JP5756085B2 - 血管内超音波イメージングシステムのためのカテーテルアセンブリ - Google Patents

Description

本発明は、血管内超音波イメージングシステムおよび該システムの製造および使用方法の分野に関する。また、本発明は、カテーテル内の遠位に配置されたイメージングコアを含み、そのイメージングコアが、回転可能なモータを含む血管内超音波システム、および該イメージングコア、モータおよび血管内超音波システムの製造および使用方法に関する。

（関連出願への相互参照）
本出願は、２００９年３月３１日に提出されてその全内容が参照によってこの明細書の中に組み入れられている米国特許出願第１２／４１５，７２４号の優先権を主張するものである。

血管内超音波（ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ：“ＩＶＵＳ”）イメージングシステムは、様々な病気および疾患に対する診断能力が証明されている。例えば、ＩＶＵＳイメージングシステムは、血栓を診断し、そして血流を回復させ、または増やすためのステントおよび他の装置を選択および配置する際に、医師を支援するための情報を与えるための画像診断法として用いられている。ＩＶＵＳイメージングシステムは、血管内の特定の箇所に蓄積されたアテローム斑を診断するのに用いられてきた。ＩＶＵＳイメージングシステムは、血管内閉塞または狭窄の存在、ならびに閉塞または狭窄の性質および程度を判断するのに用いることができる。ＩＶＵＳイメージングシステムは、例えば、動き（例えば、心拍）または１つ以上の構造（例えば、撮像されることを望まない１つ以上の血管）による閉塞により、他の血管内画像化技術、例えば、血管造影法を用いて可視化するのが困難な血管系の断片を可視化するのに用いることができる。ＩＶＵＳイメージングシステムは、血管造影およびステント留置等の進行中の血管内治療をリアルタイム（または、ほぼリアルタイム）でモニタまたは評価するのに用いることができる。また、ＩＶＵＳイメージングシステムは、１つ以上の心腔をモニタするのに用いることができる。

ＩＶＵＳイメージングシステムは、様々な病気または疾患を可視化するための診断ツールを実現できるように開発されてきた。ＩＶＵＳイメージングシステムは、（パルス発生器、イメージプロセッサおよびモニタを備えた）制御モジュールと、カテーテルと、該カテーテル内に配置された１つ以上の変換器とを含むことができる。この変換器を含むカテーテルは、撮像される領域内またはその領域に近い内腔または空洞、例えば、血管壁、または血管壁に近い患者の組織に配置することができる。制御モジュール内のパルス発生器は、１つ以上の変換器に送られて、患者の組織を通って伝達される音響パルスに変換される電気パルスを発生させる。伝達された音響パルスの反射パルスは、１つ以上の変換器によって吸収されて、電気パルスに変換される。変換された電気パルスは、イメージプロセッサへ送られて、モニタ上に表示可能な画像に変換される。

本発明の目的は、カテーテル内の遠位に配置されたイメージングコアを含み、そのイメージングコアが、回転可能なモータを含む血管内超音波システム、および該イメージングコア、モータおよび血管内超音波システムの製造および使用方法を提供することである。

一実施形態では、血管内超音波システムのためのカテーテルアセンブリには、カテーテル、イメージングコア、少なくとも１つのカテーテル導体、および少なくとも１つのモータ導体が含まれている。上記カテーテルには、長手部分、遠位端、および近位端がある。このカテーテルには、このカテーテルの上記長手部分に沿ってその近位端から遠位端へ延出する内腔が含まれている。上記イメージングコアには、上記カテーテルの上記長手部分よりも実質的に短い長手部分がある。このイメージングコアは、上記内腔の中へ上記カテーテルの遠位端まで挿入するために構成されかつ配置されている。このイメージングコアには、回転可能な駆動軸、少なくとも１つの変換器、変圧器、少なくとも１つのイメージングコア、およびモータが含まれている。上記回転可能な駆動軸には遠位端と近位端とがある。上記少なくとも１つの変換器は、上記駆動軸の遠位端に取り付けられているとともに、印加された電気信号を音響信号へ変換するために、また、受信したエコー信号を電気信号へ変換するために、構成されかつ配置されている。上記変圧器は上記駆動軸の近位端に配置されている。上記少なくとも１つのイメージングコア導体は、上記少なくとも１つの変換器を上記変圧器へ連結している。上記モータは、１つ以上の変換器と変圧器との間で上記駆動軸へ連結されている。このモータには、回転可能な磁石と、この磁石の少なくとも一部の周りに配置された少なくとも２つの磁界巻線とが含まれている。この磁石には、長手方向軸と、この磁石の上記長手方向軸に沿って画定された開口とがある。上記少なくとも１つのカテーテル導体は、上記変圧器へ電気的に接続されているとともに、上記カテーテルの近位端まで延出している。上記少なくとも１つのモータ導体は、上記磁界巻線へ電気的に接続されているとともに、上記カテーテルの近位端まで延出している。

