DE3856471T2

DE3856471T2 - Verfahren und vorrichtung zur untersuchung von inneren organen

Info

Publication number: DE3856471T2
Application number: DE3856471T
Authority: DE
Inventors: Ian Kitney; Terry Rothman; Keith Straughan
Original assignee: Intravascular Research Ltd
Current assignee: Intravascular Research Ltd
Priority date: 1987-11-11
Filing date: 1988-11-10
Publication date: 2001-10-25
Anticipated expiration: 2008-11-11
Also published as: GB2212267A; JP2905489B2; DE3856471D1; US5081993A; EP0386058A1; GB9117540D0; GB8726440D0; WO1989004142A1; GB2246632B; DK117890D0; GB2212267B; GB2246632A; JPH03500726A; EP0386058B1; DK117890A; ATE201317T1; JPH1170112A

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft Verfahren und Vorrichtungen zur Untersuchung und Behandlung von inneren Organen des menschlichen Körpers.
Es ist bereits bekannt, eine innere Untersuchung eines inneren menschlichen Organs ohne Rückgriff auf operative Eingriffe durchzuführen, und zwar mittels optischer Vorrichtungen und auch mittels Einrichtungen, die von der Ausstrahlung und dem Empfang von Ultraschallsignalen Gebrauch machen. Die vorliegende Erfindung betrifft den letzteren Ansatz und stellt ein System und ein Geräte zur Verfügung, das die Nachteile bestehender Einrichtungen zu überwinden ermöglicht, wodurch der praktische Arzt und infolgedessen auch der Patient mit den Vorteilen einer genaueren und aktuellen Diagnose und infolgedessen Behandlung versehen wird.
Wie zuvor erwähnt, ist es bekannt, Ultraschallsignale zum Erzeugen einer visuellen Wiedergabe des Inneren eines inneren menschlichen Organs zu verwenden. In einem der bekannten Verfahren wird eine zum Aussenden und Empfangen eines Ultraschallsignals geeignete Sonde über das Äußere des menschlichen Körpers bewegt, und eine zusammenhängende zweidimensionale bildliche Wiedergabe des inneren Querschnitts des menschlichen Organs wird durch die vom Organ reflektierten oder abgeschwächten Ultraschallsignalen erzeugt. Zwar ist solch ein Gerät leicht zu bedienen, jedoch ist die bildliche Darstellung des Inneren des Organs nicht sehr genau, und sie liegt in jedem Fall lediglich zweidimensional vor.
Die im Stand der Technik bekannten Lösungsansätze zum Problem, dem praktischen Arzt eine genaue und brauchbare bildliche Darstellung des Inneren des menschlichen Organs zur Verfügung zu stellen, haben sich auf das Erzeugen eines zusammenhängenden, zweidimensionalen Echtzeitbildes konzentriert. Diesem Lösungsansatz sind Nachteile eigen, die insbesondere dann akut werden, wenn es gewünscht ist, eine innere Untersuchung eines Organs mit einem relativ kleinen Querschnitt, insbesondere einer menschlichen Arterie durchzuführen.
Die vorliegende Erfindung geht dieses Problem von der unerwarteten Einsicht an, dass ein kontinuierliches Echtzeitbild nicht nötig ist, um zu ermöglichen, dass der praktische Arzt ein klares inneres Bild des Organs erhält.
Im US-Patent Nr. 4 672 963 ist ein Ultraschallsystem zum Sichtbarmachen der inneren Organe eines menschlichen Körpers und insbesondere der Vorsteherdrüse offenbart. Das offenbarte System verwendet einen digitalen Rechner, mit dem eine 3-D-Wiedergabe des Organs zusammen mit einer Wiedergabe von dessen inneren Struktur erhalten werden kann, inklusive einer bildlichen Darstellung der dieses Organ bildenden Gewebe. In den IEEE Transactions on Medical Imaging, Ausgabe März 1986, Nr. 1, ist auf den Seiten 45 bis 47 eine Anordnung offenbart, die sich mit der 3-D-Rekonstruktion ursprünglicher Oberflächen von Tomogrammen befasst und aus "Voxel" bestehende 3-D-Bilder zeigt. In dieser offenbarten Anordnung wird ein Voxel-Bild oder Szenerie aus einem Stapel von Tomogrammen durch lineare Interpolation zwischen den originalen Ebenen erzeugt. Diese Veröffentlichung befasst sich hauptsächlich mit der Bestimmung einer Grenze zwischen Geweben verschiedener Dichten aus einer 3-D-Darstellung, die aus Voxels gebildet ist. Gemäß der vorliegenden Erfindung enthält die Vorrichtung zum Erstellen eines Bildes des Inneren eines menschlichen Organs eine Kombination der folgenden Merkmale:
(a) Einen Katheter (1) zum Einführen in den menschlichen Körper;
(b) eine am Katheter angebrachte Ultraschallwandlereinrichtung (2);
(c) Mittel (6) zum Erregen der Wandlereinrichtung, um Ultraschallsignale zu generieren;
(d) Mittel (7) zum Empfangen der entstehenden Ultraschall-Echosignale;
(e) Mittel (8) zum Umwandeln der Echosignale in digitale Signale;
(f) einen Digitalrechner (10), in den die digitalen Signale eingegeben werden;
(g) Mittel (12) zum visuellen Darstellen des Inneren des Organs; gekennzeichnet durch:
(h) Mittel zum Erhalten einer ersten Näherung der momentanen Querschnittsform oder "Scheibe" des Organs aufgrund der genannten Echosignale;
(i) Mittel zum Digitalisieren jeder "Scheibe" in zweidimensionale Elemente oder "Pixel";
(j) Mittel zum Interpolieren zwischen den durch die genannten Echosignale definierten Punkten des Querschnitts, um eine zweite Näherung der genannten momentanen Querschnittsform oder "Scheibe" herzustellen;
(k) summieren einer Mehrzahl von derart generierten "Scheiben" und Interpolieren zwischen benachbarten "Scheiben", um eine dreidimensionale Darstellung zu bilden, die nun aus dreidimensionalen Elementen oder "Voxel" zusammengesetzt ist; und
(l) speicherprogrammierte Steuermittel zur Manipulation der genannten dreidimensionalen Elemente oder "Voxel", um eine Anzahl von dreidimensionalen Darstellungen des Organs inklusive seiner Form und seines strukturellen Aufbaus herzustellen.
Gemäß der vorliegenden Erfindung umfasst ein Verfahren zum Herstellen eines Bildes des Inneren eines menschlichen Organs die folgende Kombination von Schritten:
(a) Erregen (6) einer im menschlichen Körper angeordneten Wandlereinrichtung, um Ultraschallsignale zu erzeugen;
(b) Empfangen (7) des entstehenden Ultraschall-Echosignals;
(c) Umwandeln (8) des Echosignals in digitale Signale;
(d) Eingeben der digitalen Signale in einen Digitalrechner (10);
(e) Visuelles Darstellen (12) des Inneren des Organs;
gekennzeichnet durch die Verfahrensschritte:
(f) Erhalten einer ersten Näherung der momentanen Querschnittsform oder "Scheibe" des Organs aufgrund der Echosignale;
(g) Digitalisieren jeder "Scheibe" in zweidimensionale Elemente oder "Pixel"
(h) Interpolieren zwischen den Punkten des durch die genannten Echosignale definierten Querschnitts, um eine zweite Näherung der genannten momentanen Querschnittsform oder "Scheibe" herzustellen;
(i) Aufsummieren einer Vielzahl von derart erzeugten "Scheiben" und Interpolieren zwischen benachbarten "Scheiben", um eine dreidimensionale Darstellung herzustellen, welche nun aus dreidimensionalen Elementen oder "Voxel" zusammengesetzt ist und
(j) Manipulieren der genannten dreidimensionalen Elemente oder "Voxel", um eine Vielfalt von dreidimensionalen Darstellungen des Organs inklusive dessen Form und struktureller Zusammensetzung zu erzeugen.
Wie die Erfindung ausgeführt werden kann wird nun nur beispielhaft beschrieben anhand der beigefügten Zeichnungen:
Fig. 1 ist ein Blockdiagramm eines Systems gemäß der vorliegenden Erfindung;
Fig. 2 stellt die Zeitmessung der "Burst"- und "Echo"-Signale von Fig. 1 dar;
Fig. 3A und 3B sind schematische Darstellungen einer einzelnen ringförmigen Wandleranordnung und deren zugeordneten elektrischen Verkabelung.
Fig. 4 ist eine Ansicht, die ähnlich ist zu Fig. 3B und die Leitungsanordnung einer Wandleranordnung mit zwei Kreisen zeigt;
Fig. 5 zeigt einen bekannten Aufbau eines Katheters für den Einsatz in dem System von Fig. 1;
Fig. 5A, 5B und 5C sind Querschnitte, die verschiedene Arten von bekannten Kathetern für verschiedene Zwecke zeigt;
Fig. 6 ist eine Perspektivansicht, die eine Form der Ultraschallwandlereinrichtung zeigt zum Befestigen an dem Ende eines Katheters;
Fig. 7 ist ein Längsschnitt entlang der Linie A-A der Fig. 6;
Fig. 8 ist eine Ansicht ähnlich zu Fig. 6, die eine alternative Ausführungsform der Ultraschallwandlereinrichtung zeigt;
Fig. 9 ist eine Ansicht ähnlich zu Fig. 7, die eine Wandlereinrichtung zeigt, die ausgebildet ist, um sowohl eine Behandlung als auch eine Diagnose zu ermöglichen;
Fig. 10 ist ein Flussdiagramm, das die Logik der in dem System von Fig. 1 eingesetzten Software/Programmierung zeigt; und
Fig. 11 ist ein Flussdiagramm, das eine Modifikation oder Verbesserung der in Fig. 10 gezeigten Software detaillierter darstellt.
Fig. 12 ist eine schematische Querschnittsansicht einer weiteren Ausführungsform der Ultraschallwandlereinrichtung;
Fig. 13 ist eine bruchstückartig vergrößerte Ansicht eines Teils der Wandlereinrichtung der Fig. 12;
Fig. 14 ist eine schematische Darstellung einer Möglichkeit das System der vorliegenden Erfindung an ein bekanntes Röntgen-System zu koppeln, um die Position der Ultraschallwandlereinrichtung innerhalb des Patientenkörpers anzugeben;
Fig. 15 ist eine schematische Darstellung einer Alternative zu Fig. 14 zum Angeben der Position der Ultraschallwandlereinrichtung innerhalb des Patientenkörpers, bei der eine Funkenentladung eingesetzt wird;
Fig. 16 ist eine vergrößerte Schnittansicht des Endes der in Fig. 15 gezeigten Sonde;
Fig. 17 ist eine schematische Darstellung sowohl der Schnittstelle zwischen dem Katheter und dem Echosignalverarbeitungssystem zur Rechten der gebrochenen Linie in Fig. 1 als auch eines weiteren Mittels zum Angeben der Position der Sonde innerhalb des Patientenkörpers mithilfe eines Mikrometers; und
Fig. 18 ist ein Blockdiagramm, das den in Fig. 1 mit den Bezugsziffern 10, 11 und 12 bezeichneten Teil detaillierter zeigt.

