KR101529333B1 - 초음파와 광학 영상 진단 수단이 결합된 영상 탐침 장치 - Google Patents

Abstract

본 발명은, 고주파 초음파 및 광학단층촬영기를 포함하는 고해상도 영상 진단 장치를 이용한, 포유류 조직 및 구조 영상 진단을 위한 영상 탐침 장치를 제공한다. 고해상도 영상 진단 장치를 이용하는 상기 영상 탐침 장치 구조는 통합된 고주파 초음파(IVUS) 및 광학단층촬영기(OCT)와 같은 광학 영상 진단 방법를 이용하여 관심영역을 스캐닝하는 과정에서 초음파 영상 신호 및 광학 영상 신호로부터 획득되는 영상들의 정확한 동시등록을 가능하게 한다.

영상 진단, 탐침, 초음파 변환기

Description

초음파와 광학 영상 진단 수단이 결합된 영상 탐침 장치{IMAGING PROBE WITH COMBINED ULTRASOUND AND OPTICAL MEANS OF IMAGING}

본 출원은 미국 가출원 제60/881169호, 출원일 2007년 1월 19일, 발명의 명칭 "광학 탐침 장치"의 우선권 주장 출원이다.

본 발명은, 고주파 초음파 장치(IVUS)와 광학단층촬영기(OCT)와 같은 광학 영상 진단 방법(optical imaging method)이 결합된 고해상도 영상 진단 장치(high resolution imaing)를 이용하여 포유류의 표피 및 구조들을 영상화하는 분야에 관한 것이고, 관심 영역의 스캐닝 과정에서 초음파 이미지 시그날(ultrasound image signals)과 광학 영상 신호(optical image signal)로부터 얻어진 영상들의 정확한 공동 등록(co-registering)에 관한 것이다.

신체 내부(내부에 제한되지 않고 피부과 또는 안과 적용을 위한)의 고해상 영상 진단(high resolution imaging)은 다양한 목적을 제공하며, i) 피부 구조(tissue structures), 해부학적 구조(anatomy) 및 조성(composition)의 판단; ii) 신체의 국부 영역으로의 개입 계획 및/또는 가이드, 및 iii) 상기 구조, 조성 또는 국부 영역의 다른 물성치들을 대체하는 개입의 결과 판단을 포함한다. 이러한 특정의 경우에서의 고해상 영상 진단은 고주파 초음파(high frequency ultrasound) 및 광학 영상 진단 방법을 참조한다. 본 발명의 목적을 위하여, 고주파 초음파는 일반적으로 3MHz 이상의 주파수를 가지는 영상 진단을 참조하며, 더 일반적으로 9-100MHz 범위에서의 영상 진단을 참조한다.

고주파 초음파는 혈관내 시술(intravascular procedure) 또는 심장내 시술(intracardiac procedure)에 매우 유용하다. 이러한 적용을 위하여, 상기 초음파 변환기(ultrasound transducers)는 카테터(catheter) 또는 신체 내부로 삽입될 수 있는 다른 장비에 결합된다. 일실시예로, 고주파 초음파에 관련된 두 개의 중요한 시술은, 혈관의 영상 진단을 위한 혈관내 초음파(IVUS)와, 심실(cardiac chamber) 영상 진단을 위한 심장내 초음파(ICE)이다. 이들 ICE 및 IVUS 모두는 최소 침투성이고, 하나 또는 그 이상의 초음파 변환기를 혈관 또는 심실 내에 배치하여 이들 구조들의 고품질 영상을 취득한다.

의료 분야에 사용되는 광섬유 기술(fiber optic technology)에 기반한 광학 영상 진단법은 광학단층촬영기(OCT), 혈관내시경(angioscopy), 근적외선분광법(near infrared spectroscopy), 라만 분광법(Raman spectroscopy) 및 형광분광법(fluorescence spectroscopy)을 포함한다. 이러한 양상들(modalities)은 전형적으로, 영상 진단 부위(imaging site)와 영상 검지자(imaging detector) 사이에 있는 축을 따라 광에너지를 전달하기 위하여 하나 또는 그 이상의 광섬유를 요구한다. 광학단층촬영기는 초음파의 광학적 아날로그(optical analog)이며, 1-30 마이크론의 정도에 따라 영상 해상도를 제공하지만, 대부분의 경우에서의 초음파만큼 피부조직 깊이 침투하지 못한다. 광섬유는 또한 피부의 레이저 박리(laser ablation) 및 광역학적 치료(photodynamic therapy)와 같은 치료 요법(therapeutic maneuvers)을 위하여 에너지를 전달하는데 사용될 수 있다.

본 발명과 관련된 영상 진단의 부가적인 형태는, 혈관내시경, 내시경(endoscopy) 및 빛의 역반사(back-reflection)에 기반하여 사진을 촬영하는 탐침 장치(probe)를 이용하여 환자의 몸속 부위를 영상 진단하는 것과 관련된 다른 유사한 영상 진단 메카니즘(imaging mechanism)을 포함한다.

고해상도 영상진단 수단은, 소화기내 시스템(gastrointestinal system), 심장 혈관 시스템(cardiovascular system)(관상동맥(coronary), 주변 및 신경 혈관계(peripheral and neurological vasculature) 포함), 피부, 눈(망막 포함), 생식기 시스템(genitourinary systems), 가슴 조직(breast tissue), 간조식 및 다른 많은 것들을 포함하는, 포유류 해부학의 몇몇 다른 영역을 진찰하기 위한 많은 형태로수 수행되어 왔다. 예를 들어, 고주파 초음파 또는 광학단층촬영기를 이용한 심장혈관 시스템의 영상 진단은 동맥혈 플라크(arterial plaque)의 구조(structure)와 조성(composition)을 판단하는데에 현저히 발전되었다.

고해상도 영상진단은 혈관 또는 플라크 기하학(plaque geometry), 질환이 있는 동맥을 통과하는 혈류, 동맥혈 플라크에 대한 개입 효과(혈관확장(atherectomy), 혈관성형(angioplasty) 및/또는 스텐팅(stenting)과 같은 것에 의해)를 측정하는데 사용되어 왔다. 이러한 시도들은 또한, 임상적 증상(clinical symptoms)을 유발하지 않는 혈관성 병변(vascular lesions)를 확인하기 위하여 고해상도 영상 진단을 이용하여 수행되었으나, 파열(rupturing) 또는 침식(eroding) 의 위험성 및 급성 심근경색(acute myocardial infarction)의 위험성이 증가한다. 이러한 소위 "취약한 플라크(vulnerable plaque)"들이 관심 영역인데, 임상학적 부작용(adverse clinical events)을 선취(pre-empt)하기 위하여 그러한 플라크들의 치료에 대한 전망(기대)이 개념적으로 강조되고 있기 때문이다.

혈관의 전체 루멘(lumen)이 (병변의 혈관 조영 모습(angiographic appearance of the lesion)에 기초하여) 거의 한달 동안 폐색된 경우, 만성 총 폐색(chronic total occlusions)은 혈관성 병변의 특정한 하위 집합(subset)이다. 대부분의 혈관내 영상 진단 양상들은 "측방 주시(side-viewing)"이고, 병변을 통과하는 혈관내 영상 진단 장비의 통로를 요한다. 만성 총 폐색을 영상 진단하기 위하여, 고해상도 영상 진단 방법이 "측방 주시" 형태보다는 "전방 주시(forward-looking)"에 맞춰진다면 훨씬 더 유용할 수 있다.

이러한 고해상도 영상 진단 수단들 몇몇은 토크를 탐침 장치의 원위단(distal end) 부근의 영상 진단 장비로 전달하기 위한 회전축의 사용에 의존적이다. 이들 회전축은 종종 길고, 얇으며 유연하여, 혈관계(vasculature), 비뇨생식기 관(genitourinary tracts), 기도(respiratory tracts) 및 다른 종류의 유형의 루멘(bodily lumens)과 같은 해부학적 도관들(anatomical conduits)을 통하여 전달될 수 있다. 이상적으로, 연속적 토크가 특정 방향으로 놓인 케이블에 적용될 때, 상기 토크 케이블은 근위단(proximal end)과 원위단에서의 회전량(degree of rotation) 간의 밀접한 관계를 가지는 특성을 발전시킨다. 이는 (신체 내부에서) 토크 케이블의 원위단에서 회전각이 (신체 외부에서)상기 토크 케이블의 근위단에 서 회전각과 합리적인 근사치로 만듬으로써 초음파 카테터(catheter)의 디자인을 단순화할 수 있다.

영상이 발현하기 시작하는 지점에서의 상기 토크 케이블 또는 축의 회전은 상기 토크 케이블 또는 축의 근위단에서 발생하는 회전과 동일하지 않을 수 있다. 이는 특히, 유연한 축이 구불구불한 통로를 따라 전달될 때 그리고, 적어도 부분적으로, 영상축(imaging shaft)의 회전 요소 및 고정 요소 간의 관성 및 마찰로 인하여 발생한다. 상기 회전축의 근위단 및 원위단의 회전속도가 서로 동일하다고 하는 가정은 또한, 상기 회전 속도가 시간에 따라 변한다면 유효성이 떨어지는 경향이 있다. 영상 빔(imaging beam)이 조직 쪽으로 향하는 지점에서 영상 탐침 장치의 실제 각속도를 알지 못하는 바람직하지 못한 결과는 비균일 회전왜율(non-uniform rotational distortion)(NURD)이라고 하는 인공물(artifact)로 이끈다. NURD는 이미지의 상당한 왜곡 및 이미지의 기하학적 정확성에 있어서 동시 감소(concomitant reduction)로 이끈다. 회전축 근위단 또는 회전축에 부착된 영상 진단 어셈블리(imaging assmebly)의 실제 회전 속도의 좀 더 정확한 판단에 관한 지식은, 영상 재건(image reconstruction)을 위한 좀 더 정확한 정보를 제공함으로써 그러한 왜곡을 극복하는데 도움을 줄 수 있다. 회전 속도의 더 나은 판단은 또한, 하나 이상의 영상 진단 양상이 (초음파 및 광학 영상 진단이 결합된) 영상 탐침 장치에서 수행될 때, 이미지들의 동시 등록의 정확성을 높이는데 도움을 줄 수 있다.

초음파 및 광학 기술과 같이, 하나 이상의 형태의 영상 진단 기술(imaging technique)의 사용이 모두 고해상도 영상 진단을 위한 의학적 응용 분야에 가치가 있다고 판명되었으나, 이들이 조합되어 사용되는 것은 일반적이지 않다. 아래 종래 기술의 용약에서 기술되는 바와 같이, 광학과 초음파 기술의 조합을 위해 존재하는 몇몇 디자인들이 있다. 그러나, 이들 디자인들에 있어서의 제한은 그들의 수용을 제한해 왔다.

즉, 비정렬된 초음파 및 광학 시그날의 결과를 초래하는 미국 특허 제7289842호에서 개시되는 바와 같이, 광학과 초음파 기술을 조합하는 디자인들은 초음파 및 광학 영상 진단 메카니즘(imaging mechanism)을 상쇄시킨다. 이들 두 개의 영상 진단 수단들로부터 얻어지는 결과 데이터의 정렬은 영상 진단 메카니즘의 이동을 요구하고, (i) 비균일 회전왜율(NURD), (ii) 두 개의 영상 진단 수단을 이용하여 동일 위치의 연속적인 영상 진단들 사이에서 발생하는 대상체의 움직임(ii), 영상진단되는 대상체에서의 다양성, 및 (iv) 상기 영상 진단 수단의 정확한 위치 추적의 어려움으로 인하여 등록 에러가 발생하는 경향이 있다. 이러한 모든 효과들은 두 개의 영상 진단 수단들로부터 얻어지는 데이터의 수집에 대한 유용성을 제한하는 부정확한 동시 등록의 결과를 가져온다.

배경 기술의 요약

혈관내 초음파 진단을 위한 카테터 기반 시스템은, 혈관내 구조에 대한 고해상도 영상 진단을 제공하는 미국 특허 제4794931에 의하여 기술된다. 이 시스템은, 외부 시쓰(outer sheath)를 포함하며, 그 내부의 긴 토크 케이블 원위단 부근에 초음파 변환기가 있다. 모터가 상기 토크 케이블과 초음파 변환기 어셈블리를 회전시 키면, 혈관들과 같은 해부학적 구조들의 2차원 단면 영상이 만들어질 수 있다. 상기 초음파 변환기의 회전운동과 병행한 카테터 또는 토크 케이블 및 초음파 변환기의 병진 운동은 상기 카테터의 길이를 따라 연속되는 2차원 영상의 획득을 가능하게 한다.

미국특허 제5429136호와 제6110121호 및,6592526호는, 상기 카테터의 단부에서 원주 방향 또는 길이 방향으로 초음파 영상 빔을 스캐닝하기 위한 왕복 및 진동 수단에 대하여 기술한다. 왕복 또는 진동 수단은, 특정 방향으로의 몇회전보다 많게 회전시키는 탐침 장치에 전기적으로 연결하기 위한 슬립링(slip ring)과 같은 메카니즘을 이용하여야 하는 필요성을 제거한다. 이와 유사하게, 광학 영상 진단의 특정 수행은 왕복 또는 진동 수단을 이용하여 광학 회전 조인트의 사용을 회피할 수 있다.

미국특허 제5606975호 및 5651366호는, 전방 주시(forward-looking) 혈관내 초음파를 수행하는 수단에 대하여 기술하며, 초음파 빔이 혈관내로 진입한 회전 토크 케이블의 종축으로부터 각을 이루어 전파하도록 야기하는 거울쪽으로 향한다. 상기 특허들은 또한, 마이크로 모터, 기어 클러치 메카니즘, 조향 케이블 또는 형상 기억 합금, 압전기 파일(piezoelectric files) 또는 전도성 중합체와 같은 생체형 요소(biomorph elements)를 이용하는 거울의 반사각을 다양화하는 수단에 대하여 기술한다. 미국 특허 제5651366호의 도 13은, 초음파 영상 빔에 대하여 동축 방향인 섬유 또는 거울을 경유하여 레이저 박리 에너지(laser ablation energy)를 전달하기 위한 광섬유(fiber optic)와 결합되는 전방 주시 초음파 탐침 장치(forward looking ultrasounde pobe)의 다이어그램을 보여주지만, 광학 및 음향과 결합된 영상진단과 관련이 없거나 또는 영상 진단 의도의 이점을 가질 수 있는 광학 초점 요소(optical focusing elements)를 제공하지 않는다.

혈관내 초음파(IVUS)의 사용은 대중화된 이후로 기술의 많은 향상과 적용이 이루어져왔다. 유연한 토크 케이블(미국 특허 제4951677호)은 비균일 회전왜율로 알려진 인공물을 최소화하면서, IVUS카테터의 길이를 따라 회전 토크의 전달에 대한 신뢰성을 향상시킨다.

IVUS의 중심 주파수(center frequency)는 3-100MHz 범위 내에, 그리고 좀 더 일반적으로는 20-50MHz 범위 내에 있다. 더 높은 주파수들은 더 높은 해상도를 제공하지만 심각한 신호 침투(signal penetration) 및 더 좁은 시야의 결과를 초래한다. 침투 깊이는 중심 주파수 및 변환기의 기하학적 형상, 영상진단이 발생하는 중막의 감쇄 및 시스템의 소음비율(noise ratio)에 영향을 끼치는 수행 특정 제원들(implementation-specific specification)과 같은 몇몇 변수에 따라 밀리미터보다 작은 단위부터 몇 센티미터 까지의 범위에 분포할 수 있다.

신호 습득 및/또는 후방으로 산란되는 신호의 분석이 영상화된 조직의 존재에 대한 심층 정보의 추론 또는 습득을 용이하게 하기 위하여 수정되는 경우에, 고주파 초음파의 변동이 존재한다. 이러한 것들은, 조직이 서로 다른 혈압 하에서 압축되는 것으로 조직내 스트레인(strain)이 판정되는 탄성초음파영상(elastography)(de Korte et al Circulation. 2002 Apr 9; 105(14): 1627-30); 해부학적 구조 내에서 혈류(blood flow)와 같은 움직임을 판정하는 도플러 이미 징(Doppler imaging); 패턴 인식 알고리즘과 결합된 후방산란 신호의 무선주파수 특성을 이용하여 조직의 조성을 추론하기 위하여 시도하는 가상 조직 영상 장비(미국특허 제6200268); 2차 고조파 이미징(second harmonic imaging)(Goertz et al, Invest Radiol. 2006 Aug;41(8):631-8) 및 다른 것들을 포함한다. 이들 영장 진단 장치의 형태들 각각은 본 발명에서 기술되는 수단들에 의하여 향상될 수 있다.

초음파 변환기 자체 기술은, 단결정(single crystal) 초음파 변환기 및복합 초음파 변환기들을 포함하여 상당히 발전하고 있다.

PCT출원 WO/2006/121851호는 CMUT 변환기 및 반사면을 이용한 전방 주시 초음파 변환기에 대하여 기술하고 있다.

미국 특허 제6134003호는, 광학단층촬영기가 고주파 초음파 또는 IVUS에 의하여 손쉽게 얻어지는 것보다 더 높은 해상도의 영상을 제공하는 것을 가능하게 하는 몇가지 실시예들에 대하여 기술한다.

미국특허 제6485413호는, 전방주시 실시예들을 포함하는 광학단층촬영 영상의 몇가지 실시예들에 대하여 기술한다. 광섬유 또는 그라데이션 지수 렌즈들(gradation index lens)(GRIN)은 모터, 압전소자, 이동성 와이어, 인플레이션 수단(inflation means) 및 다른 것들을 이용하여 대체된다.

Mao et al(Appl Opt. 2007 Aug 10;46(23):5887-94)은, 렌즈로 작용하는 작은 길이의 GRIN 섬유에 연결되는 싱글 모드 섬유를 이용한 초소형 OCT 탐침장치를 생성하는 방법에 대하여 기술한다. 섬유와 렌즈 사이의 광학 스페이서(optical spacer)를 포함하여 섬유-렌즈 시스템의 작동 거리를 대체할 수 있다. 나아가, 짧 은 길이의 비클래드 섬유(no-clad fiber)를 말단에 첨가하고, 상기 비클래드 섬유를 각을 이루도록 절단하여 편향 요소(delfecting element)를 섬유-렌즈 시스템의 단부에 첨가할 수 있다. 상기 편향 요소는 측방 투시(side-viewing) 영상 진단을 가능하게 하며, 이는 또는 작은 크기의 프리즘 또는 거울을 이용하여 달성될 수도 있다.

단층촬영기의 변형예는, 조직 구성들의 복굴절 특성(birefringent properties)이 구조와 조성에 대한 추가 정보를 획득하기 위하여 활용될 수 있는 양극화 민감 단층 촬영기(polarization sensitive OCT(PS-OCT)); 영상화된 구조들의 조성과 관련한 향상된 정보를 제공하는 분광 OCT(spectroscopic OCT); 흐름과 움직임과 관련한 정보를 제공하는 도플러 OCT(Doppler OCT); OCT를 경유한 탄성초음파영상장치; 및 영상 데이터의 현저하게 더 급속한 획득을 가능하게 하고, 단시간에 더 넓은 관심 영역의 체적에 걸쳐서 영상 진단(imaging)이 발생하는 것을 가능하게 하는 광주파수 도메인 영상진단 장치(optical frequency domain imaging(OFDI))를 포함한다. 이들 영상 진단 장치의 형태들 각각은 본 발명의 수단에 의하여 향상될 수 있다.

광섬유 기반 영상진단 장치의 몇몇 다른 형태들은 OCT 외에도 더 존재한다. 미국특허 제6178346호는 적외선광을 이용하여 혈액의 영상 진단을 위한 시스템에 대하여 설명한다. 이러한 영상 진단 시스템에 사용되는 전자기 스펙트럼의 범위는, 가시광선 내에서 혈관 내시경에 의하여 공급되는 그것과 유사하게 혈액을 통한 광학 영상 진단을 가능하게 하면서, 영상진단되는 영역으로부터 혈액을 쓸어낼 필요 가 없는, 혈액관통을 최적화하는 하나로 선택될 수 있다.

미국특허 제5718231호는, 광섬유가 탐침 장치의 단부 전방에 있는 목표 조직에 빛을 똑바로 비추기 위하여 초음파 변환기를 통하여 유동하는 혈관내 형상 진단을 위한 전방 주시 탐침 장치에 대하여 기술한다. 상기 빛은 그러면 목표 조직과 반응하고, 초음파 센서에 의하여 수신되는 초음파 파형을 형성하며, 상기 시스템은 광학 영상들을 수신하고 처리하도록 형성되지 않기 때문에, 상기 영상들은 포토어쿠스틱 영상들(photoacoustic images)이다. 상기 특허 5718231호 장치에서 사용되는 초음파 센서는 박막 PVDF와 같은 박막형 고분자 압전체(thin film polymeric piezoelectric)이며, 전기 에너지를 초음파로 전환하기 위함이 아니라 초음파 에너지를 수신하기 위해서만 사용된다.

혈관내시경, 내시경, 기관지내시경(bronchoscopy) 및 강성 또는 연성 축의 원위단 부근의 신체 내부 영역을 비추는 원리에 기반하여 포유류 신체 내부에 있는 내기관 및 구조들(혈관, 소화기내 루멘(gastrointestinal lumens) 및 호흡기 시스템(pulmonary system)과 같은)을 가시화하는 것을 가능하게 하는 많은 다른 영상 장비들에 대하여 설명되었다. 영상들은, 수광소자어레이(photodetector array)(CCD 어레이와 같은)가 축의 단부 근처에 있도록 함으로써, 또는 한 묶음의 광섬유가 수신된 빛을 상기 축의 원위단으로부터 근위단으로 전송하도록 함으로써 생성되며, 상기 수광 소자 어레이 또는 다른 시스템은 작동자가 조명 영역의 영상 대표자(image representitive)를 생성하거나 보는 것을 가능하게 한다. 섬유 묶음들은 부피가 크고 다른 불리함 들 중에서 상기 축의 유연성을 감소시킨다.