別の実施形態では、血管内超音波システムのためのカテーテルアセンブリには、カテーテル、イメージングコア、少なくとも１つのカテーテル導体、および少なくとも１つのモータ導体が含まれている。上記カテーテルには、長手部分、遠位端、および近位端がある。このカテーテルには、このカテーテルの長手部分に沿ってその近位端から遠位端まで延出する内腔が含まれている。上記イメージングコアには、上記カテーテルの上記長手部分よりも実質的に短く、かつ、上記内腔の中へ上記カテーテルの遠位端まで挿入するために構成されかつ配置された長手部分がある。このイメージングコアには、モータ、少なくとも１つの変換器、およびミラーが含まれている。このモータには、回転可能な磁石と、この磁石の少なくとも一部の周りに配置された少なくとも２つの磁界巻線とが含まれている。この磁石には、長手方向軸と、この磁石の上記長手方向軸に沿って画定された開口とがある。上記少なくとも１つの変換器は、上記イメージングコアの中に配置されている。上記少なくとも１つの変換器は、印加された電気信号を音響信号へ変換するために、また、受信したエコー信号を電気信号へ変換するために、構成されかつ配置されている。上記少なくとも１つの変換器は、その少なくとも１つの変換器が上記磁石とともに回転しないような位置に固定されている。上記ミラーは、上記少なくとも１つの変換器の遠位に配置されているとともに、音響ビームが上記少なくとも１つの変換器から上記ミラーまで放射されたときにその音響ビームが上記磁石の長手方向軸に対して平行でない方向に方向を変えるような角度で傾けられている。上記磁石の回転によって、上記ミラーの回転が引き起こされる。上記少なくとも１つのカテーテル導体は、上記１つ以上の変換器と電気的に接続されているとともに、上記カテーテルの近位端まで延出している。上記少なくとも１つのモータ導体は、上記磁界巻線と電気的に接続されているとともに、上記カテーテルの近位端まで延出している。

さらに別の実施形態では、血管内超音波イメージングシステムを使用して患者の画像診断をするための方法には、カテーテルを患者の血管系の中へ挿入することが含まれている。このカテーテルには、同カテーテルの中に画定された内腔の遠位部分に配置されるイメージングコアが含まれている。このイメージングコアは、少なくとも１つの導体によって制御モジュールへ電気的に接続されている。このイメージングコアには長手方向軸があり、また、少なくとも１つの変換器と、上記制御モジュールから、上記磁石の少なくとも一部の周りに巻かれた少なくとも２つの磁界巻線への電流の印加によって回転する磁石と、が含まれている。上記磁石の回転によって、上記少なくとも１つの変換器の回転が引き起こされる。上記イメージングコアは、画像化されるべき領域の中に置かれている。少なくとも１つの電気信号が、上記制御モジュールから上記少なくとも１つの変換器まで送信される。少なくとも１つの電気信号が、上記制御モジュールから上記少なくとも２つの磁界巻線まで送られる。少なくとも１つの音響信号が、上記少なくとも１つの変換器から、上記イメージングコアの長手方向軸に対して平行でない方向に、患者の組織まで送信される。少なくとも１つのエコー信号が、隣接する画像作成済み患者組織どうしの間における組織境界から、上記イメージングコアによって受信される。少なくとも１つの変換済みエコー信号が、上記少なくとも１つの変換器から上記制御モジュールまで、処理のために送信される。

本発明による血管内超音波イメージングシステムの一実施形態の概略図である。 本発明による血管内超音波イメージングシステムのカテーテルの一実施形態の概略側面図である。 本発明によるカテーテル内に画定された内腔内にイメージングコアが配置されている、図２に示されたカテーテルの遠位端についての一実施形態の概略斜視図である。 本発明によるカテーテルの遠位端についての一実施形態の概略縦断面図であって、そのカテーテルの遠位端には、モータを備えたイメージングコア、変圧器、および１つ以上の回転変換器が含まれている。 本発明による回転磁石および関連する巻線の一実施形態の概略斜視図である。 本発明による、薄膜上に配置された巻線の一実施形態の概略上面図である。 本発明によるカテーテルの遠位端についての別の実施形態の概略縦断面図であって、そのカテーテルの遠位端には、モータを備えたイメージングコア、および上記モータのいずれか一方の端部に配置されたドラッグ低減要素が含まれている。 本発明によるカテーテルの遠位端についてのさらに別の実施形態の概略縦断面図であって、そのカテーテルの遠位端には、モータを備えたイメージングコア、１つ以上の静止変換器、および回転ミラーが含まれている。 本発明による変換器の一実施形態の概略横断面図である。 本発明によるカテーテルの遠位端についての別の実施形態の概略縦断面図であって、そのカテーテルの遠位端には、モータを備えたイメージングコア、１つ以上の静止変換器、および回転ミラーが含まれている。 本発明によるカテーテルの遠位端についてのさらに別の実施形態の概略縦断面図であって、そのカテーテルの遠位端には、モータを備えたイメージングコア、１つ以上の回転変換器、および変圧器が含まれている。 本発明による、モータの周りに回転磁界を形成するために構成されかつ配置された２相巻線形態の一実施形態の概略斜視図である。 本発明による、モータの周りに配置された、図１２の２つの単一巻回巻線についての一実施形態の概略横断面図である。 本発明による、モータの周りに回転磁界を形成するために構成されかつ配置された３相巻線形態の一実施形態の概略斜視図である。

本発明の非限定的で非網羅的な実施形態が、以下の図面を参照して説明される。これらの図面において、類似の参照符号は、特に指定しない限り、さまざまな図を通じて、類似の部分を意味している。

