JPH07505820A - 超音波カテーテル - 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】 本出願人は、米国特許第４９１７０９７号（Ｐｒｏｕｄｉａｎ　ｅｔ　ａｌ、　 ）　ｒＡｐｐａｒａｔｕｓａｎｄ　Ｍｅｔｈｏｄ　ｆｏｒ　Ｉｍａｇｉｎｇ　５ Ｉｏａｌｌ　Ｃａｖｉｔｉｅｓ　（小絞の画像形成のための装置及び方法）」の 記載と、米国特許第５１６７２３３号（Ｅｂｅｒｌｅ　ｅｔ　ａｌ、　）　ｒＤ ｉｌａｔ、ｉｎｇ　ａｎｄ　Ｉｍａｇｉｎｇ　Ａｐｐａｒａｔｕｓ　（拡張術及 び画像形成のための装ｆｆ１）Ｊの記載とを、この言及をもって本開示に組み入 れるものである。

発明の分野 本発明は、広（は超音波画像形成の分野に関し、より詳しくは、比較的小さな体 腔並びにその周囲の体液ないし体組織の様々な特性を判定するための超音波画像 形成に関する。

発明の背景 専門医が心臓発作の防止のために特に力を入れているのは、完全なまたは部分的 な遮断が生じている心臓動脈の診断及び治療である。冠動脈の血管壁にプラクが 蓄積することによって生じる動脈遮断を原因とする心臓発作の発生を防止するた めに、外科医は経皮経管冠動脈形成術（ＰＴＣＡと呼ばれるが、「バルーン血管 形成術」という呼び名の方が一般的である）を行なっており、それによって良好 な結果を得ている。バルーン血管形成術を行なうには、動脈の障害発生部位にカ テーテルを注意深く挿通する必要がある。外科医は、バルーンが動脈内の適切な 位置に入ったことを確認したならば、動脈壁にプラクが蓄積したために遮断ない し狭窄が発生している血管内通路を拡張するために、そのカテーテルの膨張可能 な部分を膨張させる。

画像形成デバイスを使用して、ヒトの血管等の狭い囲繞領域の画像を治療及び診 断に使用可能な画質で診断用画像ディスプレイ装置上に表示できるようにするこ とが望まれていることはいうまでもない。カテーテルの先端に超小型の超音波画 像形成デバイスを搭載したものを使用して、冠動脈の内壁のリアルタイム画像を 表示させるということが、既に公知になっている。このような装置を、ここでは 超音波カテーテルと呼ぶことにする。

公知の超音波カテーテルでは、電子回路部品一式が搭載される電子回路部品担持 部材とトランスデユーサ・アセンブリのバンキング材料とに、同一の材料が使用 されている。この公知の超音波カテーテルに付随する欠点は、電子回路部品の担 持部材として好適に使用できる材料にめられる物理的及び音響的特質と、高感度 トランスデユーサ材料を用いたトランスデユーサ・アセンブリのためのバッキン グ材料として好適に使用できる材料にめられる物理的及び音響的特質とを、共に 提供することのできる、担持部材とバッキング材料とに兼用できる材料を見つけ ることが困難だということにある。

上述の公知の超音波カテーテルの構造によれば構造及び組立が簡単になるという 利点が得られるが、その構造にはある欠点が付随しており、その欠点は、バッキ ング材料としての必要条件と電子回路部品の担持部材としての必要条件とが、特 殊でしかも互いに相客れないことに原因している。電子回路ボディを構成するた めの電子回路部品担持部材は、剛性が太き（、電子回路部品が発生する高温に耐 えられるだけの耐熱性を有するものであることがめられている。ところが、電子 回路ボディの必要条件を満足することのできる公知の電子回路部品担持部材の材 料は、高感度が得られるチタン酸ジルコン酸鉛（ＰＺＴ）組成物を用いた、現時 点で好適であると考えられているトランスデユーサ・アセンブリのためのバッキ ング材料としては不適当である。

この新しい、より高い感度が得られるＰＺＴ組成物をトランスデユーサ材料とし て使用し、一方、公知の電子回路部品担持部材の材料を、そのトランスデユーサ のためのバッキング材料として使用した場合には、カテーテルが音響信号を受信 ないし送信したときに、トランスデユーサ・アセンブリに不都合なリンギングが 発生する。このリンギングによって発生する信号のために、トランスデユーサ・ アセンブリが送出する信号の品質が劣化し、ひいては、より高感度のトランスデ ユーサ材料を超音波カテーテルに用いたことによって期待できる利点までもが限 られてしまう。また、リンギングに起因するこの信号品質の劣化によって、超音 波カテーテルが提供する画像の画質も制約される。そして、その画質が制約され るための、医療用及び診断用の画像形成のための超音波カテーテルの有用性その ものまでもが制約されてしまう。

公知の超音波カテーテルでは、トランスデユーサ電極が、静電容量を有する接着 剤層を介してトランスデユーサ層に結合されていた。先に言及したＰＺＴ組成物 は、音響信号に対するより高い感度が得られるものであるため、それ以前に使用 されていたより低い感度しか得られない強誘電体ポリマーのトランスデユーサ材 料に取って代わるものであると考えられている。ＰＺＴ組成物は強誘電体コポリ マーと比較して優れた感度を有するが、誘電率が大きいという性質も持っている 。新材料であるＰＺＴ組成物にはインピーダンスが小さい（即ち、静電容量が大 きい）という性質があるため、ＰＺＴ組成物から成るトランスデユーサ層を、静 電容量を有する接着剤層を介してトランスデユーサ電極に結合すると、ＰＺＴ組 成物を用いたことによって得られるはずであった信号感度の向上が無に帰してし まう。

発明の概要 本発明の目的は、従来例によってこれまで得ることのできた超音波画像より優れ た、実質的にリアルタイムの、比較的小さな体腔及びその周囲の体組織の超音波 画像を提供することにある。

本発明の更なる目的は、画像の解像度を向上させるために、体腔の内壁からの反 射信号に対する感度を向上させることにある。

本発明の更なる目的は、その他の目的を満たしつつ更に、リンギングをはじめと する、トランスデユーサ・アセンブリが送受信する信号中のノイズの発生原因を 現レベルに維持し、或いは現レベルより低下させることによって、より鮮鋭な体 腔の画像を提供することにある。

本発明の更なる目的は、超音波カテーテルのトランスデユーサ・アセンブリに用 いられる非常に小さなトランスデユーサ・エレメントを、より容易に製造する手 段を（Ｒ供することにある。

本発明の更なる目的は、超音波カテーテルに用いられる非常に小さなトランスデ ユーサ・エレメントを、非常に小さな公差で形成する手段を提供することにある 。

本発明の更なる目的は、超音波カテーテルの電子回路ボディとトランスデユーサ ・アセンブリとに用いられる、好適な担持部材材料／バッキング材料を提供する ことにある。

本発明の更なる目的は、超音波カテーテルの別々に製作したセクションである集 積回路を包含しているセクションとトランスデユーサ・アセンブリを包含してい るセクションとの間の信号経路を提供するために、電子回路ボディの複数本の導 体ラインをトランスデユーサ・アセンブリの複数の導電用電極へ接続する手段を 提供することにある。

以上の様々な目的が本発明のカテーテル・プローブ・アセンブリによって達成さ れる。本発明のカテーテル・プローブ・アセンブリは、体腔へ挿入するマルチセ クション形ボディを備えている。このマルチセクション形ボディは、互いから分 離し互いに材質が異なった、電子回路ボディとトランスデユーサ・アセンブリと の夫々のための担持部材材料／バッキング材料を用いたことを特徴とする。本発 明は、米国特許第４９１７０９７号（故Ｐｒｏｕｄｉａｎ他）や、米国特許第５ １６　”７２３３号（Ｅｂｅｒｌｅ　ｅｔ　ａｌ、　）に記載されているものと 略々同タイプの超音波カテーテルに用いて実質的にリアルタイムの小体腔及びそ の周囲の体組織の画像を発生するための、プローブ・アセンブリを含むものであ る。

