を比較的大き な流量で導入したり、通常よりも粘着性の大きい、例えば塩水のような流体を導 入することかできる。第１の管腔は広範囲のプローブを収納するように円形とす ることか望ましい。

もう一つの実施例では、カテーテルボデーの遠端に取り付けられた膨張ｌくルー ／を膨らませたり収縮させるための膨張管腔を画成する第三の壁を含め、Ｊ１器 の一部を管腔に沿って通すための８１器管腔を画成する第４の壁を含める。

膨張バルーンと、膨張管腔と、第４の管腔とを備える本例のカテーテルは、典型 的な熱希釈ＩＪＩ定用スワンガンツ形式カテーテルとして使用することができる 。

第１の管腔は圧力等を検出するために使用し、カーブ管腔は射出管腔としての働 きを行う。膨張管腔は比較的小さく、標準的な働きをする一方、第４の管腔は熱 電対ワイヤを担うことができる。もしその後、例えば熱希釈測定の結果として、 史にもう一回試験や手術が必要な場合には、必要に応じてプローブを第１のプロ ーブ管腔内に挿入することができる。それ以」二の試験ではその他のプローブが 必要になることかある。その場合にはそれらプローブはカテーテルを取外したり 患者に対して余分の大きな危険を及ぼしたすせずに導入することができる。

」１記目的その他の目的は図面と以下の好適例の解説を検討することによって明 らかとなる筈である。

図面の簡単な説明 図１は本発明の移送カテーテルの斜視図である。

図２は図１の線２−２に沿って描いた本発明の移送カテーテルの断面図である。

図３はプローブと射出ポートを示す本発明のもう一つの実施例によるカテーテル の斜視図である。

図４は図３の線４−４に沿って描いたカテーテルの横断面図である。

図５は図３のカテーテルの一部の長手方向断面図である。

図６は本発明のもう一つの実施例によるカテーテルの一部分割側部断面図である 。

図７は本発明の超音波プローブの一部分割側部断面図である。

図８は本発明の超音波プローブのトランスジューサの側部断面図である。

図９は単一のトランスジューサ素子か血管内で径方向と前方方向に向かう信号ビ ームを発生するようになった超音波プローブの表現図である。

図１０は超音波プローブの信号源の模式図である。

好適例の詳細な説明 さて、図１について述べると、プローブを受入れ内部に流体を導入し、ボデー内 へ入れるカテーテル１０が示されている。同カテーテル１ｏによれば単一で数多 くの手続を実行することができ、患者を負傷させる危険を少なくすることができ る。−好適例ではカテーテル１０は第１にカテーテルボデー１２、膨張バルー７ １４、複数の延長チューブ１６、および複数のねし切りハブ１８より構成される 。カテーテルボデー１２はφ端２０と遠端２２を備える。膨張バルーン１４は、 当業者には周知のように、カテーテル１２の遠端２２に取り付ける。延長チュー ブ１６はそれぞれ第１端２４を備え、口端２４はカテーテルボデー１２の基端２ ０のバックフオーム２８内の複数の管腔（図２に示す）の対応する一つに連結す る。延長チューブ１６はそれぞれの管腔の各々に届く。また、第１の管腔に対応 する延長チューブは、以下により完全に説明するが、チューブの外側に目盛りを 備えることによって第１の管腔に沿って通したプローブや計器の挿入の深さを指 示するようになっている。延長チューブ１６の各々の第２端２６は前記複数のね ［、切りハブ１８のそれぞれ−っに連結する。ねし切りハブ１８はそれぞれ当該 技術分野において一般的な、プローブコネクター、膨張バルーン用膨張装置、お よび以下により完全に説明するＱ・Ｉ出管腔用Ｑ、Ｊ出装置のような適当な＝１ 器どうしを接続するルアテーパーを備える。

さて、第２図について述へると、カテーテルボデーのほぼ中点で切断した時のカ テーテルボデー１２の断面図が示されている。

カテーテルボデー１２内の複数の壁はそれぞれ前記複数の管腔を画成する。第１ の壁３４は第１の管腔又はプローブ管腔３６を画成する。プローブ管腔３６の断 面形は円形とし、好適例ではカテーテルボデー１２の断面の径のほぼ半分の径を 備えることか望ましい。第１の壁３８は第２の管腔又は射出管腔４０を画成する 。図２に示す好適例では射出管腔４０の断面は三日月形をしている。第２の管腔 の適当なサイズはカテーテルボデー１２の断面周囲の少なくとも４分の１の弧を 占める程の大きさとする。第３の壁４２は第３の膨張管腔４４で特に断面が円形 のものを画成し、第４の壁４６は同しく円形の第４の管腔４８を画成する。

プローブ管腔は大きな断面積を有し、カテーテルの断面積の相当部分を占めるこ とによってカテーテルか異なるタイプと形のプローブをできるたけ多く受け人れ 、カテーテルを取り外さずに広範囲の課題や手続を可能にするようにすることか 望ましい。また、上記プローブ管腔は本発明の改良超音波プローブをその内部に 収納する。

また、−１−記プローブ管腔は−プローブ又はその他の素子がプローブ管腔内に ある間にも流体が管腔内を流れるだけの十分な大きさを有することが望ましい。

このことによって流体を射出管腔４０内に平行して導入したり撤退する間にも、 それと同時に調合薬のような流体がプローブ管腔内を流れる時を計器により検出 し圧力をモニターしたり、流体を導入したりすることが可能になる。こうすれば 射出物をプローブ管腔内に導入したりそこから血液を撤退させることが可能にな る前にプローブを取り外すことが不要になる。また、流体圧は−プローブが管腔 ３６内の所定位置にある間にもモニターすることができる。例えば、管腔３６は ヘモグロビン酸素飽和プローブ、ペーンングブローブ、心拍出量プローブ、右心 駆出率プローブ、ヘモグロビン酸素飽和プローブを備える右心駆出率プローブ、 ヘモグロビンｐｈプローブ、ハイファイ圧力モニターブローブを収納することが できる。好適なプローブ形の外寸は円形である。上記のように４つの管腔を有す る本発明の一好適例では７１／２フレンチカテーテルは００５６インチ径のプロ ーブ管腔を備え、プローブの径はほぼ０．０４２インチとすることが望ましい。

プローブ管腔３６のプローブを置換できる特長の利点をカテーテル１０の使用法 を解説することによって明らかである。使用中、内科医がまず、カテーテルボデ ー１２を挿入して体内に適当に位置決めする。その後、選択したプローブを内科 医又はナースがカテーテルボデー１２のプローブ管腔３６内に挿入し、所望の手 続を実行する。その後、患者の様態が変化した場合には別のタイプのプローブ測 定が必要となるかもしれない。その後、第１のプローブをカテーテルボデー１２ から取り外してカテーテルボデー１２を所定位置に残し、第２のプローブをカテ ーテルボデー１２のプローブ管腔３６内に挿入して異なるプローブ作用を実行で きるようにする。プローブの形式毎にカテーテルボデーを挿入したり取り外した りする必要は回避され、ナースは内科医が存在しなくともプローブの各々を挿入 したり取外したりすることができる。その結果、静脈を穿刺したりその他の問題 か発生する危険を少なくなると共に、カテーテルを繰り返し挿入したり取り外し たりすることによって患者か感染する危険は相当少なくなる。更に、プローブの 挿入と取外しは一人のナースによって実行できるために、プローブの挿入と取外 しのプロセスはより便利で効率的になる一方、医者は別の仕事に従事することか できる。