해부학적 구조의 최소 침투적 평가(minimally invasive assessment)를 위한 다른 광섬유 기반 양상들은, Motz et al (J Biomed Opt. 2006 Mar-Apr; 11(2))에 의하여 기술된 라만 분광법(Raman spectroscopy), Caplan et al (J Am Coll Cardiol. 2006 Apr 18;47(8 Suppl):C92-6)에 의하여 기술된 근적외선 분광법(near Infrared spectroscopy) 및 종양 내 단백질 분해 효소(proteolytic enzymes)의 표지 형광 영상 진단(tagged fluorescent imaging)(Radiology. 2004 Jun;231(3):659-66)과 같은 형광 영상 진단법을 포함한다.

초음파와 광학 단층 촬영기를 단일 카테터에 결합하는 능력은 현저하게 유리할 수 있다. Kubo et el은, 급성심근경색(acute myocardial infarction)을 야기한 장애의 형태학(morphology of lesions)을 평가하기 위하여 OCT, IVUS 및 혈관 내시경을 이용한 관상동맥(coronary arteries)의 생체내 실험(in vivo study)이라는 흥미있는 연구 결과를 발표하였다.(Journal of American College of Cardiology, Sept 4, 2007, 10(50):933-39). 그들은, 이들 양상들 각각으로 영상진단하는 것에 이점이 있다는 것을 입증한다. 그러나, 그들의 연구를 수행하기 위하여, 그 당시 이들 기능들을 결합하는 카테터들이 상업화되지 않았기 때문에, 그들은 IVUS, OCT 및 혈관내시경 영상 진단 양상들 각각을 위하여 별개의 카테터들을 사용하여야 했다. Kawaski et al은, 이전에 OCT 및 IVUS 구성들을 위한 별개의 탐침 장치를 이용한 관상 동맥의 사후 표본(cadeveric specimens)과, OCT, 종래의 IVUS, 및 통합 후방 산란 IVUS(integrated backscatter IVUS)로 알려진 변형된 IVUS를 비교하였다. Brezinski et al (Heart. 1997 May; 77(5):397-403)은, IVUS 및 OCT 영상들이 비교 되는 대동맥 해부 표본(dissected aortic specimens)에 대한 체외 연구(ex vivo studies)를 이전에 발표하였고, 다시 별도의 탐침 장치를 이용한 연구를 발표하였다. 이러한 후자의 연구에서 상기 OCT 탐침 장치는 체내 사용(in vivo use)에는 적합하지 않았다.

단층촬영기는 일반적으로, 초음파에 대한 우수한 해상도를 가지고 있으며, 혈관 및 다른 조직들 내의 일부 구성 또는 조성에 대하여 초음파보다 더 잘 식별하는 잠재력을 가지고 있다. 예를 들어, 동맥 표면 부근의 염증(inflammatory) 또는 괴사성(necrotic) 영역의 존재 또는 섬유캡 두께(fibrous cap thickness)는 단층촬영기로 더 잘 해결될 수 있다. 그러나, 단층촬영기는 대부분의 생물학적 중막(biologic media) 내에서 작은 침투 깊이(500-3000마이크론 정도로)에 의하여 그 사용이 제한된다. 대부분의 그러한 중막들은 광학적으로 투명하지 않다.

한편, 초음파는 혈액 및 연조직(soft tissues)과 같은 생물학적 중막 더 잘 통과하는 능력을 가지고 있으며, 단층촬영기의 그것을 넘어서 일반적으로 수 밀리미터 또는 센티미터로 연장되는 침투 깊이를 가진다. 조합된 영상 진단 장치를 이용한 영상 진단 방법들 중 어느 하나 또는 모두를 이용한 영상 진단 능력은 요구되는 해상도 및 침투 깊이를 선택하는 것과 관련하여 이점을 제공한다. 나아가, 단층촬영기에 의하여 획득되는 정보들 중 많은 부분은 초음파에 의하여 획득되는 그것에 보완적이며, 두 영상 진단 방법들에 의하여 획득되는 정보의 분석 또는 디스플레이는, 조직의 조성 관련처럼, 심문 대상 조직(interrogated tissue)을 더 잘 이해하는 능력을 향상시킬 수 있다.

IVUS 와 OCT 간의 이들 차이점들은 종래에 널리 알려져 있다. 미국 공개특허 제2006/0116571호는, OCT와 IVUS 영상 진단 변환기들이 장착된 가이드와이어(guidewire)의 실시예에 대하여 기술한다. 개시된 발명은 몇가지 단점을 가지고 있다. 가이드와이어들은 일반적으로 0.014"-0.035"의 직경(거의 30마이크론-875마이크론)을 가지지만, 초음파 변환기들은 일반적으로 적어도 400 X 400 마이크론 면적을 가지며 일반적으로 20-100MHz 범위에서 주파수 크기에 있어서 더 크다. 상기 변환기가 너무 작으면, 빔의 집중 능력이 떠어지고, 신호 특성이 나쁘다. 상기 공개특허에서, IVUS 및 OCT의 영상 진단 메카니즘은 상기 가이드 와이어의 길이를 따라 서로 다른 위치에 놓이고, 영상 진단축(imaging shaft)의 길이를 따라 서로 다른 위치에 놓이는 IVUS 및 OCT 영상 진단 수단을 가지는 형태는 최적의 이미지 동시 등록을 가능하게 하지 못하는 단점이 있다.

미국특허 제7289842호는, IVUS와 OCT를 카테터에 결합하는 영상 진단 시스템을 기술하고, 상기 IVUS 및 OCT 영상 진단 요소들은 종축을 중심으로 회전하는 카테터의 길이를 따라 세로방향으로 치환된다. 상기 특허는 또한, 영상들을 생성하는 것에 대하여 기술하고 있으며, 카테터에 가까운 조직에 대하여 OCT의 더 높은 해상도와 결합하여 초음파의 더 큰 침투 깊이를 이용하기 위하여, 상기 영상들의 외곽부가 실질적으로 상기 시스템의 초음파 영상 진단부의 출력부로부터 비롯되는 반면 상기 이미지들의 중심부들은 실질적으로 상기 시스템의 더 높은 해상도의 OCT 영상 진단부의 출력부로부터 비롯한다.

미국 출원 제11/415848호는 또한, IVUS와 OCT 영상 진단 장치를 단일의 카테 터에 결합하는 카테터를 가지는 내용에 대하여 간략하게 언급한다.

그러나, IVUS와 OCT가 결합된 영상 진단 장치와 같이, 음성과 광학 영상 진단이 단일의 장비에 결합되는 통합 수단은 사소한 것이 아니다. 근본적으로 회전하는 카테터 상에 광학 영상 진단 요소(optical imaging element)와 음향 영상 진단 요소(acoustic imaging element)가 세로 방향으로 서로 분리되도록 하는 것은 통합 영상 진단 장치의 이상적인 형태를 제공하지 않는다. 좀 더 이상적인 형태는, 상기 음향 및 광학 영상들이 매우 정확한 방법으로 서로 등록될 수 있도록 하는 반면, 초음파 및 광학에 기반한 영상들이 만들어질 수 있는 고품질의 영상 및 광학 신호의 획득을 가능하게 할 것이다.

예를 들어, 카테터의 길이를 따라 IVUS 영상 진단 요소를 OCT 영상 진단 요소와 단순히 일렬로 배치함으로써, 상기 IVUS와 OCT 영상들의 영상 진단면의 중심이 적어도 초음파 변환기 길이의 약 절만 및 광학 영상 진단 요소 길이의 절반 거리 만큼 서로 떨어지게 될 것이다.

혈관 영상 진단용 기계적 IVUS 변환기들은 전형적으로 400마이크론 이상의 길이를 가진다. 미국특허 7289842에 의하여 제안된 바와 같이, 상기 IVUS와 OCT 영상 진단 면들간의 형태에 있어서의 이격은, 광학 및 음향 영상 진단 면들 간 적어도 250마이크론의 이격을 요한다. 전형적으로, 기계적 IVUS는 후퇴율(pullback rate) 0.5m/s에서 초당 30프레임으로 회전하는데, 이는 설정 시점 t₀로부터, 더 멀리 놓인 영상 진단 수단이, 더 근접하게 놓인 영상 진단 수단이 시간 t₀에서 원래 위치했던 동일 위치로 병진하는 시간 사이에 적어도 15개의 영상 진단 프레임 또는 500밀리세컨드가 경과하는 것을 의미한다. 이러한 상기 영상 탐침 장치(imaging probe)의 수백 밀리세컨드 또는 수 회전 만큼의 이격은 하나의 영상 진단 수단으로부터 다른 수단과 함께 영상 진단 데이터를 정확하게 등록하는 것을 어렵게 한다.

심장 수축(cardiac contraction)과 박동성 혈류(persatile flow)의 결과로서 발생하는 그러한 변위들과 같이, 상기 주어진 시간에 신체 루멘(body lumen) 내부에서 카테터가 과도한 비의도적 가로 방향 및 세로 방향 변위를 수행할 수 있다는 사실로 인하여 이것은 특별리 관련성이 있다. 비균일 회전 왜율(NURD)은 또한, 서로 이격된 상태에서 소정의 회전에 의하여 획득된 이미지를 정확하게 등록하는 능력에 대한 영향을 가질 수 있다. 상기 두 개의 데이터 세트의 어떠한 부정확한 등록은, 취약한 플라크와 같은 중요한 병리(pathologies)가 발견될 수 있는 스케일을 고려할 때, 심지어 훨씬 중대하다. 동맥혈 플라크(arterial plaque)의 조성 모습(예컨대 섬유캡의 두께, 석회화 결절(calcified nodule) 또는 죽상 퇴적물(atheromatous deposit))의 혈관의 길이를 따라 수백 마이크로 만큼 작게 관찰될 수 있다. 이와 유사하게, 혈관과 같이 작지만 잠재적으로 관련성이 있는 해부학적 관들의 지류(sidebranches)는 백마이크론 미만의 크기를 가질 수 있다.

이전의 IVUS 및 OCT 또는 다른 음향 및 광학 영상 진단 수단에 대한 실험과 수행들은, 혈관내 영상 진단과 같은 최소 침투적 영상 진단에 적합한 방법으로 둘 또는 그 이상의 영상 진단 수단들로부터 영상 데이터를 등록하는데 있어서의 뛰어난 정확성을 가능하게 한다는 것이 제공되지 않았다.

우리의 최대한의 지식으로, 이전의 IVUS 및 OCT 또는 다른 음향 및 광학 영상 진단 수단에 대한 실험과 수행들은, 혈관내 영상 진단과 같은 최소 침투적 영상 진단에 적합한 방법으로 둘 또는 그 이상의 영상 진단 수단들로부터 영상 데이터를 등록하는데 있어서의 뛰어난 정확성을 가능하게 한다는 것이 제공되지 않았다.

음향 및 광학 영상 진단 장치를 "측방 주시" 탐침 장치 보다는 "전방 주시" 탐침 장치에 결합하는 고해상도 영상 탐침 장치를 제공하는 것이 매우 유리하다. 또한, 뒤돌아 볼 수 있고, 또는 일반적으로 측방 주시 형태예에서 다수의 각도로부터 볼 수 있는 유사한 탐침 장치를 제공하는 것이 도움이 될 것이다.

또한, 하나 또는 그 이상의 광학 영상 진단 수단과 초음파 영상 진단 장치를 결합하는 고해상도 영상 탐침 장치를 제공하는 것이 유리하다.

또한, 광음향 영상 진단 장치 또는 음파발광 영상 진단 장치(sonoluminescent imaging)에 사용될 수 있는 최소 침투적 영상 탐침 장치를 제공하는 것이 유리하다.

또한, 다른 영상 진단 수단이 영상 진단 데이터를 획득하고 있는 방향과 관련하여 도움이 되는 정보를 제공하는 최소 침투적 영상 진단 수단을 제공하는 것이 유리하다.

본 발명은, 둘 또는 그 이상의 영상 진단 방법에 의하여 동시 영상 진단을 용이하게 하는 방법으로 음향 및 광학 영상 진단 수단을 결합하기 위한 영상 탐침 장치의 실시예를 제공한다. 본 발명의 실시예에 따른 영상 진단 방법들은 양상들 각각으로부터 획득되는 영상들을 정확하게 동시 등록가능하도록 한다. 일부 실시예에서, 본 발명은, 광역학적(photodynamic) 치료용 자외선광 또는 박리 치료(ablation procedures)용 레이저 에너지와 같은 치료용 에너지의 전달과 음향 영상 진단 수단을 결합하기 위한 실시예를 제공한다. 본 발명은 또한, 영상 진단 장치의 일 형태가 영상 진단 장치의 제 2 형태의 재구성을 돕는데 사용되는 실시예를 제공한다. 이는, 더 구체적으로 영상 진단되는 영역의 위치 또는 방향성을 후속적으로 결정하는 영상 탐침 장치 내 구성의 위치 또는 방향성을 모니터링하는 것과 관련된다.

본 발명은 고주파 초음파 및 광학단층촬영기를 통합된 영상 진단 시스템에 결합하기 위한 방법을 제공한다.

본 발명은, 통합된 초음파 및 광학 영상 진단 시스템을 실시하기 위한 신규한 수단을 제공하며, 스캔된 체적은 영상 진단 변환기(imaging transducers)의 위치 전후 영역을 포함한다.

본 발명은, 초음파 영상을 획득하기 위한 수단과 결합하여, 혈관 내시경, 내시경 및 단일 광학 또는 수수의 광섬유를 이용한 유사한 영상진단 기술에 의하여 생성되는 것들과 유사한 영상들을 취득할 수 있는 능력을 제공한다. 이들 광학 영상들은 또한 적외선 파장 및/또는 가시 파장(visible wavelength)을 이용하여 획득될 수 있다.

본 발명은, 고주파 초음파 및 광학단층촬영기를 결합하기 위한 수단을 제공하며, 스캔된 체적은 영상 진단 변환기의 위치 전후 영역을 포함한다.

본 발명에 따른 실시예들은, 축에 의하여 접근되는 상기 영역을 영상 진단하거나 치료 에너지를 전달하기 위한 목적으로 어느 영역을 스캔할 수 있으며, 상기 축의 회전 속도 변화는 방사기 및/또는 음향 및/또는 광학 에너지 수신기의 방향을 변화시킨다.

본 발명은 또한, 음향 에너지(음파발광 영상진단(sonoluminescence imaging)) 또는 음향 에너지(광음향 영상진단(photoacoustic imaging))를 생성하기 위한 광학 에너지를 사용하는 고해상도 영상 진단 장치의 어떠한 형태를 용이하게 한다.

본 발명의 실시예는, 유형의 루멘(bodily lumens) 및 공동(cavities) 내부를 영상 진단하기 위하여 또는 신체 외부 표면을 영상 진단하기 위하여 상기 유형의 루멘 및 공동 내부로 삽입되는 영상 탐침 장치에 있어서,

a) 원위단 및 근위단 영역과 연장 가능한 중간 영역을 가지는 종축을 가지는 연장 가능한 중공축(elongate hollw shaft), 상기 근위단 영역으로부터 이격되어 상기 연장 가능한 중공축 내에 위치되는 영상 진단 어셈블리, 상기 영상 진단 어셈블리는 영상 진단관의 제 1 단부에 연결되고, 상기 영상 진단관은 상기 연장 가능한 중공축을 통하여 연장되어 제 2 단부에서 상기 근위단 영역을 통하여 영상 처리 및 디스플레이 시스템에 연결되며, 상기 영상 진단관은 원위단을 가지는 광섬유를 포함하고, 상기 영상 진단 어셈블리는 상기 광섬유의 원위단으로부터 광영상 진단 에너지(light imaging energy)의 방향을 설정하고 반사된 광영상 에너지 신호를 수신하며 상기 수신된 반사된 광영상 에너지 신호를 상기 영상 처리 및 디스플레이 시스템 쪽으로 방향을 설정하기 위한 상기 광섬유의 원위단과 연계되는 광 방향 설정 및 수신 수단(light directing and receiving means)를 포함하는 광학 방사기/수집기(optical emitter/collector)하며, 상기 영상 진단 어셈블리는 초음파 변환기를 포함하고, 상기 초음파 변환기는 초음파 영상 진단 에너지를 방사 및 수신하며, 상기 영상 진단관은 상기 초음파 변환기를 상기 초음파 신호 발생기 및 상기 영상 처리 및 디스플레이 시스템에 전기적으로 연결하기 위한 전기 전도체를 포함함;

b) 상기 영상 진단 어셈블리는 상기 광학 방사기/수집기로부터 나오는 상기 광(light) 및 상기 초음파 변환기로부터 나오는 초음파를 상기 연장 가능한 중공축의 경로를 따라 전달하도록 형성되는 스캐닝 메카니즘을 포함하고, 상기 초음파 변환기 및 상기 광학 방사기/수집기는 관심 영역을 스캐닝하는 과정에서 초음파 영상 및 광학 영상의 정확한 동시등록이 가능하도록 서로 대응되게 위치 및 향하며;

c) 상기 영상 진단관 및 상기 영상 진단 어셈블리에 움직임을 부여하는 구동 메카니즘;

d) 상기 구동 메카니즘과 상기 영상 처리 및 디스플레이 시스템에 연결되고, 관심 영역의 스캐닝 과정에서 초음파 영상 및 광학 영상으로부터 획득된 영상들을 처리하여 상기 초음파 영상 및 광학 영상을 상호 등록하도록 형성되는 컨트롤러; 및

e) 상기 동시 등록된 영상들을 디스플레이하기 위한 디스플레이 수단을 포함하는 영상 탐침 장치를 제공한다.

본 발명의 기능적 및 효과적 측면의 더 깊은 이해는 이하의 상세 설명 및 도면을 참조하여 가능하다.

본 발명의 바람직한 실시예는 아래의 도면을 참조하는 실시예에 의하여 설명된다.

도 1은 초음파 및 광학 영상 요소를 포함하는 영상 진단 시스템의 개략도이다;

도 2는 어댑터, 관 및 영상 진단 어셈블리를 가지는 유연한 영상 탐침 장치의 사시도이다;

도 2a는 점선을 따라 절개되는 도 2의 영상 탐침 장치의 중간 영역의 단면도이다;

도 2b는 도 2의 영상 탐침 장치의 원위측 영역의 확대 사시도이다;

도 2c는 상기 영상 탐침 장치의 회전 및 비회전 요소가 어떻게 상기 영상 진단 시스템의 나머지에 어댑터와 함께 연결되는지에 대하여 개략적으로 보여준다;

도 2d는 탐침 장치의 회전 및 비회전 요소들의 어댑터에의 연결 예를 보여주는 사시도이다;

도 3a 내지 3e는 종래 기술에서 기술된 일반적인 영상 진단 카테터 형태를 보여주는 도면이다;

도 3a는 가이드 와이어 루멘이 포함되는 경우 영상 탐침 장치와 결합될 수 있는 외부 시쓰용 오버더와이어(over-the-wire) 형태의 일실시예를 보여준다;

도 3b는 가이드 와이어 형태를 설명하기 위하여 영상 탐침 장치를 통하는 단면도를 보여준다;

도 3c는 가이드 와이어 루멘이 포함되는 경우 영상 탐침 장치와 결합될 수 있는 외부 시쓰용 급속 접근 형태를 보여준다;

도 3d는 가이드 와이어 루멘을 포함하지 않는 영상 탐침 장치의 부분을 통과하는 단면도를 보여준다;

도 3e는 가이드 와이어 루멘을 포함하는 영상 탐침 장치의 부분을 통과하는 단면도를 보여준다;

도 4a 내지 4l은 영상 진단 광 경로를 선회시키기 위한 수단 뿐아니라, 서로 정확하게 정렬되는 영역의 광학 및 음향 영상 진단을 가능하게 하는 변환기를 통하여 광학 에너지의 전송을 가능하게 하기 위한 홀을 포함하는 초음파 변환기의 예들을 보여준다;

도 5a 내지 도 5f는 영상 진단 광 경로를 선회시키기 위한 수단 뿐아니라, 서로 정확하게 정렬되는 영역의 광학 및 음향 영상 진단을 가능하게 하는 변환기를 통하여 광학 에너지의 전송을 가능하게 하기 위한 홀을 포함하는 초음파 변환기의 예들을 보여준다;

도 6a 내지 6c는 대표적인 음향 변환기 형태를 보여주며, 도 6a는 변환기 내에 홀을 가지지 않는 구조이고, 도 6d 내지 6f는 초음파 변환기에 의하여 생성되는 음향 빔 패턴에 초음파 변환기를 통하여 홀을 배치하였을 때의 효과에 대한 대표적인 시뮬레이션 결과를 보여주며, 도 6d는 홀을 가지지 않는 구조이다;

도 7a 내지 7e는 음향 변환기 내에 함몰되는 부분 또는 상부면에 광학 영상 진단 에너지를 전송 및/또는 수신하기 위한 광학 장치를 가지는 초음파 변환기의 실시예를 보여준다;

도 8a는 음향 및 광학 영상 진단 모두에서 측방 주시에 적합한 영상 진단 어셈블리의 사시도이다;

도 8b는 도 8a의 영상 진단 어셈블리의 측면도이다;

도 8c 내지 8e는 도 8a에서 영상 진단 어셈블리의 다른 회전 위치에서 본 단부측 도면이다;

도 9a 내지 9c는 광학 영상 방사기/수신기가 음향 변환기의 지지 물질(435) 내로 매립되는 형태를 설명한다;

도 10a 내지 10e는 단일의 회전 방향 외에 왕복 형태로 회전되는 영상 진단 어셈블리를 보여주는 도 8b 내지 8e와 유사하다;

도 11은 주된 운동이 길이 방향 운동이고 광학 빔 및 음향 빔에 의하여 쓸고 지나가는 표면이 동일 평면상의 두 개의 직사각형인 영상 탐침 장치의 사시도이다;

도 12는 광학 영상 진단 빔이 각을 이루어 이들 영상 빔들이 실질적으로 커버하거나 중첩하도록 광학 영상 진단 시스템이 형성되는 영상 탐침 장치의 실시예에 대한 사시도를 보여준다;