トランスデユーサ・アセンブリは、複数のトランスデユーサから成るトランスデ ユーサ・アレイを備えており、マルチセクション形ボディの第１セクシヨンに取 付けられている。トランスデユーサ・アレイは、体腔内へ超音波を送信し、複数 のトランスデユーサが受信した反射超音波に応答して電気信号を発生する。

トランスデユーサ・アセンブリのためのバッキング材料には、音響インピーダン スが小さく吸収率が大きいという特性を有する材料を特に選択している。音響イ ンピーダンスの小さなバッキング材料は、そのバッキング材料の中へ結合された 信号を吸収し、トランスデユーサ・アセンブリに発生するリンギングの存続時間 を短縮する。更に加えて、複数のトランスデユーサ電極から成るトランスデュ− サ電極集合を、トランスデユーサ材料に直接に結合してあり、それによって、以 前はトランスデユーサ回路に用いられていた静電容量を有する接着剤層をなくし ている。

複数の集積回路が、マルチセクション形ボデイの第２セクシヨンに取付けられて いる。第２セクシヨンは、第】、セクションから音響的に絶縁されており、熱膨 張係数の小さな担持部材材料から成る。それら集積回路は、トランスデユーサ・ アセンブリの複数の電極とそれら集積回路の複数のパッドとを接続している複数 本の導体を介して、トランスデユーサ・アレイから、複数の電気信号から成る第 １電気信号集合を受け取る。それら複数本の導体は、集積回路からトランスデユ ーサ・アセンブリへ励振信号を送出するためにも使用される。集積回路は、受は 取った第１電気信号集合を、複数の電気信号から成る第２電気信号集合に変換す る。続いて集積回路は、その第２電気信号集合を、ケーブルを介して、体腔環境 の外部に設置されている信号処理装置へ送出する。

この独特の、マルチセクション形のプローブ・アセンブリ構造を採用すれば、プ ローブ・アセンブリの設計者は、集積回路チップの担持部材に適した構造上皮゛ び音響上の特性を有する材料と、トランスデユーサ・エレメントのバッキング材 料に適した構造上及び音響上の特性を有する材料とを、個別に選択することがで きる。

トランスデユーサ・アセンブリと電子回路ボディとの、両方の部分の構成部品を 損傷から保護するために、超音波カテーテル・プローブ・アセンブリのそれら２ つの部分を別々に製造した上で、この超音波カテーテルの最終製造段階でそれら ２つの部分を連結するようにしている。

図面の簡単な説明 本発明の特徴は添付の請求項に明瞭に記載した通りである。本発明それ自体、そ の目的、及びその利点は、以下の詳細な説明を添付図面と共に参照することによ って最も良く理解することができよう。図面については以下の通りである。

図１は、本発明の実施例に係るバルーン血管形成術用超音波画像形成カテーテル の電子部品ボディ、トランスデユーサ・アセンブリ、及びバルーン・セクション を示した、カテーテルの先端部の断面側面図である。

図２は、互いに分離した電子回路ボディとトランスデユーサ・アセンブリとの間 の信号経路を接続する以前の、途中まて組み立てた状態の診断用画像形成カテー テルの先端部の斜視図である。

図３は、画像形成デバイスの構成を示した、カテーテルのうちの画像形成デバイ ス部分の詳細な断面側面図である。

図４は、図１の４−４線に沿ったトランスデユーサ・アセンブリの横断面図であ る。

図５Ａ及び図５Ｂは、トランスデユーサ・アセンブリの複数の導電用電極をバッ キング材料及びトランスデユーサ材料から突出させた別実施例に係る超音波カテ ーテルを模式的に示した図である。

図６は、本発明の実施例に係る超音波診断用画像形成カテーテルの電子回路ボデ ィ、トランスデユーサ・アセンブリ、及びノーズ・アセンブリを示した、カテー テルの先端部の断面側面図である。

図７Ａ及び図７Ｂは、トランスデユーサ・アレイの配列態様を「側方視型」の視 野が得られる配列態様にした本発明の別実施例の断面側面図及び横断面図である 。

図８Ａ、図８Ｂ、及び図８０は、トランスデユーサ・アレイの配列態様を「前方 視型」の視野が得られる配列態様にした本発明の別実施例の断面側面図、断面正 面図、及び断面平面図である。

これより本発明を、血管形成術に用いるカテーテルに関連させて説明して行（が 、ただし、本発明がその用途に限定されるものではないことは明らかである。

むしろ、本発明は、小体腔内での画像形成が必要になり得る全ての用途を網羅す るものである。その種の別用途の具体例は、バルーンなしのカテーテルに本発明 を用いるというものである。この場合には、そのカテーテルは診断用またはモニ タ用の装置として機能する。本発明の更に別の具体的な用途例は、本発明を組み 合わせたドプラ型音像形成を利用して血流計測を行なうというものである。本発 明は更に、体内の様々な管の内部画像を提供するという用途にも用いることがで き、例えば胆管の中の胆石をモニタしたり、泌尿器科や婦人科の分野における検 査ないし治療の目的に使用することができる。本発明の用途のその他の具体例と しては、レーザ治療の施術中や、血管形成術を行なって血管の管壁からプラクを 除去しているときなどに、血管その池の管の画像を提供するために、超音波カテ ーテルを使用するという用途がある。

更に、当業者であれば、本明細書に含まれている本発明の説明並びにそれに付随 する本発明の様々な実施例の説明に基づいて想到し得る、その他の種類のトラン スデユーサ・アレイ配列形態にも、本発明は適用可能である。

好適実施例の詳細な説明 本発明は、電子回路ボディ及びトランスデユーサ・アセンブリのための担持部材 ／バッキング材料の構造と、トランスデユーサ・アセンブリの物理層に対する改 良とに関するものであるが、ただし本発明は、大体において、米国特許第４９１ ７０９７号（故Ｐｒｏｕｄｉａｎ他）に記載されている種類の超音波カテーテル 画像形成システムの中に組み込むことを意図したものであり、同米国特許の教示 は先の言及によって本明細書に組み込まれている。

図１には本発明の実施例に係るカテーテルの断面図を模式的に示した。バルーン １を装備した図１に示したカテーテルは血管形成術に広く使用されるタイプのも のであるが、ただし本発明は、様々な構造のカテーテルに組み合せて使用し得る ものであり、例えば、図６、図７、ないし図８に例示したような種類のカテーテ ル等と組み合せることによって、小さな体腔の診断用画像を提供し、或いは摘出 処置を可能にするものである。一般的な構造のガイド・ワイヤ・ルーメン２及び ３を、Ｘ線不透過性ガイド・ワイヤ・ルーメン４の外周に嵌合させて接続してあ り、このＸ線不透過性ガイド・ワイヤ・ルーメン４は、通常のカテーテル挿入操 作の実行中にカテーテル・ガイド・ワイヤを挿通してお（ための中央孔６を形成 している。エポキシ材料製の封止材８が、電子回路ボディ１２とトランスデユー サ・アセンブリ１４とから成る画像形成デバイス１０を、カテーテル・シャフト １６の端部に固定している。本発明に係る画像形成デバイス１０はマルチセクシ ョン型ボデイを備えており、このマルチセクション型ボデイは、互いに分離した 、そして互いに異なった材質の、担持部材２０のための材料と、トランスデユー サ・バッキング材料２４として使用するための材料とで構成されている。封止材 ８は担持部材２０に搭載された複数の集積回路（ＩＣ）１８から成る集積回路一 式を保護して絶縁している。本発明の好適実施例に係る図示のノくルーン血管形 成術用の装置では、画像形成デバイス１０は、バルーン１の基端部スリーブ１９ の中に配設されている。

トランスデユーサ・アセンブリ１４については後に図３を参照しつつ更に詳細に 説明するが、ここでその概要を説明してお（と、このトランスデユーサ・アセン ブリ１４は、複数のトランスデユーサ・エレメント２２から成るトランスデユー サ・エレメント集合を備えている。トランスデユーサ・エレメント２２は、バッ キング材料２４を芯にして、その周囲に、円筒形状の配列形態で支持されている 。

ただし、トランスデユーサ・デバイスの分野の当業者であれば、本明細書の記載 と慣用技術とに基づいて、これ以外のトランスデユーサ・エレメントの配列形態 にも想到することであろう。