９１出物管腔１０の大きな断面積は流体が管腔内を高い流量で流れると共に、比 較的粘性の流体の流れを収容できるようにしたものである。従って、第２の管腔 ４０は流体の大きな流量や比較的粘性の流体の導入を要する手続に十分適したも のである。第２の射出物管腔４０は流体かプローブ管腔が使用される間に導入又 は撤退させる必要があるような場合に、更に一層重要な意味をもつ。流体をプロ ーブ管腔の使用時に導入したり撤退させたりしなければならない場合には、第２ の射出物管腔４０は更に一層重要な意味をもつことになる。射出物管腔４０の断 面は三日月形とし、カテーテルボデー断面の少なくとも４分の１の弧の周りをカ バーするか延びるようにすることが望ましい。上記の三日月形は第１の管腔３６ と１−ルせずに、流体がカテーテルボデー１２内を最大限に流れる領域をもつよ うに考慮したものである。

第３の管腔４４は例えばカテーテルが熱希釈カテーテルとして使用される場合に 、膨張バルーン１４を膨張収縮させてカテーテルを適切に位置決めするために使 用することが望ましい。

第４の管腔は例えばサーミスタワイヤ等をカテーテルに沿って検出装置がカテー テル内に配置される地点まで通す等、計装用に使用することが望ましい。

本発明のカテーテルボデー１２は若干の周知押出し法の何れかによって形成する ことか望ましい。カテーテルボデー１２は可撓性の塩化ポリビニル（ＰＶＣ）、 ポリウレタン、ナイロン、又はポリプロピレンを含む（しかし、それに限定され ない）各種の適当な材料の何れによっても製作することかできる。また、カテー テルボデー１２はヘパリンによってコーチングすることが望ましい。

本文に解説の好適例ではカテーテルボデー１２はカテーテルの中心軸５０上に中 心をおいた０、１０１インチの外径を備える。従って、カテーテルボデー１２の 総断面積はほぼ０００８平方インチとなる。第１の管腔３６は０．０５６・イン チの径をイ■する円形とし、その内部に中心軸５０を備えることか望ましい。従 って、第１の管腔３６の断面積はほぼ０．００２４平方インチとなり、その値は カテーテルボデー断面積のほぼ３０％に相当する。

三日月形の第２の管腔４０の断面積はほぼ０．００１６平方インチで、カテーテ ルボデー１２の総断面積のほぼ２０％となる。三日月形における対向する弧面ど うしの間の最大距離はほぼ０．０２４インチで、射出物管腔の両端の半径曲率は ほぼ０．０１０インチである。

流体が流れるために使用可能な有効面積を最適にするために好適例の射出物管腔 はプローブ管腔上に対称形に配置し、中心軸５０とプローブ管腔の中心軸を貫く 仮想的なｆｉｉｉ７而（図２を見た時垂直となる）がプローブ管腔と射出物管腔 とを共に一等分するように中心におく。しかし、第３又は第４の管腔の一方又は 他方を省略する場合には、射出物管腔は中心軸５０とプローブ管腔の中心軸を貫 く線に対して非対称に形成してもよいことを理解されたい。第３の管腔４４と第 ４の管腔４８は共に円形とし、はぼ０．０１２インチの径を有することが望まし い。

従って、第３と第４の管腔４４，４８の断面積はそれぞれほぼ０．０００１平方 インチとする。同値はカテーテルボデー１２の総断面積のほぼ１．５％に相当す る。任意の管腔から径方向にカテーテルボデーの外側辺縁に至る最小寸法は０゜ ００フインチとすることか望ましい。管腔間の壁厚は少なくとも０．００フイン チとすることが望ましい。カテーテルボデー１２と管腔の寸法は以上のものが望 ましいか、それらは本発明の好適例について例示したものにすぎない。

図２に示す断面形が望ましく、好適例ではカテーテルのほぼ全長を延びることを 理解されたい。しかし、また、膨張管腔４８は膨張バルーン１４で終了すること も理解されたい。同時に、射出物管腔はカテーテルボデーの長さに沿った遠端２ ２附近の適当な位置の外側カテーテル壁を貫く射出物ポート５２で開くようにで きることも理解されたい（図３）。カテーテルが１１０センチの使用可能な全長 を有する場合には、射出物ポート５２は熱希釈カテーテルの標準的な距離である カテーテル遠端基部のほぼ３０センチの位置に配置するのか普通である。サーミ スタ５４は遠端基部のほぼ４センチのところでカテーテル外部にさらす。

カテーテルの遠端部分をより詳しく考察すると（図４．５）、射出物ポートから の流体の流出は射出物管腔４０内に射出物管腔プラグ５６を配置することにより つくりだす。プラグ５６はＱ、Ｉ出物管腔の横断面積と合致する絵描断面積を備 え、適当な生体適合フィルタにより所定位置にンールする。サーミスタ５４はカ テーテル外側面内に構成した開口内に注封する。上記サーミスタはさもなければ プラグ５６Ｆ流の射出物管腔か使用できないから射出物管腔内に注封することが 望ましい。第４の管腔４８からのサーミスタワイヤ５６は第４の管腔からクロス オーバ６０を通って射出物管腔４０内に入る。

射出物管腔の使用されない、従って空部分、即ち、プラグ５６遠端の射出物管腔 部分における空気容積を小さくするために三日月形のインサート又はロッド６２ を射出物管腔内に挿入し、プラグ５６とクロスオーバ５８間を適当な接着剤６４ により固定する。ロッドはカテーテルと同一材質により構成し、プラグがなくと もカテーテルと同一の柔軟性を与えるようにすることが望ましい。図４．５には プローブ６６か示され、プローブ、センサその他の計装を製作する際に使用する プラスチック、金属、プラスチックコーチングメタル、複合体その他の適当な材 料から製作することかできる。

図３には血流遮断弁６７も示され、向弁６７を通ってプローブは延長チューブ内 へ入る。また、Ｑ、Ｉ出ポートを６７八で略示する適当なコックを介して弁６７ に接続し、向弁６７に対して従来の圧力センサ装置、流体射出装置その他を接続 することもできる。

カテーテルボデー１２内の管腔の向きによってプローブと射出物管腔が比較的大 きな断面積を備えるようにした４つの管腔か収納される。その結果、第３と第４ の管腔の断面積は比較的小さく維持できる。使用時、プローブと射出物管腔とは 液で満たし、その際、第３と第４の管腔のみが適当なエアスペースを含むように する。第３と第４の管腔内のエアスペースが比較的僅かであるため、超音波プロ ーブをプローブ管腔３６内に使用する時に起きる超音波信号の望ましくない減衰 を最小限にすることかできる。従って、好適例のプローブ管腔内に使用される超 音波プローブはより正確な結果をつくりだす。