도 13은 음향 및 광학 영상 진단 장치 모두를 가지고 측방 주시에 적합한 영상 진단 어셈블리의 단면도이다;

도 14a는 음향 및 광학 영상 진단 장치 모두를 가지고 전방 주시에 적합한 영상 진단 어셈블리의 단면도이다;

도 14b는 인공 근육 중합체가 영상 탐침 장치의 원위측 영역을 변형시키는데 사용될 수 있는 음향 및 광학 영상 진단 장치를 가지고 전방 주시에 적합한 영상 진단 어셈블리의 단면도이다;

도 15a는 광학 및 음향 빔을 측방향으로 안내하기 위한 반사 가능한 요소를 이용하는 음향 및 광학 영상 진단 장치를 가지고 측방 주시에 적합한 영상 진단 어셈블리의 단면도이다;

도 15b 및 15c는, 반사 가능한 요소(refelective component)가 회동점(pivot point)을 중심으로 안착되어, 광학 및 음향 빔이 다양한 각도에서 측방향으로 스캔될 수 있는 것을 제외하고, 도 15a와 유사하다;

도 16a는 종축을 중심으로 하는 영상 진단 어셈블리의 회전 운동으로 인하여 구심 가속도에 의하여 회동 운동이 조절되는 회동 가능한 요소를 이용하는 영상 탐침 장치에 대한 실시예의 단면도이다;

도 16b는 도 16a의 라인 16b-16b를 따라 절개되는 단면도이다;

도 16c는 사용 과정에서 다른 각도에서 회동 가능한 요소를 가지는 것을 제외한 도 16a의 영상 탐침 장치의 단면도이다;

도 16d는 도 16c의 라인 16d-16d를 따라 절개되는 단면도이다;

도 17a는 평평한 광학 반사 층 및 음향적으로 반사 가능한 형태의 층을 포함하는 편향 요소의 사시도이다;

17b 내지 17d는 도 17a의 편향 요소의 단면을 설명한다;

도 18a는 음향 변환기 내에 두 개의 별도의 광학적으로 전송가능한 채널을 통과하는 두 개의 광학 영상진단 방사기/수신기를 가지는 초음파 영상진단 변환기의 사시도이다;

도 18b는 영상 진단 어셈블리의 주된 회전 운동에 맞추어 정렬되는 방법으로 배치되는 두 개의 광학 영상 진단 방사기/수신기를 가지는 초음파 영상 진단 변환기를 가지는 영상 탐침 장치의 실시예를 보여주는 사시도이다;

도 18c는 도 18b의 화살표 C를 따라 절개되는 단면도이다

도 19는 광학 라우팅 회로를 경유하여 동일한 광학 영상 진단 웨이브 가이드에 연결되는 두 개의 광학 영상 진단 시스템이 있는 시스템의 개략도이다;

도 20a 및 20b는 서로 동시 등록되는 둘 또는 그 이상의 부분을 동시에 설명하기 위한 섹터 형태의 패턴을 보여준다;

도 21a 및 21b는 서로 동시 등록되는 둘 또는 그 이상의 영상 부분을 동시에 보여주기 위한 임의 패턴들을 설명한다;

도 22는 동시 등록된 영상들에서 시간에 따라 어느 하나의 영상에서 다른 하나의 영상으로 천이되는 화면의 개략도이다;

도 23a 및 23b는 제 1 영상에서 특징이 상기 제 1 영상과 동시등록되는 다른 영상에 있는 특징 위에 어떻게 맵핑되는지를 설명한다;

도 24a 및 24b는 제 1 영상 내의 윤곽 특징이 상기 제 1 영상과 동시 등록되는 다른 영상 내에서 어떻게 맵핑이 되는지 및 그 반대의 경우를 설명한다; 그리고

도 25a 및 25b는 복합 영상이 둘 또는 그 이상의 동시 등록된 영상 데이터 세트로부터 구성될 수 있는지를 설명하는 개략도를 제공한다;

제한없이, 이하에 기술되는 시스템들의 대부분은 광학 및 음향 수단 모두에 의하여 영상진단을 가능하게 하는 영상 탐침 장치에 집중된다. 요구되는 바와 같이, 본 발명의 실시예들이 이하에서 개시된다. 그러나, 개시되는 실시예들은 단지 예시에 지나지 않으며, 본 발명은 다양한 형태로 변경 가능하다는 것을 밝혀 둔다.

첨부되는 도면들은 치수가 적용되지 않으며, 일부 도면들은 본 발명의 신규한 내용들을 애매하게 하는 것을 방지하기 위하여 일부 요소들은 삭제되는 반면, 특정 요소들을 상세하게 보여주기 위하여 확대 또는 축소될 수 있다. 따라서, 이하에서 개시되는 특정한 구조적 기능적 세부 사항은 본 발명을 제한하는 것으로 해석되어서는 안 될 것이며, 단지 청구항을 위한 기초로서, 그리고 당업자가 본 발명을 다양하게 채용하도록 알려주는 대표적인 기초로서 해석되어야 할 것이다. 제한이 아닌 설명의 목적으로서, 기술되는 실시예들은 광학 및 음향 수단 모두에 의하여 영상 진단을 가능하게 하는 영상 탐침 장치로 집중된다.

아래에서 사용되는 바와 같이, 용어 "약"은 규격의 범위 또는 다른 물리적 특징과 연결되어 사용될 때, 규격의 상한과 하한에 존재할 수 있는 작은 차이를 커버하는 것을 의미하며, 평균적으로 대부분의 규격이 만족되는 경우의 실시예를 배제하기 위한 것이 아니므로, 통계적으로 치수가 이 영역 밖에 존재할 수 있다는 것을 밝혀 둔다. 예를 들어서, 본 발명의 실시예에 있어서, 영상 탐침 장치의 구성 요소의 규격이 주어지나 이에 한정되지는 않음을 밝혀 둔다.

아래에서 사용되는 바와 같이, 문구 "영상의 동시 등록(co-registration of images)"은 다른 영상 진단 수단을 이용하여 획득되는 영상 진단 데이터의 하위 집합(subset)과 어느 하나의 영상 진단 수단에 의하여 획득되는 영상 진단 데이터의 하위 집합을 식별하는 처리과정으로서 언급되며, 두 개의 수단으로부터 식별되는 영상 진단 데이터는 동일한 대상체(또는 본 발명의 경우 조직)로부터 영상진단 에너지(예컨대 광양자(photons) 또는 초음파)의 형태를 감지함으로써 획득된다. 제 1 하위 집합(the first subset)에서 각각의 동시 등록된 지점은 제 2 하위 집합에서 대응하는 지점에 맵핑되어, 상기 두 개의 다른 영상 진단 수단으로부터 얻어진 두 개의 지점들은 영상 진단된 대상체(또는 조직)의 유사한 초점 영역으로부터 획득된 것으로 간주된다.

둘 또는 그 이상의 영상 진단 수단을 이용하여 획득된 영상들 사이에서, 성공적이고 정확한 이미지 또는 부분의 동시 등록은 하나 이상의 영상 진단 수단들에 의하여 영상화된 대상체의 관심 특징들을 평가하는 다양한 기회를 제공할 수 있는데 유용하다.

도 1은, 일반적으로 도면 부호 10으로 보여지는 본 발명에 따른 영상 진단 시스템의 예시를 개략적으로 보여준다.

상기 영상 진단 시스템은, 어댑터(14)를 경유하여 영상 처리 및 디스플레이 시스템(16)에 연결되는 영상 탐침 장치(12)를 포함한다. 상기 영상 처리 및 디스플레이 시스템(16)은, 다음의 영상 진단 양태 중 하나 또는 그 이상을 지지하기 위한 필요한 하드웨어를 포함한다: 1) 초음파, 2) 광학단층촬영기, 3) 혈관내시경, 4) 적외선 영상 진단 장치, 5) 근적외선 영상 진단 장치, 6) 라만 분광법 기반 영상 진단 장치 및 7) 형광 영상 진단 장치.

광학단층촬영기, 초음파, 혈관내시경 및 적외선 영상진단 회로의 실시예들은 종래 기술 부분에서 설명되었다.

이하에서 기술되는 시스템은 전형적으로, 상기 시스템의 많은 기능적 유닛들의 조화된 활동(coordinated activity)을 용이하게 하기 위한 컨트롤러 및 처리 유닛(18)을 더 포함하며, 디스플레이 및/또는 유저 인터페이스를 더 포함하고, 영상진단 대상 환자의 신체로부터 심전도 시그날(electrocardiogram signals)을 획득하기 위한 전극 센서를 더 포함한다. 상기 심전도 시그날은 심장 운동이 영상 품질에 영향을 주는 상황에서 영상 데이터의 획득을 위한 시간을 재는데 사용될 수 있다. 영상 처리 및 디스플레이 시스템을 구성하는 광학 회로 및 일렉트로닉스(electronics)(21)는, 본 발명의 특정 실시예에 포함되는 경우, 다음의 구성요소들 전부 또는 일부를 포함할 수 있다: 간섭계 요소(interferometer components), 하나 또는 그 이상의 옵티칼 레퍼런스 암(optical reference arms), 옵티칼 멀티플렉서(optical multiplexor), 옵티칼 디멀티플렉서(optical demultiplexors), 양극화 컨트롤러(polarization controllers), 타이밍 회로(timing circuitry), A/D 컨버터(analog to digital converter) 및 배경 기술 및 종래 기술 부분에서 기술된 광학 영상 진단 기술의 어느 것을 용이하게 하는 것으로 알려진 다른 구성들. 상기 초음파 회로(20)는 다음 구성 요소들 전부 또는 일부를 포함할 수 있다: 펄스 제너레이터(pulse generator), 전자 필터(electronic filters), A/D 컨버터, 병렬 처리 어레이(parallel processing arrays), 포락선 검파(envelope detection), 시간 이득 보상 증폭기(time gain compensation amplifiers), 및 배경 기술 및 종래 기술 부분에서 기술된 음향 영상 진단 기술의 어느 것을 용이하게 하는 것으로 알려진 다른 구성들.

본 발명의 특정 실시예에 포함되는 경우, 상기 컨트롤러 및 처리 유닛(18)은, 다양한 목적을 제공하며 구성 요소들은 특정의 영상 진단 시스템의 요구에 기초하여 뚜렷하게 적용된다. 상기 컨트롤러 및 처리 유닛은, 모터 구동 컨트롤러, 데이터 저장 콤포넌트(메모리, 하드 드라이브, 분리 가능한 저장 장치, CD 및 DVD와 같은 휴대용 저장 매체를 위한 리더기 및 녹화기 등), 위치 감지 회로, 타이밍 회로, 심장 동기 기능부(cardiac gating functionality), 체적 영상 진단 프로세서, 스캔 컨버터 및 다른 구성들 중 하나 또는 이들의 조합체(combination)를 포함할 수 있다. 디스플레이 및 유저 인터페이스(22)는 또한 실시간 디스플레이 또는 영상 진단 데이터가 획득된 시점보다 늦은 시점에 데이터 디스플레이 중 어느 하나를 위하여 선택적으로 제공된다. 상기 영상 탐침 장치(12)는, 그 원위단(32) 부근에 제공되는 영상 진단 어셈블리(30), 길이의 상당 부분을 따라 제공되는 선택관(optional conduit)(34), 및 근위단(38)에 제공되는 커넥터(36)를 포함한다. 본 발명에서, 영상 진단 어셈블리(30)는 일반적으로, 영상 진단 어셈블리(30)에 근접하는 영역에 대해서 영상 진단하기 위하여, 시그날(음향 또는 광학 중 어느 하나 또는 모두)이 수집되는 영상 탐침 장치(12)의 구성 요소를 의미한다. 상기 영상 진단 어셈블리(30)는, 적어도 하나 또는 그 이상의 영상 진단 에너지(imaging energy) 방사기(emitters) 및 적어도 하나 또는 그 이상의 영상 진단 에너지 수신기를 포함한다. 본 발명에서, "영상 진단 에너지"는 광에너지 및 음향 에너지 모두를 의미한다. 구체적으로, 광에너지는 자외선, 가시 광선 및 적외선 파장폭을 가지는 전자기파(electromagnetic)를 의미한다. 예를 들어, 음향 영상 진단을 위하여, 상기 영상 진단 어셈블리(30)는 음향 에너지의 방사기 및 수신기 모두에 해당하는 초음파 변환기를 포함한다.

광학 영상 진단을 위하여, 상기 영상 진단 어셈블리(30)는 전형적으로, 렌즈(볼 렌즈 또는 GRIN 렌즈와 같은)와 같은 광학 요소들의 조합뿐 아니라, 광섬유의 원위단을 포함하는데, 상기 광학 요소들의 조합은 광상 수신기로서 작용하기 위한 목적을 총체적으로 제공하며 광학적 방사기(optical emitter)로서 제공할 수 있다. 거울 및/또는 프리즘은 종종 광학적 방사기 및/또는 수신기는 종종 광학적 방사기 및/또는 수신기의 일부로서 결합된다. 상기 영상 진단 어셈블리(30), 커넥터(36) 및/또는 영상 진단 관(34)은 염수(saline)와 같은 액체로 채워질 수 있고 넘칠 수도 있다.

상기 영상 탐침 장치(12)는, 넘침을 용이하게 하기 위하여 길이 방향으로 하나 또는 그 이상의 지점에서 포트를 포함할 수 있다. 광학 영상 진단을 위하여, 기체로 채워진 영상 탐침 장치(12)를 고려할 수 있다. 바람직하게는, 상기 기체는 실질적으로 이산화탄소 또는 손쉽게 녹는 다른 종류의 기체를 포함할 수 있다. 다른 방법으로서, 상기 영상 진단 어셈블리는, 적어도 한 종류의 가스로 채워진 구획공간(compartment) 또는 광학 영상 진단을 위한 루멘 및 적어도 하나의 유체로 채워 진 구획공간 또는 음향 영상 진단을 위한 챔버가 존재하도록, 구획공간화(compartmentalized)될 수 있다.

상기 영상 진단 관(34)은, 적어도 하나의 광학 도파관(optical waveguide) 및 방사기 및/또는 수신기를 커넥터를 경유하여 어댑터에 연결하는 적어도 하나의 전도 와이어(바람직하게는 둘 또는 그 이상)를 포함한다. 상기 영상 진단관(34)은 또한, 상기 영상 지단 어셈블리를 회전 또는 병진운동시키기 위하여 기계력 전달 메카니즘으로서 작용할 수 있다. 예를 들어, 상기 영상 진단관(34)은, 각각으로부터 절연되는 두 개의 전기 와이어 층에 의하여 감기는 광섬유를 포함할 수 있다. 상기 영상 진단 관(34)은 헬리컬 형태로 감기는 와이어들 또는 종래 기술 부분에서 기술된 바와 같이, 스캔 메카니즘을 회전시키기 위한 영상 진단 토크 케이블(imaging torque cable)을 형성하는데 사용되는 다른 디자인들처럼, 다른 구조적 특징들에 의하여 더 강화될 수 있다.

상기 어댑터(14)는 임의의 섬유 및/또는 와이어 내부에서 적절한 영상 처리 유닛으로 신호의 전송을 용이하게 한다. 상기 어댑터(14)는 또한, 후퇴 메카니즘(49:도 2d 참조) 또는 왕복형 푸쉬-풀 메카니즘(reciprocating push-pull mechanism)을 통합하여 상기 영상 진단 어셈블리의 길이 방향 병진 운동을 용이하게 할 수 있다. 상기 영상 진단 어셈블리(30)의 그러한 길이 방향 병진 운동은 상기 영상 진단 관(34)을 둘러싸는 외부축의 길이 방향 병진 운동과 함께 발생하거나, 또는 상대적으로 고정인 외부축 내에서 발생할 수 있다.

위치 감지 회로와 같은 부가적은 센서들은 상기 어댑터(14)의 일부로서 결합 될 수 있으며, 예컨대 상기 영상 탐침 장치(12) 내에서 회전 요소의 회전각을 감지하기 위하여 결합될 수 있다. 상기 영상 탐침 장치(12)는 또한, EEPROM 또는 영상 진단 시스템의 나머지 부분에서 상기 영상 탐침 장치에 관한 정보를 포함하는 다른 프로그램 가능한 메모리 장치와 같은 메모리 요소를 포함할 수 있다. 예를 들어, 상기 영상 탐침 장치(12)는 상기 영상 탐침 장치(12)의 제원 식별에 관한 제원을 포함할 수 있고, 또한 상기 탐침 장치(12)와 관련한 눈금 정보를 포함할 수 있다.

상기 영상 및 광학 영상 진단 데이터의 정확한 정렬이 상당히 요구되는 반면, 원하는 목적을 달성하기 위하여 합리적으로 가능한 한 작아지도록, 최소 침투성 탐침 장치의 기하학적 형상을 최적화할 필요성을 인식하는 것도 또한 중요하다. 현재의 IVUS 탐침 장치들은 직경이 거의 0.9 - 2 mm이고, 혈관 크기가 좁아질수록 관상해부학(coronary anatomy)상 혈관 트리(vascular tree) 내에서 더 작은 크기의 탐침 장치가 더 멀리 전달될 수 있다. 따라서, 더 작은 크기는 일반적으로 관상 해부학의 더 넓은 부분을 관찰할 수 있도록 한다. 결과적으로, 탐침 장치의 직경과 같이, 상기 탐침 장치의 특정 규격을 최소화하는 배치에 있어서 광학 및 음향 영상 진단을 결합하는 탐침 장치의 실시예를 가지는 것이 바람직하다.

도 2는 광섬유(40) 및 동축 전기 와이어(50)를 포함하는 유연한 카테터의 사시도이다. 근위측 커넥터는, 상기 영상 진단 광섬유(40)를 광학 영상 진단 시스템 "후단(back-end)"에 광학적으로 연결하기 위하여 상기 어댑터에 의하여 수용될 수 있는 광섬유(40)를 포함한다. 또한, 하나 또는 그 이상의 전기관이 초음파 회로(20) 및/또는 컨트롤러 및 처리 유닛(18)에 연결되도록 하는 전기 커넥터들(56) 이 있다. 상기 영상 진단 관이 종축을 중심으로 회전하는 실시예에 있어서, 상기 영상 진단 광섬유의 회전 요소를 상기 광학 영상 진단 시스템의 후단(21)에 연결되는 상대적으로 고정인 광섬유와 연결할 필요가 있을 수 있다. 회전하는 광섬유 탐침 장치의 연결은 상기 영상 탐침 장치(10)의 근위측 커넥터의 일부분으로써 또는 어댑터(14)의 일부분으로서 통합되는 광섬유 회전 조인트를 이용하여 달성될 수 있다. 이와 유사하게, 영상 진단 관이 종축을 중심으로 회전하는 실시예에서, 상기 영상 진단 관과 함께 회전하는 상기 전도성 와이어를, 바람직하게 슬립링을 이용하여, 상대적으로 고정인 상기 초음파 회로(20)의 전도체 및/또는 컨트롤러 및 처리 유닛(18)과 연결할 필요가 있을 수 있다. 이들 슬립링은 상기 영상 탐침 장치(36)의 근위측 커넥터의 일부분으로서 또는 상기 어댑터(14)의 일부분으로서 통합될 수 있다.

도 2a는 점선을 따라 절개되는 도 2의 중간 영역을 보여주는 단면도로서 광섬유(40), 가이드와이어 포트(44) 및 가이드와이어(42), 영상 진단관(34), 영상진단관 루멘(46), 중공체인 외부 시쓰(48), 생리학적 호환 가능한 물질로 만들어지고 중공의 연장축(hollow elongate shaft)을 유형의 루멘(bodily lumens) 내부로 삽입 가능하게 하는데 적절한 직경을 가지는 연질의 연장축(flexible elongate shaft), 및 동축 전기 와이어(50)를 보여준다. 도 2b에서 보이는 영상 탐침 장치(10)의 단부의 확대도는 상기 외부 시쓰(48)의 단부를 지나서 연장되는 가이드와이어(42)의 원위단 및 상기 시쓰(48)의 단부에 있는 플러쉬 포트(flush port)(54)를 보여준다. 도 2에서, 상기 영상 탐침 장치(10)의 근위단은, 상기 가이드와이어(42)가 삽입되 는 다른 가이드와이어 포트(55)와, 플러쉬 포트(58) 및 커넥터 본체를 따라 형성되는 전극부(electrical contacts)(56)를 포함하는 커넥터 어셈블리(36)를 포함한다.

도 2c는 영상 탐침 장치의 회전 및 비회전 요소가 어떻게 상기 영상 진단 시스템의 나머지에 연결되는 어댑터에 결합될 수 있는지에 대한 개요도를 보여준다. 도 2d는 상기 영상 탐침 장치의 회전 요소가 어떻게 어댑터의 회전 요소에 연결될 수 있는지 개략적으로 보여준다. 회전요소 각각은 커넥터들 및 널리 알려진 다른 수단들을 이용하여 전기적으로, 광학적으로 및/또는 기계적으로 연결될 수 있다. 이와 유사하게, 상기 영상 탐침 장치의 비회전 요소들은 상기 어댑터(14)의 회전 요소들에 연결될 수 있다. 상기 어댑터(14)는, 슬립링, 광학적 회전 조인트 및 회전 요소를 비회전 요소에 전기적으로 또는 광학적으로 연결하기 위한 다른 실시예를 포함할 수 있고, 상기 시스템의 나머지 부분과 필요한 전기적 및 광학적 신호의 통신을 가능하게 할 수 있다.

이중 섬유로된 광학적 회전 조인트는 또한 유용하지만 상당히 복잡하다. 상기 영상 탐침 장치(12) 내의 회전 요소 상에 안착된 어느 전도체 사이의 전기적 커플링은 금속성 슬립링과 스프링, 금속성 슬립링과 브러쉬, 또는 고정 전도체와 회전 전도체 간의 전도성 접촉을 형성하는 다른 주지의 방법을 경유하여 비회전 전도성 구성에 연결될 수 있다.

전기적, 광학적 및 기계적 연결들이 도 2d에서는 개별적으로 보여지고 있는 반면, 특정 실시예에서 요구되는 바와 같이, 몇개의 커넥터들을 통합된 커넥터들에 통합함으로써, 상기 탐침 장치와 어댑터 사이에서 더 적은 수의 커넥터들과 개별적 으로 연결되어야 하는 몇 개의 커넥터들을 줄이는 것이 가능하다.