Fig. 1

Fig. 1 ist eine Blockdiagrammdarstellung eines Verfahrens zum Erstellen eines Bildes des Inneren eines menschlichen Organs, speziell einer Arterie.
Ein Katheter 1 zum Einführen in eine menschliche Arterie 3 hat ein freies Ende 1a, an dem eine Ringultraschallwandlereinrichtung 2 befestigt ist, wobei das andere Ende des Katheters über eine Verbindung 4 mit der rechts der gebrochenen Linie in Fig. 1 gezeigten Apparatur elektrisch verbunden ist.
Die elektrische Verbindung 4 wird detailliert in Verbindung mit den Fig. 3 und 4 beschrieben, weist aber praktisch eine Leistungsanordnung auf, die als ein Multiplexer/Demultiplexer 5 wirkt, deren Funktion es ist, die Anzahl von Leitungen zu reduzieren, die ansonsten durch den Katheter 1 geführt werden müssten, um die Wandlereinrichtung 2 an die Apparatur, die schematisch rechts von der gebrochenen Linie in Fig. 1 dargestellt ist, anzuschließen.
Die Wandlereinrichtung 2 wird durch einen Treiberkreis 6 angeregt, um die Wandlereinrichtung 2 dazu zu bringen, Ultraschallsignale zu emittieren. Die Wandlereinrichtung 2 reagiert auf Echos der emittierten Signale und dieses verursacht die Erzeugung von Echosignalen, die durch die Multiplexer/Demultiplexer-Anordung 5 zurück zu einem Ultraschallempfangskreis 7 wandern und dann zu einem Analog/Digital-Wandler 8, der die analogen elektrischen Echosignale in digitale Signale umwandelt.
Diese digitalen Echosignale werden dann in einen "fast-in-fast-out"-Datenspeicher 9 eingegeben, von dem sie einem Digitalrechner 10 zugeführt werden.
Der Digitalrechner 10 ist durch Software 11 derart programmiert, dass die Digitalechosignale in Signale umgewandelt werden, die, wenn sie einem hochauflösenden Grafikdisplayterminal 12 zugeführt werden, eine dreidimensionale Darstellung des Inneren der darzustellenden Arterie 3 ermöglichen.
Die Software 11 ermöglicht es, die Daten zu manipulieren, so dass die dreidimensionale Darstellung aus verschiedenen Blickwinkeln angeschaut werden kann. Eine Papierkopie der dreidimensionalen Darstellung kann von einem Drucker 13 erzeugt werden.
Die Multiplexer/Demultiplexer-Anordnung 5 könnte aus einem Multiplexer/Demultiplexer-Kreis als solchem bestehen oder könnte eine logische Leitungsanordnung aufweisen, von der zwei Beispiele nachfolgend in den Fig. 3 und 4 gezeigt sind. Falls ein Multiplexer/Demultiplexer-Kreis als solcher eingesetzt würde, könnte er aus einer analogen Standardschaltermatrix aufgebaut sein wie etwa der Silikonix-Art SD5400, SD5401 oder SD5402 DMOS FET Quad. Der Ultraschallantriebskreis 6 und der Empfangskreis 7 könnten von der Art sein, die von Donald W Baker offenbart wurde in seinem Paper mit dem Titel "Pulsed Ultrasound Doppler Blood Flow Sensingu IEEE Transactions on Sonics and Ultrasonics Vol SU17 No. 3 1970.
Der Analog/Digital-Wandler 8 könnte von der Art sein, die in Datel Corporation's Application Note DTL-18 offenbart wurde.
Der "fast-in-fast-out"-Speicher 9 könnte von der Art sein, die von J E Pedersen offenbart wurde in seinem Artikel mit dem Titel "Fast Dedicated Microprocessor for Real Time Frequency Analysis of Ultrasound Blood Velocity Measurements": Medical and Bilogical Engineering and Computing Vol 20 pages 681-686.
Der Digitalrechner 10 kann von jeder geeigneten Art und Kapazität sein wie etwa einem DEC Micro Vax-II mit 8 Megabytes RAM, 70 Megabytes Festplatte und einem 90 Megabyte Band-Streamer. Die Verbindung zwischen dem Digitalrechner 10 und dem hochauflösenden Farbgrafikterminal 12 wird über eine 16-Bit Parallel- Schnittstelle hergestellt.
Der hochauflösende Farbgrafikterminal 12 wird mit 8 Ebenen aufgesetzt, hat eine maximale räumliche Auflösung von 1448 (X) · 1024 (Y) bei einer Tiefenauflösung von 8 Bits (256 Farben). Falls erforderlich kann die Tiefenauflösung auf bis zu 24 Bits erhöht werden, obwohl dies für die räumliche Auflösung schädlich ist. Alle die in der Software 11 benutzten Programme erfordern im Einsatz 256 Farben und 1448 · 1024 Pixel. Beispiele für Terminals, die diese Erfordernisse erfüllen, sind die Sigmex 6200 Serie und bestimmte Arten von Tektronix- und Ramtech- Terminals.
Um ein ganzheitliches Verständnis zu geben, wie das in Fig. 1 dargestellte Verfahren abläuft, wird nun eine kurze Beschreibung folgen obwohl Aspekte des Verfahrens dann in Beziehung zu den übrigen Figuren in den Zeichnungen detaillierter beschrieben werden.
Die Geometrie und der Aufbau der Sonde, die die Ringwandlereinrichtung 2 trägt wird so ausgewählt und konstruiert, dass sie mit der Natur und der Strömung des Fluids innerhalb der Arterie 3 kompatibel ist und mit dem inneren Durchmesser dieser Arterie. Jedes piezo-elektrische Element der Wandlereinrichtung wird einmal pro Abtastvorgang für weniger als 100 usec über die Multiplexer- Demultiplexer-Anordnung 5 jeweils mit den Ultraschallantriebs- und Empfangskreisen 6 und 7 verbunden. Ein 1 us Burst eines Hochrequenzsignals von dem Antriebskreis 6 versetzt den ausgewählten piezo-elektrischen Kristall in Schwingungen. Die resultierende, von dem Kristall erzeugte Ultraschalldruckwelle wird radial emittiert, um die innere Wand der Arterie 3 zu bestrahlen. Echos von dieser Schnittstelle und anderen akustischen Impedanzdiskontinuitäten in dem Schallweg werden von demselben piezoelektrischen Kristallelement empfangen. Das Puls- Echosignal wird nach einer Verstärkung durch den Empfangskreis 7 mit einem "Start der Abtastung"-Puls kombiniert ("Start-of-Scan"-Puls) und mit einem Schaltkreispuls. Dieses zusammengesetzte Funkfrequenzsignal wird dann durch einen "Blitz"-Analog-zu-Digital-Wandler 8 digitalisiert, das heißt, durch einen Wandler, der Hochfrequenzsignale verarbeiten kann. Die resultierenden 8-Bit-Abtastungen werden dann gleichzeitig in einem Hochgeschwindigkeitsdirektzugriffsspeicher gespeichert.
Wenn ein vollständiger Abtastungsvorgang aller Elemente der Wandlereinrichtung gespeichert wurde, werden die Daten über eine parallele Datenverbindung in den Digitalrechner 10 geladen. Auf dem Digitalrechner 10 läuft hochentwickelte Signalverarbeitungs- und Rekonstruktionssoftware 11, um auf einem hochauflösenden Farbgrafikdisplayterminal ein hochauflösendes Bild des Arterienquerschnitts oder eines anderen Aspektes zu erzeugen.
Die Anregungsfrequenz der Wandlerelemente sollte bevorzugterweise in dem Bereich von 1 bis 20 MHz liegen, die axiale Länge jedes der Wandlerelemente vorzugsweise zwischen 2 mm und 8 mm. Die besten Resultate wurden bei einer Länge von 8 mm erzielt.