更に図１を参照して説明を続けると、バルーン１は画像形成デバイス１０に近接 して位置しており、このバルーン１のカテーテル・シャフト１６及びルーメン３ と夫々に結合している両端部を一般的な方式で気密封止して、このバルーン１の 内部を外部環境から隔絶させている。封止材８の中には細管２６を埋め込んであ り、この細管２６は、バルーン１の内部とバルーン膨張源との間で流体を流通さ せるためのものである。バルーン１の膨張可能な部分の中に、ルーメン３に取付 けたＸ線不透過性のマーカー・バンド２７が収容されており、このマーカー・バ ンド２７によって、Ｘ線蛍光透視装置上でのカテーテルの位置確認を容易にして いる。

複数本の内側導線と複数本の外側導線とを１本にまとめたケーブル２８によって 、複数のＩＣｌ３と制御ステーションのコンピュータとの間で、データ信号や制 御信号等の電気信号を伝達するようにしている。ケーブル２８の中の内側導線は 、その各々が、絶縁被膜で保護された単線の導体で形成されている。一方、外側 導線はケーブル２８の周囲に螺旋状に巻回されており、ケーブル２８の内側導線 が伝達している信号を遮蔽している。このケーブルは絶縁材料で被覆したものと することが好ましい。

次に図２について説明する。同図は、別々に構成した電子回路ボディ１２とトラ ンスデユーサ・アセンブリ１４との間の信号経路を接続する以前の、途中まで組 立てた状態にある診断用画像形成カテーテル１ｏの先端部を示しており、この状 態を図示したのは、トランスデユーサ・アセンブリ１４と電子回路ボディ１２と から成る画像形成デバイス１ｏの明確に分離した第１部分と第２部分とを明示す ためである。同図では、画像形成デバイス１ｏの説明を分がり易くするために画 像形成デバイス１０を覆う基端部スリーブ１９とエポキシ材料製の封止材８とを 除去して、複数個の集積回路チップ１８とそれらに付随する電子回路配線部分と を露出させである。ノーズコーン２５は、超音波画像形成カテーテルの先端部を 丸みの付いた形状にして、この超音波画像形成カテーテルを血管内に入れて行（ ときに、血管を傷っけないようにするためのものである。

Ｘ線不透過性ガイド・ワイヤ・ルーメン４は、Ｘ線蛍光透視装置を使用すること によって、患者の体内における位置を視認することができるため、カテーテルの 位置の確認を助ける。このＸ線不透過性ガイド・ワイヤ・ルーメン４は更に、電 子回路ボディ１２とトランスデユーサ・アセンブリ１４との両方を支持している 。Ｘ線不透過性ガイド・ワイヤ・ルーメン４の外径は約０．　５ｍｍである。Ｘ 線不透過性ガイド・ワイヤ・ルーメン４は更に別の機能も果たしており、それは 、電子回路ボディ１２とトランスデユーサ・アセンブリ１４とを精密に位置合せ するためのガイド部材としての機能であり、それらを精密な位置合せする必要が あるのは、図３に示したように、電子回路ボディ１２上に取付けた複数のＩＣｌ ３からの６４本の導体ライン３ｏの夫々をトランスデユーサ・アセンブリ１４に 設けた６４個のトランスデユーサ接点３２の夫々に位置合せするためである。Ｘ 線不透過性ガイド・ワイヤ・ルーメン４によって、画像形成デバイ刈０の構成要 素である電子回路ボディ１２とトランスデユーサ・アセンブリ１４との間の位置 合せが容易にできるようにするためには、Ｘ線不透過性ガイド・ワイヤ・ルーメ ン４と、担持部材２０及びバンキング材料２４との、いずれとの間の間隙も、約 ２５ミクロン以下にしておがねばならない。それらとの間の間隙をこの程度に小 さくしておけば、複数本の導体ライン３ｏと慣数個のトランスデユーサ接点３２ との間の、半径方向における適切な位Ｗ１合せが確実に行なわれる。

ＩＣｌ３を担持部材２０上に物理的に取付けるために、それら４個のＩ　Ｃ１８ を半導体チップの製造の分野の当業者には周知の反転形チップ構造にして、担持 部材２０上に形成されている複数の導電用パッド３４から成る導電用パッド集合 にポンディングするようにしである。それら導電用パッド３４は、互いに近接し ている複数個のＩＣチップ１８を、それらＩＣチップどうしの間で相互接続する と共に、それらＩＣｌ３とケーブル２８との間を接続する機能も果たしており、 ケーブル２８はそれらＩＣｌ３を、患者の体外に設置されている信号処理装置に 信号伝達可能に接続している。導電用パッド３４は更に、複数のＩＣｌ３を前述 の複数本の導体ライン３０に接続している。それら導体ライン３０は複数のＩＣ ｌ３を、トランスデユーサ・アセンブリ１４の中のトランスデユーサ・エレメン トを画成している６４個の電極から成る電極集合に結合している。

４個のＩＣｌ３は各々が１６本ずつのチャネルを備えており、それら１６本のチ ャネルは、トランスデユーサ・アセンブリ１４の中の１６個のトランスデユーサ 電極によって画成されている１６個のトランスデユーサ・エレメントに対応して いる。４個のＩＣｌ３は、その各々が、導体ライン３０によってトランスデユー サ・アセンブリ１４の中の対応するトランスデユーサ・エレメントに結合されて いるそのＩＣの１６本のチャネルのうちの１本ないし複数本のチャネル上に、超 音波周波数領域の電気信号をシーケンシャルに送信及び受信する機能を備えてい る。また、４個のＩＣｌ３は、信号処理装置が送出する励振パルスを１個ないし 複数個のトランスデユーサ・エレメントへ分配するマルチブレクシングの機能も 備えている。いかなる時点でも、各ＩＣｌ３の１６本のチャネルのうちの１本な いし複数本のチャネルが、励振信号で励振することができるか、または、ＩＣｌ ３に格納されている起動制御信号を使用することによって反射波即ちエコーを受 信することができる状態におかれている。アクティブなトランスデユーサ・エレ メントへ入射した反射波から生成された電気信号は、増幅された後に伝送ケーブ ル２８の中の電線を介して外部の信号処理装置へ送信される。

次に図３について説明する。同図は、図１のカテーテルの画像形成部の詳細な側 面断面図であり、画像形成デバイス１０の構造と材料とを示すために描いた図で ある。同図には、電子回路ボディ１２及びトランスデユーサ・アセンブリ１４を 、それらを組合せた状態で図示してあり、これは、それらが画像形成カテーテル の完成した構造の中で存在している状態に他ならない。トランスデユーサ・アセ ンブリの夫々の層は、図３にも詳細に示しであるが、ただし、トランスデユーサ ・アセンブリ１４の円環状の層について説明している間は、図２の４−４線に沿 ったトランスデユーサ・アセンブリの断面図である図４を参照するのが良いであ ろう。

担持部材２０は、接着剤層３６によってＸ線不透過性ガイド・ワイヤ・ルーメン ４に接着されており、この接着剤層３６には、市販の様々な医療用シアノアクリ レートエポキシのうちの任意のものを使用することができる。電子回路ボディ１ ２が充分に固定できさえすれば、接着剤層３６に替えて、任意の固定材料ないし 固定構造を採用しても構わない。既述の如く、接着剤層３６が充填されているＸ 線不透過性ガイド・ワイヤ・ルーメン４と担持部材２０との間の間隙は、Ｘ線不 透過性ガイド・ワイヤ・ルーメン４が、電子回路ボディ１２とトランスデユーサ ・アセンブリ１４との間の電気的接点を位置合せするのを補助することができる ように、非常に小さくしておく必要がある。