本発明をいっそうよく理解するために、参照は、添付図面とともに読み取られる以下の詳細な説明に対して行われる。
本発明は、血管内超音波イメージングシステム、および該システムの製造および使用方法の分野に関する。また、本発明は、カテーテル内の遠位に配置されるイメージングコアを含み、そのイメージングコアが回転可能なモータを含む、血管内超音波システム、ならびに該イメージングコア、モータおよび血管内超音波システムの製造方法に関する。

適切な血管内超音波（“ＩＶＵＳ”）イメージングシステムは、限定するものではないが、患者への経皮挿入のために構成および配置されたカテーテルの遠位端に設けられた１つ以上の変換器を含む。カテーテルを伴うＩＶＵＳイメージングシステムの例は、例えば、米国特許第７，３０６，５６１号明細書および同第６，９４５，９３８号明細書、ならびに米国特許出願公開第２００６０２５３０２８号明細書、同第２００７００１６０５４号明細書、同第２００７００３８１１１号明細書、２００６０１７３３５０号明細書および同第２００６０１００５２２号明細書にあり、それら全ての明細書は、参照によって本願明細書に組込むものとする。

図１は、ＩＶＵＳイメージングシステム１００の一実施形態を概略的に示す。ＩＶＵＳイメージングシステム１００は、制御モジュール１０４に連結可能なカテーテル１０２を含む。制御モジュール１０４は、例えば、プロセッサ１０６と、パルス発生器１０８と、駆動ユニット１１０と、１つ以上のディスプレイ１１２とを含むことができる。少なくともいくつかの実施形態において、パルス発生器１０８は、カテーテル１０２内に配置された１つ以上の変換器（図３における符号３１２）に入力することのできる電気パルスを生成する。少なくともいくつかの実施形態において、駆動ユニット１１０内に設けられたプルバックモータからの力学的エネルギーは、カテーテル１０２内に設けられたイメージングコア（図３における符号３０６）の並進運動を生じさせるのに用いることができる。

少なくともいくつかの実施形態において、１つ以上の変換器（図３における符号３１２）から伝達された電気パルスは、処理のためのプロセッサ１０６に入力することができる。少なくともいくつかの実施形態において、１つ以上の変換器（図３における符号３１２）から生じた処理済み電気パルスは、１つ以上のディスプレイ１１２に１つ以上の画像として表示することができる。少なくともいくつかの実施形態において、プロセッサ１０６は、制御モジュール１０４の１つ以上の他のコンポーネントの機能動作を制御するのにも用いることができる。例えば、プロセッサ１０６は、パルス発生器１０８から伝送される電気パルスの周波数または持続期間、駆動ユニット１１０によるイメージングコア（図３における符号３０６）の回転速度、イメージングコア（図３における符号３０６）のプルバックの速度または長さ、または１つ以上のディスプレイ１１２上に形成される１つ以上の画像の１つ以上の特性のうちの少なくとも１つを制御するのに用いることができる。

図２は、ＩＶＵＳイメージングシステム（図１における符号１００）のカテーテル１０２の一実施形態の概略側面図である。カテーテル１０２は、長尺部材２０２と、ハブ２０４とを含む。長尺部材２０２は、近位端２０６および遠位端２０８を含む。図２において、長尺部材２０２の近位端２０６は、カテーテルハブ２０４に連結されており、該長尺部材の遠位端２０８は、患者への経皮挿入のために構成および配置されている。少なくともいくつかの実施形態において、カテーテル１０２は、少なくとも１つのフラッシュポート、例えば、フラッシュポート２１０を画定している。少なくともいくつかの実施形態において、フラッシュポート２１０は、ハブ２０４に画定されている。少なくともいくつかの実施形態において、ハブ２０４は、制御モジュール（図１における符号１０４）に連結するように構成および配置されている。いくつかの実施形態において、長尺部材２０２およびハブ２０４は、一体として形成される。他の実施形態においては、長尺部材２０２およびカテーテルハブ２０４は、別々に形成されて、その後、一緒に組立てられる。

図３は、カテーテル１０２の長尺部材２０２の遠位端２０８の一実施形態の概略斜視図である。長尺部材２０２は、シース３０２および内腔３０４を含む。イメージングコア３０６は、内腔３０４内に配置されている。イメージングコア３０６は、回転可能な駆動軸３１０の遠位端に連結された撮像装置３０８を含む。

シース３０２は、患者への挿入に適した何らかのフレキシブルな生体適合性材料から形成することができる。適切な材料の例は、例えば、ポリエチレン、ポリウレタン、プラスチック、らせん状カットのステンレス鋼、ニチノールハイポチューブ等またはこれらの組合せを含む。

１つ以上の変換器３１２を撮像装置３０８に取付けて、音響パルスを送受信するのに利用することができる。（図３に示すように）好適な実施形態において、変換器３１２からなるアレイは、撮像装置３０８に取付けられる。他の実施形態においては、単一の変換器を採用することができる。また別の実施形態においては、不規則なアレイ状態にある多数の変換器を採用することができる。どのような数の変換器３１２も用いることができる。例えば、２、３、４、５、６、７、８、９、１０、１２、１５、１６、２０、２５、５０、１００、５００、１０００またはそれ以上の数の変換器が可能である。認識されるように、他の数の変換器も用いることができる。

１つ以上の変換器３１２は、逆もまた同様であるが、印加された電気パルスを、１つ以上の変換器３１２の表面の圧力歪みに変換することが可能な１つ以上の既知の材料から形成することができる。適切な材料の例は、圧電セラミック材料、圧電複合材料、圧電プラスチック、チタン酸バリウム、チタン酸ジルコン酸鉛、メタニオブ酸鉛、ポリフッ化ビニリデン等を含む。