Fig. 2

Diese Figur stellt die Ultraschallsignale dar, die von den Wandlerelementen und deren zugehörigen Echosignalen erregt wurden. Insbesondere die Ultraschallsignale werden mit 14a bis 14j einschließlich bezeichnet und die zugehörigen Echosignale mit 15a bis 15j einschließlich, die synchronisierenden Pulse werden mit 16a bis 16j einschließlich bezeichnet.

Fig. 3 UND 4

Wie bei Fig. 1 bemerkt, weist die Wandlereinrichtung 2 eine Anzahl von Wandlerelementen auf, die jeweils aus einem piezo-elektrischen Kristall bestehen, der vorzugsweise aus Bleizirkoniumtitanat hergestellt ist. In Fig. 1 sind vier von diesen Elementen dargestellt und Fig. 2 basiert auf der Annahme, dass zehn Wandlerelemente vorhanden sind. Die Elementenanzahl kann variieren aber je größer die Anzahl, desto größer die Auflösung oder Klarheit des Bildes, das erzeugt werden wird.
Die Fig. 3 und 4 zeigen detaillierter zwei spezifische Anordnungen von Wandlerelementen und die Art, auf die sie miteinander elektrisch verbunden sind, um die Anzahl von Leitungen zu reduzieren, die entlang des röhrenförmigen Katheters 4 verlaufen missen, das heißt, die dargestellten Leitungsanordnungen wirken praktisch als ein Multiplexer/Demultiplexer.
In Fig. 3 besteht die Wandleranordnung aus zwölf Wandlerelementen die gekennzeichnet sind mit A1, B1, C1, A2, B2, C2, A3, B3, C3, A4, B4, C4, aufgeführt im Uhrzeigersinn. Die Elemente A1, A2, A3, A4 sind parallel elektrisch verbunden, so dass sie zur selben Zeit angeregt werden (vergleiche auch Fig. 1). Die vier Elemente B1, B2, B3, B4 sind ähnlich verbunden, so dass sie zusammen angeregt werden, wie auch die Elemente C1, C2, C3 und C4 (wie dargestellt).
Im Betrieb werden zu einer Zeit vier Elemente in der Reihenfolge A1, A2, A3, A4 zusammen angeregt, dann B1, B2, B3, B4 zusammen, dann C1, C2, C3, C4 zusammen, usw. Obwohl es zwölf Wandlerelemente gibt, gibt es bei der Leitungsanordnung, die in Fig. 3B gezeigt ist, nur vier Leitungen, die durch den röhrenförmigen Katheter durchlaufen, um diese anzuregen. Diese Leitungsanordnung wirkt daher als Äqualent eines Multiplexer/Demultiplexer-Kreises.
In Fig. 4 besteht die Wandleranordnung aus zwei Ringen, die sich Seite an Seite befinden, wobei jeder Ring zwölf Wandlerelemente aufweist, im Vergleich zu Fig. 3, in der es nur einen einzelnen Ring mit zwölf Elementen gibt. Die Leitungsanordnung jedes der zwei Ringe ist ähnlich zu der von Fig. 3, aber die Elemente der zwei Ringe werden miteinander verbunden, so dass durch jeden anregenden Puls vier Elemente jedes Rings zusammen angeregt werden, das heißt, es werden gleichzeitig acht Elemente angeregt.
Die Reihenfolge der Anregung der Wandlerelemente ist wie folgt. Die Elemente der Gruppe A1 in dem ersten Ring werden zusammen mit den Elementen der Gruppe B2 in dem zweiten Ring angeregt. Die Elemente der Gruppe B1 in dem ersten Ring werden zusammen mit den Elementen der Gruppe C2 in dem zweiten Ring angeregt. Die Elemente der Gruppe C1 in dem ersten Ring werden zusammen mit den Elementen der Gruppe A2 in dem zweiten Ring angeregt.
Es wird deutlich werden, dass direkt benachbarte Elemente in den zwei Ringen nicht gemeinsam angeregt werden, beispielsweise A1 zusammen mit einem A2. Der Grund dafür liegt darin, die Wahrscheinlichkeit von Kreuzkopplung zwischen den zwei Ringen zu reduzieren.
Mehr als zwei Ringe könnten eingesetzt werden, wobei in diesem Fall nicht benachbarte Ringe äquivalente Wandlerelemente aufweisen könnten, die zusammen angeregt werden, da das Risiko von Kreuzkopplung schon reduziert wäre durch den räumlichen Abstand dieser zwei Ringe durch einen dazwischen angeordneten Ring oder dazwischen angeordnete Ringe.

Fig. 5

Diese Figur zeigt eine typische bekannte Art eines Katheters, der aus einem Plastikschlauch 17 besteht, der an einem Ende einen Griff 18 und an dem anderen Ende ein Spitzenelement 19 aufweist. Ein Führungsdraht 20 kann durch den Schlauch 17 geführt werden. Der Griff 18 ist mit einer axial angeordneten Öffnung 21 versehen, durch die der Führungsdraht 20 durchgeführt werden kann. Der Griff ist auch mit weiteren radial angeordneten Öffnungen 22 und 23 versehen.
Die Fig. 5A, 5B und 5C zeigen einige Querschnitte des Katheterschlauchs 17, diese Querschnitte sind für verschiedene medizinische Anwendungen des Katheters entworfen.
In dem Querschnitt von Fig. 5A hat der Schlauch 17 ein Lumen oder eine Durchführung 24, um den Führungsdraht 20 aufzunehmen und einen zweiten Lumen oder eine zweite Durchführung 25, um eine mikrokoaxiale Leitung aufzunehmen.
In dem Querschnitt von Fig. 5B hat der Schlauch 17 Lumen 24 und 25 wie in Fig. 5A, aber er hat auch einen dritten Lumen 26, durch das Druckluft oder anderes geeignetes Gas durchgeleitet werden kann, um einen Ballon aufzupumpen, der in dem Ende des Katheterschlauchs 17 an oder in der Nähe der Spitze 19 des Katheterschlauchs 17 ausgebildet ist. Eine derartige Ausführungsform eines Katheters ist gut bekannt.
In dem Querschnitt von Fig. 5C sind wie vorher Lumen 24 und 25 angeordnet, aber auch zwei weitere Lumen 27 und 28. Lumen 27 ist dafür vorgesehen, einen faseroptischen Kanal für die Anwendung von Laser-Angioplastie in bekannter Weise aufzunehmen. Das Lumen 28 ist dazu vorgesehen, einen Drucksender (nicht gezeigt) in bekannter Weise aufzunehmen.