本発明の好適実施例における担持部材２０は、熱膨張率が小さく剛性と強度が大 きい材料で形成されている。担持部材２０は２００°Ｃ以上の温度に耐える耐熱 性を備えている必要があり、この２００℃という温度は、複数個のＩＣｌ３から 成るＩＣ一式を担持部材２０に接続するポンディング工程において電子回路ボデ ィ１２に加わる温度である。更に、超音波カテーテルの操作時にＩＣｌ３それ自 体が発生する熱によって担持部材２０が膨張するおそれもある。このときの担持 部材２０の熱膨張量が余りに大きいと、担持部材２０から導電用パッド３４に加 わる剪断力のためにＩＣｌ３の接点と導体ライン３０との間の電気接続に障害が 発生するおそれが簾視できない。酸化アルミニウム（Ａｌ２Ｏ２）は、以上に述 べた、担持部材２０のための材料にめられる望ましい特性を備えている。ただし 、ハイブリッド回路の分野の当業者であれば、酸化アルミニウムに替わるその池 の様々な適当な材料にも想到することであろう。酸化アルミニウムは更に、音響 インピーダンス非常に大きく（約４０ＭＲａｙｌｓ）　、損失が比較的小さいと いう特性を有する。以下に説明するように、酸化アルミニウムは、これらの音響 学的特性を有するため、高感度トランスデユーサ・エレメントに関連して使用す るトランスデユーサ・バッキング材料の候補としては、良いものではない。

封止材８を電子回路ボディ１２の外周表面に被着しであるのは、カテーテル・ア センブリの形状をより円筒形に近（することと、電子回路を絶縁することとを目 的としたものである。封止材８には、一般的に、市販の様々な医用紫外線硬化性 アクリル樹脂のうちの任意のものを使用することができる。血液による汚染や万 一の電気ショックからの保護のために、電子回路ボディ１２の表面を保護層で覆 うようにしても良い。保護層の材料には、例えばパリレーン（ｐａｒｙｌｅｎｅ ）等を用いることができる。超音波カテーテルをはじめとする、体内に挿入する 医用機器の分野の当業者ならば、この保護層に用いるのに適当なその他の様々な 材料にも想到することであろう。保護層は、図１に示したバルーン血管形成術用 カテーテルでは基端部スリーブ１９で構成されており、また、図６に示したよう な診断用画像形成カテーテルの場合には鞘体３８で構成すれば良い。

次に、トランスデユーサ・アセンブリ１４とそれに関連した構造部分とについて 説明する。トランスデユーサ・アセンブリ１４のバッキング材料２４は、音響イ ンピーダンスが比較的小さく　（＜　１０ＭＲａｙｌｓ）　、損失係数が大きい （約２０〜４　ＱｄＢ／＋ｌＩｍ　）という特性を有する材料で形成することが 好ましい。これらの特性が必要とされるのは、トランスデユーサ材料４０として ＰＺＴ組成物等の高感度トランスデユーサ材料を使用した場合であり、この場合 には、バッキング材料に音響インピーダンスが大きく損失の少ない材料を使用し たならば、それによって発生するリンギング現象のために、そのトランスデユー サ材料のせりかくの優れた信号感度が台無しになってしまう。この理由から、酸 化アルミニウムはトランスデユーサ・アセンブリ１４のバンキング材料２４には 不適当な材料である。そのため本発明の超音波カテーテルでは、バッキング材料 ２４を別体の部材とし、異なった材料を使用している。バッキング材料２４の好 適な材料には、例えば、ゴム粒子または微小ガラス球体を混練したエポキシ樹脂 がある。この種の樹脂の具体例としては、米国、コネチカット州、トーリントン に所在のＤｙ＋ｏａｘ　Ｃａｒｐ、社の「”ｌｉｇｈｔ−ｗｅｌｄ”１８３−Ｍ ｌがある。超音波画像形成の分野の当業者であれば、音響インピーダンスが小さ く損失が大きい、その池の様々な適当な材料にも想到することであろう。空気も 理想的なバンキング材料ではあるが、実際問題として、空気バンキング方式のト ランスデユーサ・アセンブリは製作が困難である。

従って、本発明の超音波カテーテルの特徴の１つは、画像形成デバイス１０を構 成している担持部材とバンキング材料とを別体の部材とし、担持部材の材料とバ ッキング材料とに、互いに非常に対照的な特性を有する、異なった材質の材料を 使用していることにある。２種類の明らかに異なった材料を用いることによって 、電子回路ボディ１２の必要条件とトランスデユーサ・アセンブリ１４の必要条 件という、互いに異なった必要条件を共に満足する、構造上及び音響上の望まし い特性が得られている。

トランスデユーサ・アセンブリ１４を製作するための好適な方法について説明す ると、先ず、トランスデユーサ・アセンブリ１４の複数の外層を夫々個別に、平 らなシートとして製造する。それらの層には、６４個の導電用電極４２から成る 第１導電用電極集合と、トランスデユーサ材料４０と、連続した１枚の層である 導電用電極４４と、整合層４６とが含まれている。それらの層を個別に製作した ならば、続いて、複数のトランスデユーサ・エレメント２２を形成した平らな・ シートをバッキング材料２４の周囲に巻き付けて、接着剤層４８で接着する。ト ランスデユーサ・アセンブリ１４の機械的及び音響的な特性によっては、複数の トランスデユーサ・エレメント２２を物理的に分離させておくことが望まれる場 合がある。この場合、複数のトランスデユーサ・エレメント２２の各々が均一に 配室されていることが望ましいため、バッキング材料２４を、その外径寸法が非 常に小さな公差の中に収まるように製造することによって、複数のトランスデユ ーサ・エレメント２２を形成した平らなシートをそのバッキング材料２４の外周 に巻き付けて両端を合わせて円筒形状にしたときに、そのシートの両端縁の間の 間隙または重なり部ができる限り小さくなるようにする必要がある。或いは別法 として、平面形状のトランスデユーサ・アセンブリ１４を丸めて正確な外径寸法 を有する円筒形状にし、これをＸ線不透過性ルーメン４に対して同心となるよう に保持した上で、そのルーメン４とトランスデユーサ・アセンブリ１４との間の 間隙にバッキング材料２４を充填するという方法を用いても良い。この方法を用 いれば、巻き付けて円筒形にする平らなシートの両端のトランスデユーサ・アレ イ・エレメントどうしの間の間隔を確実にその他のトランスデユーサ・アレイ・ エレメントどうしの間の間隔と同一に揃えることができる。このトランスデユー サ・シートをルーメン４の周囲に巻き付けたときの円周方向の寸法誤差は±８ミ クロン以下にすべきであろう。更に、電子回路ボディ１２とトランスデユーサ・ アセンブリ１４との間で、それらの電気接点どうしの位置合せを容易にするため には、バッキング材料２４の内径寸法を、Ｘ線不透過性ガイド・ワイヤ・ルーメ ン４の外径寸法に非常に近くしてお（必要がある。トランスデユーサ・アセンブ リ１４の、以上に説明した複数の層から成る同心環状構造を、図１の４−４線に 沿ったトランスデユーサの断面を示した図４に模式的に示した。

以上のようにトランスデユーサ・エレメントを平らなシートで製作する方法を採 用することによって得られる利点の１つは、トランスデユーサ材料４０と導電用 電極４２及び４４の各々との間にこれまでは存在していた、静電容量を有する接 着剤層をな（し得るということにある。ここで説明している超音波カテーテルに 、静電容量を有する接着剤層が以前のように存在していたならば、ＰＺＴ組成物 から成るトランスデユーサ材料４０の、より高い誘電率に起因する大きなキャパ シタンスのために、この好適なトランスデユーサ材料の優れた信号感度が損なわ れてしまう。

このシート方式のトランスデユーサ・アレイ製作方法には更に幾つかの利点があ る。製作を平らな表面上で行なうことは、湾曲した円筒表面上で行なうより容易 である。このことが特に重要であるのは、連続した１枚の導電用電極４４の上に 、連続したシートの形状ではない、互いに独立した複数のエレメントとしてトラ ンスデユーサ材料を形成するために、トランスデユーサ材料４０を分割してお（ 必要がある（または切断する必要がある）トランスデユーサ・アセンブリの場合 である。トランスデユーサ材料４０を個々に独立した複数のエレメントとして製 作できるということは、エレメントどうしの分離を必要とすることのある、クロ ストークを小さくする（−３０ｄＢ以下にする）ことがめられている場合に、特 定の製作方法を選択する際の重要な要因になる。複数のトランスデユーサ・エレ メントを形成した平らなシートを製造することのできる会社のうちの幾つかを挙 げるならば、次のとおりである。米国、カリフォルニア州、フレモントに所在の Ｐｒｅｃｉｓｉｏｎ　Ａｃｏｕｓｔｉｃ　Ｄｅｖｉｃｅｓ社。米国、アリシナ州 、フェニックスに所在のＡｃａｕｓｔｉｃ　Ｉｍａｇｉｎｇ社。米国、ペンシル ベニア州、ルイスタウンに所在のＥｃｈ。