도 3a는 외부 시쓰(47)를 위한 오버더와이어(over-the-wire) 구성의 일 실시예를 보여주며, 도 3b는 도 3에서 영상 진단 어셈블리(30)를 포함하는 부분을 통과하는 수직선 3b-3b를 따라 절개되는 시쓰(47)의 단면도를 보여준다.

도 3c는 가이드와이어가 요구되는 경우 영상 탐침 장치와 결합될 수 있는 외부 시쓰를 위한 "급속 전환(rapid exchange)" 구성인 실시예(60)를 보여준다. 도 3c의 시쓰(60)는, 도 2에서 보여지는 유입 포트(55)를 포함한다. 도 3d는 도 3c의 3d-3d 라인을 따라 절개되며, 가이드 와이어용 유입 포트(55)에 근접한 부분을 통과하는 "급속 전환" 구성(60)의 단면도를 보여준다. 도 3e는 도 3c의 3e-3e라인을 따라 절개되는 단면도를 보여준다. 본 발명은 정확하게 등록되는 초음파 및 광학 영상이 형성될 수 있는 몇 가지 실시예들에 대해서 기술한다. 가장 간단한 개념적 접근은, 상기 초음파 및 광학 영상 진단 경로가 서로 동일 선상에서 정렬되도록 하는 것이다.

도 4a를 참조하면, 음향 및 광학 수단을 이용하여 같은 방향으로 영상 진단을 가능하게 하도록 형성된 영상 탐침 장치(399)가 제공되어, 광에너지가 변환기 내의 채널을 통하여 이동하는 것을 가능하게 하는 음향 변환기가 사용되도록 한다. 근본적으로, 탐침 장치(399)는 기판을 통하여 만들어지는 광학적으로 전송 가능한 채널(optically transmissive channel)을 가지도록 치환되는 음향 변환기(402)를 이용한다. 상기 음향 변환기(402)는, 압전조성(piezoelectric composition)(예컨대 PZT 또는 PVDF), 복합 변환기(composite transducer) 또는 단결정 변환기와 같이, 당업자에게 알려진 어떠한 종류의 초음파 변환기도 좋다. 전기 전도체들(400)은 변환기의 음향 기판(402)의 양측에 제공되는 전도층(401)으로 집중된다. 광섬유(403)는 광학 영상 진단을 가능하게 하기 위한 광학적 관을 제공한다. (기능적으로 상기 변환기를 구동하는 전극들 중 하나 또는 모두로써 제공할 수 있는 은 또는 구리 전도성 에폭시층과 같은)에폭시층, 또는 (파릴렌(parylene) 또는 PVDF와 같은)중합체 처럼, 하나 또는 그 이상의 매칭 레이어(matching layers)가 상기 변환기의 방사면에 부가될 수 있다.

상기 광학적으로 전송 가능한 채널(407)은, 정밀 드릴 가공(precision drilling), 레이저 박리, 포토 에칭, 개구부를 생성하는 몰드 내의 특징 및 다른 것들을 포함하는 몇몇 기술에 의하여 만들어질 수 있다. 상기 정밀 가공은, 딱딱한 물질을 자르기 위하여 특별히 디자인된 다이아몬드 또는 카바이드 드릴 비트와 같이, 드릴 비트의 사용을 포함할 수 있다. 에어 스핀들과 같은 고정밀 스핀들이 드릴 기술의 정확하고 효율적인 수행을 위하여 도움이 될 수 있다. 레이저 소스는 기판을 통하여 채널을 박리하는데 사용될 수 있다. 예시적인 레이저 소스는 YAG 또는 엑시머 레이저를 포함한다. 다른 방법으로서, 상기 음향 변환기(402)가 초기에 점석인 기판으로부터 형성된 경우, 압전형 변환기(402)의 형성 과정에서 압전체 내에 희생형 요소(sacrificial component)가 매립될 수 있다. 상기 희생형 요소는 기계적 수단에 의하여 또는 용매에 노출되어 제거될 수 있다. 예를 들어, 폴리스티렌 실린더는 희생형 요소로서 제공할 수 있으며, 이는 아세톤 용해(dissolution)를 이용하여 그 후에 희생될 수 있다. 다른 방법으로서, 압전 물질(402)이 초기에는 점 성인 기판으로부터 형성된다면, 분리 가능한 맨드렐이 압전형 변환기의 형성 과정에서 상기 물질 내에 포함될 수 있고, 상기 압전체가 부분적으로 또는 실질적으로 경화된 이후에 제거될 수 있다.

상기 압전 물질(402)의 양면에 형성되는 전도층(401)은 상기 압전체로 전압을 공급할 것이 요구될 때 결합된다. 개구부(407)는 광학 도파관(403)에 직접 또는 하나 또는 그 이상의 거울(404) 또는 프리즘(397) 또는 하나 또는 그 이상의 렌즈(405) 수단에 의하여 결합된다. 만일 어떠한 광학적 요소가 상기 개구부 내에 포함되는 경우, 실리콘 또는 중합체(polymer)와 같은 유연재(compliant material)로 만들어진 완충성 절연층(406)(도 4l 참조)이 상기 광학 요소를 상기 음향 기판(402)으로부터 분리하여, 전기적 절연체로서 작용하거나 상기 음향 기판(402)에 의하여 생성되는 응력들이 상기 광학 요소로 전달되는 것을 최소화하도록 한다.

도 4b에 보여지는 바와 같이, 상기 섬유로부터 나오는 빛은 거울(404)(또는 프리즘) 쪽으로 향하도록 할 수 있고, 상기 거울(404)은 상기 섬유로부터 나오는 빛이 상기 광학적으로 전송 가능한 채널(407)을 통하여 편향되도록 야기한다.

다른 방법으로서, 도 4c에 도시된 바와 같이, 프리즘(397)은 상기 빛을 광학적으로 전송 가능한 채널을 통하여 편향시키기 위하여 사용될 수 있다. 상기 프리즘(397)은 총 내부 반사 결과로서 빛을 편향하거나, 편향면(deflecting surface)(419) 상에 씌워진 반사 코팅에 의하여 지지될 수 있다. 상기 프리즘(397)은 광경로를 따라 적절한 위치에 고정되는 별도의 광학 요소일 수 있다. 예를 들어, 자외선 차단 접착제(UV cured glue)와 같은 접착 방법을 이용하여 섬유의 단 부, 렌즈 또는 스페이서 상에서 정위치에 부착될 수 있다.

다른 방법으로, 상기 프리즘을 만들기 위하여, 광경로를 따라 비클래드(no-clad) 광섬유를 부착하는 것과 원하는 길이로 비클래드 섬유 세그먼트를 절단하는 것이 수행될 수 있다. Mao et al은 상기에서 인용된 문서에서 이러한 방법에 대하여 기술하고 있다.

또한 도 4c에서 보여지는 바와 같이, 광학적으로 투명한 윈도우(409)는 상기 광학적으로 전송 가능한 채널(407)의 단부에서 선택적으로 발견될 수 있으며, 상기 채널 내에서 채워지지 않은 어느 공간은 기체, 유체 또는 유리 와 같은 광학적으로 투명한 물질 또는 종래에 알려진 몇몇 투명한 중합체로 채워질 수 있다. 상기 윈도우(409)의 목적은 원치않는 공기 거품이 상기 채널(407) 내에서 생성되거나 유지되는 것을 방지하고, 상기 광학적으로 전송 가능한 채널(407) 내부의 구성들을 보호하기 위함이다.

도 4d에서 보여지는 바와 같이, 볼 렌즈일 수 있는 콘투어 렌즈(contoured lens)(424)와 같은 특정의 광학 요소의 반사력을 향상시키기 위하여, 상기 채널(407) 내에서 유체 또는 고체 물질 대신 기체를 가지는 것이 바람직할 수도 있다.

도 4e 내지 4g에서 보여지는 바와 같이, GRIN 렌즈(405) 또는 다른 광학 요소는 광경로를 따라 상기 섬유(403)와 편향 거울 또는 프리즘(397) 사이에서 상기 광섬유(403)의 말단부에 인접하는 곳에 배치될 수 있다. 이 경우, 상기 음향 기판(402) 내의 상기 개구부(407)는 어떠한 광학 요소로부터 자유로운 상태로 남겨질 수 있고, 단지 광학적으로 투명한 물질을 포함할 수 있으며, 또는 윈도우(409)에 의하여 덮일 수 있다. 다른 방법으로, 상기 GRIN 렌즈(405) 또는 다른 광학 요소는 도 4g 내지 4l에서 보여지는 바와 같이 상기 음향 기판(402)의 상기 광학적으로 전송 가능한 채널(407) 내에 배치될 수 있다. 상기에서 언급된 절연 물질(406)의 슬리브는, 상기 음향 기판(402)으로부터 기계적 또는 전기적 절연을 제공하기 위하여 도 4l에서 보여지는 바와 같이 GRIN 렌즈(405) 또는 상기 개구부(407) 내의 다른 광학 요소를 둘러쌀 수 있다.

도 4f를 참조하면, 광학 스페이서(433)는 상기 광섬유(403)의 원위단과 GRIN 렌즈(405) 사이에 위치된다. 상기 광학 스페이서 부재(433)는 비클래드 섬유, 유리, 플라스틱, 기체로 충진된 틈 또는 유체로 충진된 틈과 같은 광학적으로 투명한 매체를 포함할 수 있다. 광학 스페이서 부재(433)는 원하는 초점 길이를 달성하기 위하여 정렬에 대한 요구되는 정확도 및 광학 요소의 크기를 감소시키는데 도움을 준다.

다른 방법으로, 도 4g에 보여지는 바와 같이, 상기 거울 또는 프리즘(397) 의 경로 길이는 상기 광섬유의 원위단과 상기 렌즈(405) 사이에서 상기 광학 스페이서(433)의 전부 또는 일부로서 작용할 수 있다.

기능적 광학 스페이서의 일부분에 대한 대체물로써 상기 거울 또는 프리즘(397)을 통하여 빛이 이동하여야 하는 거리를 이용할 때의 이점은, 집속 요소(focusing element)(예컨대 GRIN 렌즈(405) 또는 다른 렌즈)가 영상진단되는 영역에 더 가깝고, 따라서 광학 영상 진단 시스템의 유효 작동 거리를 향상시킨다는 것이다. 어떤 상황에서는, 상기 렌즈(405)가 도 4h에 보여지는 바와 같이 원하는 초점 깊이를 달성하기 위하여 상기 광학적으로 전송 가능한 채널의 양단으로부터 상쇄될 수 있다.

다른 실시예들에서, 상기 광학 영상 진단 기술의 바람직한 수행을 달성하기 위하여, 도 4i에서 보여지는 요소(434)와 같이, 상기 광학 경로의 하나 또는 그 이상의 광학 요소들이 음향 변환기의 외주면을 지나서 더 연장되도록 하는 것이 도움이 될 수 있다. 이는, 상기 음향 변환기(402)가 매우 얇을 때(매우 높은 초음파 주파수용과 같이) 또는, 상기 광학 영상 진단 기술의 유효 작동 거리가, 모든 광학 요소가 상기 음향 변환기의 방사 표면 아래에 위치하도록 하는 것에 의하여 수용될 수 있는 것보다 길 때 특히 중요하다.

상기 광학 회로가 상기 음향 변환기(402)의 표면으로부터 이격될 수 있다는 것을 인식하는 것도 또한 중요하다. 일예로서, 도 4j에 보여지는 실시예에서와 같이, 광학 요소로부터 역반사(back-reflections)를 최소화하기 위하여, 상기 광섬유(403) 또는 상기 편향 거울이나 프리즘(397)에 근접하는 다른 광학 요소들과 상기 음향 변환기(402) 사이에 개입되는 소정의 지지 물질(backing material)(435)을 가지는 것도 바람직하다.

상기 음향 및 광학 영상 진단 에너지의 전파 방향은, 상기 영상 탐침 장치의 종축에 직교하는 것 외의 방향일 수 있다. 사실, 상기 탐침 장치를 둘러싸는 상기 시쓰로부터 역반사를 최소화하기 위하여 몇 도에 해당하는 작은 정도의 각옵셋(angular offset)이 요구된다. 도 4k는 상기 탐침 장치의 종축에 수직하지 않는 각도로 비스듬히 정렬되는 광학 및 음향 영상 진단 수단을 결합하는 탐침 장치의 실시예를 보여준다.

도 5a에서 보여지는 탐침 장치(500)의 실시예는 구조적으로, 도 4b의 거울(404) 또는 도 4c의 프리즘(397)과 같은 요소 없이 볼 수 있도록 음향 및 광학 영상 진단 센서들 모두가 결합되도록 형성된다. 음향 센서용 압전 물질(402)과 상기 압전 물질(402)의 양면에제공되는 전도층(401)을 포함하는 탐침 장치(500)의 두부(head section)는 상기 광섬유(403)의 종축을 따라 정렬되고, 상기 탐침 장치는 음향 및 광학 신호들이 모두, 도 4a에서와 같이 교차되는 방향이 아닌, 상기 섬유축에 대하여 축방향으로 방사되도록 형성된다.

도 5b에서 보여지는 실시예는 도 4b 및 도 4c에서 보여지는 실시예와 유사하다. 도 5c에서 보여지는 실시예는 도 4d에서 보여지는 실시예와 유사하다. 도 5d에서 보여지는 실시예는 도 4e에서 보여지는 실시예와 유사하다. 도 5e에서 보여지는 실시예는 도 4f 및 4g에서 보여지는 실시예들과 유사하다. 도 5f에서 보여지는 실시예는 도 4i에서 보여지는 실시예와 유사하다.

도 6a는 정사각형 변환기(402)의 방사 표면의 기하 구조를 보여준다. 상기 음향 변환기들(402)의 방사 표면에 대한 기하 구조는 정사각형에 한정되지 않으며, 직사각형, 원형, 타원형, 및 다른 어떠한 원하는 형태로 제공될 수 있음을 밝혀 둔다. 도 6b는 중심부에 개구부(407)를 가지는 정사각형 변환기를 보여주며, 도 6c는 상기 개구부(407) 내에 유리 막대(501)를 가지는 정사각형 변환기를 보여준다.

도 6a 내지 도 6c의 변환기 기하 구조들 각각에 대응하여, 음향 빔 시뮬레이 션 소프트웨어를 이용한 빔프로파일 시뮬레이션 결과가 도 6d 내지 6f에 보여진다. 도시된 바와 같이, 다양한 형태의 빔 프로파일들에 있어서 상당한 유사상이 있으며, 광학 전송을 위한 채널을 허용하도록 적용된 초음파 변환기들은 영상 진단 목적에 부합하는 수용 가능한 초음파 빔 프로파일을 제공할 수 있다는 증거를 제공한다.

광학 및 음향 영상 진단 수단들을 정렬하는 더 간단한 방법은, 상기 광섬유를 상기 변환기(402) 자체를 통과하지 않고 상기 음향 변환기(402)의 표면에 근접하게 두는 것이다. 도 7A는 첨단부에 광학 영상 진단 회로(428)의 원위단에 놓이는 음향 변환기(402)를 포함하는 영상 탐침 장치(510)를 보여준다. 상기 광학 영상 진단 회로(428)의 원위단부는, 섬유(403)의 원위단 및 광학 스페이서(433), GRIN 렌즈(405), 거울(404), 또는 프리즘(397)과 같이 광학 영상 진단 에너지 방사 또는 수집을 가능하게 하는 광학 요소들을 포함한다. 상기 광학 영상 진단 회로(428)의 원위단은 상기 음향 변환기(402)에 직접 고정되거나, 상기 음향 변환기(402) 옆의 지지부에 의하여 지지될 수 있다. 상기 광학 영상 진단 회로(428)의 원위단은, 변환기(402)에 의하여 방사되는 음향 빔의 일부분의 경로에 직접 놓이기 때문에, 상기 음향 변환기(402)에 의하여 생성 및/또는 수신되는 음향 신호에 영향을 미칠 수 있다. 그러나, 상기 음향 빔 에너지의 상단 부분은 상기 광학 영상 진단 수단(403)을 통하여 이동하지 않으며, 따라서 상대적으로 영향을 받지 않는 상태로 남겨진다.

나아가, 신호 처리 수단은 바람직하게, 음향 변환기의 표면에 가까운 인터페 이스들로부터 반사를 제거하기 위하여, 에코 신호(echo signal)의 조기 부분(early time portion)을 의미하는 신호 부분을 제거하기 위한 신호 감쇄법(signal subtraction methods)을 포함한다.

도 7b는 도 7a에 보여지는 시스템의 변형 예인 영상 탐침 장치(512)의 사시도로, 상기 광항 영상 진단 회로(428)가 상기 변환기(402)의 표면으로 함몰되고, 따라서 상기 음향 변환기(402)에 의하여 전송 또는 감지되는 음향 빔이 이를 덮고 있는 영상 진단 섬유(403)를 실질적으로 관통하지 않도록, 변환기의 함몰된 부분이 비기능성이 되도록 한다. 도 7c에서는 본 실시예의 평면도가 보여진다. 비기능성이 된 변환기(402)의 상기 부분은 도 7b에서 보여지는 바와 같이 상기 광학 영상 진단 회로(428)의 원위단 밑에 놓인 상기 변환기(402)의 부분을 제거하거나, 상기 광학 영상 진단 수단 밑의 전극 부분을 전기적으로 절연시킴으로써 비기능성이 될 수 있다. 제거는 변환기(402)를 통과하는 채널을 절단하기 위한 다이싱 소(dicing saw)를 포함하는 몇 가지 방법에 의하여 이루어질 수 있다.

나아가, 채널 제거는 상기 광학 영상 진단 수단의 원위부를 채널 내부로 함몰시키는 것을 고려하는 것을 가능하게 한다.

도 7c는 광학 영상 진단 회로(428)의 원위단을 둘러싸는, 도 7b에 보여지는 상기 탐침 장치(510)의 방사/수신 표면의 평면도를 보여준다.

도 7d는 음향 영상 진단 수단용 복합 변환기를 채용하는 영상 탐침 장치(516)를 보여준다. 이 경우 상기 복합 변환기는 하나 이상의 신호 생성 요소, 또는 지주(pillars)(520)를 포함하는 변환기이다. 도 7d에서 보여지는 상기 복합 변 환기는 네 개의 지주(520)를 포함한다. 지주들(520) 사이의 채널(522)은 하나 또는 그 이상의 광학 영상 진단 회로(428)의 원위단이 복합 음향 변환기의 영역 내에 놓이도록 채널(522)을 남긴다. 광학 영상 진단 회로(428)의 원위단은 반드시 채널(522) 내에서 함몰될 필요는 없고, 상기 음향 변환기(402)의 표면에 안착되거나 그 위에 놓일 수 있다. 상기 지주들(520)의 상측 전도면 사이의 전도성 접촉부들(400)은 상기 지주들이 동시에 작동되는 것을 가능하게 한다. 상기 채널들(522)은, 복합 변환기의 기계적 능력을 향상시키기 위하여, 또는 상기 광학 영상 진단 수단을 정위치에 고정하는 것을 도와주기 위하여, 중합체 또는 에폭시와 같은 충진재로 채워질 수 있다.

도 7e는 상기 광학 영상 진단 회로(428)가 상기 지주들(520)의 중심부 내에 놓이도록 한 영상 탐침 장치(516)의 평면도를 보여준다. 도 4에 도시된 그것들과 같이, 상기 광학 영상 진단 회로(428)의 원위부에 대한 어떠한 실시예들(예컨대 광섬유, 공백, GRIN 렌즈, 볼 렌즈, 공기 틈, 투명 윈도우 등)도 도 7a 내지 7e에 기술된 실시예들에서 사용될 수 있다.

대부분의 영상 진단용 기계적 스캐닝 메카니즘들의 일부로서, 상기 영상 진단 빔이 쓸고 지나가는 기하학적 통로를 정의하는 스캐닝 메카니즘과 관련된 주된 움직임이 있다. 예를 들어, 어느 영역을 스캔하기 위하여 회전 운동을 이용하는 영상 진단 시스템에서는, 전형적으로 상기 영상 진단 빔이 쓸고 지나가는 원형 또는 원뿔형 표면이 있을 것이며, 기계적으로 스캐닝하는 혈관내 초음파의 현재 실시예들에서 발생하는 것처럼, 상기 원형 또는 원뿔형 표면은 거의 회전축 상에서 중심 이 맞춰진다.

다른 방법으로, 영상 방사기/수신기는 종축을 따라 병진하고, 상기 영상 진단 빔은 평평한 표면을 따라 쓸고 지나갈 것이며, 상기 표면에 의하여 정의되는 면은 병진축을 포함할 것이다. 이 경우 이와 같은 주된 움직임은 길이방향 병진 운동이다.

만일 상기 영상 방사기/수신기가 탐침 장치의 종축을 중심으로 동시에 회전하고 상기 탐침 장치의 종축에 일반적으로 평행한 경로를 따라 병진 운동한다면, 영상 진단 빔은 나선형의 기하구조(helicoid geometry)에의하여 정의되는 표면을 쓸고 지나갈 것이다.

둘 또는 그 이상의 영상 진단 빔이 동시에 동일 선상에 있도록 할 필요없이 다수의 음향 및 광학 영상 진단 수단으로부터 정확도가 좋은 동시 등록된 영상들을 생성하는 것이 가능하다. 이는, 하나 또는 그 이상의 영상 진단 빔이 선행 빔(leading beam)의 경로를 따르도록 함으로써 달성될 수 있다. 소프트웨어 또는 전자 회로는 시간에 따른 스캐닝 메카니즘의 운동 방향 및 속도에 대한 지식을 사용하여 상기 영상 진단 수단들 중 하나로부터 생성되는 여상들을 서로에게 등록할 수 있다.