Fig. 6-8

Der bzw. die Katheter, die allgemein in den Fig. 5, 5A, 5B und 5C gezeigt wurden, sind bekannte Ausführungsformen. Ein Katheter gemäß der vorliegenden Erfindung ist charakterisiert durch die Ausgestaltung der Spitze oder Sonde 19. Die Fig. 6-8 zeigen Beispiele der Spitze oder Sonde 19 gemäß der vorliegenden Erfindung.
In den Fig. 6 und 7 ist die Spitze 19 der vorliegenden Erfindung aus einem Kunststoffmaterial hergestellt wie etwa Polyvinylchlorid (PVC) und weist einen Kernabschnitt 29 auf, durch den sich Lumen 24a und 25a erstrecken. Der Kernabschnitt 29 weist zwölf Einkerbungen 30 auf, die um dessen Umfang herum ausgebildet sind, wobei jede Einkerbung ein einzelnes piezo-elektrisches Kristallwandlerelement 31 aufnehmen kann.
Jede Einkerbung 30 ist mit dem Lumen 25a über einen Kanal 32 verbunden. Ein mikrokoaxiales Kabel erstreckt sich von der Öffnung 22 über den Katheterschlauch 17 in den Griff 18 und dessen bildende Stränge (Constituent Strands) enden an den Wandlerelementen 31.
Die Spitze 19 hat einen zapfenförmigen Abschnitt 33, der so geformt und dimensioniert ist, dass er mit einem becherförmigen Ende 34 des Katheterschlauchs 17 einen Reibschluss eingeht. Die Spitze 19 kann daher mit der geeigneten Anzahl und Anordnung von Lumen ausgebildet sein, um mit den bekannten Arten des Katheterschlauchs 17 zusammenzupassen. Da jeder Katheterschlauch nur einmal benutzt wird und auch aufgrund des Erfordernisses, eine medizinisch sichere Ausführungsform zu liefern, ist es in der Praxis so, dass die Verbindung zwischen dem Zapfen 33 und der inneren Oberfläche des becherförmigen Endes 34 durch Epoxidharz versiegelt werden würde. Weiter würden die Kanäle 32 ebenso mit Epoxidharz gefüllt werden.
In den Fig. 6 und 7 (und den Fig. 3 und 4) ist der Ansatz zum Erreichen des erforderlichen Auflösungsgrades, die Anzahl von Wandlerelementen zu erhöhen, beispielsweise indem ein oder mehrere Ringe jeweils mit zwölf Wandlerelementen vorgesehen werden. Das Abtasten des Organs wird dadurch erreicht, dass praktisch ein vierpoliges Wandlerelement im Verhältnis zu jedem Ring elektronisch gedreht wird.
Ein alternativer Ansatz bezieht die physikalische Drehung der Wandlerelemente mit ein, um dasselbe Ziel zu erreichen. In diesem Ansatz werden die Wandlerelemente auf einem Element befestigt, dass selbst drehbar auf dem Kernabschnitt 29 der Sonde befestigt ist. Einige geeignete Antriebsmittel werden für das Drehen des Elementes vorgesehen. Die Antriebselemente können einen Draht aufweisen, der durch den Katheterschlauch 17 zurückgeführt wird, um selbst beispielsweise durch einen geeigneten elektrischen Motor gedreht zu werden. Die Verbindung zwischen dem Draht und dem Element kann verschiedene Formen annehmen.
Der Vorteil, eine rotierbare Wandleranordnung zu haben, liegt darin, dass dieselbe Bildauflösung mit weniger Wandlerelementen erreicht werden kann verglichen mit den Fig. 3, 4, 6 und 7 oder eine höhere Auflösung bei einer gegebenen Anzahl von Wandlerelementen erreicht werden kann. Der Auflösungsgrad wird von der Anzahl von Wandlerelementen abhängen, die von dem rotierbaren Element getragen werden und der Rotationsgeschwindigkeit des Elementes, allgemein gilt, je höher die Geschwindigkeit, desto höher die Auflösung.
Fig. 8 ist eine Ansicht ähnlich zu Fig. 6, zeigt aber eine alternative Form der Wandleranordnung. In dieser alternativen Form besteht die Wandleranordnung aus einem einzelnen Ring oder Ring 35 aus einem piezo-elektrischen Kristall, der Einkerbungen 36 aufweist, die sich parallel zu der Achse der Spitze 19 erstrecken und benachbarte Paare von diesen definieren die Wandlerelemente A, B, C etc. ( Fig. 3 und 4). Eine ebene röhrenförmige Hülse 37 aus ultraschalldurchlässigem Material bedeckt die Wandlereinrichtung, um das Einführen und die Bewegung des Katheters durch die Arterie zu erleichtern.

Fig. 9

Dies ist eine Ansicht ähnlich zu Fig. 7 aber in dieser Ausführungsform ist die Sonde oder die Spitze an dem Ende des Katheters mit einer weiteren piezoelektrischen Wandleranordnung versehen, deren Zweck es ist, Belag, der sich im Inneren der Arterie gebildet hat, zu zertrümmern oder zu zerkleinern.
Diese zusätzliche Wandleranordnung ist entworfen, um Ultraschallsignale relativ geringer Frequenz zu emittieren, was den Effekt haben wird, den Belag in resonante Schwingungen zu versetzen und dadurch zu zerkleinern.
Diese zusätzliche Wandleranordnung kann eine Anzahl von Formen annehmen, zwei Alternativen davon sind in Fig. 9 gezeigt.
Die erste Alternative besteht aus einem Einzelnen Wandlerelement 39, das an der Endfläche des Kernabschnitts 29 befestigt ist, wobei das Wandlerelement 39 eine konkave Oberfläche 39a aufweist, so dass es die emittierten Ultraschallsignale an einem im Verhältnis zu dem Kernelement 29 im Wesentlichen axialen Punkt fokussieren wird.
Die weitere alternative Wandleranordnung besteht aus einer Anzahl von Wandlerelementen 40, die um die äußere Oberfläche des Kernelementes 29 herum befestigt sind, so dass sie Ultraschallsignale im Verhältnis zu der Achse der Arterie im Wesentlichen nach radial außen emittieren.