この１つ以上の変換器３１２の表面の圧力歪みは、１つ以上の変換器３１２の共振周波数に基づいて、ある周波数の音響パルスを生成する。１つ以上の変換器３１２の共振周波数は、１つ以上の変換器３１２を形成するのに用いられるサイズ、形状および材料の影響を受ける可能性がある。１つ以上の変換器３１２は、カテーテル１０２内に配置するのに適した、および１つ以上の選択した方向に所望の周波数の音響パルスを伝播させるのに適した何らかの形状で形成することができる。例えば、例えば、変換器は、ディスク状、ブロック状、矩形状、卵形等とすることができる。該１つ以上の変換器は、例えば、ダイシング、ダイスアンドフィル、機械加工、微細加工を含む何らかのプロセスによって、所望の形状で形成することができる。

一例として、１つ以上の変換器３１２のうちの各々は、導電性音響レンズと、音響吸収材料（例えば、タングステン粒子を備えたエポキシ基板）から形成された導電性裏当て材との間に挟まれた圧電材料からなる層を含むことができる。作動中、該圧電層は、該裏当て材および該音響レンズによって電気的に励起して、音響パルスの放射を引き起こすことができる。

少なくともいくつかの実施形態において、１つ以上の変換器３１２は、周囲空間の径方向断面画像を形成するのに用いることができる。従って、例えば、１つ以上の変換器３１２がカテーテル１０２内に配置され、患者の血管内に挿入されると、１つ以上の変換器２１２は患者の血管壁部およびその周辺組織の画像を形成するのに用いることができる。

少なくともいくつかの実施形態において、イメージングコア３０６は、カテーテル１０２の長手方向軸周りに回転することができる。イメージングコア３０６が回転する際、１つ以上の変換器３１２は、異なる径方向に音響パルスを放射する。十分なエネルギーを有する放射された音響パルスが、１つ以上の媒体境界、例えば、１つ以上の組織境界に遭遇した場合、放射された音響パルスの一部は、放射中の変換器にエコーパルスとして反射される。検出されるのに十分なエネルギーを備えた状態にて変換器に到達する各エコーパルスは、受信中の変換器内で電気信号に変換される。１つ以上の変換された電気信号は、制御モジュール（図１における符号１０４）に伝送され、そこでプロセッサ１０６は、電気信号特性を処理して、伝送された音響パルスおよび受信したエコーパルスの各々からの情報の収集に少なくとも部分的に基づいて、撮像した領域の表示可能な画像を形成する。

１つ以上の変換器３１２が、音響パルスを放射するカテーテル１０２の長手方向軸周りに回転すると、１つ以上の変換器３１２を取り囲む領域の一部、例えば、関心のある血管の壁部、および血管を取り囲む組織等の径方向断面画像を集合的に形成する複数の画像が形成される。少なくともいくつかの実施形態において、その径方向断面画像は、１つ以上のディスプレイ（図１における符号１１２）に表示することができる。

少なくともいくつかの実施形態において、駆動ユニット（図１における符号１１０）は、カテーテル１０２の内腔内でのイメージングコア３０６への並進運動を生じさせるのに用いられるが、カテーテル１０２は静止したままである。例えば、イメージングコア３０６は、前進する（カテーテル１０２の遠位端に向かって移動する）ことができ、または、カテーテル１０２の内腔３０４内で後退する／引き戻す（カテーテル１０２の近位端に向かって移動する）ことができ、一方、カテーテル１０２は、患者の血管系の固定位置（例えば、血管、心臓等）にとどまる。イメージングコア３０６の長手方向の運動（例えば、プルバック）の間、撮像手順を実行することができ、この場合、複数の断面画像が、患者の血管の長手方向に沿って形成される。

少なくともいくつかの実施形態において、イメージングコアのプルバック距離は、少なくとも５ｃｍである。少なくともいくつかの実施形態において、イメージングコアのプルバック距離は、少なくとも１０ｃｍである。少なくともいくつかの実施形態において、イメージングコアのプルバック距離は、少なくとも１５ｃｍである。少なくともいくつかの実施形態において、イメージングコアのプルバック距離は、少なくとも２０ｃｍである。少なくともいくつかの実施形態において、イメージングコアのプルバック距離は、少なくとも２５ｃｍである。

１つ以上の変換器３１２から異なる深度で生成された画像の品質は、例えば、帯域幅、変換器焦点、ビームパターンおよび音響パルスの周波数を含む１つ以上の要因に影響を受ける可能性がある。また、１つ以上の変換器３１２から出力された音響パルスの周波数も、１つ以上の変換器３１２から出力された音響パルスの侵入深さに影響を及ぼす可能性がある。一般に、音響パルスの周波数が低下するにつれて、患者の組織内の音響パルスの侵入深さは増加する。少なくともいくつかの実施形態において、ＩＶＵＳイメージングシステム１００は、５ＭＨｚ〜６０ＭＨｚの周波数範囲内で作動する。