예를 들어, 어느 하나의 영상 진단 빔 경로가 짧은 시간 구간에서 다른 영상 진단 빔(선행 빔)의 경로를 따르는 경우, 상기 두 개의 수단에 의하여 스캔되는 영역이 두 개의 이미지들을 서로에게 정확하게 동시등록 하는 것이 충분할 만큼 유사하다고 추정하는 것이 가능하다. 상기 두 개의 수단들 간 등록의 정확성은 두 번째 빔이 첫 번째 빔을 따라가는데 따른 시간 지연에 의하여 영향을 받을 수 있다. 상기 시간 지연이 상대적으로 작다면, 그 시간 구간 내에서 잠재적으로 발전할 수 있는 두 개의 영상들을 동시 등록하는데 있어서의 부정확성은 미미한 경향이 있다. 그러한 부정확성들은, (심장 운동 또는 호흡기 운동에 의하여 유발되는 것과 같은) 조직 운동에 의하여 야기되는 것들, 비의도적인 탐침 장치의 운동, 혈류와 같은 생리학적 변화 및 상기 스캐닝 메카니즘의 신뢰성에 있어서의 부정확성을 포함할 수 있다. (그 자체로 시간에 따라 가변할 수 있는)상기 시간 지연은 서로 다른 영상을 등록하는 절차를 위해서 사용될 수 있다.

도 8a는 음향 영상 진단 수단과 광학 영상 진단 수단을 모두 포함하는 영상 진단 어셈블리(530)의 예를 보여준다. 주된 스캐닝 운동은 상기 영상 탐침 장치의 길이를 따라 놓이는 종축을 중심으로 회전하는 운동이다. 도시된 바와 같이, 음향 영상 진단 빔(532) 및 광학 영상 진단 빔(534)은 사실상 원형인 경로를 따라 쓸고 지나간다. 상기 영상 진단 빔들이 상기 종축에 대하여 직교하도록 정렬되지 않고 상기 종축으로부터 90도 이외의 각을 이루는 경우, 영상 진단 빔이 쓸고 지나가는 경로는 사실상 원뿔형이 될 것이다. 길이 방향 병진 운동이 회전 운동과 병행하여 적용된다면, 두 개의 빔들은 거친 형태의 나선형 경로를 따를 것이다.

도 8b는 상기 음향 빔(532)이 일 방향(다이어그램에서는 상향)으로 이동하고 상기 광학 영상 빔(534)은 지면 바깥(독자 쪽으로)으로 이동하는 통합된 영상 탐침 장치(530)의 측면도를 보여준다. 이 경우, 어느 순간에서 상기 광학 빔(534)과 음향 빔(532)은 서로 이격되어 90도를 이루게 된다. 도 8c 내지 8e는 상기 영상 탐침 장치의 원위단으로부터 나타날 수 있는 영상 탐침 장치(530)의 시간별 회전 운동을 보여준다. 본 예에서, 상기 광학 영상 진단 빔(534)은 상기 음향 영상 진단 빔(532)을 90도까지 회전하도록 한다. 초당 30프레임의 연속된 프레임 비율에서, 추종빔(trailing beam)이 선행빔의 이전 위치와 동일 선상이 되는 시간 지연은 9밀리세컨트 미만이 될 것이며, 이는 혈관내 카테터에 의하여 경험되는 심장 운동으로 인하여 발생할 수 있는 인공물과 관련하여 매우 짧은 시간 구간이다.

최소 침투성 영상 진단 수단에서 구성 요소들 및 결합체들에 의하여 차지되는 공간을 최소화하는 것에 대한 중요성을 고려할 때, 상기 구성 요소들의 일부를 함몰시키는 것이 바람직하다. 예를 들어, 도 9a에서 보여지는 바와 같이, 영상 탐침 장치(540)는 상기 광학 영상 진단 회로(428)의 원위단을 상기 음향 변환기(402)의 지지부(435) 내로 함몰시키도록 형성된다. 함몰은 효과적인 공간 활용을 달성할 수 있을 뿐 아니라, 광학 영상 진단 회로(428)의 원위단을 상기 음향 변환기(402)에 고정하는 방법을 제공할 수 있다.

상기 음향 변환기(402) 상에 상기 지지 물질(435)을 배치하는 목적은, 상기 광학 방사기/수신기(403)가 위치되는 음향 변환기(402)의 후면으로부터 방사되는 에너지에 의하여 영상이 형성되지 않고, 오히려 상기 변환기(402)의 음향 신호를 위한 주요 방사 표면(상부면)으로부터만 방사되는 에너지에 의하여 영상이 형성되도록, 상기 압전기(402)의 후면으로부터 생성되는 신호들을 감쇄하기 위함이다. 상기 지지 물질(435) 내의 광학 또는 다른 요소를 함몰하는 것은, 상기 광학 또는 다른 요소가 영상 진단 인공물(imaging artifacts)을 잠재적으로 생성하는 상기 음향 변환기(402)로 신호를 반사하는 것을 야기한다.

도 9b는, 상기 광학 방사기/수신기(403)가 내부에 놓이고 상기 광학 방사기/수신기(403)로 도달하는 음향 에너지를 편향하도록 동작하며, 상기 변환기(402) 쪽을 향하여 역으로 반사되는 에너지의 양을 최소화하기 위하여 상기 에너지를 가로 방향(실질적으로 상기 음향 변환기(402)의 표면에 평행하게)으로 편향시키는 편향면(544)을 보여준다. 이러한 편향 면(544)은 유리 또는 금속과 같은 강성 물질로 만들어질 수 있다.

도 9c는, 상기 광학 영상 진단 회로(428)의 원위단 자체가 도 9b에서 보여지는 바와 같은 부가적인 편향 물체를 요하지 않고 음향 에너지를 실질적으로 가로 방향으로 편향시키는 표면(545)을 가지는 실시예를 보여준다.

회전 운동의 결과로서 영상 진단 빔이 스캔하는 영상 탐침 장치의 실시예에서, 회전 속도가 일정하거나 심지어 같은 방향을 유지할 필요는 없다. 상기 영상 진단 어셈블리가 한 방향으로 회전하고 멈춘 다음 반대 방향으로 회전하는 왕복 운동을 가지는 것도 가능하다. 이러한 상황에서, 선행 빔 및 추종 빔이 서로 역할을 바꾸게 된다.

예를 들어, 도 10a에서, 상기 음향 빔(532)은 초기에, 상기 영상 진단 어셈블리가 반시계 방향으로 회전할 때 상기 광학 빔(534)을 따른다. 상기 음향 빔(532)은 상기 영상 탐침 장치의 회전 속도가 0에 도달할 때까지(도 10c에 보여지는 바와 같이), 도 10b에 보여지는 바와 같이 상기 광학 빔(534)의 통과 경로(sweep path)를 계속해서 따라간다. 일단 회전 방향이 반대 방향으로 바뀌면, (도 10d 및 10e에서 보이는 바와 같이)상기 음향 빔(532)은 선행 빔이 되고, 상기 광학 빔이 뒤따른다. 상기 운동은, 선행 및 추종 센서 빔들의 정의에 있어서의 변화를 수반하여, 요구되는 만큼의 횟수로 방향을 바꿀 수 있다.

도 11은, 주된 운동이 화살표(541)를 따라 전후 방향으로 세로 방향 운동이고, 상기 광학 빔(534)과 음향 빔(532)이 쓸고 간 표면이 동일 평면상의 두 개의 직사각형인 영상 탐침 장치(540)를 보여준다. 상기 영상 진단 어셈블리는 근위단으로(도 11에서 왼쪽으로) 병진운동하므로 상기 광학 영상 진단 빔(534)이 상기 음향 영상 진단 빔(532)을 이끈다. 원위단쪽 병진 운동(도 11에서 오른쪽)의 경우 그 반대가 된다. 상기 길이 방향 운동은 물론 왕복될 수 있다.

주된 운동이 길이 방향 또는 회전인 것과 함께, 부가적인 운동이 상기 주된 운동과 결합될 수 있을 것이다. 예를 들어, 서로 다른 길이 방향 위치에서 2차원 단면 영상을 획득하기 위하여, 저속 병진 운동(10mm/s 또는 그 이하, 그리고 전형적으로 1mm/s 또는 그 이하)이 급속 회전 스캔닝 운동(초당 360도 회전 및 전형적으로 초당 3600도 또는 그 이상)에 추가될 수 있다.

이와 유사하게, 상기 영상 탐침 장치의 종축을 중심으로 서로 다른 위치에서 획득되는 길이 방향 영상 시리즈를 생성하기 위하여, 저속 회전 운동(예컨대 초당 360도 이하 및 전형적으로 초당 30도 이하)이 일련의 길이 방향 급속 왕복 운동(평균 0.1mm/s 및 전형적으로 1mm/s 이상)에 추가될 수 있다. 원위단에서 다양한 영상 진단 요소의 정렬은 상기 영상 빔들 중 하나가 주된 운동 과정에서 다른 하나를 따르도록 형성되나, 서로의 첨단부에 상기 이미지들을 정확하게 등록하는 능력은 상 대적으로 느린 2차 운동의 추가에 크게 영향을 받지 않을 것이다. 회전 및 병진 운동에서 저속 및 급속 운동을 위한 절대값이 위에서 제공되었지만, 더 중요한 것은 이들 운동들의 상대적인 크기라는 것이다.

(도 4a 내지 도 5f로붜 보여지는 실시예에서와 같이)상기 광학 및 음향 빔의 동일 선상 정렬은 광학 및 음향 영상들이 매우 정확하게 등록되도록 한다. 상기 탐침 장치의 다른 실시예는 상기 광학 및 음향 빔들이 상기 광학 영상 진단 방사기/수신기를 상기 음향 빔의 경로 쪽을 향하도록 각도 조절을 하거나 또는 상기 음향 영상 진단 방사기가 상기 광학 영상 진단 빔의 경로 쪽으로 향하도록 각도조절을 함으로써 실질적으로 상호 중첩되도록 형성된다. 도 12는, 상기 광학 영상 진단 회로(428)의 원위단이, 상기 광학 영상 진단 빔(534)이 음향 영상 진단 빔(532) 쪽을 향하게 각을 이루도록 형성되는 영상 탐침 장치(546)의 실시예를 보여준다. 이는 도 4a 내지 5f에서 보여지는 바와 같이 상기 광학 및 영상 진단 빔을 정렬시키는 것보다 더 간단한 구성 방법을 제공하지만, 상기 두 개의 영상 진단 방법은 무엇이 상기 두 개의 영상 진단 빔들의 일부분에 걸쳐 적절하게 정확한 중첩일 수 있는지를 제공 가능하게 한다. 특히, 상기 빔들이 그들의 초첨 영역의 실질적인 부분에 걸쳐 중첩되도록 상기 빔들이 정렬됨으로써 실시예들이 유용하다.

도 13은, 동일한 일반 방향으로 동시에 영상 진단하고 음향 및 광학 수단 모두와 함께 동일한 일반적 근원으로부터 영상진단하도록 형성된 영상 탐침 장치(550)의 실시예를 보여준다. 한 쌍의 동축 전도체와 같은 적어도 하나의 광섬유(410) 및 하나의 전기 도관(electrical conduit)(411)은, 상기 영상 진단 관(560) 내에 놓이고 상기 영상 진단 어셈블리(562)로 이동한다. 상기 영상 진단 어셈블리(562)는, 화살표(420)에 의하여 지시되는 실질적으로 측방 주시 방향으로 영상진단하도록 형성되는 음향 변환기(412)를 포함한다. 상기 영상 진단 어셈블리(562)는 또한, 화살표(421)에 의하여 지시되는 실질적으로 측방 주시 방향으로 영상 진단하도록 형성되는 광학 영상 진단 회로(564)의 원위단을 포함한다.

상기 음향 변환기(412) 및 광학 영상 진단 회로(564)의 원위단은, 상기 영상 진단 어셈블리(562)의 회전 중심이 되는 축(423)에 실질적으로 수직한 동일 단면 내에서 어느 순간 둘 또는 그 이상의 개별 방향으로 영상진단하는 것을 가능하게 하도록 형성된다. 따라서, 상기 영상 진단 어셈블리가 회전하는 과정에서 상기 영상 진단 어셈블리(562)의 최소 병진 이동을 가정하면, 상기 광학 방사기/수신기(564)에 의하여 수집되는 영상 진단 데이터는 상기 음향 변환기(412)에 의하여 수집되는 영상 진단 데이터와 함께 동시 등록될 수 있다. 예를 들어, 상기 음향 및 광학 수단이 도 13에서 보여지는 바와 같이, 종축을 중심으로 서로 180도 반대되는 방향으로 영상 진단하도록 형성된다면, 제때 어느 지점에서 상기 음향 변환기(412)에 의하여 영상 진단되는 영역은, 상기 영상 진단 어셈블리(562)가 반회전된 이후에 상기 광학 영상 진단 회로(564)에 의하여 영상진단되는 영역과 실질적으로 동일할 것이다.

이와 유사하게, 상기 영상 빔(420,421)이 종축으로부터 180도 이외의 어느 각과 유사한 각을 가진다면, 상기 빔들은 실질적으로 동일한 원뿔형 경로를 쓸고 지나갈 것이며, 따라서 공동 등록될 것이다. 도 14a 및 14bdptj 보여지는 탐침 장 치(570)의 실시예는, IVUS 및 OCT 모두가 변형 가능한 요소와 전방 주시를 위하여 결합될 수 있도록 형성된다. 한 쌍의 동축 전도체와 같은 적어도 하나의 광섬유(410) 및 하나의 전기 도관(411)은 상기 영상 진단 관(578) 내부에 놓이고 상기 영상 진단 어셈블리(572)로 이동한다. 상기 음향 변환기(412)는 화살표(413)에 의하여 지시되는 실질적으로 전방 주시하는 방향으로 영상 진단하도록 형성된다. 광학 영상 진단관(574)의 원위단은 화살표(414)에 의하여 지시되는 실질적으로 전방 주시 방향으로 영상 진단하도록 형성된다.

광학 영상 진단 관(574)의 원위단은 전형적으로, GRIN 렌즈 및 광학 스페이서(미도시)와 같은 렌즈(415)와 결합되는 광섬유(410)의 원위단을 포함한다. 상기 영상 진단관(578)은, 전기 충전을 적용할 때 변형할 수 있는 특성을 가지는 인공 근육 액추에이터를 포함한다. 도 14a가 액추에이터로 전압을 적용하지 않았을 때의 탐침 장치 형상을 보여주는 반면, 도 14b는, 인공 근육 액추에이터가 변형을 달성한 경우 영상 진단 각이 어떻게 변하는지를 기술한다.

본 발명에 따른 영상 탐침 장치의 실시예들은 더 큰 변환기가 상기 영상 탐침 장치 내에 사용될 수 있도록 하기 위하여 편향장치(deflector)를 사용하도록 형성될 수 있다. 다른 방법으로서, 상기 편향장치는 회동 가능하고 스캐닝 메카니즘에서 부가적인 자유도를 가능하게 하기 위하여 피봇팅 메카니즘에 연결될 수 있다. 예를 들어, 상기 스캐닝 메카니즘은 2차원 영상 진단을 용이하게 할 수 있거나, 2차원 영상 진단 시스템을 3차원 영상 진단 시스템으로 증가시킬 수 있다. 다른 방법으로, 상기 편향 부재는 영상 진단 시스템의 초점 깊이를 변경하기 위하여 종축 을 따라 병진운동 할 수 있다.

도 15a는 광학 및/또는 음향 영상 진단 에너지를 일반적으로 반지름 방향으로 편향하는데 사용되는 편향 부재(592)를 포함하는 영상 진단 어셈블리(590)의 실시예를 기술한다. 상기 편향 부재는 하나 또는 그 이상의 편향 물질로 만들어진다. 광학적 편향 물질은, 스테인리스 스틸, 금, 은 및 플래티늄과 같이 경면처리(polished) 되거나 제거가공 된(sputtered) 금속을 포함한다.

음향적 편향 물질은 스테인리스 스틸 및 다른 금속, 석영 및 다른 결정체(crystal), 유리 및 경질 중합체(hard polymer)를 포함한다. 도 15b는 피봇점(604)을 중심으로 피봇되고, 상기 영상 진단 빔과 상기 영상 탐침 장치의 종축 사이에서 각도 변경을 가능하게 하는 편향 부재(602)를 포함하는 영상 진단 어셈블리(600)의 다른 실시예를 보여준다. 상기 영상 진단 어셈블리(600)는 상기 편향 부재(602)가 구심 운동(centripetal motion), 자기력, 케이블 메카니즘, 유동력(rheologic forces), 압전 드라이버(piezoelectric drivers), 소형 모터 및 그외 수단을 이용하는 메카니즘을 포함하는 다양한 메카니즘에 연결됨으로써 위치를 변경할 수 있도록 형성된다.

도 15c는 도 15b의 배열 실시예를 기술하며, 캔틸ㄹ버(901)가 캔틸레버 안착부(902)에 안착되고 편향 부재의 운동 범위가 최소 멈춤부(82) 및 최대 멈춤부(80)에 의하여 제한된다. 본 시시예는 상기 탐침 장치의 종축을 중심으로 영상 진단 어셈블리의 회전 운동에 있어서 변화 결과로서 영상 진단 각이 변하는 특성을 가진다. 정지 또는 저속 상태에서, 캔틸레버 와이어는, 피봇점을 중심으로 상기 편향 부재(602)에 힘을 가하여 멈춤부(80)에 접촉하도록 한다. 고속 회전 상태에서, 구심 가속도는 상기 편향 부재가 상기 멈춤부(80)으로부터 멀어지는 방향으로의 피봇을 야기한다. 구심 가속도가 상기 캔틸레버(901)에 의하여 발휘되는 복원력보다 큰 힘을 상기 편향 부재(602)에 계속 가하면 결국에는 최소 멈춤부(82)에 접촉하게 된다. 이러한 실시예에서, 3차원 스캐닝 메카니즘을 가지는 영상 진단 어셈블리가 수행된다.

도 16a는 일반적으로 전방 주시 방향으로 음향 및 광학 영상 진단 모두를 수행할 수 있는 영상 탐침 장치(100)의 원위부(distal portion)에 대한 실시예를 기술한다. 도 16a는 회동 부재(tiltable component)(70)를 포함하는 영상 진단 어셈블리(30)를 포함하는 영상 탐침 장치의 원위단(29)에 대한 실시예를 보여주며, 상기 회동 부재는 피봇팅 메카니즘에 안착되는 디스크이고, 상기 피봇팅 메카니즘은 상기 디스크(70)를 관통하는 핀을 포함한다. 상기 영상 진단 어셈블리(30)가 정지 상태에 있을 때, 상기 디스크(70)는 임의의 시작 지점에서 유지된다. 그러나, 상기 영상 진단 어셈블리(30)가 회전할수록, 상기 디스크(70)는 자체 정렬하여, 상기 디스크(70)의 면에 의하여 정의되는 면의 법선은 실질적으로 상기 종축(75)과 평행하다. 상기 디스크(70)는, 상기 영상 진단 어셈블리(30)가 회전할 때, 회동축(tilting axis)을 중심으로 180도 회전에 의하여 분리되는 두 개의 바람직한 방향성을 가진다.

본 설명의 목적을 위하여, 상기 회동각(tilting angle)은 상기 종축(75)과 상기 회동 부재(70)를 통과하는 가상 축과 이루는 각을 의미하며, 상기 가상축은 상기 회동 부재(70)가 바람직한 방향성들 중 하나에 속할 때 상기 종축(75)과 평행하다. 일 실시예로서, 상기 회동 부재(70)가 어느 바람직한 위치에 있을 때, 상기 회동각은 거의 0도이다. 만일 상기 회동 부재(70)가, 중력, 자기력, 정전기력, 다른 움직이는 부분 또는 유체와의 마찰력, 압축력, 수직 항력 또는 상기 회동 부재(70)에 대하여 작용하되 회동축을 중심으로 불완전하게 반대되는 토크를 유발하는 근원 등과 같은 외력에 의하여 상기 바람직한 위치로부터 멀어지도록 회동되는 경우, 상기 회동 각은 증가할 것이다.

상기 회동 부재(70)가 회동각을 증가시키도록 야기하는 경향이 있는 하나 또는 그 이상의 메카니즘이 상기 영상 진단 어셈블리(30)에 포함될 수 있다. 본 발명의 목적을 위하여, 그러한 메카니즘은 복원 메카니즘(restoring mechanism)으로 정의하도록 한다. (도 16a 및 16c에 도시된 바와 같은)토션 스프링(76), 캔틸레버 또는 압축 스프링이 복원 메카니즘으로 사용될 수 있으며, 상기 스프링(76)의 일단은 상기 회동 부재(70)와 기계적으로 접촉되고, 타단은 상기 영상 진단 어셈블리(30)의 본체와 같은 영상 탐침 장치(100)의 다른 부분에 기계적으로 접촉된다.

다른 방법으로서, 상기 회동축을 중심으로 상기 회동 부재에 토크를 가하는 자기 메카니즘, 정전기 메카니즘, 수압 메카니즘 또는 다른 메카니즘들이 적용될 수 있다. 복원력을 제공하는데 사용될 수 있는 메카니즘의 다른 예들은, (고무, 폴리우레탄, 실리콘, 불소고무, 열가소성 물질 및 그외 많은 다른 것들과 같은) 고무소재(elastomer)로부터 발생하는 장력(tension) 또는, 백금(platinum), 니티놀(nitinol), 강철 또는 다른 적절한 물질로 만들어진 스프링이나 포일과 같은 캔 틸레버 스프링 또는 포일(foil)을 이용한 장력을 포함한다. 영상 진단 장비의 아주 작은 실시예에 있어서, 상기 영상 진단 어셈블리 내의 구성들 간에 발생하는 정전기력 및 반데르발스력과 같은 분자간 힘은, 심지어 외부 전압의 적용이 없이도 상당히 중요하게 될 수 있다. 따라서, 아래에서 기술될 멈춤부(80,82)와 같이 회동 부재와 상기 회동 부재 가까이에 있는 구조들 간의 고유의 분자간 힘은 순 복원력(net restoring force)을 제공하기에 충분할 수 있다. 예를 들어, PVC, 나일론 또는 LDPE로 만들어진 면을 포함하는 멈춤부(stop)는 상기 회동 부재와 상기 멈춤부 사이에서 충분한 인력을 제공할 수 있다.