Fig. 10

Diese Figur stellt die Logik der Software dar, die schematisch in Fig. 1 dargestellt ist und dort mit dem Bezugszeichen 11 gekennzeichnet ist.
Wie früher angegeben, liegen die von der Wandlereinrichtung empfangenen Daten in der Form von "Schnappschüssen" vor, da jeder der Sätze von vier Wandlerelementen angeregt wird und die zugeordneten Echosignale empfangen werden. Diese Signale und die zugehörigen Echos von den angeregten Wandlerelementen liefern den instantanen radialen Abstand von Punkten des Inneren der Arterie und Punkten durch die Dicke der Arterienwand hindurch. Dieser Schritt ist als Bezugszeichen 41 in Fig. 10 gezeigt und mit "Scheibenerzeugung" bezeichnet, jedes anregend und die zugehörigen Echos repräsentieren eine "Scheibe" durch die Arterie. Da diese "Scheibe" von einer endlichen Anzahl von Wandlerelementen erzeugt wird, wird jedoch kein vollständiges Bild des Querschnitts der Arterie erzeugt, sondern nur ein angenähertes Bild dieses Querschnitts. Es ist daher notwendig, zwischen den Punkten des Querschnitts, die bestimmt wurden durch die von den einzelnen Wandlerelementen abgegebenen und empfangenen Signalen zu interpolieren und zwischen benachbarten "Scheiben" zu interpolieren. Dieser Interpolationsschritt wird in Fig. 10 mit dem Bezugszeichen 42 gekennzeichnet und als "Scheibeninterpolation" bezeichnet.
Interpolation zwischen benachbarten "Scheiben" kann beispielsweise durch bekannte, sogenannte räumliche Korrelationstechniken erreicht werden. Dies beinhaltet das Vergleichen der räumlichen Merkmale von einzelnen "Scheiben", indem Berechnungen eingesetzt werden, die denjenigen ähnlich sind, die für Kreuzkorrelationsfunktionen eingesetzt werden, die in der Zeitreihenanalyse angewandt werden.
Die Software der vorliegenden Erfindung digitalisiert jede "Scheibe" und speichert die Bildinformationen jeder "Scheibe" in Form der Basisbildelemente oder Pixel. Das dreidimensionale Modell wird dann aus den digitalisierten "Scheiben" konstruiert, die natürlich in der richtigen Reihenfolge angeordnet sind, wobei das dreidimensionale Modell aus sogenannten "Voxel" ("dreidimensionale Pixel") aufgebaut ist, was es erlaubt, die Details von irregulären anatomischen Läsionen genau zu modulieren. Dies steht im Gegensatz zu bekannter, kommerziell erwerbbarer Software für dreidimensionales Festkörpermodulieren, was auf dem Konzept des Modulierens eines Objektes basiert, indem einfache als "Grundelemente" bezeichnete, geometrische Figuren eingesetzt werden, die aus einer Bibliothek von vorbestimmten Figuren herausgenommen werden. Weitere Informationen dieses bekannten Ansatzes können in "Principles of Interactive Computer Graphics" von Foley und Van Dam, veröffentlicht 1982 von Prentice-Hall nachgelesen werden. Die Vorteile des von der vorliegenden Erfindung angenommenen Ansatzes (das heißt, das Benutzen von "Voxel") ist, dass es dann möglich ist, die Darstellung schnell zu manipulieren und Schnitte durch sie zu legen etc., da die Orientierung jedes einzelnen "Voxel", die die gesamte Darstellung oder das Modell bilden, nicht kritisch ist, da jeder einzelne im Bezug zu der Gesamtdarstellung sehr klein ist. Dies steht im Gegensatz zu dem bekannten Verfahren, das "Grundelemente" einsetzt, deren Größen im Verhältnis zu der Gesamtdarstellung bedeutend sind und daher sind deren Orientierungen kritisch, um eine genaue Darstellung oder ein Modell zu erhalten und daher müsste jedes "Grundelement" einzeln während jeder Manipulation der Darstellung oder des Modells reorientiert werden.
Der nächste Schritt ist es, die verschiedenen interpolierten Scheiben der Arterie aufzusummieren, um eine Darstellung der Arterie in drei Dimensionen zu erzeugen, wobei dieser Schritt als "Volumenerzeugung" bezeichnet wird und in Fig. 10 mit dem Bezugszeichen 43 gekennzeichnet ist.
Nachdem dies ausgeführt wurde, können die Daten, die das dreidimensionale Bild der Arterie darstellen, in einer Anzahl von Arten gehandhabt oder manipuliert werden, um verschiedene Aspekte des dreidimensionalen Bildes zu liefern. Diese Stufe ist in Fig. 10 durch einen Kasten 44 gekennzeichnet, der als "Handhabung" bezeichnet ist.
In Fig. 10 betreffen alle unterhalb der gebrochenen Linie dargestellten Stufen verschiedene Manipulationen, die an der dreidimensionalen Darstellung, die schon durch die Schritte oberhalb der gepunkteten Linie erzeugt wurde, ausgeführt werden können. Genauer gesagt, betreffen die Schritte, die bezeichnet sind mit "DREHEN", "SCHNEIDEN", "VERSCHNEIDEN", "ZUSAMMENFÜGEN", "LÖSCHEN" und "ÖFFNEN" alle das Manipulieren der dreidimensionalen Darstellung in einer bestimmten Weise. Speziell "DREHEN" betrifft das Drehen der dreidimensionalen Darstellung, so dass sie aus verschiedenen Winkeln betrachtet werden kann. Die Manipulation "SCHNEIDEN" betrifft im Wesentlichen das Entfernen eines Segmentes der dreidimensionalen Darstellung, so dass das Innere an einem bestimmten Punkt betrachtet werden kann. Bei der Manipulation "VERSCHNEIDEN" werden zwei dreidimensionale Darstellungen genommen und diese kombiniert, um beispielsweise eine visuelle Darstellung einer Y-geformten Arterie zu liefern. Die Manipulation, die mit "LÖSCHEN" bezeichnet wird, betrifft das Entfernen eines Teils der dreidimensionalen Darstellung und die Manipulation, die als "ÖFFNEN" bezeichnet wird, betrifft im Wesentlichen fiktives Schneiden der Arterie in einer longitudinalen Richtung und flaches Öffnen derselben, so dass das Innere der Arterie mit Konturen betrachtet werden kann.
Ein wichtiger Vorteil der vorliegenden Erfindung liegt in deren Mächtigkeit und Flexibilität, um die die räumliche dreidimensionale Darstellung oder das Modell (enthalten im dreidimensionalen "Voxel"-Raum) in jeder Orientierung zu schneiden. Folglich kann jede Anzahl von zweidimensionalen Schnitten reproduziert werden und eine weitere Bildbearbeitung jedes Schnittes durchgeführt werden, um beispielsweise bestimmte Merkmale des Gewebes besser darzustellen.
Es sollte betont werden, dass die gerade beschriebenen verschiedenen Manipulationen nur Beispiele für diese sind, die ausgeführt werden könnten.
Die Gedächtnisstütze von Fig. 10 zeigt die verschiedenen Arten, auf die die dreidimensionalen Darstellungen tatsächlich angezeigt werden können. Beispielsweise kann die Darstellung in der Form eines simulierten Röntgenbildes präsentiert werden, das heißt, mit einem Hintergrund, der dunkler ist als der Vordergrund. Dies ist mit der Bezugsziffer 52 in Fig. 10 gekennzeichnet. Die Kästchen, die mit 53, 56 und 57 in Fig. 10 gekennzeichnet sind, zeigen verschiedene Wege an, auf denen das Bild farbig gestaltet werden kann. Das Kästchen 55, das mit "TRANSPARENZ" bezeichnet ist, betrifft die Möglichkeit, ein Bild mit einer einheitlichen Farbgebung zu erzeugen.
Die Software ist in einer Hochsprache, beispielsweise FORTRAN 77 geschrieben, die unter VMS 4.4. läuft, und hat eine große Bandbreite von Merkmalen, von denen einige schon anhand der Fig. 10 beschrieben wurden.
Die Software wurde in einer Form geschrieben, die vollständig menügesteuert ist und die Steuerung des Systems kann vorzugsweise durch eine "Maus" bewirkt werden, wobei die Rotation der Bilder durch analoge Steuerungen gesteuert wird. Weiter kann der Rechner 10 mit einem Array-Prozessor ausgestattet sein, um die Verarbeitung der Daten schneller zu machen, so dass der Benutzer in die Lage versetzt wird, ein dreidimensionales Modellbild in Echtzeit zu drehen, obwohl das Bild selbst, wie vorher ausgeführt, nicht in Echtzeit erzeugt wurde.
Die Softwareschnittstelle zwischen den FORTRAN-Programmen und dem Terminal 12 besteht aus einer Reihe von Routinen zum Steuern des Terminals. Beim Einsatz eines Sigmex-Terminals bilden diese Routinen eine Bibliothek, die WKS 77 genannt wird, die dem System ähnlich ist, das als GKS (grafisches Kernel-System) bekannt ist.

Fig. 11

In Fig. 10 kann das Verarbeiten, das unterhalb der gepunkteten Linie schematisch dargestellt wird, dazu eingesetzt werden, jedes Bild, das durch die Schritte oberhalb der gepunkteten Linie hergestellt wurde, zu manipulieren und anzuzeigen. In Fig. 10 betreffen die Schritte oberhalb der gepunkteten Linie das Generieren von Daten, die für ein dreidimensionales Element wie eine Arterie repräsentativ sind, aber die Software unterhalb der gepunkteten Linie kann eingesetzt werden, um Daten zu manipulieren, die für andere Dinge repräsentativ sind.
Genauer gesagt kann die schon beschriebene Sonde eingesetzt werden, um Signale zu erzeugen, die auf die Blutströmung innerhalb einer Arterie hinweisen und diese Daten können verarbeitet und manipuliert werden, um eine visuelle Darstellung dieser Blutströmung zu geben. Diese Möglichkeit ist schematisch durch das mit "STRÖMUNGSVISUALISIERUNG" gekennzeichnete Kästchen dargestellt, wobei das Kästchen mit der Bezugsziffer 58 in Fig. 10 versehen ist.
Es ist schon bekannt, Ultraschallsignale zur Bewertung einer Arterienerkrankung einzusetzen, indem die Geschwindigkeit der Blutströmung in einer Arterie geschätzt wird. Diese bekannten Systeme greifen auf das Dopplerprinzip zurück. In dem Ansatz gemäß dem Stand der Technik verursachen Ultraschallsignalpulse vielfache Reflektionen von roten Blutkörperchen, die durch die Arterie fließen. Bei diesen Systemen wird nur ein kleiner räumlicher Abschnitt der Strömung analysiert, dies wird als das "Beispielvolumen" bezeichnet und wird durch Bereichsauswertung (Range Gating) der reflektierten Ultraschallsignale erzielt. Weitere Informationen zu diesem Ansatz des Standes der Technik können in einem Paper gefunden werden mit dem Titel "Pulsed Ultrasound Doppler Blood Flow Sensing" von Donald W Baker in IEEE Transactions on Sonics and Ultrasonics Vol SU17 No. 3 1970. In der vorliegenden Erfindung werden viele Software-Bereichsgatter sein, so dass die Strömungsinformationen entlang eines gesamten radialen Weges gespeichert werden und folglich werden die Basisdaten, die notwendig sind, um das gesamte zweidimensionale Strömungsfeld zu berechnen, aus dem vollständigen Wandlerarray erzielt werden. Dann können Strömungsprofile in jeder Ebene berechnet werden, in dem das schon beschriebene Softwaresystem eingesetzt wird.
Fig. 11 zeigt schematisch die Schritte, die zu der "STRÖMUNGSVISUALISIERUNG" gehören, die mit der Bezugsziffer 58 in Fig. 10 gekennzeichnet ist.
Weitere Hintergrundinformationen, die bezüglich der Datenverarbeitungsverfahren, auf die oben Bezug genommen wurde, relevant sind, und die bezüglich des "Strömungsvisulaisierungs"-Verfahrens relevant sind, sind:
KITNEY, R I, TALHAMI, H and GIDDENS, D P, (1986).
"The Analysis of Bloody Velocity Measurement by Auto Regressive Modelling" Journal Theoretical Biology 120, pages 419-442.
KITNEY, R I, GIDDENS, D P, (1986) "Linear Estimation of Bloody Flow Wave Forms Measured by Doppler Ultrasound" In Med Info 86. Ed R Salamon, B, Blum und M Jorgensen. Veröffentlicht von North Holland Vol 2 pages 672-678. KU, D N und GIDDENS, D P, (1983)
"Pulsatile Flow in a Model Carotid Bifurcation Anterio Sclerosis" - Vol 3 pages 31-39.