少なくともいくつかの実施形態において、１つ以上の変換器３１２がイメージングコア３０６の遠位端２０８に取付けられているカテーテル１０２は、例えば血管のような画像化される選択した領域の選択部分から離れた箇所で、例えば大腿動脈のような接近可能な血管を介して患者に経皮的に挿入することができる。その結果、カテーテル１０２は、患者の血管を通って、選択された撮像箇所、例えば、選択された血管の一部へ前進させることができる。

動作中には、イメージングコア３０６の均一な回転を有することが好ましい。カテーテル１０２が、患者の血管を通って進む場合、カテーテル１０２は、カテーテル１０２の１つ以上の部分を圧迫し、および作動中に、イメージングコア３０６の不均一な回転（例えば、揺動、振動等）を引き起こす可能性のある１つ以上の蛇行した領域または１つ以上の狭い領域を進むことができる。不均一な回転は、後に生成されるＩＶＵＳ画像の歪みにつながる可能性がある。例えば、後に生成されるＩＶＵＳ画像が不鮮明になる可能性がある。

従来のシステムにおいては、回転モータは、カテーテル３０２の近位部に設けられているか、あるいは、そのカテーテルの近位部が取付けられているユニット内に設けられている。近位端に配置された回転モータおよびイメージングコアと、作動中にそのカテーテルの遠位端が配置されている血管の蛇行した実物と、の間に距離があるので、不均一な回転は防ぐのが困難であり得る。

イメージングコア上に配置されるとともにカテーテルの遠位端に位置決めされるモータが記載されている。イメージングコアは、カテーテルの長手部分よりも実質的に短い長手部分を有する。また、イメージングコアは、１つ以上の変換器も含む。少なくともいくつかの実施形態において、イメージングコア内にモータを配置すると、１つ以上の軸外力（例えば、カテーテルの一部を圧迫する血管壁）によって引き起こされる不均一な回転を少なくするか、またはなくすことも可能である。少なくともいくつかの実施形態において、モータは、永久磁石で形成された回転子を含む。少なくともいくつかの実施形態において、カテーテルは、１ｍｍ以下の外径を有する。

カテーテル１０２の遠位端は、１つ以上の変換器の正確な位置または方向に関する何らかの情報を有することなく、患者の血管内に配置される場合もある。少なくともいくつかの実施形態においては、１つ以上の変換器の位置または方向を検出するために、検出装置をイメージングコア内に設けることができる。少なくともいくつかの実施形態において、検出装置は、１つ以上の磁気センサを含む。いくつかの実施形態において、検出装置は、患者の外部に設けられた複数の磁気センサを含む。他の実施形態においては、１つ以上のセンサが患者内に配置され、また、複数のセンサが患者の外部に配置される。

付随的に、または代替的に、少なくともいくつかの実施形態において、検出装置は、モータによって生じた回転磁石磁化ベクトルの振幅または方向を測定する。少なくともいくつかの実施形態において、磁気センサ装置からのデータを駆動回路に入力して、（例えば、フィードバックループを介して）イメージングコアの制御された均一な回転を実現することができる。また、少なくともいくつかの実施形態において、検出装置からのデータを使用して、イメージングコアの不均一な回転中に集められたデータに対する補正を行うことができる。

図４は、カテーテル４０２の遠位端の一実施形態の概略縦断面図である。カテーテル４０２は、シース４０４および内腔４０６を含む。回転可能なイメージングコア４０８が、カテーテル４０２の遠位端の内腔４０６に配置されている。イメージングコア４０８は回転可能な駆動軸４１０を含み、この駆動軸４１０には、同駆動軸４１０の遠位端に連結された１つ以上の変換器４１２と、駆動軸４１０の近位端に連結された変圧器４１４とが含まれている。イメージングコア４０８には、駆動軸４１０に連結されたモータ４１６もまた含まれている。１つ以上のイメージングコア導体４１８によって、１つ以上の変換器４１２が変圧器４１４と電気的に接続されている。少なくともいくつかの実施形態では、１つ以上のイメージングコア導体４１８が駆動軸４１０の内部に延出している。１つ以上のカテーテル導体４２０によって、変圧器４１４が制御モジュール（図１では１０４）と電気的に接続されている。少なくともいくつかの実施形態では、カテーテル導体４２０の１つ以上は、同軸ケーブル、あるいはツイストペアケーブルなどのようなシールド電気ケーブルとして、カテーテル４０２の長手部分の少なくとも一部に沿って延出していてもよい。

カテーテル４０２に１つ以上の回転可能な変換器４１２が使用されているときには、変圧器４１４は、このシステムの静止部分（例えば、制御モジュール（図１では１０４））とこのシステムの回転部分（例えば、１つ以上の変換器４１２）とを電気的に接続するために使用されるのが一般的である。回転変換器が使用されている従来のシステムでは、その変圧器は、カテーテルの近位端（図２におけるカテーテルハブ２０４のような）に配置されている。一般的に、変圧器４１４には、回転構成要素および静止構成要素（例えば、回転子および固定子、あるいは回転平形コイルおよび静止平形コイルなど）の間の誘導結合が利用されている。制御モジュール（図１では１０４）からの電流のパルスは、上記静止構成要素を介して上記回転構成要素の中で誘導される。この誘導された電流は、１つ以上の変換器へ送られてもよく、また、音響信号へ変換されて、１つ以上の音響パルスとして放射されてもよい。１つ以上の変換器によって受信されたエコーパルスは、電気信号に変換されて、上記回転構成要素へ送信することができる。この回転構成要素の中における電気信号によって、上記静止構成要素の中に電圧が誘起される。少なくともいくつかの実施形態では、上記電圧は、処理のために制御モジュール（図１では１０４）へ入力することができる。