하나 또는 그 이상의 멈춤부(80,82)는 상기 회동 부재(70)의 회동각 범위를 제한할 수 있다. 예를 들어, 포스트(post) 또는 립(lip)(80)이, 상기 회동 부재가 상기 멈춤부(80)와 접촉하는 동안 그 회동 각을 더 변경하는 것을 방지하기 위한 멈춤 부재로서, 상기 영상 진단 어셈블리(30)의 셸(84)로부터 연장될 수 있다. 따라서, 회동각이 상기 멈춤부의 위치에 의하여 결정되는 최대값을 초과하지 못하도록 제한하기 위하여 멈춤 부재가 사용될 수 있다. 많은 실시예들에서, 이러한 최대 회동 각은 상기 영상 진단 어셈블리가 정지하고 저속 회전할 때 달성되는 회동 각이다.

회전속도에서 상기 회동 부재가 달성할 수 있는 최소 회동각을 생성하기 위하여, 추가 또는 대용 멈춤부(82)가 작동 범위의 상단에 포함될 수 있다. 게다가, 다음의 구체적인 실시예에 대한 설명에서 명백해 지겠지만, 회동각이 0도에 도달하는 것을 가능하게 하는 것이 그다지 큰 이점이 없는 많은 상황들이 있다. 도 16c 는, 상기 영상 진단 어셈블리의 고속 회전 상태에서 운동 범위를 제한하기 위하여 제 2 멈춤부를 타격하는 회동 부재를 보여준다.

상기 영상 진단 어셈블리는 광학 방사기 및 관련된 광학 및 초음파 변환기 모두를 포함할 수 있다. 상기 초음파 변환기(88)는 소형의 동축 케이블(89) 단부에 안착되고, 렌즈(92) 및 거울(94)은, 상기 광학 및 초음파 방사기가 영상 진단 에너지를 상기 회동 부재(70)에 집중하도록 형성되는 상태에서, 도 16a 내지 16d에서 상기 영상 진단 어셈블리(30) 내의 광섬유 케이블(96) 단부에 안착된다. 상기 초음파 변환기(88) 및 상기 광학 방사기는 영상 진단 에너지를 상기 회동 부재(70) 쪽을 향하도록 할 수 있다. 다른 방법으로, 도 4a 내지 4k 또는 도 5a 내지 5f에서 보여지는 바와 같이, 동일 선상의 광학 및 음향 영상 진단을 가능하게 하는 실시예들 중 하나는 상기 영상 진단 에너지를 상기 회동 부재(70) 쪽으로 향하도록 할 수 있다.

상기 영상 진단 에너지는 그러면 상기 회동 부재(70)에 안착된 에너지 편향 부재에 의하여 편향된다. 초음파 영상 진단을 위하여, 상기 에너지 편향 부재(상기 회동 부재(70))는, 고체 금속면(예컨대 스테인리스 스틸)과 같은 음향적으로 편향 가능한 면 또는 석영 결정 또는 유리와 같은 결정체면(crystalline surface)을 포함할 수 있다. 광학 영상 진단을 위하여, 상기 에너지 편향 부재(회동 부재(70))는, 경면처리된 금속으로부터 만들어지는 거울면과 같은 광학적으로 편향 가능한 면과, 금속화된 2축향 폴리에틸렌 트레프탈레이트(metallized biaxially oriented polyeehlylene terephthalate)(Mylar), 제거가공된(spputered) 또는 전기화학적으 로 침식된 금속(electrochemically doposited metal) 또는 금속 포일과 같은 금속화된 중합체를 포함할 수 있다. 거울을 만드는데 일반적으로 사용되는 금속은, 알루미늄, 은, 강철, 금 또는 크롬을 포함한다.

다른 방법으로, 에너지 편향 부재는, 유리, 클리어 폴리머(clear polymer), 및 많은 다른 물질들과 같은 투명한 굴절성 물질로 만들어질 수 있으며, 프리즘과 유사한 방법으로 상기 영상 진단 에너지를 편향시킨다. 바람직하게, 상기 방사기 및/또는 수신기는 영상 진단 어셈블리와 함께 회전하는 상기 영상 진단 어셈블리의 어느 구성에 안착된다. 그러나, 상기 방사기 및/또는 수신기는, 상기 영상 진단 어셈블리 내부의 에너지 편향 메카니즘은 회전하는 반면 상기 상기 영상 진단 어셈블리와 함께 회전하지 않는 영상 탐침 방치의 어느 구성에 안착되는 것도 가능하다. 이는 외부 시쓰 상에 상기 방사기 및/또는 수신기를 안착시킴으로써 달성될 수 있으며, 예를 들어 상기 영상 진단 어셈블리가 둘 또는 그 이상의 하위 어셈블리들로 분할되도록 함으로써 달성될 수 있고, 상기 하위 어셈블리들 중 하나는 회전하며 상기 회동 부재를 포함한다.

초음파 및 광학단층촬영기를 위하여, 방사 및/또는 수신된 영상 진단 에너지의 전파 각도 조절 능력은, 상기 영상 진단 어셈블리의 회전 운동과 결합될 때, 3차원 체적이 스캔되는 것을 가능하게 한다. 혈관 내시경 및 적외선 영상 진단을 위하여, 방사 및/또는 수신된 영상 진단 에너지의 전파 각도 조절 능력은, 상기 영상 진단 어셈블리의 회전 운동과 결합될 때, 영상이 섬유 묶음을 요하는 것보다 단일 광섬유를 이용하여 제공되는 것을 가능하게 한다. 그러한 향상은 고유연성 및/ 또는 영상 진단 장비의 소형화를 가져올 수 있다.

이하에 개시되는 영상 탐침 장치에 사용될 수 있는 다양한 스캐닝 메카니즘의 상세 내용은 함께 출원된 특허 "영상 탐침 장치용 스캐닝 메카니즘"에 개시되며, 상기 특허의 내용 전부가 참조에 의하여 결합된다.

상기 에너지 편향 부재가 반사면을 포함하는 경우, 상기 반사면이 평면일 필요는 없다. 예를 들어, 음향 영상 진단의 경우, 음향 빔이 상기 편향 면에 의하여 집중되고 그 결과 상기 음향 영상 진단 시스템의 가로 방향 해상도를 향상시키도록, 음향적으로 반사 가능한 면이, 파라볼릭 또는 회전타원체 형상 등을 따르는 윤곽을 가지는 것이 유리할 수 있다. 나아가, 상기 회동 부재가 음향 및 광학 에너지를 반사를 이용하여 편향하도록 사용되는 경우, 상기 음향 반사기는 상기 광학 에너지를 반사하는 면과 동일할 필요가 없다.

예를 들어, 음향적으로 반사가능한 면을 위한 파라볼릭 형상과 같은 윤곽을 가지는 것이 유리할 수 있는 반면, 상기 광학 영상 진단 에너지의 방향 재설정(redirection)을 위하여 평면을 가지는 것이 바람직할 수 있다. 이는 스테인리스 스틸 디스크와 같은 음향적으로 반사 가능한 면을 가짐으로써 달성될 수 있으며, 상기 디스크의 표면들 중 하나는, 음향적으로 반사 가능한 면과 차별되는 광학적으로 반사 가능한 면을 가지는 회동 가능한 편향 부재에 대해서 보여주는 도 17a 내지 17d에서와 같이, 파라볼릭 형상을 가지도록 윤곽이 형성된다.

도 17a는 측면에 핀을 수용하기 위한 홀을 가지는 편향 부재의 사시도로서, 상기 편향 부재는 상기 영상 진단 어셈블리 내부에서 상기 핀을 중심으로 회동 가 능하다. 도 17b는 상기 편향 부재의 중심에 가까운 지점을 따라 절개되는 상기 편향 부재의 단면도를 보여준다. 핀(465)을 수용하기 위한 홀들이 보인다. 최상층은, 평평하고 광학적으로 반사 가능한 층(461)이다. 광학적으로 반사 가능한 층(461)과 음향적으로 반사 가능한 기판(463) 사이에 놓이는 일반적으로 음향적으로 투명한 층(462)이 상기 광학적으로 반사 가능한 층(461) 아래에 놓인다. 도 17c 및 17d는 상기 디스크의 중심으로부터 이격된 다른 지점들에서 상기 편향 부재의 종단면도를 보여준다.

그러한 편향 부재는, 상기 편향 부재가 종국적으로 영상 진단 어셈블리 내에 안착될 수 있도록, 스테인리스 스틸과 같은 음향적으로 반사가능한 물질의 디스크를 취하고, 필요한 구멍을 뚫거나 함몰부를 형성함으로써 구성될 수 있다. 파라볼릭 또는 회전타원체형 함몰부는 상기 디스크의 한 면에 형성될 수 있다. 상기 함몰된 면은 그러면, 폴리메틸펜틴(polymethlypentene(TPX))과 같은 음향적으로 투명한 물질로 채워질 수 있다. 광학적으로 반사 가능한 표면으로서 작용하기 위하여, 금, 은, 또는 크롬 소재의 박막이, 외부로 노출된 평평한 중합체 표면에 스퍼터 디포짓(sputter deposited)될 수 있다. 광학적으로 반사 가능한 표면을 동시에 제공하는 반면, 그 기계적 특성들은 음향 에너지가 그것을 통과하여 전달되는 것을 가능하게 하기에 충분히 얇도록, 그러한 층은 300 옹스트롬(Angstroms)에서 20000 옹스트롬 정도일 수 있다.

그러한 조작 처리의 결과는, 상기 광학 에너지가 평평한 면으로부터 반사되는 반면, 원하는 초점 효과(focusing effect)를 달성하기 위한 윤곽면으로부터 음 향 에너지를 반사하는 층상 반사 부재(layered reflector)를 생성하는 것이다. 광학 및 음향 영상 진단 에너지가 동일한 일반 공간을 통하여 이동하고, 광학 및 음향 영상의 동시 등록을 용이하게 하며, 하나 이상의 영상 진단 양상을 수용하기 위하여 영상 진단 이미지 내부에 요구되는 공간의 크기를 최소화하는 형태로 상기 광학 및 음향 영상 진단이 발생할 수 있다는 것이 본 구성의 더 다른 이점이다.

도 16a 및 16c에서 보여지는 어셈블리와 같은 일부 실시예에서는, 오직 2차원 및 3차원의 재구성에 유용한 변수를 측정하기 위하여 영상 진단 양상들 중 하나를 사용하는 것이 도움이 될 수 있다. 예를 들어, 편향 가능한 부재를 사용하는 체적 측정 영상 탐침 장치의 경우, 상기 편향 부재의 회동 각을 정확하게 측정하기 위하여 단층촬영기를 사용하는 것이 바람직할 수 있다. 따라서, 초음파 영상은 상기 영상 탐침 장치 외부 영역의 해당 OCT 영상을 생성하기 위하여 OCT 데이터를 반드시 사용할 필요없이, 도16a의 회동 부재(70)의 회동각과 같은 OCT 데이터로부터 비롯되는 회동각의 지식으로 생성될 수 있다.

일부 실시예에서는, 혈관내 영상 진단 시스템에서 하나 이상의 광학 영상 진단 방법을 가지는 것이 바람직할 것이다. 예를 들어, OCT 및 혈관 내시경은 유용한 조합일 수 있다. 도 18a는, 음향 변환기 내의 광학적으로 전송 가능한 두 개의 개별 채널을 통과하는 두 개의 광학 영상 진단 회로들(428)의 원위단들을 가지는 초음파 영상 진단 변환기(402)를 보여준다. 도 18b 및 18c는 영상 진단 어셈블리의 주된 회전 운동에 맞추어 정렬되는 방법으로 배열되는 두 개의 광학 영상 진단 회로들(428)의 원위단들을 가지는 음향 영상 진단 변환기를 보여준다. 이들은 상기 영상 탐침 장치의 원위단에서 하나 이상의 광학 영상 진단 변환기/수신기를 이용하는 예들이다. 만일 상기 영상 탐침 장치가 스캐닝 메카니즘의 일부로서 종축을 중심으로 광범위한 회전 운동을 이용한다면, 그러한 실시예들은 다채널 광학 회전 조인트의 사용을 요할 수 있다.

다른 방법으로, 상기 영상 진단 시스템의 일부분을 위한 광학 영상 진단 광원 및/또는 탐지기들은 상기 영상 탐침 장치의 회전부분에 안착될 수 있고, 전기적 슬립링 또는 무선 통신을 이용하여 상기 영상 진단 시스템에 연결될 수 있다. 요구되는 슬립링의 수를 최소화하기 위하여 배터리가 전기 에너지원으로서 상기 탐침 장치 또는 어댑터의 회전부에 선택적으로 사용될 수 있다. 조명원(illuminating sources) 및 수광소자(photodetector)가 상기 영상 탐침 장치의 근위단에 놓일 수 있고, 이들은, 상기 영상 탐침 장치와 어댑터 사이에 더 이상의 광학 커플러들이 요구되지 않도록 하기 위하여, 상기 영상 진단관(34)의 나머지부분과 함께 상기 탐침 장치의 종축을 중심으로 회전하도록 형성될 수 있다. 이는, 하나 이상의 섬유가 상기 탐침 장치를 상기 시스템의 나머지 부분에 연결하는 것과 관련되는 경우, 회전 광학 조인트들의 복잡성이 증가하기 때문에 형성된다.

만일 상기 영상 탐침 장치가 짧은 범위의 각(두 번의 완전 회전보다 작은 것과 같이)에 걸쳐 단지 왕복 회전 운동만 이용하거나, 또는 회전 운동을 전혀 이용하지 않는다면, 광학 회전 조인트의 사용은 필요하지 않으며, 상기 영상 탐침 장치의 광학 요소들을 영상 처리 및 디스플레이 하드웨어에 연결하는 작업을 단순화한다.

다른 실시예에서, 상기 영상 탐침 장치의 원위단에 동일한 광학 영상 진단 방사기/수신기를 사용하고, 스위치, 멀티플렉서, 디멀티플렉서, 프리즘, 회절격자(diffraction grating), 하나 이상의 영상 진단 양상을 위하여 동일한 섬유 및 원위측 광학 요소를 사용하는 커플러 및/또는 순환장치와 같은 광학 라우팅 회로(optical routing circuitry)를 사용하는 것이 가능하다. 도 19는 광학 라우팅 회로(위에서 나열한 요소들 중 하나 또는 그 이상을 포함)를 경유하여 동일한 광학 영상 진단 웨이브 가이드(optical imaging waveguide)(211)에 연결되는 두 개의 광학 영상 진단 시스템(211)이 있는 시스템의 개략도를 보여준다. 상기 웨이브 가이드는, 상기 영상 탐침 장치(12)가 스캐닝 메카니즘의 일부분으로써 넓은 범위의 회전 운동을 요한다면, 광학 회전 조인트(213)를 경유하여 상기 영상 탐침 장치에 연결될 수 있다. 광학 영상 진단을 가능하게 하기 위하여, 광학 영상 진단 회로(428)의 원위단은 광섬유, 공백들, 거울들, 프리즘들, 볼 렌즈들, GRIN 렌즈들, 공기틈들 및 본 발명의 다른 부분에서 언급된 투명 윈도우들 간의 어떠한 조합도 포함할 수 있다. 웨이브가이드 및 렌즈와 같은 많은 수의 광학 영상 진단 요소들은 특정 범위의 파장(예컨대 적외선 vs 가시광선)을 위하여 최적으로 작동하도록 설계될 수 있는 반면, 하나의 범위를 위하여 설계된 광섬유 또는 다른 광학 요소의 수행은 종종 다른 스펙트럼 내의 빛을 사용하여 정보를 제공하는데 여전히 적절하다.

따라서, 하나 이상의 파장 범위를 이용한 영상 진단이 동시에 발생할 수 있다. 다른 방법으로, 영상 진단 웨이브 가이드는 상기 광학 라우팅 회로(210) 내의 광학 스위치, 멀티플렉서 및 디멀티플렉서를 이용하여 다른 영상 진단 양상을 위하 여 시간차를 두고, 또는 다른 영상 진단 양상을 위하여 시간차를 두고 단순히 광학 웨이브가이드의 사용에 대한 시간을 계수함으로써 사용될 수 있다. .

광섬유가 대부분의 실시예에서 바람직한 광학 웨이브 가이드(212)일 수 있는 반면, 광섬유보다 잠재적으로 더 공간효율적인 광학 웨이브가이드의 다른 형태를 사용하는 것이 바람직할 수 있다. 예를 들어, 얇은 광학 채널은, 최대 직경에 있어서 3-500 마이크론 정도로, 그리고 바람직하게는 4-125 마이크론 정도로, 압출 당시 카테너 내에 형성될 수 있다. 높은 회절 지표(index of refraction)를 가지는 유체 물질이 사출을 이용하는 것처럼, 광학 채널 내부로 유입될 수 있다. 그러한 유체 물질은 광학 요소를 위하여 구체적으로 설계된 에폭시 또는 접착제를 포함할 수 있다.

상기 유체 물질은 또한, 자외선 치유 접착제의 경우에서처럼, 치유가능할 수 있다. 낮은 회절 지표를 가지는 압출된 카테너 물질에 의하여 둘러싸인 높은 회절 지표를 가지는 물질로 채워진 광학적으로 투명한 채널의 생성은, 근본적로 광섬유를 포함하는 기능을 그대로 따라하지만, 별도의 피복층(cladding layer)을 요하지 않음으로써 카테너 내에서 약간 더 효율적인 공간 사용을 가능하게 할 수 있다. 카테터 내 공간의 최적 사용은, 최소 침투 특성과 이들 카테들이 배치되는 영역 내에서 유용한 제한된 공간을 고려하면, 종종 중요하다.

본 발명의 다른 형태의 작동 모드는, 음향 변환을 광학 변환기와 결합하는 변환기의 사용이며, 전송된 에너지는 하나의 형태를 가지고, 수신된 에너지는 다른 형태를 가진다. 예를 들어 광음향 영상 진단(photoacoustic imaging)은 광기반 에 너지를 영상 진단 영역(imaged region)으로 전달하는 것을 포함한다. 광자들(photons)는 영상 진단 영역과 반응하고, 이들이 전파되는 물질과의 상호 반응의 일부로서 음향 에너지를 생성한다. 이러한 음향 에너지는 종종, 초음파 파동의 형태로 나타나고, 초음파 변환기에 의하여 감지될 수 있다. 음향 수신기와 정렬되고 결합되는 광학 방사기의 사용은 광음향 영상 진단을 가능하게 하는 좋은 형태일 수 있다는 것은 자명하다. 광학 영상 진단용 개구부를 가지는 초음파 변환기 또는, 도 4a 내지4k, 5a 내지 5f 또는 도 12에서 보여지는 것들과 같이, 음향 및 광학 영상 진단 영역에서 실질적인 중첩을 가능하게 하는 초음파 변환기는 광음향 영상 진단을 가능하게 한다.

이와 유사하게, 소노루미너선트 영상 진단 장치는 초음파 기반 에너지를 영상 진단 영역으로 전달하는 것을 포함한다(Daniels and Price, Ultrasound in Medicine and Biology 1991 :17(3):297-308). 상기 음향 에너지는 상기 영상 진단 영역과 반응하고 이것이 관통하는 물질과의 반응 결과의 일부로서 광양자를 생성한다. 이들 광양자 일부는 음향 에너지원 쪽으로 역으로 집중된다. 광학 리시버와 결합하여 정렬되는 초음파 변환기의 사용은 소노루미너선트 영상 진단을 가능하게 하는 좋은 형태일 수 있다는 것은 자명하다.

도 4a 내지 4k, 도 5a 내지 5f 또는 도 12에서 보여지는 그것들 처럼, 영상 진단 빔들이 동일 선상이고, 또는 실질적으로 중첩되는 음향 및 광학 영상 진단 요소의 실시예들은 소노루미너선트 영상 진단을 가능하게 할 것이다.

도 1을 다시 참조하면, 영상 탐침 장치(12)(여기서 논의된 음향 및 광학 센 서들의 실시예들 중 어느 것을 포함할 수 있음) 및 그 구성요소들은, 상기 영상 탐침 장치(12)에 의하여 가능하게 되는 영상 진단 장치의 사용 목적 및 해부학적 위치에 따라 몇 개의 규격 및 특성들을 가질 수 있다. 예를 들어, 심실(cardiac chamber)을 포함하는 심장혈관 시스템에 사용할 목적으로, 상기 영상 탐침 장치는, 길이 5mm 에서 3000mm, 바람직하게는 300mm에서 1600mm의 범위에 이르는 길이로 연장 및 유연할 수 있다. 상기 영상 진단 관(34) 및 영상 진단 어셈블리(30)는 200 마이크론에서 10mm, 바람직하게는 500 마이크론에서 5mm의 범위에 이르는 최대 단면적 크기를 가질 수 있다. 외부 시쓰(48)는 상기 영상 진단관(34) 및 영상 진단 어셈블리(30) 모두를 둘러쌀 수 있다. 이것은 상기 영상 진단관(34) 및 영상 진단 어셈블리(30)가 상기 외부 시쓰 내에서 회전하는 것을 가능하게 하는 반면, 이들 두 개의 구성들을 이들을 둘러싸는 조직들로부터 기계적으로 격리시킨다.

다른 실시예에서, 소화기 시스템 내에서 상기 영상 탐침 장치(10)의 사용은, 100mm에서 2000mm, 바람직하게는 300mm 에서 1500mm의 범위에 이르는 길이로 연장되고 유연한 영상 탐침 장치(10)를 가질 수 있다. 최대 단면 크기는 전형적으로 3mm에서 20mm의 범위일 수 있다.

더 다른 실시예에서, 경피 수단(percutaneous means)을 거쳐 연조직을 영상진단하기 위한 상기 영상 탐침 장치(10)의 사용은, 상기 영상 탐침 장치가 경질축을 가질 수 있다. 외부 시쓰는, 많은 다른 중합체, 금속 및 심지어 세라믹이 기능적으로 적합할 수 있지만, 스테인리스 스틸 튜브와 같은 경질의 중곡축에 의하여 대체될 수 있다.