１１１　ｔｒａｓｏｕｎｄ社。フランス国、トウールに所在のＶｅｒｍｏｎ　Ｓ 、　Ａ、社。それに、フランス国、ブザンソンに所在のｒｍａｓｏｎｉｃ社。

トランスデユーサ・アセンブリ１４を形成したのちに、トランスデユーサ材料を 分極させることが望ましいことがあり、その場合には、約５千ボルト程度の高電 圧を、第１導電用電極集合を構成している複数の導電用電極４２と、連続した１ 枚の導電用電極４４との間に印加することによって分極させる。従って、この分 極処理は、トランスデユーサ・アセンブリ１４が、電子回路ボディ１２から分離 して、独立したアセンブリの状態であるうちに実行することが望ましく、なぜな らば、もしそのような高電圧がＩＣｌ３に加わったならば、ＩＣｌ３の電子回路 が破壊されてしまうからである。

接着剤層４８はバッキング材料２４を、第１導電用電極集合を構成している複数 の導電用電極４２に接着しており、それら複数の導電用電極４２はバッキング材 料２４の外周に均一間隔で並んでいる。第１導電用電極集合を構成している複数 の導電用電極４２は、トランスデユーサ・アレイの中の個々のトランスデユーサ ・エレメントを画成している。第１導電用電極集合を構成している複数の導電用 電極集合４２は、トランスデユーサ接点集合を構成している６４個のトランスデ ユーサ接点３２に接続している。夫々が１つずつのトランスデユーサ・エレメン トに対応した複数のトランスデユーサ接点３２の各々を、接続材料５０が、複数 本の導体ライン３０のうちの対応した１本の導電ラインに電気的に接続しており 、これによって、トランスデユーサ・エレメント２２とＩＣｌ３との間の電気信 号経路が画成されている。接続材料５０には、銀または金を含有したエポキ／・ ドロップレット、はんだバンプ、金バンブ、はんだテープ等をはじめとする、幾 つもの公知の適当な導体材料のうちの任意のものを使用することができる。

複数の導電用電極４２を複数本の導体ライン３０に接続するための接続方法には 、以上の池にも幾つかの方法がある。図５Ａ及び図５Ｂは、トランスデユーサ・ アセンブリ１４の銅製の複数本の導電用電極４２を、バッキング材料２４及びト ランスデユーサ材料４０から突出させた、別実施例の超音波カテーテルを模式的 に示している。１本の導電用電極４２のうちの、ｌくツキング材料２４から突出 している部分は、トランスデユーサ・アセンブリ１４を電子回路ボディ１２に接 続したときに対応する導体ライン３０の上に重なるため、公知のギヤ・ツブ・ウ エルダを用いて個々の導体ライン３０を夫々に対応する導電用電極４２に融着す ることができる。

図５Ａは、途中まで組み立てた状態の超音波カテーテルの断面図であり、上述の 接続方法を説明するための図である。ギヤ・ノブ・ウエルダを用いることによっ て、図３に示したはんだ材料の個々のドロソブレ・ソト５０を形成する必要をな くすことができる。はんだドロップレットが不要になれば、電子回路部品担持部 材２０の構造を簡単化し得る可能性があり、なぜならば、はんだドロップレ・ノ ドを形成する場合には、導体ライン３０とトランスデユーサ接点３２とを融着す るためのドロップレットを適切に形成できるように、担持部材２０のトランスデ ユーサ・アセンブリ１４側の端面に放射状の溝を形成することが必要になるかも 知れないからである。この接続方式のその他の利点としては、導体の接続状態が 良好になること、組立方法が簡単化されること、それに、機械的安定性が向上す ることなどがある。

図５Ａ及び図５Ｂに示した接続方式の更に別の利点として、導電用電極４２を導 体ライン３０に結合するボンディング工程を自動化し得ることがある。その場合 には図５Ｂの途中まで組立てた状態の超音波カテーテル・アセンブリの断面図に 示したように、先ず複数本の導体ライン３０と複数本の導電用電極４２とを位置 合せする。続いてギャップ・ウエルダの先端部７０を、位置合せした複数組の導 体ライン及び導電用電極のうちの１組の上に降ろす。先端部７０は導電用電極４ ２ａをそれに対応した導体ライン３０ａの上に押し付ける。先端部７０の２つの 電極の間に低電圧の大きな電流を流す。この電流によって導電用電極４２ａ力（ 導体ライン３０ａに融着する。続いて、カテーテル・アセンブリを回転させて、 その次の、互いに位置合せされている導電用電極と導体ラインとの組（４２ｂ及 び３０ｂ）を先端部７０の直下に位置させて融着操作を再度実行する。この融着 操作を次々と連続して行ない、全ての導電用電極と導体ラインとの融着を完了す る。

次に再び図３の超音波画像形成デバイスについて説明する。メガヘルツの単位の 周波数領域で電気エネルギから音響エネルギへの変換、及びその逆の変換を行な うために使用することのできる好適なトランスデユーサ材料には様々な種類のも のがある。本発明の好適実施例に関しては、結合係数ｋｔの値で表わされるトラ ンスデユーサ材料の効率が高（（５０％以上）、帯域幅が広くなければならず（ 中心周波数の５０％以上）、複数のトランスデユーサ・エレメントが互いに良好 に整合していなければならず、挿入損失が小さくなければならず（−４０ｄＢ以 下）、更に、中心周波数が略々２　Ｑ　ＭＨｚの付近になければならない。その ため、本発明の好適実施例では、トランスデユーサ材料２４に、公知の様々な適 当なＰＺＴ組成物のうちの任意のものを使用するようにしている。ＰＺＴ組成物 の物性についての要約が、「＾ｃａｕｓｔｉｃ　Ｗａｖｅｓ：　Ｄｅｖｉｃｅｓ 、Ｉｍａ　ｉｎ　、　ａｎｄ　Ａｎａｌｏ　Ｓｉ　ｎａ１７、　ｂｙ　Ｐｒｏｆ ｅｓｓｏｒ　Ｇｏｒｄｏｎ　Ｓ、　Ｋｉｎｏ、　Ｐｒｅｎｔｉｃｅ−Ｈａｌｌ、 Ｉｎｃ、、１９８７Ｊという文献の第５５４〜第５５５頁に掲載されている。一 般的にこの種の組成物は、７５℃以上の温度にさらされると損なわれるおそれが あり、従って、ＩＣｌ３を担持部材２０に接続するポンディング工程を実行する 時点では、その場に存在していないようにすべきである。

トランスデユーサ層４０の径方向の厚さは、超音波カテーテルの指定の中心動作 周波数の波長の２分の１（半波長）の厚さか、或いは、半波長の奇数倍の厚さに することが好ましい。ｒＢｉｏｍｅｄｉｃａｌ　ＵｌｔｒａｓｏｎｉｃｓＪとい う文献の第５３頁に説明されているように、そのような厚さとすることによって 、そのトランスデユーサを超音波カテーテルの中心動作周波数に共振させること が可能になる。本発明の好適実施例では、トランスデユーサ材料２４の径方向の 厚さを約１１１ＩＩｌにしている。

ＰＺＴ組成物を用いることによって得られる、トランスデユーサの優れた信号感 度を充分に利用するためには、バッキング材料２４の音響インピーダンスが小さ くなければならない。従って、音響インピーダンスが大きい酸化アルミニウムで 形成されている担持部材２０は、バンキング材料２４として使用すべきではない 。そこで、従来そうであった、電子回路ボディ１２とトランスデユーサ・アセン ブリ１４とを共に支持する単一部材として形成した担持部材に替えて、担持部材 のセクション２０と、バッキング材料のセクション２４とを分離した構造を採用 している。