また、本発明の超音波プローブ８２を使用する時には移送カテーテル内の超音波 プローブの示度の精度か大きくなる。超音波プローブ８２を図７に詳解する。

第１のプローブ管腔３６内に超音波プローブ８２を使用することによってナース や内科医は組織や＋ｆｎ管を不必要に傷めることなく、プローブ８２を適当に位 置決めされるまで配置替えすることか可能になる。更に、先に論じた如く、ナー スが一人でカテーテル内のプローブを取り替えることが許されているため、内科 医がプローブを移送カテーテル内に位置する必要がなくなる。従って、プローブ をカテーテルボデー内に配置することによって、プローブをより便利に、かつ外 傷を４〕えることなく取り替えたり配置替えしたりすることが可能になる。

さて、図７について述べると、本発明の一局面による超音波プローブ８２は基端 ８６と遠端８８とを備えるプローブボデー８４と、コネクタ９０と、トランスジ ューサ部分９２から構成される。コネクタ９０はプローブボデーの基端８６に連 結し、トランスジューサ部分９２はプローブボデー遠端８８に接続する。コネク タ９０は超音波プローブと共に使用する際に当該技術分野で既知の形式のものと する。

プローブのトランスジューサ部分９２は図８に最も良く示されている。好適例で はトランスジューサ部分９２は中空円筒９４の形をしたセラミック圧電クリスタ ルと、内側リード９２と、外側リード９８と、吸音層１００と音響カプラ一層１ ０２と、薄いスパッタ一層１０４とから構成する。

中空クリスタル円筒９４は内側面１０６、外側面１０８、基端１２４、遠端１２ ６を形成する。トランスジューサ部分９２の製造プロセスではクリスタル円筒９ ４は所定の長さのクリスタル円筒を押出し成形することによって形成する。その 後、押出されたクリスタル円筒の内側面と外側面をニッケル又は別種の導電材料 によりメッキしてクリスタル円筒とリード間の導電性を向上させる。その後、押 出されたクリスタル円筒をほぼ、０２フインチの長さに切断し、トランスジュー サ部分９２用のクリスタル円筒９４を形成する。

その後、内側リード９６の第１ｉ１１８を導電材料によりクリスタル円筒の内側 面１０６に接続する。内側リードの第１端１１８は銀導電エポキシ１１０により 円筒内側面１０６に連結することが望ましい。内側リード９６の第２端１１８Ａ は従来のようにコネクタ９０を通して、プローブ駆動回路１１８Ｂに連結する（ 図１０）。内側リード９６の中心部分１１９はプローブボデー８４内を延びる。

その後、円筒９４を装着した内側リード９６と共にチューブ状の鋳型もしくは金 型内へ一時配置する。外側リート９８は９０度の角度に曲げてＬ型を形成する。

外側リー　ドの種々の形も同様にして作用できることに注意されたい。しかし、 参考のため、」二足Ｉ、形リートを用いて１ｌ−（適例を解説する。Ｌ形す−ド は長脚１１２と′１．０脚１１４により形成する。Ｌ形の短脚１１４はリード９ ８の第１端１１６で終オ）る。

クリスタル円筒９４を鋳型内に位置決めする際、外側リード９８の第１端１１６ はクリスタル円筒９４の外側面１０８に近接したクリスタル円筒の外側面１０８ にほぼ接する仮想線１２０１内に配置する。この位置でＬ形す−ト９８の長脚１ １２はプローブボデー８４方向に延び、クリスタル円筒９４の外側面径によって 限定される想像上の円筒形１２２内に位置する。従って、外側リード９８の何れ の部分もクリスタル円筒９４の外径の境界外に延びることはないようにすること か望ましい。

外側リートは第１端と第２端間のリート部分である中心部分１３８を備える。

中心部分１３８はＬ形の長脚１１４の面に沿って連続的に延びる。かくして、中 心部分１３８はプローブボデー８４内を延びる。外側リード９８の第２端１３９ （図１０）は従来通りコネクタ９０を通ってプローブ駆動回路１１８Ｂへと連結 する。

その後、音響カプラー材料１０２の層を円筒形クリスタル９４の遠端１２６に近 接して付着させる。音響カプラ層−１０２はマツチング層とも称する。マツチン グ層にはエポキシ材料を使用することか望ましい。エポキシ材料はトランスジュ ーサと８胃カプリングされるように選択する。図８に示すように、音響カプラ一 層１０２はプラグ形に構成し、中空のクリスタル円筒の中心の一部又はその全体 に延びるようにすることかできる。

名響カプラ一層１０２の目的はトランスジューサ９２からｔＴｉｊ方方向に向か う立体角錐の超音波速度ビーム１４６（図９に示す）を発生させるためである。

音響カプラ一層なしにトランスジューサにより生成された音波速度ビームは、第 ２の中空円錐部分をその中心にもつ第１の円錐に似た形をとる。しかし、音響カ プラ一層か存在する場合には第２の中空円錐は音波で満たされ、速度ビーム１４ ４は＼γ体円錐となる。ｉｌ」方に向かう立体円錐の超音波速度ビームの目的と 働きは本文において、？７説する通りである。それ故、音響カプラ一層１０２に よってトランス／ユーザからより正確な示度を得ることができる。

その後、吸音材層１００をクリスタル円筒の基端１２４近傍に付着させる。その 際、ゼオンケミカルズ社より市販の１１ＹｃＡＲ（ＴＭ）型式１４２２ポリマー のようなほぼ１８〜２６％ラバーパウダーをドープしたエポキシ材を使用して吸 盲材としての働きをさせることか望ましい。このエポキシ層はトランスジューサ 部分９２の裏打ち層としても知られている。吸音層１００はプラグ形に構成し、 中空クリスタル円筒９４の中心の一部又はその全体へ延びるようにすることがで きる。

この地点でトランスジューサ部分を鋳型１４２から取り外す。

その後、マツチング層、即ち音響カプラ一層を所定の長さにまで研削し、トラン スジューサか１／４又は３／４の超音波長信号を生成できるようにする。

マツチング層１０２を研削した後、スパッタ一層１０４を塗布してクリスタル円 筒外側面１０８と外側リード９８間を電気接続する。導電材料、特に金やクロム より成る薄いスパッタ一層１０４はクリスタル円筒外側面１０８と外側リードの 第１瑞１１６とによって形成される而１２０に沿ってスパッタリングする。ひと たび金やクロムからなる層１０４か塗布されると、外側リード９８はクリスタル 円筒の外側面１０８と導電性をもつことになる。従って、電流をリード９６゜９ ８に加えた時、電流はクリスタルの内側面１０６からクリスタルの外側面１０８ へ、又はその逆へと流れることになる。更に、外側リード９８はクリスタル円筒 の外側面１０８に直接取りイ」けられないから、超音波パターン中のデッドスポ ットは除去され、プローブ８２はその比較的小さな外径を保持する。

図８にはスパッタ一層１０４でトランスジューサ部分の外側面全体を被覆したも のが示されている。しかし、上記スパッタ一層１０４はクリスタル円筒の外側面 と外側リード９８を電気的に接続するように面１２０に塗布するだ１プでよい。

その後、相似被覆とも称する電気隔離層１４０をトランスジューサ部分の外側面 」−に付着させる。電気隔離相似層１４０はＵＶ硬化性接着材、例えばグイマッ クス　エノンニアリング　アドヒーシブ（コネチカソト州）より販売のＤ’ｌ’ ＭＡＸ（Ｔ〜＋）２０１５９接着剤のような生体適合性の非減衰コーチングより 形成することか望ましい。