더 다른 실시예에서, 수술중 신경외과적 세팅(intraoperative neurosurgical setting)에서 상기 영상 탐침 장치(10)의 사용은 전형적으로, 영상 탐침 장치가 50mm-200mm의 범위에 이르는 길이로 짧고 반연성(semi-flexible)일 수 있다. 외과 의사는 수술 중에 두개골 외측(extra-crania) 공간으로부터 영상 진단되는 두개골 내측(intracranial) 목표 쪽으로 최적의 경로를 제공하기 위하여 상기 탐침 장치를 구부려서 형태를 만들 수 있다는 것이 바람직하다. 최대 단면적 크기는 200 마이크론에서 5mm, 바람직하게는 500 마이크론에서 3mm의 범위일 수 있다.

더 다른 실시예에서, 중재적 신경혈관 세팅(interventional neurovascular setting)에서 상기 영상 탐침 장치(10)의 사용은 전형적으로, 상기 영상 탐침 장치(10)가 200mm 에서 4000mm, 바람직하게는 1300mm 에서 2000mm 범위의 길이를 가지고 길고 초연성일 수 있다. 최대 단면적 크기는 200 마이크론에서 5mm, 바람직하게는 500 마이크론에서 3mm의 범위일 수 있다. 상기 탐침 장치의 원위단은 바람직하게 신경 혈관을 통하는 네비게이션을 증가시키기 위한 형상 메모리를 소유할 수 있다.

본 발명의 실시예들은, 풍선 확장술(angioplasty balloon), 혈관 확장 도구(atherectomy devices), 스텐트 전달 시스템(stent devlivery system) 또는 국부 약물 전달 시스템(localized drug delivery system)과 같은 심장혈관 중재술(cardiovascular intervention)을 위하여 사용되는 그것들과 같이, 중재술을 위해서 사용되는 장비들 내부로 병합되거나 이들과 함께 사용될 수 있다. 또한, 생체 검사(biopsies), 고주파 열치료법(radio-frequency ablation), 절제술(resection), 소작법(cautery), 국부 근접 치료(localized brachytherapy), 냉동 요법(cryotherapy), 레이저 박리 또는 음향 박리를 용이하게 하는 장비들 내부로 병합되거나 이들과 연결되어 사용될 수 있다.

특히, 더 높은 광학 또는 음향 에너지를 목표 영역으로 향하도록 하기 위하여 영상 스캐닝 메카니즘을 사용하는 것은 조직의 레이저 또는 음향 박리를 가능하게 하기 위한 현재의 장치를 사용하는 것을 용이하게 할 수 있다. 예를 들어, OCT 또는 본 발명에서 기술된 영상 탐침 장치의 초음파 실시예로 혈관 영역을 영상 진단하는 동안, 치료 전달을 위한 영역은 사용자 인터페이스를 통하여 선택될 수 있다. 그러면 상기 스캐닝 메카니즘이 원하는 방향으로 에너지를 전달하도록 지향될때, 강력한 에너지 펄스가 간헐적으로 전달될 수 있다. 예를 들어, 레이저 에너지의 펄스는 광학 영상 진단을 위해 사용되는 동일 광섬유로 전송될 수 있고, 편향 요소를 포함하는 실시예들에서 편향 부재에 의하여 편향될 수 있으며, 원하는 효과를 위하여 목표 조직 쪽으로 이동할 수 있다. 상기 레이저 에너지 펄스의 타이밍은, 목표 영역 쪽으로 에너지를 안내하기 위하여 상기 영상 탐침 장치에 의하여 인식된 스캐닝 패턴과 조화된다.

둘 또는 그 이상의 고해상도 영상 진단 양상들의 정확하게 등록된 영상들을 획득하기 위한 기회는 단일 영상 진단 양상에 의하여 유용한 것보다 훨씬 더 유용한 경향이 있는 중대한 정보를 제공한다.

미국특허 제7289842호(Maschke et al)는, 혈관내 영상의 바깥 부분이 IVUS 영상 진단 정보로 구성되는 반면, 혈관내 영상의 안쪽 부분은 OCT 영상 진단 정보 로 구성되는 것에 의하여 복합 영상 편성(formation)에 대하여 기술한다. 이는 OCT에 의하여 획득되는 더 높은 해상도의 영상 및 IVUS의 더 높은 침투성을 활용한다. 그러나, IVUS와 OCT 영상들의 이러한 중첩에 대한 신뢰성은, Maschke에 의해 기술되는 바와 같이 IVUS 및 OCT 영상 진단 요소들의 배치를 이용하여 발생하는 IVUS 및OCT 영상들에 있어서의 등록 부정확성에 의하여 제한되며, 이는 본 발명의 많은 실시예들에 의하여 실질적으로 극복된다.

병합된 IVUS 및 OCT 영상들의 대체 실시예들은, 영상을 섹터별로 분할하는 것을 포함할 수 있으며, 대체 섹터들은 도 20a에 도시된 바와 같이 대체 영상 진단 수단을 이용하여 디스플레이된다. 제 1 영상(231) 및 제 2 영상(232)들은, 상기 제 1 및 제 2 영상들은 서로 동시 등록된 영상들이고 서로 다른 수단들에 의하여 획득됨, 병합된 영상(234)을 형성하는데 사용될 수 있고, 상기 제 1 영상 섹터들(233)은 제 2 영상 섹터들을 대체한다. 선택적으로, 상기 섹터(233)를 정의하는 경계(235)는, 제 1 및 제 2 동시 등록 영상들에서의 특징들을 식별하기 위한 동적 영상을 제공하기 위하여, 상기 영상의 중심을 기준으로 시간에 따라 회전할 수 있다. 도 20b는 병합된 영상(234)의 중심을 기준으로 시간 경과에 따른 상기 경계(235)의 회전 상태를 보여준다.

다른 방법으로서, 사용자는 도 21a에서 보여지는 바와 같이 제 2 영상에서 폐곡선(closed countours)(236)으로 식별하거나 도 21b에서 보여지는 바와 같이 제 2 영상에서 두 개의 폐곡선 사이에 있는 공간(237)으로 식별함으로써, 하나의 영상으로써 가지고자 하는 부분과 다른 하나의 영상으로써 보고자 하는 영역을 구체화 할 수 있다.

다른 방법으로서, 제 1 영상(231)과 제 2 영상(232)을 스크린상에서 동일 위치에 별도의 층으로 디스플레이하고, 최전면(foreground)에 있는 층의 누명도를 가변함으로써 상기 이미지들을 병합하기 위한 방법을 효과적으로 제공할 수 있다. 다른 방법으로, 도 22에 보여지는 바와 같이, 제 1 시간 구간 동안 IVUS 영상이 최전면에 나타나도록 하고, 그 다음 시간 구간 동안 OCT 영상이 최전면에 나타나도록 함으로써, 상기 층들의 순서가 시간에 따라 가변될 수 있다.

제 1 영상(231)에서 관심있는 특정한 특징을 식별할 수 있고, 그 특징에 대한 지식(영상의 위치, 형상, 신호 특성 또는 조성과 같이)을 상기 제 1 영상(231)과 정확하게 동시등록되는 제 2 영상(232)으로 전송할 수 있도록 하는 것이 본 발명의 목적이다. 기하학적 특징들은 특정 지점, 윤곽(contoure) 또는 영상 내의 2차원 영역을 포함한다. 도 23a에 보여지는 바와 같이, 사용자는 (마우스 또는 키보드를 이용하는 것처럼)영상 진단 시스템의 유저 인터페이스를 통하여, 포인트(238), 윤곽 또는 제 1 영상(231) 내에서의 영역을 수동으로 식별할 수 있고, 도 23b에서 상기 제 1 영상(231)과 동시 등록되는 제 2 영상 내에 그러한 기하학적 포인트(238)가 나타나도록 할 수 있다. 제 1 영상과 정확하게 동시 등록되는 하나 또는 그 이상의 다른 이미지들의 효용성(availability)은 상기 제 1 영상으로부터 임의의 다른 영상들에 이르기까지 어느 하나 또는 모든 기하학적 특징들을 포갤 수 있도록 하는 것이다.

실시예로서, 사용자는 혈관의 내측 경계 또는 OCT 영상 내에서 섬유성 캡(fibrous cap)의 트레일링 에지(trailing edge)를 식별할 수 있다. 도 24a는 OCT 영상(제 1 영상)의 개략도에서 식별되는 내측 경계(241)를 나타내는 윤곽을 보여준다. 유사하게, 혈관벽(일반적으로 외측 탄성 섬유에 의하여 정의)의 외측 경계(242)는 IVUS 영상(제 2 영상)에서 식별될수 있다. 상기 혈관의 내측 경계(241)를 나타내는 윤곽 또는 상기 섬유성 캡의 트레일링 에지는 대응하는 IVUS 영상 위에 포개질 수 있다. 이와 유사하게, 혈관벽(일반적으로 외측 탄성 섬유에 의하여 정의)의 외측 경계(242)는 IVUS 영상 내에서 식별될 수 있다. 상기 외측 경계를 나타내는 윤곽은 IVUS 영상 내에서 판별되는 바와 같이 OCT 영상 상에 포개질 수 있다. 도 24b는 제 1 및 제 2 영상 모두에서 내측 및 외측 경계를 보여준다.

상기 혈관의 내측 경계는 대부분의 IVUS 영상 상에서 용이하게 식별되는 반면, 상기 OCT에서 생성되는 윤곽은 대부분의 상황에서 더 정확하다. 더욱이, 일부 높은 해상도로 인하여 OCT가 플라크의 섬유성 캡을 식별하기에 훨씬 낫다고 생각된다. 그러나, IVUS는 대부분의 혈관 조직 내부로 훨씬 깊이 볼 수 있고 외측 혈관벽에 대한 더 나은 판별 결과를 제공한다.

기하학적 특징은, 표면 또는 체적과 같이 3차원 데이터 세트에서 관찰된 특징을 포함한다. 3차원 영상 진단 데이터 세트에서 관찰되는 표면 또는 체적은, 두 개의 영상 진단 데이터 세트가 정확하게 등록되다면, 다른 3차원 영상 진단 데이터 세트 내에서 포개질 수 있다.

관심 영역의 기하학적 특징들은 수동으로 식별될 필요가 없다. 영상 진단 데이터 세트내의 특징들이 사용자 개입을 최소화하기 위하여 자동 또는 반자동 수단 에 의하여 식별될 수 있는 것이 가능하다. 예를 들어, IVUS에 대한 보고서(예컨대 Klingensmith, IEEE Transactions on Medical Imaging, 2000; 19:652-662)에 인용된 몇몇 경계선 감지 방법이 있다. 자동화 경계 감지 방법은 일부 어떤 중요도(significance)를 가지는 윤곽을 식별하기 위하여 영상을 분석한다. 반자동 방법들도 이와 유사하나, 경계 감지 알고리즘 시작 지점을 제공하거나 상기 알고리즘에 의해 공급된 결과를 정제하기 위하여 일부 사용자 개입을 요한다.

경계 이외의 특징들을 식별하기 위하여 다른 형태의 특징 감지 알고리즘이 제안 가능하다. 예를 들어, 초음파 영상 내의 초강도(hyper-intense)/밝은 영역을 영상 진단 빔과 동일한 방향으로 뒤따르는 어두운 영역은 종종 "쉐도잉(shadwing)"으로 칭하며, 영상 진단된 영역이 칼슘(진행된 죽상동맥경화증(advanced atherosclerosis) 또는 악성 처리(malignant processes)로부터와 같은) 또는 금속( 스텐트 또는 다른 임플란트로부터와 같은)을 포함할 때 가장 일반적으로 발생한다. 이와 유사하게, 동일한 영상 진단 경로를 따라 획득되는 신호의 급속하되 연속적인 감쇄에 의하여 뒤따르는, 혈관의 OCT 영상에서 고강도 영역(higly intense region)은 혈관벽 내에서 괴저성 물질(necrotic material)을 의미할 수 있다. 그러한 영역은 알고리즘적으로 감지할 수 있고 그들 각각의 영상을 식별하는 것이 가능하다. 일단 그러한 특징들이 그들 각각의 영상에서 식별되면, 그들의 위치 및 형상은 정확하게 동시등록되는 다른 영상들 내에 포개질 수 있다.

본 발명의 어느 실시예에서, 동시 등록을 더욱 향상시키기 위하여 하나 또는 그 이상의 영상들에 일부 조절을 가하는 것이 바람직하다. 본 발명의 많은 실시예 들이 하나 또는 그 이상의 영상 진단 방법을 이용하여 영상 진단 데이터를 획득하는데 정확성을 높일 수 있는 반면, 동시 등록 절차의 정확성을 높이기 위하여 영상들을 좀 더 조절하는 것에 일부 이점이 있을 수 있다. 예를 들어, 초음파 영상들은 모든 조직들을 통하여 일정한 음속을 가정함으로써 생성되는 반면, OCT 영상은 모든 조직들을 통하여 일정한 광속을 가정함으로써 생성된다.

그러나 실제로, 영상 진단 에너지 각각이 전파되는 조직의 조성에 따라 이들 속도에 있어서 약간의 변동이 있다. 따라서, 하나 또는 그 이상의 영상들에 대한 동시 등록 절차를 완수하기 전에, 동시 등록될 둘 또는 그 이상의 영상들의 특정 특징들을 식별하고, 모핑 프로세스(morphing process)를 안내하기 위하여 그러한 특징들을 사용함으로써 하나 또는 그 이상의 영상들을 변형(morph) 또는 마는 것(wrap)이 바람직하다. 어떤 지점, 윤곽 또는 동시 등록될 모든 영상들에서 식별되는 다른 특징들은 상기 모핑 프로세스를 구동하는데 사용될 수 있다. 초음파 영상은 주로 영상의 각 픽셀에 대응하는 근사 해부 위치(approximate anatomic location)로부터 역으로 반사되는 빛의 강도를 흑백 화면(grayscale representation)으로 디스플레이 함으로써 형성된다.

초음파 또는 OCT 영상의 각 위치에서 강도 정보는 차치하고, 통합된 영상 진단 장치로부터 비롯되는 분석에 매우 유용할 수 있는, 초음파 또는 OCT 영상들로부터 나오는 몇몇 다른 특징들이 있다.

영상 샘플의 강도 외의 특징에 기반하는 초음파 신호들로부터 비롯되는 영상 디스플레이는 종래에 널리 알려져 있다. Nair et al((Circulation 2002; 106(17):2200-2206 및 미국특허 제6,200,268호)은, 혈관의 IVUS 영상들의 분리된 영역에서 초음파 신호의 몇몇 변수들을 측정하는 알고리즘의 결과를 공개하였다. 각 영역은 또한 혈관의 조직학적 분석에 기반한 조직 카테고리로 할당되었다. 초음파 기반 변수들(ultrasound derived parameters) 및 각 영역의 조직학적 분류는, 많은 수의 초음파 신호 특성에 기반하여 체내(in vivo) 조직을 분류하기 위한 시도에서 후속으로 적용되는 알고리즘을 생성하는 패턴 인식 엔진에 입력된다. 분석에 사용되는 특성들의 일부는 최대 출력, 최대 출력의 주파수, 최소 출력, 최소 출력의 주파수, 기울기, y-절편(y-intercept), 중간 대역 핏(mid-band fit) 및 통합된 후방 산란(integrated backscatter)와 같은, 정의된 주파수 범위에 걸친 주파수 도메인 변수(frequency domain parameters)를 포함한다. 생성된 영상은, 혈관 단면의 지형도 및 각 색깔은 단일 조직 카테고리를 나타내는 새깔의 이산수(discrete number)를 포함한다. Wilson et al은 IVUS 영상 영역에서 초음파 신호의 주파수 도메인 감소 측정의 사용 및, 구체적인 병리 형태(pathological types)에 대응하는 것으로 고려되는 영역들을 식별하기 위하여 감소 기울기의 색깔 지도를 종래의 IVUS 영상에 포개는 것에 대해서 설명하였다.

이와 유사하게, 관심 특징들은, 강도 기반 영상들 외의 영상들을 생성하기 위하여, 광학 영상들에서 측정 또는 식별될 수 있다. 그러한 영상들을 생성하는데 사용될 수 있는 변수들 또는 다른 특징들은 감쇄, 양극화 감도(polarization sensitivity), 감지된 에지(detected edges), 분광학적 정보 및 그외 다른 것들을 포함한다.

본 발명에 의하여 가능해지는 동시 등록에 대한 높은 수준의 정확도의 결과로서, 하나 이상의 영상 진단 양상으로 측정된 특징들 또는 신호 특성들에 기반하여 영상을 생성하는 것이 가능하다. 예를 들어, 복합 영상은, OCT에 의하여 식별되는 내측 경계(245)와, IVUS에 의하여 식별되는 외측 경계(246) 및, 석회질(calcified), 섬유질(fibrous), 죽종성(athromatous), 혈전성(thrombotic), 금속성 및 비질병성 영역(non-diseased regions)과 같은 혈관벽 내부의 중요한 요소들을 식별하는 능력을 향상시킬 복합 영상을 생성하기 위하여 영상 데이터 세트들의 초점 영역 내에서 광학 신호 특성을 음향 신호과 결합하는 패턴 인식 시스템을 이용하여 혈관벽 내의 가장 조직성인 요소들의 컬러맵을 이용하여 만들어질 수 있다.

도 25a는 OCT에 의하여 식별되는 내측 경계(245), 제 2 영상 내에서 IVUS에 의하여 식별되는 외측 경계(246) 및 OCT 및 초음파 신호 특성의 분석을 위하여 사용되는 관심 영역(247)을 개략적으로 보여준다. 도 25b에서 보여지는 바와 같이, 관심 대상 동시 등록 영역 내에서 하나 이상의 영상 진단 양상들로부터 나오는 신호 특성(248)은, 분석되는 관심 영역에 대응하는 복합 영상 내에서 하나 또는 그 이상의 픽셀들의 조합에 대한 판별을 생성하는데 사용된다. 상기 판별은 종래에 알려진 방법을 이용하여 훈련된 패턴 인식 시스템(249)에 의하여 형성될 수 있다. 동시 등록된 영상들 내에서 식별되는 기하학적 특징들(249)은 또한 상기 복합 영상 내에 선택적으로 포함된다. 관심 영역의 조성을 판별하는 과정은 복합 영상을 생성하기 위한 서로 다른 관심 영역에 대하여 다수 회 반복될 수 있다.

게다가, 통합 영상 진단 수단의 그러한 분석을 가능하게 하는 소프트웨어 및 영상 처리 알고리즘들은, 획득역(acquisition station) 상에 있을 필요는 없다. 일단 영상 진단 데이터가 획득되면, 상기 영상 진단 데이터는 하나 또는 그 이상의 처리 유닛의 개별 세트 상에서 오프라인으로 분석이 이루어지도록 하는 것을 가능하게 하도록 전송될 수 있다.

여기서 기술되는 통합 IVUS/OCT 스캐닝 장비들은, 회전 엔코더를 포함할 수 있다. 상기 통합 IVUS/OCT 스캐닝 장비와 함께 사용될 수 있는 광학 엔코더들에 대한 상세한 내용은, 본 건과 함께 출원된 특허 "회전 엔코더를 가지는 의료 영상 진단 장비(MEDICAL IMAGING DEVICE WITH ROTARY ENCODER)"에서 기술되며, 그 내용 전부는 본 발명의 내용에 통합되고 참조된다.

간략히, 도 26a 내지 26e를 참조하면, 상기 영상 탐침 장치들은 스캐닝 메카니즘의 일부로서 영상 진단 관(34)과 같은 회전축을 사용하는 연장 가능한 영상 탐침 장치와 함께 사용되도록 설계된 엔코더와 결합할 수 있으며, 그 사용은, 비균일(non-uniform) 회전 왜율이 발생할 수 있고 회전 운동의 정확한 측정이 요구되는 토크의 전달용으로 사용되는 길고 연성인 케이블을 사용하는 어떠한 장비와도 함께 사용되도록 일반화될 수 있다. 특히, 토크 케이블의 외경이 상대적으로 작고(예컨대 4mm미만) 길어서(예컨대 5cm이상) 종래의 회전 엔코딩 시스템이 원하는 각해상도(angular resolution)를 제공하지 않거나 의도된 사용에 적절하게 소형화되지 못하는 연성 토크 전송 시스템(flexible torque transmission systems)과 함께 사용되는 것이 가장 적절하다.

도 26a는 토크 전송 축(451)을 가지고, 기계적으로 토크 소스(torque source)(452)에 기계적으로 연결되는 연장 가능한 영상 진단 장비(450)의 원위단 및 근위단의 종단면도를 보여준다. 상기 토크 소스(452)는 모터, 조작자에 의하여 수동으로 회전되는 핸들 또는 다른 장비일 수 있다. 상기 토크 전송축(452)은 상기 장비의 기능단(functional end)(454)으로 토크를 전송하며, 상기 기능단은 에너지 전달 장비, 바늘, 혈관확장 헤드(atherectomy head) 또는 다른 몇몇 수단들일 수 있다. 도 26c에서, 외부 시쓰(453)의 벽이 상기 전송축을 둘러싸는 것으로 보여지며, 외부 시쓰가 개방이거나 상기 기능단 부근에 개구부를 가지는 실시예들이 가능하지만, 상기 장비의 기능단을 감싸는 것을 보여준다. 전송 시쓰(transmission sheath)의 근위단으로부터 이격되는 엔코딩 인터페이스(104) 쪽으로 또는 엔코딩 인터페이스로부터 이동하기 위하여 광방사 및 광감지 중 어느 하나 또는 모두를 가능하게 할 목적으로, 광섬유(455)가 외부 시쓰(453)의 일부분으로써 포함되는 것을 보여준다. 도 26a에서, 이 경우 원통형 엔코딩 인터페이스 바디(180)는 상기 장비의 회전부에 부착되는 반면 상기 섬유는 상대적으로 고정이다. 상기 광섬유(455)는 보여지는 바와 같이 상기 외부 시쓰(453)의 압출 성형(extrusion_의 일부로써 포함될 수 있거나, 상기 시쓰의 내부 또는 외부 표면에 추가될 수 있고, 열수축 물질(heat shrinkable material)로 된 부가층으로 상기 섬유 및 시쓰를 접착 또는 감싸는 것과 같이, 종래에 알려진 방법에 의하여 상기 시쓰(453)에 고정될 수 있다. 상기 광섬유(455)는, 빛을 상기 엔코딩 인터페이스(104)로 향하기 위하여, 광학 스페이서, 렌즈 및/또는 (프리즘 또는 거울과 같은)편향 메카니즘(172)과 같은 필요한 디스탈 옵틱(distal optics)(115)로 마무리될 수 있다. 도 26a의 엔코딩 인터페 이스(104)는, 함께 출원된 특허 "회전 엔코더를 가지는 의료 영상 진단 장비(MEDICAL IMAGING DEVICE WITH ROTARY ENCODER)"에 개시된 원통형 엔코딩 인터페이스 바디 상의 그것과 유사할 수 있다.