変圧器４１４はイメージングコア４０８上に配置されている。少なくともいくつかの実施形態では、変圧器４１４には、駆動軸４１０に連結された回転構成要素４２２と、この回転構成要素４２２から間隔をおいて配置された静止構成要素４２４とが含まれている。いくつかの実施形態では、静止部分４２４は、回転構成要素４２２に対して近位であって、同回転構成要素４２２に直接隣接している。回転構成要素４２２は、イメージングコア４０８の中に配置された１つ以上のイメージングコア導体４１８を介して、１つ以上の変換器４１２と電気的に接続されている。静止構成要素４２４は、内腔４０６の中に配置された１つ以上の導体４２０を介して、制御モジュール（図１では１０４）と電気的に接続されている。電流が回転構成要素４２２および静止構成要素４２４（例えば、回転子および固定子、あるいは回転平形コイルおよび静止平形コイルなど）の間に誘導的に通じる。

少なくともいくつかの実施形態では、変圧器４１４はイメージングコア４０８の近位端に配置されている。少なくともいくつかの実施形態では、変圧器４１４の構成要素４２２および４２４はフェライト形態に配置されている。少なくともいくつかの実施形態では、これらの構成要素４２２および４２４は、カテーテルの近位端に従来配置されていた構成要素よりも寸法が小さい。加えて、これらの構成要素４２２および４２４を形成するために使用されているワイヤ４１８の直径は、従来の構成要素に使用されていたワイヤの直径より寸法が小さくてもよい。少なくともいくつかの実施形態では、ワイヤ４１８の直径は、０．００４インチ（０．０１０ｃｍ）以下である。少なくともいくつかの実施形態では、このワイヤの直径は、０．００３インチ（０．００８ｃｍ）以下である。少なくともいくつかの実施形態では、このワイヤの直径は、０．００２インチ（０．００５ｃｍ）以下である。

加えて、回転構成要素４２２を１つ以上の変換器４１２へ連結するために使用されているワイヤ４１８の長さは従来の構成要素よりも短いことがあるが、その理由は、構成要素４２２が、典型的に、従来のシステムよりも、１つ以上の変換器４１２に対していっそう近傍に配置されているからである。それゆえ、回転構成要素４２２を形成するために使用されるとともに１つ以上の変換器４１２へ連結するために使用されるワイヤ４１８の抵抗は、従来のシステムのためのものよりも小さいであろう。従って、構成要素４２２および４２４のインダクタンスおよび相互インダクタンスは、従来のコイルに比べて、構成要素４２２および４２４の巻回数を増大させることによって調節することが必要であろう。

モータ４１６は回転子４２６および固定子４２８を含む。少なくともいくつかの実施形態では、回転子４２６は長手方向軸を備えた永久磁石であり、その長手方向軸は、二方向矢印４３０によって表示されており、イメージングコア４０８の長手方向軸と駆動軸４１０に対して同軸である。磁石４２６は、例えば、ネオジウム−鉄−ボロンなどのようなものが含まれる、埋め込みに適した相異なる多くの磁性材料から形成することができる。適切なネオジウム−鉄−ボロン磁石の一つの例は、カリフォルニア州サンノゼのＨｉｔａｃｈｉ Ｍｅｔａｌ Ａｍｅｒｉｃａから入手可能である。

少なくともいくつかの実施形態では、磁石４２６は円筒形である。少なくともいくつかの実施形態では、磁石４２６には１．４Ｔ以上の磁化強さＭがある。少なくともいくつかの実施形態では、磁石４２６には１．５Ｔ以上の磁化強さＭがある。少なくともいくつかの実施形態では、磁石４２６には１．６Ｔ以上の磁化強さＭがある。少なくともいくつかの実施形態では、磁石４２６には、磁石４２６の長手方向軸に対して垂直である磁化ベクトルを有する。少なくともいくつかの実施形態では、磁石４２６はハウジング４３２の中に配置されている。

少なくともいくつかの実施形態では、磁石４２６は、駆動軸４１０に連結されているとともに、動作時に駆動軸４１０を回転させるために構成されかつ配置されている。少なくともいくつかの実施形態では、磁石４２６には、磁石４２６の長手方向軸に沿った開口４３４が画定されている。少なくともいくつかの実施形態では、駆動軸４１０と１つ以上のイメージングコア導体４１８とが開口４３４を通って延出している。少なくともいくつかの実施形態では、駆動軸４１０は、連続しておらず、例えば磁石４２６の相対向する端部で磁石４２６と連結されている。この場合、１つ以上のイメージングコア導体４１８は依然として、開口４３４を通って延出している。少なくともいくつかの実施形態では、磁石４２６は接着剤によって駆動軸４１０へ連結されている。これに代えて、いくつかの実施形態では、駆動軸４１０および磁石４２６は、単一のブロックから、イメージングコア導体４１８を受け入れるために駆動軸４１０の全長に穿孔された開口４３４を備えた磁性材料へ、機械加工することができる。

少なくともいくつかの実施形態では、固定子４２８は２つの垂直に配向された磁界巻線（図５では５０２および５０４）を含み、これらによって、磁石４２６の回転を引き起こすトルクを生じるための回転磁界がもたらされる。固定子４２８には、１つ以上のモータ導体４３６を介して制御モジュール（図１では１０４）から電力がもたらされる。