図７に戻ってプローブボデー８４の構造を解説する。

必要とあらば、プローブボデー８４はプローブボデー基端８６から遠端８８へと 延びるスチフナ一部材１２８を備えることができる。スチフナ一部材１２８によ って強度か付与されると共に、きつく巻いた時にプローブボデー８４にキンクが 生ずる危険を防止することができる。プローブボデーの遠端８８は接着層１３６ によってトランスジューサ部分９２に取り付けることが望ましい。

先に述べた通り、内側と外側のリード中央部分１１９，１３８の第２端はプロー ブボデー８４方向に延びる。スチフナ一部材１２８を接着剤層１３６によりトラ ンスジューサ部分９２に固定した後、内側と外側のリード中央部分１１９，１３ ８をねじってリードの第２端へ延びるようにする。リードの第２端はコネクタ９ ０を通ってプローブの駆動回路へと連結する。Ｉｊ−ド９６．９８のねじりは電 気ノイズを最小限にまで少なくする働きを行う。フラットなばねワイヤ１３２を スチフナ一部材１２８とねしったリート９６，９８の周囲にコイル状に巻きそれ らを包囲する。

プローブボデー８４はその外側面」−の基端附近に深度マーク又はゼロ整合マー ク１３４を備えることもできる。深度マーク１３４はカテーテル１０の延長チュ ーブ１６を介して見ることができる。深度マーク１３４はプローブ８２がカテー テル１０内に適切に位置決めされた時、カテーテル延長チューブ１６上の所定位 置と整合するように位置決めする。

専ら参考用に超音波プローブ８２の好適な寸法を示す。

プローブ８２のトランスジューサ９４の外径はほぼ　０４０〜４フインチとし、 壁厚は０．０１０インチとし、長さは００２フインチとすることが望ましい。プ ローブボデーの外径はほぼ　０３フインチとすることが望ましい。それに対して プローブ管腔３６はほぼ　０５６インチの径を有する。従って、プローブとトラ ンスジューサ部分の径は、状況によって必要とされる場合、第１の管腔３６を通 って余分の流体を流すことができると共に、プローブかカテーテル１０の第１の 管腔３６内に適合できるだけの小さなものとなる。プローブ８２の全長はほぼ７ ９７５インチとすることか望ましい。プローブ８２のトランスジューサ部分９２ の長さはマツチング層と裏打ち層を含めてほぼ　５インチよりも小さくすること かよい。

好適例では本発明の超音波プローブはドツプラー装置（図示せず）とパーソナル コンピュータ（図示せず）を備えるシステムと接続して使用する。ドツプラー装 置はプローブを駆動すると共に、ドツプラー電子装置を格納するために使用する 。パーソナルコンピュータはドツプラー装置を制御して信号データを表示、処理 するために使用する。上記パーソナルコンピュータは２つの成分を使用して流れ 面積を計算する。第１の成分は流速を測定し、第２の成分は流れ面積を測定する 。流計は上記２つの成分の積となる。

さて図９．１０について見ると、超音波プローブの好適例では単一の円筒形トラ ンスジューサ９２は血流面積と血流速度をほぼ同時に瞬時に解析する。上記面積 と速度とはぴったり同時にリアルタイムでは測定されず、周知の通り、上記測定 は数占万分の１秒オーグでほぼ同時に行われることを注意すべきである。殊に、 ｉ；１記円筒形トランスジューサ９２は２つの別々のモードで瞬時的に駆動する ことかできる。

６モードは異なる周波数で駆動される。例えば肺動脈の面積を判定するためのビ ームを生成する第１のモードでは信号源１１８Ｂ　（図１０）における周波数発 生器は８ＭＨｚの信号を発生し、今度はトランスジューサに対して超音波信号を 径方向に発生させ径方向に向かう信号ビーム１４６をつくりだす（図９）。ヒユ ーレット、パラカード信号発生器のような標準的な周波数発生器を使用してトラ ンスジューサを駆動することができる。第２のモードでは、例えば肺動脈中の血 流速度を判定するためにビームを生成すべく周波数発生器は２ＭＨｚの信号を生 成し、今度はトランスジューサをして軸方向に超音波信号を発生させ軸方向に向 かう信号ビーム１４４をつくりだす（図９）。トランスジューサクリスタルは径 方向に向かうビーム１４６の最適駆動周波数が８ＭＨｚで、一方、軸方向に向か うビーム１４４の最適駆動周波数は２，２８５　ＭＨｚとなるように設計するこ とがよい。それぞれ８８Ｈｚと２ＭＨｚの信号発生器駆動周波数の場合、現在望 ましいとされるトランスジューサクリスタルの寸法は００４０〜００４フインチ の外径遜し、はぼ００１０インチの壁厚、はぼ００２フインチの軸方向長さとし ている。好適な設、）１ではそれぞれの駆動周波数とトランスジューサクリスタ ル設計寸法間の差によって２つの駆動信号の連結は解除される。しかし、トラン スジューサはその他の周波数で駆動することもできる。トランスジューサを他の 周波数で駆動する場合にはトランスジューサの設計を変更して上記他の周波数の 下で最適にする一方でトランスジューサかそれ用に設＝１される２つの周波数を 連結を解除したままに維持することか望ましい。ｖ１１記異なる１」法はモデリ ングによって判定することができる。

トランスジューサクリスタルは高い電機的カプリング係数と、高い絶縁定数をイ ｆするＰｂ　（Ｚｒ、Ｔｉ）０３の組成であるＰ　Ｚ　Ｔ　−５８より構成する のかよい。

また、クリスタルの寸法は広円錐の形をした軸方向又は前方方向に向かうビーム １４６を生成するように設ｚ１する。円錐が広ければ広い程、それだけ速度測定 は面積測定か行われる地点に近く行うことができる。

径方向に向かう信号ビーム１４６は血流の断面積を計算するために使用する。

特に、流れ面積は所定面積の、例えば１平方センチの狭いドツプラーゲートにお けるドツプラーパワーと未知の流れ断面積に相当する未知面積Ｐｗのより広いゲ ートからのパワーとをルｔｊ定することによって評価する。広いケートＰｗから の測定パワーはドツプラーゲート内の音化された（ｉｎｓｏｎｉｆｉｅｄ）赤血 球の数に相当する。

ンＸ化された（ｉｎｓｏｎｉｆｉｅｄ）赤血球の相当数は未知の断面積Ｐｗに比 例する。従って、もしＰｎ＝１　ｃｍ２　、Ｐｗ＝Ｘｃｍ２であって、未知の断 面積Ｐｗを計算するとすれば以下の式を使用する。

Ｐｗ／Ｐｎ＝Ｘｃｍ２ 第２のモートでは前方に向かう信号ビーム１４４を活用して血液粒子速度を計算 する。血流速度は前方に向かう信号ビーム１４４により測定される時のドツプラ ー周波数シフトから直接＝］算する。