도 26b의 엔코딩 인터페이스(104)는 상기 언급된 특허에서 원통형 엔코eld인터페이스 바디 상의 그것과 유사하다. 도 14a 및 14b의 실시예에서 사용되는 엔코딩 광학 회로는 상기 토크 전송 축에 안착되거나 직접 연결되지 않기 때문에, 상기 광학 엔코딩 회로를 따라서 광학 회전 조인트를 필요로 하지 않는다.

도 26c는 도 26b에서 라인 14c-14c를 따라 절개되는 종단면도를 보여준다. 상기 엔코딩 시스템을 위한 하나 또는 그 이상의 광섬유(455)는 상기 외부 시쓰(453)와 결합될 수 있다.

따라서 상기에서 언급한, 본 발명과 함께 출원된 특허 "회전 엔코더를 가지는 의료 영상 진단 장비(MEDICAL IMAGING DEVICE WITH ROTARY ENCODER)"에서 개시된 회전 엔코더에 관한 실시예들은 도 영상 진단 어셈블리(30) 대신 도 26a 내지 26d에 개시된 실시예들 중 어느 하나의 기능단(functional end)으로 대체함으로써, 또한 전기적 또는 광학 신호들을 운반하는 데 적합한 영상 진단 관(34) 대신 상기 토크 전송축(451)으로 대체함으로써 영상 탐침 장치(12) 내로 통합될 수 있다.

상기에서 설명된 본 발명의 바람직한 실시예들에 대한 설명은 본 발명의 사상을 설명하기 위한 것이며, 본 발명의 권리 범위를 개시된 특정 실시예에 한정하기 위함이 아님을 밝혀 둔다. 또한, 본 발명의 권리 범위는 첨부되는 청구항에 의하여 해석되는 권리 범위 및 그 균등 범위까지 포함한다는 것을 밝혀 둔다.

Claims (84)

1. 영상 탐침 장치로서,

   중공축;

   상기 중공축을 통해 연장되고, 광섬유 및 전기 전도체를 포함하며, 근위단에서 영상 처리 시스템, 광원 및 초음파 신호 생성기에 연결되는 영상 진단관; 및

   상기 영상 진단관의 원위 부분에 부착되는 영상 진단 어셈블리를 포함하고,

   상기 영상 진단 어셈블리는,

   상기 광섬유의 원위단으로부터 광 영상 진단 에너지의 방향을 설정하고 반사된 광에너지 신호를 상기 광섬유의 원위단으로 방향 설정하기 위해 상기 광섬유의 원위단과 광통신하는 편향 요소를 포함하는 광학 방사기/수집기; 및

   초음파 영상 진단 에너지를 방사하고 반사된 초음파 영상 진단 에너지 신호를 수신하기 위한 초음파 변환기를 포함하며,

   상기 초음파 변환기는 상기 전기 전도체에 연결되고, 상기 편향 요소의 적어도 일부분이 상기 초음파 변환기내에 내장되며,

   상기 영상 진단 어셈블리는 상기 광학 방사기/수집기로부터의 광 영상 진단 에너지 및 상기 초음파 변환기로부터의 초음파 영상 진단 에너지를 상기 중공축으로부터 전달하도록 구성되며,

   상기 초음파 변환기 및 편향 요소는 서로 대응되도록 위치하고 향하여, 관심영역을 스캐닝하는 동안, 반사된 광에너지 신호 및 반사된 초음파 영상 진단 에너지 신호의 동시 등록이 가능하도록 하는 장치.
2. 제 1 항에 있어서,

   상기 영상 진단관은 구동 메카니즘에 연결되어 움직임을 상기 영상 진단관에 부여하는 장치.
3. 제 2 항에 있어서,

   상기 영상 진단관은 종축 주위에서 회전가능한 장치.
4. 제 3 항에 있어서,

   상기 광학 방사기/수집기는 상기 광섬유의 상기 원위단으로부터 방사된 빛을 영상 진단되는 관심영역으로 집중하고 반사된 빛을 수집하기 위한 광 집중 요소를 포함하는 장치.
5. 제 3 항에 있어서,

   상기 광학 방사기/수집기의 하나 이상의 광학 요소는 상기 초음파 변환기의 외부 표면을 벗어나 연장되는 장치.
6. 제 3 항에 있어서,

   상기 영상 진단 어셈블리의 회전 움직임을 감지하기 위해 상기 영상 진단 어셈블리에 연결된 회전 엔코더 메카니즘을 더 포함하는 장치.
7. 제 3 항에 있어서,

   상기 영상 진단 어셈블리는 상기 광학 방사기/수집기로부터 전달된 상기 광 영상 진단 에너지 및 상기 초음파 변환기로부터 방사된 초음파 영상 진단 에너지가 상기 중공축을 관통하기에 앞서 추가적인 반사없이 전파되는 방식으로 구성되는 장치.
8. 제 3 항에 있어서,

   상기 영상 진단 어셈블리는 상기 광학 방사기/수집기로부터 전달된 상기 광 영상 진단 에너지 및 상기 초음파 변환기로부터 방사된 초음파 영상 진단 에너지가 상기 중공축을 통과하기에 앞서 추가적인 반사 요소를 만나지 않고 전파되는 방식으로 구성되는 장치.
9. 제 3 항에 있어서,

   상기 광학 방사기/수집기는 광 영상 진단 에너지를 전달하도록 구성되고, 상기 초음파 변환기는 상기 영상 진단관의 회전 축으로부터 멀리 지향되는 방향으로 상기 초음파 영상 진단 에너지를 방사하도록 구성되는 장치.
10. 제 4 항에 있어서,

    상기 광영상 진단 에너지는 광간섭 단층 촬영에 의해 영상진단 가능하도록 사용되는 장치.
11. 제 3 항에 있어서,

    상기 광 영상 진단 에너지는 가시광선인 장치.
12. 제 3 항에 있어서,

    상기 광 영상 진단 에너지는 적외선광인 장치.
13. 제 3 항에 있어서,

    상기 중공축의 외부 직경은 약 2mm 미만인 장치.
14. 제 3 항에 있어서,

    영상 처리 시스템을 더 포함하고,

    상기 영상 처리 시스템은 관심 영역을 스캐닝하는 동안 초음파 영상 진단 및 광학 영상 진단으로부터 획득된 초음파 영상 및 광학 영상을 처리하고, 상기 초음파 영상 및 광학 영상을 동시 등록하고, 동시 등록된 영상을 디스플레이하도록 구성되는 장치.
15. 제 1 항 내지 제 14 항 중 어느 한 항에 있어서,

    상기 초음파 변환기는 지지 물질을 포함하고, 상기 편향 요소는 상기 지지 물질의 적어도 한 부분 내에 내장되는 장치.
16. 제 1 항 내지 제 14 항 중 어느 한 항에 있어서,

    상기 편향 요소 및 상기 초음파 변환기는 서로 대응되게 위치하고 향하므로, 반사된 광에너지 신호 및 반사된 초음파 영상 진단 에너지 신호가 실질적으로 동일한 전파 경로를 따라 실질적으로 동일한 방향으로부터 수신되는 장치.
17. 제 1 항 내지 제 14 항 중 어느 한 항에 있어서,

    상기 편향 요소 및 상기 초음파 변환기는 서로 대응되게 위치하고 향하여 반사된 초음파 영상 진단 에너지 신호 및 반사된 광 에너지 신호를 획득하는 사이에 시간 지연을 두고 관심 영역의 영상진단을 가능하게 하고,

    영상 진단 에너지의 제 1 빔에 의해 스캔되는 경로를 영상 진단 에너지의 제 2 빔이 주된 방법으로 뒤따르고, 상기 영상 진단 에너지의 제 1 빔은 광영상 진단 에너지 빔 및 초음파 영상 진단 에너지 빔 중 하나이고, 영상 진단 에너지의 제 2 빔은 광영상 진단 에너지 빔 및 초음파 영상 진단 에너지 빔 중 다른 하나이며, 상기 주된 방법은 초기 시점에서 출발하는 지연 간격 동안 영상 진단 에너지의 제 2 빔의 빔 축이 실질적으로 영상 진단 에너지의 제 1 빔의 초기 축으로부터 자체적으로 더 멀리 이동하지 않도록 하는 것이며, 상기 지연 간격은 영상 진단 에너지의 상기 제 2 빔의 빔 축이 실질적으로 상기 초기축 내로 조정될 때 끝나는 장치.
18. 제 1 항 내지 제 14 항 중 어느 한 항에 있어서,

    상기 초음파 변환기는 상기 초음파 영상 진단 에너지가 방사되어 나오는 표면을 가지고, 상기 초음파 변환기는 내부에 위치되는 광학적으로 전송 가능한 채널을 가지고, 상기 편향 요소는 상기 광학적으로 전송가능한 채널에 내장되어 상기 광 영상 진단 에너지를 상기 광학적으로 전송 가능한 채널을 통해 전송하여, 상기 광 영상 진단 에너지는 실질적으로 초음파 영상 진단 에너지와 동일선상에 있는 장치.
19. 제 1 항 내지 제 14 항 중 어느 한 항에 있어서,

    상기 초음파 변환기는 초음파 신호가 방사되어 나오는 표면을 가지고, 상기 편향 요소는 상기 초음파 변환기와 관련하여 상기 초음파 영상 진단 에너지가 방출되는 방향에 대해 미리 설정된 각으로 빛을 방사하도록 장착되어, 상기 초음파 영상 진단 에너지 및 상기 광 영상 진단 에너지가 서로 다른 시간에서 관심 영역을 스캔하는 장치.
20. 제 19 항에 있어서,

    상기 미리 설정된 각은 90도, 135도 및 180도로 구성된 그룹으로부터 선택된 장치.
21. 제 1 항 내지 제 14 항 중 어느 한 항에 있어서,

    상기 초음파 변환기는, 상기 영상 진단 어셈블리의 주된 회전 운동에 따라 정렬되는 방식으로 배열된 두 개의 광학 방사기/수집기들을 포함하는 장치.
22. 제 21 항에 있어서,

    상기 광학 방사기/수집기들은 상기 초음파 변환기 내에 내장되는 장치.
23. 제 1 항 내지 제 14 항 중 어느 한 항에 있어서,

    상기 영상 진단 어셈블리는 상기 광학 방사기/수집기로부터 광 영상 진단 에너지를 그리고 상기 초음파 변환기로부터 초음파 신호를 반사하도록 장착되는 반사 부재를 포함하고,

    상기 반사 부재는 상기 중공축을 벗어나 회동 부재로부터 에너지 빔 경로를 따라 상기 영상진단 관의 종축에 대해 가변 영상진단 각으로 에너지 빔을 전달하는 회동 부재이고,

    상기 회동 부재는 장착되어 상기 에너지 빔 경로와 상기 영상 진단 관의 상기 종축 간의 상기 가변 영상 진단 각이 상기 종축에 대해 상기 영상 진단관의 각속도를 조정하여 가변되는 장치.
24. 제 23 항에 있어서,

    상기 반사 부재는 음향적으로 반사하는 표면 및 광학적으로 반사하는 표면을 포함하고, 상기 음향적으로 반사하는 표면 및 상기 광학적으로 반사하는 표면은 분리된 층에서 제공되는 장치.
25. 제 24 항에 있어서,

    상기 광학적으로 반사하는 표면은 음향적으로 투명한 장치.
26. 제 24 항에 있어서,

    상기 음향적으로 반사하는 표면은 상기 초음파 영상 진단 에너지를 집중하도록 윤곽을 형성하는 장치.
27. 제 23 항에 있어서,

    상기 회동 부재는 상기 종축에 수직인 회동 축을 따라 회동 가능하게 상기 영상진단 어셈블리에 장착되는 장치.
28. 제 1 항 내지 제 14 항 중 어느 한 항에 있어서,

    상기 광학 방사기/수집기 및 상기 초음파 변환기는 서로 대응하도록 위치하고 향하여, 초음파 영상 진단 에너지 및 광 영상 진단 에너지가 상기 광학 방사기/수집기 및 상기 초음파 변환기로부터 실질적으로 동일선상의 방향으로 전송되는 장치.
29. 제 1 항 내지 제 14 항 중 어느 한 항에 있어서,

    상기 광학 방사기/수집기 및 상기 초음파 변환기는 서로 대응하도록 위치하고 향하여, 상기 광학 방사기/수집기와 관련된 광축은 실질적으로 상기 초음파 변환기와 관련된 음향 축에 동일선상인 장치.
30. 삭제
31. 제 1 항 내지 제 14 항 중 어느 한 항에 있어서,

    상기 초음파 변환기는 광학적으로 전송가능한 채널을 포함하고, 상기 편향 요소는 상기 광학적으로 전송가능한 채널 내에 내장되어 영상 진단 광을 편향하는 장치.
32. 제 31 항에 있어서,

    상기 광학적으로 전송가능한 채널의 적어도 한 부분은 음향 감쇠 층을 포함하는 장치.
33. 제 32 항에 있어서,

    상기 음향 감쇠 층은 유연재를 포함하여 상기 광학적으로 전송가능한 채널 내에 내장된 광학 요소에 상기 음향 기판에 의해 생성된 응력이 전달되는 것을 줄이는 장치.
34. 제 31 항에 있어서,

    상기 광학적으로 전송가능한 채널의 적어도 한 부분은 전기적으로 절연층을 포함하는 장치.
35. 제 31 항에 있어서,

    상기 광학적으로 전송가능한 채널 내에 내장된 광학 집중 요소를 더 포함하는 장치.
36. 삭제
37. 제 35 항에 있어서,

    상기 광학 집중 요소는 상기 초음파 변환기의 외부 표면을 넘어서 연장되는 장치.
38. 제 35 항에 있어서,

    상기 편향 요소는 상기 광학 집중 요소에 대한 광학 스페이서로 작동하기 적합한 경로 길이를 가지는 프리즘인 장치.
39. 제 35 항에 있어서,

    상기 광학적으로 전송가능한 채널은 채널 내에 내장된 광학 스페이서를 포함하고, 상기 광학 스페이서는 상기 광섬유의 원위단과 상기 광학 집중 요소 사이에 광학 빔 경로를 따라 위치하는 장치.
40. 삭제
41. 제 31 항에 있어서,

    상기 광학적으로 전송 가능한 채널의 원위단은 광학적으로 전송가능한 윈도우를 포함하는 장치.
42. 제 41 항에 있어서,

    광학 컴포넌트에 의해 채워지지 않은 상기 광학적으로 전송가능한 채널의 일 영역은 기체 또는 유체에 의해 채워지는 장치.
43. 제 31 항에 있어서,

    상기 광섬유의 원위 부분은 상기 광학적으로 전송가능한 채널 내에 내장되는 장치.
44. 제 43 항에 있어서,

    상기 초음파 변환기의 지지 물질의 일 부분은 상기 광섬유의 상기 원위 부분과 상기 초음파 변환기의 음향 기판의 사이에 개입되는 장치.
45. 삭제
46. 삭제
47. 제 2 항에 있어서,

    상기 구동 메카니즘을 더 포함하고,

    상기 구동 메카니즘은 상기 영상진단관의 왕복 병진 운동을 제공하도록 구성되는 장치.
48. 영상진단 탐침 장치로서,

    중공축;

    상기 중공축을 통해 연장되고, 광섬유 및 전기 전도체를 포함하며, 근위단에서 영상 처리 시스템, 광원 및 초음파 신호 발생기에 연결되는 영상 진단관;및

    상기 영상 진단관의 원위 부분에 부착된 영상진단 어셈블리를 포함하고,

    상기 영상진단 어셈블리는,

    편향 요소를 포함하고, 상기 편향 요소는 상기 광섬유의 원위단과 광통신하여 상기 광섬유의 원위단으로부터 광 영상 진단 에너지를 방향 설정하고, 반사된 광 에너지 신호를 상기 광섬유의 원위단으로 방향 설정하는 광학 방사기/수집기; 및

    초음파 영상 진단 에너지를 방사하고 반사된 초음파 영상진단 에너지 신호를 수신하는 초음파 변환기를 포함하고,

    상기 초음파 변환기는 상기 전기 전도체에 연결되고, 상기 편향 요소의 적어도 일부분은 상기 초음파 변환기 내에 매입되며,

    상기 영상 진단 어셈블리는 상기 중공축을 벗어나 상기 초음파 변환기로부터 상기 초음파 영상 진단 에너지를 그리고 상기 광학 방사기/수집기로부터 광영상 진단 에너지를 전달하도록 구성되고,

    상기 영상 진단 어셈블리는 상기 광학 방사기/수집기로부터 전달된 상기 광 영상 진단 에너지와 상기 초음파 변환기로부터 방사된 초음파 영상 진단 에너지가 상기 중공축을 관통하기에 앞서 추가적인 반사 없이 전파되도록 구성되고,

    상기 초음파 변환기 및 상기 편향 요소는 서로 대응하도록 위치하고 향하여, 관심 영역을 스캐닝하는 동안 상기 반사된 광 에너지 신호 및 상기 반사된 초음파 영상 진단 에너지 신호를 동시 등록할 수 있는 장치.
49. 영상 진단 탐침 장치로서,

    중공축;

    상기 중공축을 통해 연장되고, 광섬유 및 전기 전도체를 포함하여, 근위단에서 영상 처리 시스템, 광원 및 초음파 신호 발생기에 연결되는 영상 진단관;및

    상기 영상 진단관의 원위 부분에 부착된 영상 진단 어셈블리를 포함하고,

    상기 영상 진단 어셈블리는,

    편향 요소를 포함하고, 상기 편향 요소가 상기 광섬유의 원위단과 광통신하여 상기 광섬유의 상기 원위단을 벗어나 광 영상 진단 에너지를 방향 설정하고, 반사된 광 에너지 신호를 상기 광섬유의 상기 원위단으로 방향 설정하는 광학 방사기/수집기; 및

    초음파 영상진단 에너지를 방사하고 반사된 초음파 영상 진단 에너지 신호를 수신하며 상기 전기 전도체에 연결된 초음파 변환기를 포함하고,

    상기 초음파 변환기는 음향 층과 지지 물질을 포함하고, 상기 광학 방사기/수집기의 적어도 일 부분은 상기 지지 물질 내에 제공된 채널 내에 매입되고, 상기 채널의 외부 표면은 다른 경우 상기 채널 내에 매입된 상기 광학 방사기/수집기의 상기 부분에 의해 반사되는 초음파 에너지를 편향하도록 채택되며,

    상기 영상 진단 어셈블리는 상기 중공축을 벗어나 상기 광학 방사기/수집기로부터 상기 광 영상 진단 에너지를 그리고 상기 초음파 변환기로부터 상기 초음파 영상 진단 에너지를 전달하도록 구성되며,

    상기 초음파 변환기 및 상기 편향 요소는 서로 대응하도록 위치하고 향하여 관심 영역을 스캐닝하는 동안 상기 반사된 광 에너지 신호 및 상기 반사된 초음파 영상 진단 에너지 신호를 동시 등록할 수 있도록 하는 장치.
50. 삭제
51. 삭제
52. 영상진단 탐침 장치로서,

    중공축;

    상기 중공축을 통해 연장되고 광섬유 및 전기 전도체를 포함하여, 근위단에서 영상처리 시스템, 광원 및 초음파 신호 발생기에 연결되고, 상기 중공축 내에서 회전가능한 영상 진단관; 및

    상기 영상 진단관의 원위 부분에 부착되는 영상진단 어셈블리를 포함하고,

    상기 영상 진단 어셈블리는,

    광학 집중 요소를 포함하고, 상기 광학 집중 요소는 상기 광섬유의 원위단과 광통신하여 상기 광섬유의 상기 원위단을 벗어나 광 영상 진단 에너지를 방향 설정하고, 반사된 광 에너지 신호를 상기 광섬유의 상기 원위단으로 방향 설정하는 광학 방사기/수집기;및

    초음파 영상 진단 에너지를 방사하고 반사된 초음파 영상 진단 에너지 신호를 수신하는 초음파 변환기를 포함하고,

    상기 초음파 변환기는 상기 전기 전도체에 연결되며,

    상기 영상 진단 어셈블리는 상기 중공축을 벗어나 상기 초음파 변환기로부터 초음파를 그리고 상기 광학 방사기/수집기로부터 상기 광 영상 진단 에너지를 전달하도록 구성되며,

    상기 초음파 변환기 및 상기 광학 방사기/수집기는 서로 대응하도록 위치하고 향하여, 상기 영상 진단관을 회전시킬 때, 일시점에서 상기 초음파 변환기에 의해 영상 진단되는 영역이 실질적으로 상기 영상 진단 어셈블리가 회전된 후에 상기 광학 방사기/수집기에 의해 영상 진단되는 동일한 영역이 되며,

    상기 광학 집중 요소는 상기 초음파 변환기의 외부 표면을 넘어 연장되는 장치.
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54. 제 52 항에 있어서,

    상기 영상 진단 어셈블리는 편향 요소를 더 포함하고, 상기 편향 요소는 상기 광섬유의 원위단과 광통신하는 장치.
55. 제 52 항에 있어서,

    상기 영상 진단 탐침 장치는 상기 영상 진단 어셈블리의 주 회전 움직임으로 상기 영역을 스캔하도록 구성되는 장치.
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