トランスデユーサ材料４０の外周表面を覆っている連続した１枚の導電用電極４ ４をトランスデユーサ・エレメント２２にとってのグラウンド面にしである。

この導電用電極４４は、整合層４６の表面にスパッタリングによって金を被着し て形成した層とすることが好ましい。ただし、トランスデユーサ製造の分野の当 業者であれば、その他の適当な導体材料及び導体の被着形成方法にも想到するこ とであろう。また、この超音波カテーテルを適切に動作させるために不可欠とい うのではないが、連続導電用電極４４は、ケーブル２８が提供しているグラウン ド線に公知の方法で接続してお（ことが好ましい。このグラウンド線は、電子回 路部品担持部材２０に沿って延在させておき、電子回路ボディ１２とトランスデ ユーサ・アセンブリ１４とを連結した後に、連続導電用電極４４に接続すれば良 い。

グラウンド線を接続するための考えられる方法の１つが、故Ｐｒｏｕｄｉａｎ他 の米国特許第４９１７０９７号の図２に示されている。

複数のトランスデユーサ・エレメント２２は、整合層４６によって覆われている 。ｒＢｉｏｍｅｄｉｃａｌ　Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ、　ｂｙ　Ｐ、Ｎ、Ｔ、　 Ｙｅｌｌｓ、＾ｃａｄｅｍｉｃ　Ｐｒｅｓｓ　１９７７Ｊ■■ う文献の第５４頁に説明されているように、負荷の中への伝送の効率は、４分の １彼長の厚さのインピーダンス整合層を用いることによって、向上させることが できる。現時点で好適と考えられている実施例においては、整合層４６を、厚さ が約０．　０６＋ｎの、充填剤を混練したエポキシから成る層にしている。超音 波画像形成の分野の当業者であれば、これ以外の適当な整合層の材料やそのその 厚さにも容易に想到することであろう。

電子回路ボディ１２とトランスデユーサ・アセンブリ１４とを別々に組立てたな らば、続いて接着剤層５２でそれらを互いに接着し、そして先に説明した方法で 、それら電子回路ボディ１２とトランスデユーサ・アセンブリ１４との間の電気 的接続を行なう。更に、超音波カテーテルのための信号処理装置（これについて は既にＰｒｏｕｄｉａｎ　ｅｔ　ａｌ、の米国特許第４９１７０９７号に記載さ れている）に接続しているリード線を包含しているケーブル２８を、公知の方法 を用いて担持部材２０上の導電用パッド３４に接続する。

図６は、バルーン１を備えていない診断用画像形成カテーテルの中に画像形成デ バイス１０を装備した本発明の別実施例を示している。同図は、診断用画像形成 カテーテルの幾つかの部分を除去して、ケーブル２８とルーメン２とが見えるよ うに描いである。この図６に示した画像形成カテーテルはバルーン１を備えてい ないため、バルーンの内部へ流体を出し入れするための細管２６は言うまでもな く装備されていない。ただし、この画像形成カテーテルにはノーズコーン２５を 嵌装しである。ノーズコーン２５は、この超音波画像形成カテーテルの先端部を 丸みの付いたものにして、このカテーテルを体腔内に挿入するときに、体腔の内 部を傷付けることがないようにしている。鞘体３８がエポキシ樹脂８を覆ってお り、これによって、患者の血液による汚染や万一の電気ショックから防護してい る。鞘体３８はバリレーン等の材料で製作することが好ましいが、体腔内に挿入 する医用機器の分野の当業者であればパリレーンに替わるその他の適当な材料に も容易に想到することであろう。図６に示した画像形成カテーテルの構造は、以 上に述べた以外の部分については、図１のバルーン血管形成術用超音波画像形成 カテーテルの構造と変わるところはない。

先に説明した本発明の好適実施例に備えたトランスデユーサ・アレイの配列形態 は、円筒形状のコアの周囲に円筒形状に配列したものであったが、本発明を実施 する超音波カテーテルにおける配列形態には、これ以外にも多くの配列形態があ る。それら配列形態の具体的な例を図７及び図８に示した。ただし当業者であれ ば、本明細書中の本発明の説明に基づいて、超音波カテーテルのトランスデユー サ・アレイの更に別の配列形態にも想到することであろう。

図７Ａ及び図７Ｂは、側方視型のリニア・アレイを用いた画像形成カテーテルの 断面側面図及び横断面図である。この画像形成カテーテルの構成では、複数のト ランスデユーサ・エレメント２２を１つの平面上に並べ、画像形成カテーテルの 挿入方向に対して直角な方向に並べて配列しである。この配列形態によれば、体 腔の長手方向にｉ９っだ画像が得られる。本発明のこの別実施例でもＩＣｌ３と ケーブル２８との間の接続は、本発明の先に説明した実施例と同様にしである。

更に、本発明に従って、［Ｃ１８を電子回路部品担持部材２０に搭載してあり、 この電子回路部品担持部材２０は、図１に示した本発明の好適実施例に関連して 先に説明したものと同タイプのものである。ＩＣｌ３は導体ライン３０を介して トランスデユーサ・エレメント２２に電気的に結合されている。この実施例では 封止材８がトランスデユーサ・エレメント２２のためのバッキング材料を兼ねて いる。

図８Ａ、図８Ｂ、及び図８０は、図１に示した前方視型の「先端発射形」画像形 成カテーテルの断面側面図、断面正面図、及び断面平面図である。これらの、図 ８Ａ、図８Ｂ、及び図８０は、トランスデユーサ２２のためのバッキング材料を 兼ねている封止材８を部分的に除去して、電子回路の部分の配設位置と姿勢とが 見えるように描いである。トランスデユーサ・エレメント２２は、その配列形態 をプレーナ・アレイ（平面状アレイ）として、カテーテルの正面に取付けである 。また、ガイド・ワイヤ・ルーメン４を、超音波画像形成デバイス１０に隣接さ せて取付けである。このガイド・ワイヤ・ルーメン４の直径は約０．　３＋ｓで あり、これはこの画像形成カテーテルの直径の約３分の１である。

この構成によれば、体腔内の前方視野が画像として得られる。その視野の大きさ は、アレイの大きさと、エレメントの個数と、個々のエレメントの寸法と、周波 数とによって決まる。本発明のこの別実施例でもＩＣｌ３とケーブル２８との間 の接続は、本発明の先に説明した実施例と同様にしである。更に、本発明に従っ て、ＩＣｌ３を担持部材２０に搭載してあり、この担持部材２０は、図１に示し た本発明の好適実施例に関連して先に説明したものと同タイプのものである。Ｉ Ｃｌ８は導体ライン３０を介してトランスデユーサ・エレメント２２に電気的に 結合されている。封止材８がトランスデユーサ・エレメント２２のためのバッキ ング材料を兼ねるようにしても良い。

当業者には容易に理解されるように、以上の好適実施例に対しては、その様々な 点に変更を加えることが可能である。本発明は、添付の請求項に明確に記載した 通りのものである。本発明の概念並びに範囲は、本願の教示を知悉した当業者が 想到し得るであろう好適実施例に対する変更ないし改変をも包含するものである 。

ＦＩＧ、　３ ＦＩＧ、　４ 補正書の翻訳文提出書 （特許法第１８４条の７第１面 平成　６年１０月　３日 １、特許出願の表示 ＰＣＴ／ＵＳ９４１００４７４ ２、発明の名称 超音波カテーテル ３、特許出願人 住　所　アメリカ合衆国カリフォルニア用９５６７０．ランチョ・コルドパ、プ ロスペクト・パーク・ドライブ　３０７８ビ一名　称　エンドソエックス・コー ポレーション４、代理人 住　所　東京都千代田区大手町二丁目２番１号新大手町ビル　２０６区 電話　３２７０−６６４１〜６６４６ 請求の範囲 １、超音波を発射し、その発射した超音波の超音波エコーから変換された電気信 号を提供する、脈管内へ挿入して使用する超音波カテーテル・プローブにおいて 、 トランスデユーサ・アレイと集積回路とを別々に支持する互いに材質の異なった 複数のセクションを有するマルチセクション形ボディであって、トランスデユー サのバッキングとして機能し第２セクシヨンと比べて比較的大きな音響エネルギ 吸収率を有する第１材料から成る第１セクションと、集積回路を支持するための 第２材料から成る第２セクシヨンと、を含んでいるマルチセクション形ボディと 、前記マルチセクション形ボディの前記第１セクションに取付けられたトランス デユーサ・アセンブリであって、前記トランスデユーサ・アレイを含んでおり、 該トランスデユーサ・アレイは、脈管内へ超音波を送信して、その送信した超音 波の超音波エコーに応じて第１電気信号を生成するものである、トランスデユー サ・アセンブリと、 前記マルチセクション形ボディの前記第２セクシヨンに取付けられた信号変換用 集積回路であって、前記トランスデユーサ・アセンブリから前記第１電気信号を 受け取り、該第１電気は号を第２電気信号に変換し、そして、該第２電気信号を 、該第２電気信号を伝送するための少なくとも１本の信号チャネルを含んでいる ケーブルを介して、脈管の外部の環境へ送出する、信号変換用集積回路と、前記 第１電気信号を前記トランスデユーサ・アレイから前記信号変換用集積回路へ伝 達する、前記トランスデユーサ・アレイと前記信号変換用集積回路との間の複数 の電気伝送経路と、 を備えたことを特徴とする超音波カテーテル・プローブ。