トランスジューサ軸と血流間の入射角ａの影響を取り除くためには以下の式を用 いて血流を計算する。

Ｑ＝Ｖｃｏｓ　（ａ）　＊　（Ａ７’ｃｏｓ　（Ａ）　）但し、Ｑ＝血流＋Ｖ＝ 血流速度、八−断面積、ａ＝トランスジューサ軸と血流間の入射角、である。上 記血流の式においてｃｏｓ（ａ）は消去されるから血流測定（１−１に対する入 射角の影響を取り除くことができる。径方向と軸方向に向かうビームは性質上垂 直であるから容積流の評価は自動的に補償されるか流れ領域に対するプローブの 向きとは独立になるはずである。

本発明の一例ではシステムのパーソナルコンピュータスクリーンは径モード信号 エコーパターンをＭモードで表示する。その場合、Ｘ軸はエコー振幅を表す。

それと同時に、第２のモード情報、速度モードもＭモードでコンピュータスクリ ーン上に表示することが望ましい。第２のモードディスプレイはカラーコード化 して移動する血液粒子の速度を明示するようにすることか望ましい。

ひとたび情報かスクリーン上に表示されると、ユーザは第１のモードを照合して プローブに最も近い第１のエコーとプローブから最も遠い最後のドツプラー信号 をマークする。これら２つの測定値をコンピュータにより活用して断面積を判定 する。第２のモードの速度モードではユーザは速度波をマークする。その後、心 周期にわたる平均血流速度をこのマークされた情報から計算する。

その後、血流速度と断面積を上記式を用いて計算し血流を計算する。従って、単 一のトランスジューサ素子の別々の第１、第２のモードを使用することによって トランスジューサ軸と血流間の入射角の影響を取り除きながら血流値を正確に測 定できる一方、先に述へたように、プローブは本発明の多管腔カテーテルと共に 使用するように設計することが望ましい。多管腔カテーテルの先に述べた利点の 他に、カテーテルボデー１２の設計もまた構造上安全であるという利点を与える 。管腔の形と管腔壁厚がカテーテルボデーの構造的安全性と強度に寄与すること によって使用中カテーテルが狭窄したりつぶれたりする危険を最小限にする。

特に、本発明の好適例では各管腔壁の実質的部分はプローブ管腔の第１の壁とカ テーテルボデー１２の外側辺縁間の最短距離よりも大きな厚さを備えることが望 ましい。従って、カテーテルが外部移送カテーテル上のシール内を通過する時に カテーテルボデー１２か加圧されたり管腔が狭窄したりする可能性を最小限にと とめることかできる。

図１−４に戻ると、本発明の一層好適例では移送カテーテルはプローブと射出物 管腔３６．４０をそれぞれ備えるか、膨張バルーンと膨張管腔は省略している。

膨張バルーンを省略すると射出物管腔の弧長又は弧の範囲を大きくし、その断面 積とその流れ特性を大きくすることによってＱＪ出物管腔を必要に応じて大きく することかできる。この代替的な好適形によるカテーテルは検出、流体の射出、 サンプリング等を含めて図１の例の用途と同様な一連の用途を有する。プローブ 管腔の断面はやはり円形とし、カテーテル断面の実質的部分を占めるようにする ことか望ましい。また、射出管腔は三日月形とし、残りのカテーテル断面積の大 部分を必要なだけ占めるようにして管腔内に大きな流体の流れを実現したり、よ り粘度の大きい流体を効率的に導入できるようにすることも望ましい。

カテーテル６８の代替例（図６）はカテーテルの長さが１１０センチである実施 例においてカテーテル遠端よりほぼ３０センチ基部に第１の管腔門出ボート７０ を備える。丸い管腔プラグ７４を円形の第１管腔７６内でシールして流体を第１ ０管腔からカテーテル外部へと向けるようにする。ポート７０によって流体を比 較的高い流仝て第１の管腔を通ってボデー空洞内へ注入することが可能になる。

ボート７０の断面積は第１０管腔のそれと同一である方がよい。カテーテルの断 面形状は図２に示すものと同一とし、比較的小さな膨張管腔７８と比較的小さな 第４の管腔とをもちながら第１の管腔と射出物管腔内に比較的大きな流量を可能 にするようにする。Ｑ、Ｉ出物管腔７８は、図２について上記した射出物管腔４ ０の好適な断面形と同じ断面形を備えることが望ましい。射出物管腔の底面８０ の一部は図６の区分断面図か中心から外れて描かれたかのように描かれている。

カテーテルの一好適例では、第４の管腔からのサーミスタワイヤは第１と第４の 管腔間の壁を通ってクロスオーバーする。ワイヤはカテーテル遠端付近の第１の 管腔内へ延び、第１の管腔の外壁を貫いてカテーテル外部へ露出するサーミスタ へと延びる。

以上本発明の実施例を解説したが、当業者は本文の開示事項が例解のためであっ て、本発明の範囲内でその他の種々の代替え手段、脚色、変更を施せることに気 つかれる筈である。

そのため、カテーテルボデー内での管腔の相対的向きや寸法を変更することも＋ ＋Ｊ能である。更に、外部リートの位置と形は、クリスタル円筒の外側面により 形成される径内に依然リートの実質的部分をもちながら、変更することも可能で ある。また、プローブのボデ一部ＪＪ）はスチフナ一部材とフラットばねとは異 なる材料により設計しても、依然プローブボデーの目的と機能を満足させること ができる。従って、本発明は図面と上記解説による構造のみに限定されるもので はないと理解すべきである。

特表千７−５０５７９０　（Ｉｆ） 補正書の翻訳文提出書（特許法第１８４条の８）１、特許出願の表示（国際出願 番号） ＰＣＴ／１Ｊｓ９２１０９５７９ ２、発明の名称 移送カテーテルならびに同カテーテルと共に使用するための超音波プローブ ３、特γＦ出願人 住所（居所）　アメリカ合衆国、イリノイ州　６００１５デイアフイールド、ワ ン　バクスター　パークウェイ（番地なし） 名称　ハクスター　インターナショナル　インコーホレーテッド４、代理人　〒 １０２ 住所（居所）　東京都千代田区一番町２２−１一番町セントラルビルディング 特表平７−５０５７９０　（１２） フロントページの続き （８１）指定国　ＥＰ（ＡＴ、ＢＥ、ＣＨ，ＤＥ。

ＤＫ、ＥＳ、ＰＲ，ＧＢ、ＧＲ，ＩＥ、ＩＴ、ＬＵ、ＭＣ，ＮＬ、ＳＥ）、ＣＡ 、ＪＰ （７２）発明者　スウェンドソン　デビット　エル。

アメリカ合衆国、カリフォルニア州 ９２６４５、ガーデン　グロウブ、スプリングストリート　１２７５１ （７２）発明者　コンク　マーク　ニー。

アメリカ合衆国、カリフォルニア州 ９２６２６、コスタ　メサ、プレジディオ　ドライブ　９８１ （７２）発明者　パッセ　ローレンス　ジェイ。

アメリカ合衆国、コロラド州　８０１２０−３０３９、リトルトン、ニス、シカ モア　ストリート　６６０４ （７２）発明者　スキドモア　ロパートイギリス国、ビー　ニス　１５６　エイ チェフ　ブリストル　ビトン　クロット クローズ　２