Fig. 12 & 13

In Situationen, in denen die vorliegende Erfindung eingesetzt wird, um das Innere von Organen mit einem signifikant größeren inneren Durchmesser als eine Arterie zu visualisieren, ist es möglich, die Sonde mit einem sehr viel größeren äußeren Durchmesser auszubilden. Die Erfindung kann beispielsweise dazu eingesetzt werden, trans-oesophagale, trans-vaginale, trans-urethrale und trans-rectale Bilder zu produzieren. Folglich ist es möglich, die Anzahl von Ringen aus Wandlerelementen in dem Wandleraufbau zu erhöhen, beispielsweise auf fünf Ringe. Jeder Ring kann auch eine große Anzahl von Wandlerelementen aufnehmen. Dadurch wird eine Erhöhung der Auflösung erreicht. Weiter kann eine Anordnung von Wandlerelementen, wie in den Fig. 12 und 13 gezeigt, eingesetzt werden, was es möglich machen könnte, sogenannte Gewebecharakterisierungsdaten zu erhalten.
In dieser Anordnung von Wandlerelementen sind zwei Kristalle 59a und 59b eines Paares zueinander geneigt, so dass von ihnen ausstrahlende Ultraschallsignale sich in einem gemeinsamen Punkt 60 radial außerhalb der Position der Kristalle fokussieren. Jeder Kristall eines Paares sendet bei einer von dem anderen Kristall des Paares verschiedenen Ultraschallfrequenz aus. Dies kann durch Variationen der Kristalldicke erreicht werden. Die Sondenwand ist mit der Bezugsziffer 62 gekennzeichnet.
Für klinische Zwecke wird die Lücke 61 zwischen benachbarten Kristallen eines Paares zusammen mit der Vertiefung, die zwischen ihnen ausgebildet ist, vorzugsweise durch ein Material gefüllt, das gegenüber Ultraschallfrequenzen transparent ist, beispielsweise durch ein Epoxidharz 62a. Der Zweck davon ist, eine ebene Oberfläche herzustellen, die das Hindurchführen der Wandleranordnung durch den Körper des Patienten ermöglicht.
Die Kristalle werden angeregt und die Echosignale zurückübertragen durch Mikro- Koaxialkabel von der Art, auf die im Zusammenhang mit den Fig. 7 und 9 Bezug genommen wurde.
Der Zweck und der Vorteil der Anordnung in den Fig. 12 und 13 ist, dass die Gewebecharakteristikdaten als eine Folge der verschiedenen Ultraschallrückstreuung erzielt werden können, die aus dem Einsatz zweier Frequenzen folgt. Derselbe Effekt kann erreicht werden, indem ein einzelner Zwei-Frequenz-Kristall eingesetzt wird anstelle der Kristallpaare 59a und 59b, die in den Fig. 12 und 13 gezeigt werden.

Fig. 14

Das System der vorliegenden Erfindung, wie vorher beschrieben, wird dem Medizinpraktiker ein Bild des inneren Organes liefern, wenn der Katheter durch dies hindurchtritt. Dieses wird jedoch ein sehr lokalisiertes Bild sein und wird dem Medizinpraktiker keine Gesamtansicht liefern, wo genau die Sonde an dem Ende des Katheters innerhalb des Arteriensystems des Patientenkörpers angeordnet ist.
Fig. 14 zeigt in schematischer Form eine Anordnung, in der das System der vorliegenden Erfindung, das schon beschrieben wurde, mit einem bekannten Röntgensystem kombiniert wird, um das Bild, das durch die vorliegenden Erfindung geliefert wird, mit dem Gesamtröntgenbild, das durch das bekannte System geliefert wird, zu überlagern. Dadurch wird der Medizinpraktiker mit einem sehr angenehmen Mittel ausgestattet, um ein genaues Gesamtbild zu erhalten.
Die Verbindung der zwei Systeme kann ebenso die zu erreichende Gewebecharakterisierung ermöglichen.
Fig. 14 zeigt schematisch einen Weg, auf dem die zwei Systeme miteinander verknüpft werden könnten.
Das System gemäß der vorliegenden Erfindung, wie es zur rechten der gebrochenen Linie in Fig. 1 gezeigt ist, ist allgemein mit den Bezugszeichen 63 und 64 in Fig. 14 gekennzeichnet, der Katheter und die Sonde, werden durch die Bezugsziffern 1 bzw. 2 innerhalb einer Arterie 69 des Patienten gekennzeichnet.
Eine bekannte Röntgenquelle ist mit 65 gekennzeichnet und ein bekannter Röntgenwandler mit 66. Der Rechner 63 verbindet das System gemäß der vorliegenden Erfindung mit dem bekannten Röntgensystem 67 derart, dass die Ausgabe des Röntgen-Systems 67 ein kombiniertes Bild 70 ist, das das Röntgenbild 69' und ein Bild 2' der Sonde 2 innerhalb des Arteriensystems des Patienten beinhaltet. Das bekannte Röntgensystem 67 wird im Stand der Technik als ein Röntgen- Digital-Subtraktions-Angiograph oder DSA-IMAGING-SYSTEM bezeichnet.
Das System, das anhand der Fig. 14 beschrieben wurde, arbeitet in Übereinstimmung mit dem international anerkannten ACR NEMA-Standard (American College of Radiology, National Equipment Manufactures Association) für Bildsysteme und kann daher Bilder leicht aus jedem anderen System importieren, das gemäß der ACR-NEMA-Protokolle formatiert ist. Daher wird eine einfache Schnittstelle (vorzugsweise parallel, obwohl dies nicht notwendigerweise so ist) zwischen dem Systemrechner der vorliegenden Erfindung und dem des DSA-Systems (typischerweise ein VAX) es ermöglichen, DSA-Bilder zu importieren und auf dem System der vorliegenden Erfindung zusammen mit den durch das letztere System erzeugten Ultraschallbildern darzustellen.
Das Steuern des Anregens der Elemente in dem Wandleraufbau wird über den Rechnerdatenbus 71 bewirkt. Die resultierenden Echosignale werden über den Datenbus 72 zugeführt.
Um die Sonde für das Röntgensystem leicht sichtbar zu machen, wird ein charakteristisches Muster von röntgensichtbaren Punkten (beispielsweise aus Gold) auf die Spitze des Katheters aufgebracht, um es zu ermöglichen, dessen präzise Position innerhalb des DSA-Bildes automatisch zu bestimmen. Um diese automatische Bestimmung zu bewirken, können bekannte Schablonenanpassungen oder andere Mustererkennungsverfahren eingesetzt werden. Wenn ein sogenanntes "B1- Ebenen"-DSA-System eingesetzt wird, das heißt eines, in dem zwei DSA-Bilder rechtwinklig vorgesehen sind, kann dann der genaue Ort des Katheters in drei Dimensionen bestimmt werden. Diese Informationen können benutzt werden, um ein vollständiges dreidimensionales Bild aus den zusammengesetzten Abtastungen des Systems herzustellen und ebenso für die automatische Korrelation der Ultraschall- und der DSA-Bilddaten zur Visualisierung und/oder Gewebecharakterisierung.
Ein weiterer Vorteil dieser Anordnung ist es, dass sie die einfache Röntgenstrahldetektion der Katheterspitze ermöglicht, sollte sie sich während ihres Einsatzes von dem Katheterkörper lösen.

Fig. 15 und 16

Diese Figuren zeigen ein zu dem in Fig. 14 gezeigten alternatives Verfahren zum Identifizieren der Position des Katheters 1 innerhalb des Patientenkörpers. In diesem alternativen Verfahren wird der Katheter 1 mit einer Entladungen erzeugenden Anordnung 73 ausgestattet, so dass, wenn angeregt, die resultierende Entladung durch ein Elektrodenarray 74 detektiert wird, der aus vier Platten 74a, 74b, 74c und 74d besteht. Die von den Platten generierte Signalstärke als Reaktion auf die Entladung wird eine Funktion der Entfernung der Entladung von der speziellen Platte sein. Auf diesem Weg werden es die Signale der vier Platten ermöglichen, die Sondenposition zu bestimmen. Der Patientenkörper wird schematisch dargestellt und mit der Bezugsziffer 75 gekennzeichnet.