少なくともいくつかの実施形態では、イメージングコア４０８に検出装置４３８が配置されている。少なくともいくつかの実施形態では、この検出装置４３８はハウジング４３２に連結されている。少なくともいくつかの実施形態では、この検出装置４３８は、特定方向における磁界の大きさを測定するために構成されかつ配置されている。少なくともいくつかの実施形態では、この検出装置４３８は、測定された情報の少なくともいくつかを利用して磁石４２６の角度位置を検出する。少なくともいくつかの実施形態では、検出装置４３８によって得られた測定情報の少なくともいくつかは、１つ以上のモータ導体４３６によって固定子４２８へもたらされた電流を制御するために利用される。

少なくともいくつかの実施形態では、カテーテル４０２の直径は０．０４２インチ（０．１１ｃｍ）以下である。少なくともいくつかの実施形態では、カテーテル４０２の直径は０．０４０インチ（０．１１ｃｍ）以下である。少なくともいくつかの実施形態では、カテーテル４０２の直径は０．０３８インチ（０．１０ｃｍ）以下である。少なくともいくつかの実施形態では、カテーテル４０２の直径は０．０３６インチ（０．０９ｃｍ）以下である。少なくともいくつかの実施形態では、カテーテル４０２の直径は０．０３４インチ（０．０９ｃｍ）以下である。少なくともいくつかの実施形態では、カテーテル４０２の直径は、血管内エコー心電図検査システムを収容するような大きさにされている。

少なくともいくつかの実施形態では、磁石４２６の直径は０．０２５インチ（０．０６ｃｍ）以下である。少なくともいくつかの実施形態では、磁石４２６の直径は０．０２２インチ（０．０６ｃｍ）以下である。少なくともいくつかの実施形態では、磁石４２６の直径は０．０１９インチ（０．０５ｃｍ）以下である。少なくともいくつかの実施形態では、開口４３４の直径は０．０１０インチ（０．０３ｃｍ）以下である。少なくともいくつかの実施形態では、開口４３４の直径は０．００９インチ（０．０２ｃｍ）以下である。少なくともいくつかの実施形態では、開口４３４の直径は０．００８インチ（０．０２ｃｍ）以下である。少なくともいくつかの実施形態では、磁石４２６の長手部分長さは０．１３インチ（０．３３ｃｍ）以下である。少なくともいくつかの実施形態では、磁石４２６の長手部分長さは０．１２インチ（０．３０ｃｍ）以下である。少なくともいくつかの実施形態では、磁石４２６の長手部分長さは０．１１インチ（０．２８ｃｍ）以下である。

少なくともいくつかの実施形態では、モータ４１６によって充分なトルクがもたらされて、１つ以上の変換器４１２が少なくとも１５Ｈｚの周波数で回転する。少なくともいくつかの実施形態では、モータ４１６によって充分なトルクがもたらされて、１つ以上の変換器４１２が少なくとも２０Ｈｚの周波数で回転する。少なくともいくつかの実施形態では、モータ４１６によって充分なトルクがもたらされて、１つ以上の変換器４１２が少なくとも２５Ｈｚの周波数で回転する。少なくともいくつかの実施形態では、モータ４１６によって充分なトルクがもたらされて、１つ以上の変換器４１２が少なくとも３０Ｈｚの周波数で回転する。少なくともいくつかの実施形態では、モータ４１６によって充分なトルクがもたらされて、１つ以上の変換器４１２が少なくとも３５Ｈｚの周波数で回転する。少なくともいくつかの実施形態では、モータ４１６によって充分なトルクがもたらされて、１つ以上の変換器４１２が少なくとも４０Ｈｚの周波数で回転する。

好ましい実施形態では、上記トルクは、磁石４２６が回転するように磁石４２６の長手方向軸４３０を取り巻いている。磁石４２６のトルクが長手方向軸４３０を取り巻くために、磁界巻線（すなわち、上記固定子のコイル）の磁界は、長手方向軸４３０の周りに回転する磁界ベクトルとともに、長手方向軸４３０に対して垂直な平面に存在している。

先に検討したように、固定子４２８によって、回転子４２６によるトルクを作り出すための回転磁界がもたらされる。固定子４２８には、回転磁界を形成するための１つ以上の巻回部としての、磁石４２６の周りを取り巻く２つの垂直に配向された磁界巻線（「巻線（ｗｉｎｄｉｎｇｓ）」）が備わっていてもよい。図５は、回転磁石４２６と、互いに直交する矩形ボックス５０２および５０４として表示された巻線とからなる一実施形態の概略斜視図である。巻線５０２および５０４は互いに直交する２つの矩形として示されているが、これらの巻線５０２および５０４のそれぞれは、カテーテル（図４では４０２）の直径の増大を最小限にするために広げることのできるワイヤの多数巻回を表示してもよい、ということは理解されるであろう。巻線５０２および５０４が広げられると、電流の帯が、図５に示された電流の線の代わりに生じることがある。

少なくともいくつかの実施形態では、巻線５０２および５０４を形成するために使用されたワイヤの直径は０．００４インチ（０．０１０ｃｍ）以下である。少なくともいくつかの実施形態では、上記ワイヤの直径は０．００３インチ（０．００８ｃｍ）以下である。少なくともいくつかの実施形態では、上記ワイヤの直径は０．００２インチ（０．００５ｃｍ）以下である。