２、前記第１セクションと前記第２セクションとを互いに隣接させてガイド・ワ イヤ・ルーメン上に取付けであることを特徴とする請求項１記載の超音波カテー テル・プローブ。

３　前記第１？４１が比較的小さな音響インピーダンスを有することを特徴とす る請求項１記載の画像形成デバイス。

４、前記第２材料が前記第１材料と比べて比較的小さな熱膨張係数を有すること を特徴とする請求項１記載の画像形成デバイス。

５、前記トランスデユーサ・アセンブリが、トランスデユーサ層に直接に結合し た複数の導電用電極を含んでいることを特徴とする請求項１記載の超音波カテー テル・プローブ。

６、前記トランスデユーサ・アセンブリが、トランスデユーサ層に直接に結合し た連続した１つの層から成る導電用電極を含んでいることを特徴とする請求項１ 記載の超音波カテーテル・プローブ。

７、前記トランスデユーサ・アセンブリが、円筒面状の配列形態としたトランス デユーサ・アレイを含んでいることを特徴とする請求項１記載の超音波カテーテ ル・プローブ。

８、前記トランスデユーサ・アセンブリが、平面状の配列形態としたトランスデ ユーサ・アレイを含んでいることを特徴とする請求項１記載の超音波カテーテル ・プローブ。

９　前記トランスデユーサ・アレイを、脈管内の側方視野を提供するために前記 マルチセクション形ボディの一側に配設しであることを特徴とする請求項８記載 の超音波カテーテル・プローブ。

１０、前記トランスデユーサ・アレイを、脈管内の前方視野を提供するために前 記マルチセクション形ボディの正面に配設しであることを特徴とする請求項８記 載の超音波カテーテル・プローブ。

１１、前記マルチセクション形ボディに近接した位置に配設したバルーン・セク ションを含んでいることを特徴とする請求項１記載の超音波カテーテル・プロー ブ。

１２、前記バルーンを、前記マルチセクション形ボディに先んじて挿入されるカ テーテルの一部分に配設しであることを特徴とする請求項１１記載の超音波カテ ーテル・プローブ。

１３、前記複数の電気伝送経路が、複数のトランスデユーサ接点から成るトラン スデユーサ接点集合を含んでおり、それら複数のトランスデユーサ接点は、前記 トランスデユーサ・アレイの複数の導電用電極に結合していると共に前記トラン スデユーサ・アレイから横方向へ突出しており、それによって、前記複数の導電 用電極を、前記第２セクシヨン上に配設され前記信号変換用集積回路に電気的に 結合した複数本の導体ラインに接続することを容易にしたことを特徴とする請求 項１記載の超音波カテーテル・プローブ。

１４　前記複数のトランスデユーサ接点が前記複数本の導体ラインと重なり合う ようにしてあり、それによって、ギヤツブ・ウエルダを用いて前記複数のトラン スデユーサ接点の各々を前記複数の導体ラインのうちの対応する１本のずつの導 体ラインに接続することを容易にしたことを特徴とする請求項１３記載の超音波 カテーテル・プローブ。

１５、超音波を発射し、その発射した超音波の超音波エコーから変換された電気 信号を提供する、脈管内へ挿入して使用する超音波画像形成カテーテルにおいて 、 少な（とも１本のルーメンを内蔵しているシャフトと、前記シャフトに取付けた 超音波プローブと、を備えており、 前記超音波プローブが、 トランスデユーサ・アレイと集積回路とを別々に支持する互いに材質の異なった 複数のセクションを有するマルチセクション形ボディであって、トランスデユー サのバッキングとして機能し第２セクシヨンと比べて比較的大きな音響エネルギ 吸収率を有する第１材料から成る第１セクションと、集積回路を支持するための 第２材料から成る第２セクションとを含んでいるマルチセクション形ボディと、 前記マルチセクション形ボディの前記第１セクシヨンに取付けられたトランスデ ユーサ・アセンブリであって、前記トランスデユーサ・アレイを含んでおり、該 トランスデユーサ・アレイは、脈管内へ超音波を送信して、その送信した超音波 の超音波エコーに応じて第１電気信号を生成するものである、トランスデユーサ ・アセンブリと、 前記マルチセクション形ボディの前記第２セクションに取付けられた信号変換用 集積回路であって、前記トランスデユーサ・アセンブリから前記第１電気信号を 受け取り、該第１電気信号を第２電気信号に変換し、そして、該第２電気信号を 、該第２電気信号を伝送するための少な（とも１本の信号チャネルを含んでいる ケーブルを介して、脈管の外部の環境へ送出する、信号変換用集積回路と、 前記第１電気信号を前記トランスデユーサ・アレイから前記信号変換用集積回路 ・＼伝達する、前記トランスデユーサ・アレイと前記信号変換用集積回路との間 の複数の電気伝送経路と、 を備えた画像形成デバイスである、 ことを特徴とする超音波画像形成カテーテル。

１６、トランスデユーサ・アレイと集積回路とを別々に支持するためのマルチセ クション形ボディを備え、該マルチセクション形ボディがトランスデユーサのバ ッキングで構成された第１セクシヨンと集積回路を支持するための第２セクシヨ ンとを有する、超音波脈管内カテーテル・プローブの組立方法において、前記ト ランスデユーサ・アレイを含んでいるトランスデユーサ・アセンブリを前記マル チセクション形ボディの前記第１セクションに取付けるトランスデユーサ・アセ ンブリ取付ステップであって、前記トランスデユーサ・アレイは、脈管内へ超音 波を送信して、その送信した超音波の超音波エコーに応じて第１電気信号を生成 するものであり、該トランスデユーサ・アセンブリは、複数のトランスデユーサ 接点から成るトランスデユーサ接点集合を含んでおり、それら複数のトランスデ ユーサ接点は、前記トランスデユーサ・アレイの複数の導電用電極に結合してい ると共に前記トランスデユーサ・アレイから横方向へ突出している、ト・ランス デューサ・アセンブリ取付ステップと、信号変換用集積回路を前記マルチセクシ ョン形ボディの前記第２セクシヨンに取付ける信号変換用集積回路取付ステップ であって、該信号変換用集積回路は、前記トランスデユーサ・アレイから前記第 １電気信号を受け取って該第１電気信号を第２電気信号に変換し、該第２電気信 号がケーブルを介して伝送されるようにしてあり、該ケーブルは前記マルチセク ション形ボディを脈管の外部の環境へ接続しており前記第２電気信号を伝送する ための少なくとも１本の信号チャネルを備えている、信号変換用集積回路取付ス テップと、前記第１セクシヨンと前記第２セクシヨンとを隣接した位置に配置し て、前記複数のトランスデユーサ接点の各々が、前記信号変換用集積回路に信号 伝達可能に接続された複数の導体ラインのうちの対応する１本ずつの導体ライン と重なり合うようにするセクション配置ステップと、互いに重なり合ったトラン スデユーサ接点と導体ラインとの組に局所的電流を供給してその組のトランスデ ユーサ接点と導体ラインとを融着させる局所的電流供給ステップと、 を含んでいることを特徴とする超音波脈管内カテーテル・プローブの組立方法。