Fig. 17

Diese Figur stellt drei weitere Aspekte der vorliegenden Erfindung dar, nämlich:
(1) ein alternatives Verfahren 1 eine angenäherte Anzeige der Position der Sonde innerhalb des Patienten zu liefern;
(ii) die Schnittstelle zwischen dem Katheter und dem Echosignalverarbeitungssystem der Erfindung; und
(iii) eine automatische Katheteridentifikation.
Ein System wurde schon in Verbindung mit Fig. 14 beschrieben, mit dem die Position der Sonde innerhalb des Arteriensystems des Patienten visualisiert werden kann. Fig. 17 zeigt schematisch ein System, das eine annähernde und weniger genaue Bewertung der Position der Sonde innerhalb des Patienten ermöglicht, das vollständig auf dem Messen der Strecke basiert wurde, die die Sonde in den Patientenkörper eingeführt wurde.
Im Wesentlichen gehört zu dieser Anordnung der Einsatz eines Elektromikrometers und einer Schrittmotoreinrichtung 76, die im Betrieb den Katheter in den Patienten bewegt und ein elektrisches Signal erzeugt, das die Strecke kennzeichnet, die der Katheter eingeführt worden ist. Das Elektromikrometer kann ohne den Motor eingesetzt werden, da anstelle des letzteren der Katheter manuell eingeführt werden kann.
Die Signale von dem Elektromikrometer 76 werden über eine Schnittstelle 77 dem Systemrechner (63 in Fig. 14) zugeführt.
Fig. 17 zeigt für dieses optionale Merkmal der Erfindung genauso wie die Schnittstelle 77 andere Schnittstellen zwischen dem Katheter und dem elektronischen Signalverarbeitungssystem, das zur rechten der gebrochenen Linie in Fig. 1 gezeigt ist.
Die Haupt- und wesentliche Schnittstelle ist zwischen dem Mikrokoaxialkabeln und dem Katheter und dem System gezeigt und mit der Bezugsziffer 78 gekennzeichnet.
Andere Schnittstellen für die optionalen Merkmale, die anhand der Fig. 5A, 5B und 5C beschrieben wurden, sind mit den Bezugsziffern 79 bis 82 gekennzeichnet. Speziell die Schnittstelle 79 betrifft den faseroptischen Kanal in dem Lumen 27 in Fig. 5C für die Anwendung von Laser-Angioplastie, wobei das faseroptische Kabel mit der Bezugsziffer 79a gekennzeichnet ist; die Schnittstelle 80 betrifft den Drucksensor im Lumen 28 (Fig. 5C), wobei das verbindende Mikrokoaxialkabel mit der Bezugsziffer 80a gekennzeichnet ist; die Schnittstelle 81 betrifft den Führungsdraht 20 im Lumen 24 von Fig. 5a, wobei der Kanal für den Draht mit der Bezugsziffer 81a gekennzeichnet ist; und die Schnittstelle 82 betrifft den Angioplastie-Ballon-Lumen 26 von Fig. 5B, wobei der Kanal für den Ballon mit der Bezugsziffer 82a gekennzeichnet ist.
Die Schnittstelle 83 betrifft das Einführen eines Fluides, wie etwa Salzlösung, in den Katheter und/oder eines Farbstoffes, um einen Kontrast in dem Röntgenbild zu erzeugen, wobei der zugeordnete Kanal mit der Bezugsziffer 83a gekennzeichnet ist.
Die Schnittstelle 84 betrifft das Messen einer Blutströmung, indem das schon anhand der Bezugsziffer 58 in Fig. 10 beschriebene Doppler-Prinzip angewandt wird, wobei das verbindende Koaxialkabel mit der Bezugsziffer 84a gekennzeichnet ist.
Der dritte Aspekt der Erfindung, gezeigt in Fig. 17, betrifft ein Mittel zum automatischen Identifizieren der eingesetzten Katheterart und dadurch ein automatisches Einstellen der geeigneten Parameter in dem System, so dass die korrekten Signale zu der Sonde an dem Katheter gesendet werden und die resultierenden Echos in der geeigneten Weise verarbeitet werden.
Um dieses zu erreichen, wird das Ende des Katheters, das ausgebildet ist, um mit dem System verbunden zu werden (in dem Stand der Technik als das "proximale" Ende oder Schnittstelle bekannt), mit irgendeinem Mittel versehen, das für diesen Katheter charakteristisch ist und das von dem System »abgefragt" werden kann. Mit anderen Worten weist der Katheter Charakteristiken auf, die ihn "intelligent" machen. Dies kann auf eine Anzahl von Wegen erreicht werden, aber vorzugsweise durch Einführen eines ROM (Reed-Only-Memory) integrierten Schaltkreise 86 in das proximale Ende des Katheters. Dieser ROM kann alle notwendigen Charakteristiken des speziellen Katheters beinhalten, so dass er von dem System abgefragt werden kann, wenn er mit diesem verbunden ist.
Die Charakteristiken, die in dem ROM eingebaut werden können, können die folgenden sein;
(i) ein Herstellercode, so dass das System erkennen kann, welche Katheter für den Einsatz mit ihm annehmbar sind;
(ii) eine Seriennummer, die von dem System gesperrt ist, um zu verhindern, dass ein Katheter erneut benutzt wird;
(iii) ein Anwendungscode, der dazu gedacht ist, den Klinikort zu identifizieren, für den der zu benutzende Katheter vorgesehen war, so dass dieser Anwendungscode das System einstellt, um geeignete Signale zu erzeugen und Echosignale auf eine geeignete Weise zu behandeln;
(iv) ein Code, der auf die Dimensionen der Sonde schließen lässt, um es zu ermöglichen, die Bildgröße zu skalieren;
(v) ein Code, der auf die einzusetzende Pulsamplitude schließen lässt, um die Ausgabeenergie der Ultraschallpulse zu steuern, wenn diese für den Betrieb der speziellen Sonde kritisch ist;
(vi) ein Code, der darauf schließen lässt, ob die spezielle Sonde von der Art ist, die anhand der Fig. 12 und 13 schon beschrieben wurde oder eine andere Ausführungsform (nicht gezeigt) ist, die als eine gültige phasengesteuerte Anordnung betrachtet werden kann.
Tatsächlich kann der ROM jede Information beinhalten, die charakteristisch ist für einen bestimmten Katheter/eine bestimmte Sonde, so dass das System durch die bloße Verbindung des Katheters mit dem System automatisch voreingestellt werden kann.
Eine Alternative für den Einsatz eines ROM ist es, einen Sensor von einer mechanischen Schloss- und Schlüssel-Art an der proximalen Schnittstelle einzusetzen, das heißt, an dem Punkt, an dem der Katheter mit dem System verbunden ist, verschieden von dem distalen Ende des Katheters, das heißt, dem Ende, das die Sonde 2 trägt.

Fig. 18

Fig. 18 ist ein schematisches Diagramm, das die Art zeigt, auf die all die Informationen, die von dem System erzeugt werden können, verarbeitet werden, um Darstellungen herzustellen, die den Medizinpraktiker unterstützen.
Im Wesentlichen kann das System der vorliegenden Erfindung wie in Fig. 1 dargestellt eingesetzt werden, um dem Medizinpraktiker die Informationen in eindimensionaler, zweidimensionaler und dreidimensionaler Form zu präsentieren.
Um diese Aussage zu illustrieren, sollte die Situation betrachtet werden, in der ein Patient auf der Innenseite einer Arterie Ablagerungen aufweist. Wenn die Probe an dem "distalen" Ende des Katheters in die Nähe der Ablagerung geführt wird, können die Echosignale eingesetzt werden, um bloß anzuzeigen, dass die Ablagerung da ist, aufgrund der geschwächten oder modulierten Reflexion, die sie verursacht verglichen mit der für die Arterie speziellen Wand; dies ist die eindimensionale Form, auf die Bezug genommen wird, und die in Fig. 18 mit "ID" gekennzeichnet ist.
Zusätzliche Informationen betreffend die Länge der Ablagerungen sind ebenso verfügbar, um die zweidimensionale Form zu erzeugen, auf die Bezug genommen wird und die in Fig. 18 mit "2D" bezeichnet ist.
Schließlich sind weitere Informationen betreffend die Tiefe der Ablagerung entlang deren Länge verfügbar, um die dreidimensionale Form zu erzeugen, auf die Bezug genommen wird und die in Fig. 18 mit "3D" bezeichnet ist.
Spezielle Echosignale von dem Wandleraufbau, der von der Sonde 2 getragen wird, werden beim Bezugszeichen 87 sortiert und beim Bezugszeichen 88 vorverarbeitet. Sie werden dann einem eindimensionalen Signalerzeuger 89 zugeführt, so dass diese Signale erzeugt werden, die die eindimensionalen Informationen ergeben, auf die vorher Bezug genommen wurde. Diese können beim Bezugszeichen 90 verarbeitet werden, beim Bezugszeichen 92 angezeigt und manipuliert werden und beim Bezugszeichen 91 eingesetzt werden, um eine Gewebecharakterisierung zu geben.
Auf einem ähnlichen Weg werden Echosignale, die für die zwei- und dreidimensionalen Visualisierungen charakteristisch sind bei den Bezugszeichen 93 bzw. 97 erzeugt, verarbeitet bei den Bezugszeichen 94 und 98, angezeigt und manipuliert bei den Bezugszeichen 96 und 100 und eingesetzt zur Gewebecharakterisierung bei den Bezugszeichen 95 bzw. 99.
Die Gewebecharakterisierungsinformationen bei den Bezugszeichen 91, 95 und 99 können einem Expertensystem oder einem System künstlicher Intelligenz über die Schnittstelle, die mit 101 gekennzeichnet ist, zugeführt werden, in dem automatische Diagnose der medizinischen Beschaffenheit gemacht wird.
Ebenso ist in Fig. 18 beim Bezugszeichen 102 das DSA-System von Fig. 14 dargestellt, gezeigt beim Bezugszeichen 102, in dem die Position der Sonde 2 der 3D-Bilderzeugung 97 über einen Sondenposütionsidentifikationsschritt 103 zugeführt werden kann. Alternativ können die einfacheren und weniger aussagekräftigen Elektronikmikrometermittel zum Angeben der Position der Sonde (und beim Bezugszeichen 104 dargestellt) der 3D-Bilde rzeugung 97 zugeführt werden.