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．プローブを受け容れるカテーテルでその内部を通って流体を体腔内へ導入す るものにおいて、 対応する最大外径を有する連続的な辺縁外側面を備え、基端と遠端とを備えると 共に、複数の管腔の横断面を画成する複数の壁を備えるカテーテルボデーで、前 記複数の壁がカテーテルボデーの最大外寸のほぼ半分の第１の断面寸法を有する 第１の管腔を画成する第１の壁とカテーテルボデー周囲の弧の少なくとも４分の １を占めるカーブ管腔を画成する第２の壁とを含むようになったものを備える前 記カテーテル。 ２．更に、遠位膨張バルーンと同じバルーンを膨張収縮させる膨張管腔を形成す る第３の壁とを備える請求項１のカテーテル。 ３．更に、カテーテル用検出計器の一部を受け容れる管腔を画成する第４の壁を 備える請求項２のカテーテル。 ４．カテーテルが一定の外部曲率を有する外壁面部分を備え、第１の管腔が円形 の横断形を備え、前記カーブ管腔がカテーテル外壁面部分に憐接し、カテーテル 外壁面部分の曲率に近い曲率を有する外壁面を有する請求項１のカテーテル。 ５．カテーテルの横断面が円形で、カテーテルの中心軸を形成し、前記第１の管 腔が同中心軸を包摂する請求項４のカテーテル。 ６．第１の管腔とカーブ管腔とがカテーテルの長手方向に延びる面によって、そ れぞれ二等分されるように互いに対して位置決めされる請求項１のカテーテル。 ７．第１と第２の壁の実質的部分がカテーテルボデーの第１の壁と外側辺縁との 間の最短距離よりも大きい厚さを備える請求項１のカテーテル。 ８．最大外径がほぼ０．１０１インチである請求項１のカテーテル。 ９．第１の管腔の断面積がほぼ０．０２平方インチである請求項１のカテーテル 。 １０．第２の管腔の断面積がほぼ０．００１６平方インチである請求項１のカテ ーテル。 １１．第３の管腔の面積がほぼ０．０００１平方インチである請求項２のカテー テル。 １２．第４の管腔の面積がほぼ０．００１平方インチである請求項２のカテーテ ル。 １３．カテーテルボデーと、更にカテーテル基端からカテーテル遠端へと長手方 向に延びる少なくとも２個の独立した管腔を備える長尺のフレキシブル移送カテ ーテルにおいて、前記管腔が； カテーテルボデーの総断面積のほぼ３０％の円形断面積を備える第１の管腔と； カテーテルボデーの総断面積のほぼ２０％のカーブ断面積を備える第２の管腔と ；を備える前記カテーテル。 １４．前記管腔が更に外側チューブの総断面積のほぼ１．５％の断面積を有する 第３の管腔を備える請求項１３のカテーテル。 １５．前記管腔が更に外側チューブの総断面積のほぼ１．５％の断面積を備える 第４の管腔を備える請求項１４のカテーテル。 １６．更に、遠位膨張バルーンを備え、前記第３の管腔が膨張バルーンを膨張収 縮させるために使用される請求項１４のカテーテル。 １７．第４の管腔がカテーテル用検出計器の一部を収納するために使用される請 求項１５のカテーテル。 １８．プローブを受け容れると共に、その内部を通って流体を体腔内へと導人す るカテーテルにおいて、 最大外径と半径を有する外側辺縁を備え基端と下端を有すると共に、更に横断面 内にカテーテルボデー内を長手方向に延びる複数の管腔を画成する壁を備える丸 いカテーテルボデーで、前記複数の管腔がカテーテルボデーの半径とほぼ等しい 第１の直径を有する第１のカラム状管腔を形成する第１の壁と、カテーテルボデ ーの周りに少なくとも４分の１の弧を占めるカーブ管腔を画成する第２の壁と、 膨張管腔を画成する第３の壁と、管腔に沿って計器の一部を通す計器管腔を形成 する第４の壁と、を備えるものと；それぞれが第１の端と第２の端とを備える複 数の延長チューブで、前記第２端の各々が各管腔に届くそれぞれの管腔壁に連結 されるものと；カテーテルボデーの遠端に連結される膨張バルーンで膨張管腔が バルーンを膨張収縮させるカテーテルを適切に位置決めするために使用されるよ うになったものと； から成る前記カテーテル。 １９．延長チューブの各々の第１端が複数のねじ切りハブの各々に連結される請 求項１８のカテーテル。 ２０．第１の壁の実質的部分が第１の壁とカテーテルボデーの外側辺縁との間の 最短距離よりも大きな厚さを有する請求項１８のカテーテル。 ２１．複数のプローブによって種々の体調を順次解析する方法において、最大外 径と半径を有する外側辺縁を備え基端と遠端を備えると共に、更にカテーテルボ デー内を長手方向に延びる複数の管腔の横断面を画成する複数の壁を有する丸い カテーテルボデーを備えるプローブ移送カテーテルを設け；その際、前記複数の 壁がカテーテルボデーの半径にほぼ等しい第１の直径を備える第１のカラム状管 腔を画成する第１の壁と、カテーテルボデーの周りの弧の少なくとも４分の１を 占めるカーブ管腔を画成する第２の壁と、膨張管腔を画成する第３の壁と、計器 管腔を画成する第４の壁とから成り；カテーテルの遠端を基端がボデー外部にと どまるようにボデー内に挿入し；カテーテルをボデー内の所望位置に位置決めし ；プローブを移送カテーテルの第１の管腔内に押入し；第１のプローブで体調を 解析し； 同プローブを移送カテーテルの第１の管腔から取り外し；前記プローブ挿入、体 調解析、ならびに第２のプローブによるプローブの取り外しの段階を繰り返す； 段階より成る前記方法。 ２２．前記カテーテルの位置決め段階が、更に、移送カテーテルの第３の管腔内 をカテーテルボデーの遠端に連結された膨張バルーンを膨らませる段階より成る 請求項２１の方法。 ２３．更に、射出物を射出物管腔を通って体内へ導入する段階を備える請求項２ １の方法。 ２４．プローブを受け容れると共に、その内部を通って流体を体腔内へ導入する カテーテルにおいて、 中心軸と、基端と、遠端と、更に複数の内壁と、を有するカテーテルボデーで、 前記内壁の横断面がカテーテル内を長手方向に相当距離延びる複数の管腔を画成 し、前記複数の内壁が中心軸を包摂する第１の円形管腔を画成する第１の壁と、 カーブ管腔を画成する第２の壁と、膨張管腔を画成する第３の壁と、を含むよう になったものと； それぞれが第１端と第２端を備える複数の延長チューブで、第２端の各々が各管 腔壁に連結され各管腔に届くことの可能なものと；カテーテルボデーの遠端に連 結される膨張バルーンで膨張管腔が同バルーンを膨張収縮するために使用される ものと；から成る前記カテーテル。 ２５、更に、射出物管腔をカテーテル外部に開く射出物ポートと、同ポートの遠 端の射出物管腔内の射出物ポートと、から成る請求項２４のカテーテル。 ２６．更に、射出物プラグの遠端方向に延びて空気を射出物管腔から変位させる 射出物管腔内のインサートを備える請求項２５のカテーテル。 ２７．更に、前記インサートと射出物管腔の壁との間にフィラーを備える請求項 ２６のカテーテル。 ２８．更に、第４の管腔を画成し同管腔に沿って計器を通す第４の壁を備える請 求項２４のカテーテル。 ２９．更に、カテーテル外部に露出され膨張バルーンの基端に位置決めされるサ ーミスタを備える請求項２８のカテーテル。 ３０．カテーテルが丸く、一定の外径を備え、前記第１の円形管腔がカテーテル 外径のほぼ半分の直径を有する請求項２４のカテーテル。 ３１．前記カーブ管腔がカーブ管腔内を通り抜ける完全な円の４分の１よりも大 きい弧内をカーブする請求項３０のカテーテル。 ３２．移送カテーテル内で使用するための超音波プローブにおいて、遠端と基端 を備えるプローブボデーと；プローブボデー遠端に取り付けられるトランスジュ ーザ部分と；を備え、同トランスジューサ部分が更に、遠端と基端を備えると共 に、更に内側面と外側面とを画成する圧電クリスタル中空円筒と； クリスタル円筒の内側面に接続される内側リードと；クリスタル円筒の外側面に 連結されるＬ形の外側リードで、同リードが短い部分と長い部分を備え、Ｌ形の 短い部分がクリスタル円筒の基端に近接すると共に、円筒外側面にほぼ接する面 内に位置決めされることによって、Ｌ形の長い部分がプローブボデー方向に延び 、クリスタル円筒によって形成される円筒領域内に位置決めされるようになった ものと；円筒外側面と外側リードを接続する導電材料と；から成る前記超音波プ ローブ。 ３３．請求項３２の移送カテーテル内で使用するための超音波プローブにおいて 、前記導電材料が金とクロムのグループから選択される導電材料の薄い層である 前記プローブ。 ３４．請求項３２の移送カテーテル内で使用するための超音波プローブにおいて 、更に、クリスタル円筒の遠端に隣接して付着された音響カプラー材料の層を備 える前記超音波プローブ。 ３５．更に、クリスタル円筒の基端に隣接して付着された吸音材の層を備える請 求項３２の移送カテーテル内で使用するための超音波プローブ。 ３６．更に、プローブボデー基端の第１と第２のリードに連結されるコネクタを 備える請求項３２の移送カテーテル内に使用するための超音波プローブ。 ３７．プローブが更に、クリスタル円筒外側面上に塗布される電気隔離コーチン グ層を備える請求項３２の移送カテーテル内で使用するための超音波プローブ。 ３８．請求項３２の移送カテーテル内で使用するための超音波プローブにおいて 、プローブボデーが プローブボデー基端からプローブボデー遠端へと延びるスチフナー部材で第１と 第２のリードの中心部分がスチフナー部材の周囲にねじられるようになったもの と； 前記スチフナー部材とねじりリードを包囲するコイルばねと；から成る前記超音 波プローブ。 ３９．前記スチフナー部材の遠端がウレタン注型層によりトランスジューサに接 続される請求項３８の移送カテーテル内で使用するための超音波プローブ。 ４０．プローブボデーが更にプローブボデー基端に近接して深度マークを備え、 同マークがプローブがカテーテル内に適切に位置決めされた時に可視的となる請 求項３２の移送カテーテル内で使用するための超音波プローブ。 ４１．前記音響力プラー層がエポキシ材料から成る請求項３４の移送カテーテル 内に使用するための超音波プローブ。 ４２．前記吸音層がほぼ２５％のラバー材料によりドープしたエポキシ材料より 構成される請求項３５の移送カテーテル内に使用するための超音波プローブ。 ４３．クリスタル円筒の内外面がリードを円筒に連結する前に導電材料によりメ ッキされる請求項３２の移送カテーテル内に使用するための超音波プローブ。 ４４．更に、電気エネルギーをトランスジューサ素子に供給する手段と；径方向 に向かう超音波信号を第１の周波数でトランスジューサ素子から発生する手段と ； 軸方向に向かう超音波信号を第２の周波数でトランスジューサ素子から発生する 手段と； 径方向に向かう信号ビームを解析して血管の断面積を計算する手段と；軸方向に 向かう信号ビームを解析して血管内の血流速度を計算する手段と；断面積と血流 速度を解析して血管内の血流速度を計算する手段と；から成る請求項３２の移送 カテーテル内に使用するための超音波プローブ。 ４５．超音波プローブの製造方法において、基端と遠端を備える長尺のプローブ ボデーを形成し；内側面と、外側面と、基端と、遠端とを備える中空のクリスタ ル円筒を設け内側リードを円筒の内側面に接続し； 外側リードを短い部分と長い部分を有するＬ形に形成し；外側リードの短い部分 をクリスタル円筒の外側部分の基端に近接して円筒外側面にほぼ接する面内にＬ 形の長い部分がプローブボデー方向に延びクリスタル円筒外側面により形成され る円筒領域内に位置決めされるように位置決めしクリスタル円筒外側面と外部リ ードの短い部分とを連結する導電材料の薄い層を塗布し； プローブボデー遠端をクリスタル円筒基端へ接続する；段階より成る前記方法。 ４６．更に、クリスタル円筒をコーチング層内に配置して音響カプラー層をクリ スタル円筒の遠端に隣接して付着させる段階より成る請求項４５の超音波プロー ブの製造方法。 ４７．更に、クリスタル円筒をコーチング層内に配置して吸音層をクリスタル円 筒の基端に隣接して付着させる段階を備える請求項４５の超音波プローブの製造 方法。 ４８．更に、クリスタル円筒の内外面をリードするクリスタル円筒に取り付ける 前に導電材料によりメッキする段階を備える請求項４５の超音波プローブの製造 方法。 ４９．前記プローブボデー形成段階が；プローブボデー遠端からプローブボデー 基端へと延びるスチフナー部材を設け； 内側と外側のリードの中心部分をスチフナー部材の周りにねじり；スチフナー部 材とねじられたリードをフラットはねにより包囲する；段階より成る請求項４５ の超音波プローブの製造方法。 ５０．更に、プローブボデーをプローブボデー基端に近接して深度マークでマー キングする段階で、前記深度マークがプローブをカテーテル内に適切に位置決め した時可視的となるように位置決めされるようになったものから成る請求項４５ の超音波プローブの製造方法。 ５１．更に、プローブボデーをウレタン注型層によりトランスジューサ部分に接 続する段階を備える請求項４５の超音波プローブの製造方法。 ５２．更に、前記導電材料を金とクロムから成るグループから選択する段階を備 える請求項４５の超音波プローブの製造方法。 ５３．超音波プローブとその他のプローブを受け容れるカテーテルでその内部を 通って流体を体腔内へ導人するものにおいて、対応する最大外径を備える連続す る外側辺縁面と、基端と遠端と、横断面内に管腔を形成する複数の壁と、を有す るカテーテルボデーより成るカテーテルと； カテーテルボデーの外寸のほぼ半分の断面寸法を備える第１の管腔を画成する第 １の壁と； カテーテルボデーの周りに少なくとも４分の１の弧を占めるカーブ管腔を画成す る第２の壁と； 第１の管腔の断面寸法よりも小さな断面寸法を備え第１の管腔内に使用される超 音波プローブと；を備え、 同プローブが、 基端と遠端を有するプローブボデーと；プローブボデー遠端に取り付けられるト ランスジューサ部分と；を備え、同トランスジューサ部分が更に、 基端と遠端を備え更に内側面と外側面とを画成する中空の圧電クリスタル円筒と ； クリスタル円筒の内側面に接続される内側リードと；クリスタル円筒の外側面に 連結されたし形の外側リードで長い部分と短い部分を備え、短い部分がクリスタ ル円筒の基端に近接すると共に、円筒外側面に対してほぼ接する面内にＬ形の長 い部分がプローブボデー方向に延び、クリスタル円筒の外側面により画成される 円筒形領域内に位置決めされるように位置決めされるようになったものと； 円筒外側面と外側リードの短い部分とを接続する導電材料の薄い層と；を備える 前記カテーテル。 ５４．プローブを受け容れるカテーテルで、その内部と体内に流体を導入する請 求項５３のカテーテルにおいて、 トランスジューサ部分が更にクリスタル遠端に隣接して付着された音響カプラー 材料の層を備える前記カテーテル。 ５５．プローブを受け容れるカテーテルで、その内部と体内に流体を導入する請 求項５３のカテーテルにおいて、トランスジューサ部分が更にクリスタル円筒の 基端に隣接して付着される吸音材料の層を備える前記カテーテル。 ５６．プローブを受け容れるカテーテルで、その内部と体内を通って流体を導入 する請求項５３のカテーテルにおいて、プローブボデーが、プローブボデー基端 からその遠端へと延びるスチフナー部材で、内側と外側のリードの各々の中心部 分がスチフナー部材の周りにねじられるようになったものと； スチフナー部材とねじられたリードを包囲するばねと；から成る前記カテーテル 。 ５７．プローブを受け容れるカテーテルで、その内部と体内を通って流体を導入 する請求項５３のカテーテルにおいて、プローブボデーが更に深度マークを備え 、プローブをカテーテル内に適切に位置決めした時可視的となる前記カテーテル 。 ５８．プローブを受け容れるカテーテルで、その内部と体内を通って流体を導入 する請求項５４のカテーテルにおいて、音響カプラー層がエポキシ材料から成る 前記カテーテル。 ５９．プローブを受け容れるカテーテルでその内部と体内を通って流体を導人す る請求項５５のカテーテルにおいて、吸音層がほぼ２５％のラバー材料をドープ した工ボキシ材料より構成される前記カテーテル。 ６０．超音波プローブ内に使用されるトランスジューサにおいて、遠端と基端と を備えると共に更に内側面と外側面とを画成する中空圧電クリスタル円筒と；第 １端がクリスタル円筒の内側面に接続される内側リードと；第１端がクリスタル 円筒の外側面に連絡される外側リードで外側リードの第１端がクリスタル円筒の 基端に近接、かつ円筒外側面に対してほぼ接する面内に外側リードのほぼ全体が クリスタル円筒により形成された円筒形領域内に位置決めされるように位置決め されるものと；円筒外側面と外側リードの第１端とを接続する導電材料の薄い層 と；から成る前記トランスジューサ。 ６１．超音波プローブ内に使用される請求項６０のトランスジューサにおいて、 前記導電材料の薄い層が金とクロムから成るグループより選択される前記トラン スジューサ。 ６２．超音波プローブ内に使用される請求項６０のトランスジューサにおいて、 更にクリスタル円筒の遠端に隣接して付着される音響カプラー材層を備える前記 トランスジューサ。 ６３．更に、クリスタル円筒の基端に隣接して付着された吸音材層備える請求項 ６０の趣音波プローブ内に使用されるトランスジューサ。 ６４．更に、クリスタル円筒外側面上に塗布される電気隔離コーチング層を備え る請求項６０の超音波プローブ内に使用されるトランスジューサ。 ６５．クリスタル円筒の内側面と外側面がリードが円筒に連絡される前に導電材 料によりメッキされる請求項６０の超音波プローブ内に使用されるトラスジュー サ。 ６６．更に、電気エネルギーをトランスジューサ素子に供給する手段と；径方向 に向いた超音波信号ビームを第１の周波数でトランスジューサ素子から発生させ る手段と； 軸方向に向いた超音波信号ビームを第２の周波数でトランスジューサ素子から発 生させる手段と； 径方向に向いた信号ビームを解析して血管の断面積を計算する手段と；軸方向に 向いた信号ビームを解析して血管内の血流速度を計算する手段と；前記断面積と 血流速度とを解析して血管内の血液流量を計算する手段と；を備える請求項６０ の超音波プローブ内に使用されるトランスジューサ。 ６７．超音波プローブを使用することによって血管内の血液流量を測定する方法 で超音波プローブが単一の中空円筒形トランスジューサ素子を備えるものにおい て、 超音波プローブをプローブの遠端が血流を測定する上で好都合な位置にあるよう に血管内に位置決めし； 径方向に向かう信号ビームを発生するようにトランスジューサ素子を第１の周波 数で付勢し； 前方方向に向かう信号ビームを発生するようにトランスジューサ素子を第２の周 波数で付勢し； 径方向に発生した信号を解析して断面積を計算し；前方方向に発生した信号を解 析して血液粒子の速度を計算し；前記断面積と血流速度とを解析して血液流量を 計算する；段階から成る前記方法。 ６８．径方向に向いた信号ビームと軸方向に向いた信号ビームとが同時に発生さ せられる請求項５７の血流測定方法。 ６９．請求項６７の血液流量測定方法において、径方向に発生した信号を解析す る手段が、径方向ビームからの戻りドップラー信号を処理し；同戻りドップラー 信号の振幅を判定し；戻りドップラー信号の振幅に比例するように音化された赤 血球の数を計算し；音化された赤血球数を解析することによって血流面積を計算 する；段階がら成る前記方法。 ７０．請求項６７の血液流量を測定する方法において、前方方向に発生された信 号を解析する段階が、更に、前方方向に発生した信号ビームからドップラー周波 数シフトを測定し；ドップラー周波数シフトから速度を計算する；段階を備える 前記方法。 ７１．トランスジューサが付勢される時の前記第１の周波数がほぼ８メガヘルツ である請求項６７の血液流量測定方法。 ７２．トランスジューサが付勢される時の前記第２の周波数がほぼ２メガヘルツ である請求項６７の血液流量測定方法。 ７３．前方方向に向かう信号ビームが立体円錐の形で発生する請求項６７の血液 流量測定方法。 ７４．血管内の血液流量を測定する超音波プローブにおいて、軸と半径を形成す る単一の円筒形トランスジューサと；電気エネルギーをトランスジューサ素子に 供給する手段と；径方向に向かう超音波信号ビームを第１の周波数でトランスジ ューサ素子から発生する手段と； 軸方向に向かう超音波信号ビームを第２の周波数でトランスジューサ素子から発 生する手段と； 径方向に向かう信号ビームを解析して血管の断面積を計算する手段と；径方向に 向かう信号ビームを解析して血管内の血流速度を計算する手段と；前記断面積と 血流速度を解析して血管内の血液流量を計算する手段と；から成る前記プローブ 。 ７５．更に、径方向と軸方向に向かうビームを同時にトランスジューサ素子から 発生する手段を備える請求項７４の血管内血流を測定する超音波プローブ。