１７、前記局所的電流供給ステップが、互いに重なり合ったトランスデユーサ接 点と導体ラインの各組にギャップ・ウエルダを用いて局所的電流を供給するステ ップを含んでいることを特徴とする請求項１６記載の方法。

フロントページの続き （７２）発明者　キーペン、ホースト・エフアメリカ合衆国カリフォルニア用９ ５６３４゜ジョージタウン、ピー・オー・ボックス

Claims (17)

【特許請求の範囲】
1. １．超音波を発射し、検出した反射超音波に従って有用画像を提供する、体腔内 へ挿入して使用する画像形成デバイスにおいて、体腔内へ挿入するマルチセクシ ョン形ボディと、複数のトランスデューサから成るトランスデューサ・アレイを 含んでおり、前記マルチセクション形ボディの第１セクションに取付けられたト ランスデューサ・アセンブリであって、前記トランスデューサ・アレイは、体腔 内へ超音波を送信して、前記複数のトランスデューサが受信した反射超音波に応 答して第１電気信号を生成するものである、トランスデューサ・アセンブリと、 前記第１セクションに隣接しており該第１セクションとは物理的性質が異なった 前記マルチセクション形ボディの第２セクションに取付けられた電子信号変換手 段であって、前記トランスデューサ・アレイから前記第１電気信号を受け取って 該第１電気信号を第２電気信号に変換し、該第２電気信号がケーブルを介して伝 送されるようにしてあり、該ケーブルは前記マルチセクション形ボディを体腔１ の外部の環境へ接続しており前記第２電気信号を伝送するための少なくとも１本 の信号チャネルを備えている、電子信号変換手段と、前記第１電気信号を前記ト ランスデューサ・アレイから前記電子信号変換手段へ伝達する、第１電気信号伝 達手段と、を備えたことを特徴とする画像形成デバイス。
2. ２．前記第１セクションと前記第２セクションとを互いに隣接させてガイド・ワ イヤ・ルーメン上に取付けてあることを特徴とする請求項１記載の画像形成デバ イス。
3. ３．前記第１セクションが、比較的小さな音響インピーダンスを有するパッキン グ材料から成ることを特徴とする請求項１記載の画像形成デバイス。
4. ４．前記第２セクションが、比較的小さな熱膨張係数を有する担持部材用の材料 から成ることを特徴とする請求項１記載の画像形成デバイス。
5. ５．前記トランスデューサ・アセンブリが、複数のトランスデューサ・エレメン トを画成しているトランスデューサ層に直接に結合した複数の導電用電極から成 る導電用電極集合を含んでいることを特徴とする請求項１記載の画像形成デバイ ス。
6. ６．前記トランスデューサ・アセンブリが、前記トランスデューサ材料に直接に 結合した連続した１つの層から成る導電用電極を含んでいることを特徴とする請 求項１記載の画像形成デバイス。
7. ７．前記トランスデューサ・アセンブリが、円筒面状の配列形態としたトランス デューサ・アレイを含んでいることを特徴とする請求項１記載の画像形成デバイ ス。
8. ８．前記トランスデューサ・アセンブリが、平面状の配列形態としたトランスデ ューサ・アレイを含んでいることを特徴とする請求項１記載の画像形成デバイス 。
9. ９．前記トランスデューサ・アレイを、体腔内の側方視野を提供するために前記 マルチセクション形ボディの一側に配設してあることを特徴とする請求項８記載 の画像形成デバイス。
10. １０．前記トランスデューサ・アレイを、体腔内の前方視野を提供するために前 記マルチセクション形ボディの正面に配役してあることを特徴とする請求項８記 載の画像形成デバイス。
11. １１．前記画像形成デバイスに近接した位置に配設したバルーン・セクションを 含んでいることを特徴とする請求項１記載の画像形成デバイス。
12. １２．前記バルーンを、前記マルチセクション形ボディに先んじて挿入されるカ テーテルの一部分に配設してあることを特徴とする請求項１１記載の画像形成デ バイス。
13. １３．前記トランスデューサ・アセンブリが、複数の導電用電極から成る導電用 電極集合を含んでおり・それら複数の導電用電極の前記第１電気信号伝達手段へ の接続を容易にするためにそれら複数本の導電用電極を前記トランスデューサ材 料から突出させてあることを特徴とする請求項１記載の画像形成デバイス。
14. １４．ギャップ・ウェルダを用いて前記複数の導電用電極の各々を前記第１電気 信号伝達手段の複数本の導体ラインのうちの対応する１本のずつの導体ラインに 接続することを容易にするために、前記複数の導電用電極が前記第１電気信号伝 達手段と重なり合うようにしてあることを特徴とする請求項１３記載の画像形成 デバイス。
15. １５．超音波を発射し、検出した反射超音波に従って有用画像を提供する、体腔 内へ挿入して使用する超音波画像形成カテーテルにおいて、少なくとも１本のル ーメンを内蔵しているシャフトと、前記シャフトに取付けた画像形成デバイスと 、を備えており、 前記画像形成デバイスが、 体腔内へ挿入するマルチセクション形ボディと、複数のトランスデューサから成 るトランスデューサ・アレイを含んでおり、前記マルチセクション形ボディの第 １セクションに取付けられたトランスデューサ・アセンブリであって、前記トラ ンスデューサ・アレイは、体腔内へ超音波を送信して、前記複数のトランスデュ ーサが受信した超音波に応答して第１電気信号を生成するものである、トランス デューサ・アセンブリと、前記第１セクションに隣接しており該第１セクション とは物理的性質が異なった前記マルチセクション形ボディの第２セクションに取 付けられた電子信号変換手段であって、前記トランスデューサ・アレイから前記 第１電気信号を受け取って該第１電気信号を第２電気信号に変換し、該第２電気 信号がケーブルを介して伝送されるようにしてあり、該ケーブルは前記マルチセ クション形ボディを体腔の外部の環境へ接続しており前記第２電気信号を伝送す るための少なくとも１本の信号チャネルを備えている、電子信号変換手段と、前 記第１電気信号を前記トランスデューサ・アレイと前記電子信号変換手段との間 で伝達する、第１電気信号伝達手段と、を備えた画像形成デバイスである、 ことを特徴とする超音波画像形成カテーテル。
16. １６．マルチセクション形ボディを有する超音波カテーテルの組立方法において 、 複数のトランスデューサから成るトランスデューサ・アレイを含んでいるトラン スデューサ・アセンブリを前記マルチセクション形ボディの第１セクションに取 付けるトランスデューサ・アセンブリ取付ステップであって、前記トランスデュ ーサ・アレイは、体腔内へ超音波を送信して、前記複数のトランスデューサが受 信した超音波に応答して第１電気信号を生成するものであり、該トランスデュー サ・アセンブリは、前記トランスデューサ・アレイから突出した複数の導電用電 極から成る導電用電極集合を含んでいる、トランスデューサ・アセンブリ取付ス テップと、 竜子信号変換手段を前記マルチセクション形ボディの第２セクションに取付ける 電子信号変換手段取付ステップであって、前記電子信号変換手段は、前記トラン スデューサ・アレイから前記第１電気信号を受け取って該第１電気信号を第２電 気信号に変換し、該第２電気信号がケーブルを介して伝送されるようにしてあり 、該ケーブルは前記マルチセクション形ボディを体腔の外部の環境へ接続してお り前記第２電気信号を伝送するための少なくとも１本の信号チャネルを備えてい る、電子信号変換手段取付ステップと、前記第１セクションと前記第２セクショ ンとを隣接した位置に配置して、前記複数の導電用電極の各々の一部分が、前記 電子信号変換手段に信号伝達可能に接続された複数の導体ラインのうちの対応す る１本ずつの導体ラインと重なり合うようにするセクション配置ステップと、互 いに重なり合った導電用電極と導体ラインとの各組に局所的電流を供給して前記 ラインを融着させる局所的電流供給ステップと、を含んでいることを特徴とする 超音波カテーテルの組立方法。
17. １７．前記局所的電流供給ステップが、重なった前記電極の各々にギャップ・ウ ェルダを用いて局所的電流を供給するステップを含んでいることを特徴とする請 求項１６記載の方法。