Claims

1. Vorrichtung zum Erstellen eines Bildes des Inneren eines menschlichen Organs, enthaltend eine Kombination der folgenden Merkmale:

(a) ein Katheter (1) zum Einführen in den menschlichen Körper;

(b) eine am Katheter (1) angebrachte Ultraschall-Wandler-(Transducer)einrichtung (2);

(c) Mittel (6) zum Erregen der Wandlereinrichtung, um Ultraschallsignale zu generieren;

(d) Mittel (7) zum Empfangen der entstehenden Ultraschall-Echosignale;

(e) Mittel (8) zum Umwandeln der Echosignale in digitale Signale;

(f) ein Digitalrechner (10), dem die digitalen Signale zugeführt werden;

(g) Mittel (12) zum visuellen Darstellen des Inneren des Organs; gekennzeichnet durch

(h) Mittel zum Erhalten einer ersten Näherung der momentanen Querschnittsform oder "Scheibe" des Organs aufgrund der genannten Echosignale;

(i) Mittel zum Digitalisieren jeder »Scheibe" in zweidimensionale Elemente oder "Pixel";

(j) Mittel zum Interpolieren zwischen den durch die genannten Echosignale definierten Punkten des Querschnitts, um eine zweite Näherung der genannten momentanen Querschnittsform oder "Scheibe herzustellen;

(k) Summieren einer Mehrzahl von derart generierten "Scheiben" und Interpolieren zwischen benachbarten "Scheiben", um eine dreidimensionale Darstellung zu bilden, die nun aus dreidimensionalen Elementen oder "Voxel" zusammengesetzt ist und

(l) Speicherprogrammierte Steuermittel zur Manipulation der genannten dreidimensionalen Elemente oder "Voxel", um eine Anzahl von dreidimensionalen Darstellungen des Organs inklusive seiner Form und seines strukturellen Aufbaues herzustellen.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei der Katheter (1) an seinem distalen Ende eine ringförmige Ultraschall- Umwandlereinrichtung aufweist.

3. Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei die ringförmige Wandlereinrichtung eine Mehrzahl von einzelnen piezoelektrischen Kristallelementen (31) enthält, die in einem oder mehreren Ringen koaxial um ein Ende des Katheterschlauchs herum angeordnet sind.

4. Vorrichtung nach Anspruch 3, wobei die ringförmige Wandlereinrichtung mindestens zwei koaxial um ein Ende des Katheterschlauchs herum angeordnete Ringe aus piezoelektrischem Kristallmaterial enthält.

5. Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei die ringförmige Wandlereinrichtung einen oder mehrere Ringe aus piezoelektrischem Kristall enthält, wobei jeder Ring in individuelle Wandlerelemente aufgeteilt ist.

6. Vorrichtung nach Anspruch 3, 4 oder 5, wobei ein einteiliges Bauteil (29) vorhanden ist, welches in seiner Form an das piezoelektrische Kristallmaterial angepasst ist und welches einen zapfenförmigen Abschnitt (33) aufweist, der in ein Ende des schlauchförmigen Katheters (1) passend ausgestaltet ist.

7. Vorrichtung nach wenigstens einem der Ansprüche 2 bis 6, wobei das distale Ende des Katheters mit einer darauf angebrachten weiteren Ultraschall-Wandlereinrichtung versehen ist, welche zum Abstrahlen von Ultraschall- Signalen einer Frequenz bestimmt ist, die während des Gebrauchs zur Zerkleinerung von Material führt, das sich an den inneren Wänden des menschlichen Organs angesammelt hat.

8. Vorrichtung nach wenigstens einem der Ansprüche 2 bis 7, welche für die Unterbringung eines Lichtwellenleiter-Kanals zur Anwendung von Laser-Angioplastie angepasst ist.

9. Vorrichtung nach wenigstens einem der Ansprüche 2 bis 8, welche einen nahe der und um die Sonde herum befestigten Ballon umfasst, welcher mittels durch ein Lumen im Katheter hindurchgeführter Luft oder hindurchgeführtem Gas aufblasbar ist.

10. Vorrichtung nach wenigstens einem der Ansprüche 2 bis 9, wobei die Umwandlereinrichtung drehbar auf der Sonde befestigt ist und Mittel zum Antreiben der Einrichtung vorgesehen sind, welche dadurch ein Rotieren des Wandlerelements oder der Wandlerelemente um die Achse der Sonde und infolgedessen das Abtasten des Inneren des Organs ermöglichen.

11. Vorrichtung nach wenigstens einem der Ansprüche 2 bis 10, mit Mitteln zum elektrischen Verbinden der Wandlerelemente mit dem proximalen Ende des Katheters, welche Mittel entweder eine Multiplexer-/Demulitplexer- Schaltung (5) als solche beinhaltet oder eine Verdrahtung umfasst, welche die Wirkung einer multiplexierenden oder demulitplexierenden Arbeitsweise aufweist, wobei der Zweck entweder der Schaltung oder der Verdrahtung darin besteht, die Anzahl der Leitungen zu vermindern, die entlang des Katheters verlaufen.

12. Verfahren zum Herstellen eines Bildes des Inneren eines menschlichen Organs, umfassend die folgende Kombination von Schritten:

(a) Erregen (6) einer im menschlichen Körper angeordneten Wandlereinrichtung, um Ultraschallsignale zu erzeugen;

(b) Empfangen (7) des entstehenden Ultraschall-Echosignals;

(c) Umwandeln (8) des Echosignals in digitale Signale;

(d) Eingeben des digitalen Signals in einen Digitalrechner (10);

(e) visuelles Darstellen (12) des Inneren des Organs; gekennzeichnet durch folgende Verfahrensschritte:

(f) Erhalten einer ersten Näherung der momentanen Querschnittsform oder "Scheibe" des Organs aufgrund der genannten Echosignale;

(g) Digitalisieren jeder "Scheibe" in zweidimensionale Elemente oder "Pixel";

(h) Interpolieren zwischen den Punkten des durch die genannten Echosignale definierten Querschnitts, um eine zweite Näherung der genannten momentanen Querschnittsform oder "Scheibe" herzustellen;

(i) Aufsummieren einer Vielzahl von derart erzeugten "Scheiben" und Interpolieren zwischen benachbarten "Scheiben", um eine dreidimensionale Darstellung herzustellen, welche nun aus dreidimensionalen Elementen oder "Voxeln" zusammengesetzt ist und

(j) Manipulieren der genannten dreidimensionalen Elemente oder "Voxel", um eine Anzahl von dreidimensionalen Darstellungen des Organs inklusive dessen Form und struktureller Zusammensetzung zu erzeugen.

13. Verfahren nach Anspruch 12, wobei eine Darstellung des Blutflusses im menschlichen Organ durch die folgenden Schritte erzeugt wird:

(a) Doppler-Demodulation;

(b) spektrale Auswertung;

(c) Geschwindigkeitsauswertung;

(d) dreidimensionale Flüssigkeitsströmungsgenerierung;

(e) Manipulieren der bei (d) erzeugten Darstellung, um eine Ansicht der Letzteren unter verschiedenen Aspekten zu ermöglichen.

14. Verfahren nach Anspruch 12 oder 13, wobei der Verfahrensschritt (e) umfasst:

(a) Auswählen einer bestimmten Ansicht der dreidimensionalen Darstellung aus Schritt (1) in Anspruch 12 oder Schritt (d) in Anspruch 13 und

(b) Zeigen der ausgewählten Darstellung in einer von mehreren Art und Weisen des Sichtbarmachens auf einem Anzeigeterminal.