磁石４２６を長手方向軸４３０の周りに回転させるために、上記トルクは長手方向軸４３０の周りを取り巻かなければならない。それゆえ、巻線５０２および５０４によって発生された磁界は、磁石４２６にトルクを付与するとともに磁石４２６を回転させるために長手（ｚ）軸４３０の周りに回転する巻線５０２および５０４のための磁界ベクトルＨとともに、長手方向軸４３０に対して垂直な平面に存在していなければならない。図５は、互いに対して、かつ、長手方向軸４３０に対して直交するｘ軸５０６およびｙ軸５０８をもまた示している。図５に示されたように、磁石４２６の磁化ベクトルＭ５１０は、長手方向軸４３０に対して垂直であるｘ−ｙ平面にある。

巻線５０２によって、ｙ軸５０８に対して平行である巻線５０２の中心に磁界が作り出される。巻線５０４によって、ｘ軸５０６に対して平行である巻線５０４の中心に磁界が作り出される。巻線５０２および５０４について組み合わされた磁界ベクトルＨは：

によって与えられ、ここで、ｘ’およびｙ’はそれぞれ、ｘ方向およびｙ方向における単位ベクトルである。磁化ベクトルＭは角度５１２で回転し、これは、均一な回転の場合の経過時間に磁石４２６の角速度を掛けたものに等しい。従って、磁化ベクトルＭは：

によって与えられる。

磁気モーメントベクトルｍは：

によって与えられ、ここで、Ｍは、テスラで表した磁石４２６の磁化ベクトル、また、Ｖは、磁石４２６の体積（ｍ^３）である。

磁石４２６に作用するトルクτは：

によって与えられ、ここで、τは、トルクベクトル（Ｎ・ｍ）であり、ｍは、磁気モーメントベクトル（テスラ立方メートル）であり、Ｈは、巻線５０２および５０４の磁界ベクトル（アンペア／ｍ）であり、ｘは、ベクトルクロス積である。

上記ベクトルクロス積は：

として算出することができる。

ベクトルクロス積は、磁気モーメントベクトルｍに対する巻線５０２および５０４によって生じたトルクが、実際に長手方向軸４３０周りにあることを実証している。また、トルクは、巻線５０２および５０４によって生成された磁界が

によって示される場合に、均一となり、および時間に無関係となり、それにより

によって示されるトルクτが生じる。

Ｈ^２＝Ｈ_ｘ ^２＋Ｈ_ｙ ^２が時間に無関係であり、また、Ｈ_ｘおよびＨ_ｙの成分は、ｚ’軸周りの巻線磁界ベクトルＨの時計回りの回転を表しているため、磁界が均一に回転しているので上記トルクは均一である。この結果として生じる、ｘ−ｙ平面内の磁化ベクトルＭを有する対称な磁石に対する均一なトルクは、回転磁界電気モータの固有の式である。

従って、直交する磁界は、角速度ωで、長手方向軸４３０周りに均一に回転する磁界を生じさせる。磁石４２６の磁化ベクトルＭは、作動条件下で、システムのドラッグトルクによって決まるスリップ角を有する巻線５０２および５０４の巻線磁界ベクトルＨに追従する。角速度ωが増加すると、ドラッグトルク（およびスリップ角）は、磁石４２６が、もはや磁界に対応するように十分に速く回転できなくなるまで増加する。

スリップ角の変化は、非均一な回転につながる可能性がある。少なくともいくつかの実施形態において、検出装置４３８は、均一に回転する磁界を維持することにより、磁石４２６の均一な回転を維持することを容易にする。少なくともいくつかの実施形態において、検出装置４３８は、Ｍ_ｘおよびＭ_ｙの成分に対する測定値からのフィードバックによって、Ｈ_ｘおよびＨ_ｙを生じさせる電流を制御する。Ｈ_ｘおよびＨ_ｙと、Ｍ_ｘおよびＭ_ｙと、の関係は：

によって示され、ここで、Ｉ_ｘは、磁界成分Ｈｘを生成する電流（アンペア）であり、また、Ｉ_ｙは、磁界成分Ｈ_ｙを生成する電流（アンペア）である。

少なくともいくつかの実施形態において、検出装置４３８は、デジタル形式で実施することができる。少なくともいくつかの実施形態において、検出装置４３８から出力されてデジタル処理されたデータは、均一な回転を維持するために、適時、各ポイントでの電流を算出するのに用いられる。少なくともいくつかの実施形態において、デジタル検出装置４３８は、所定の回転方向の場合の電流を完璧に決めるために、所定のポイントで、磁石４２６の磁界の１つ以上の成分を測定することができる。

少なくともいくつかの他の実施形態において、検出装置４３８は、アナログ形式で実施することができる。少なくともいくつかの実施形態において、アナログ検出装置４３８は、ハウジング（図４における符号４３２）上またはイメージングコア（図４における符号４０８）の他の箇所に９０度離して配置された２つの磁気センサを含む。一般に、磁石４２６によって生成された磁界は、巻線５０２および５０４によって生成された磁界よりも実質的に大きい。従って、検出装置４３８のセンサは、磁石４２６の中心からセンサまで通る軸に対して、ｘ−ｙ平面内の磁化ベクトルＭの直角成分を測定する。測定された信号は、増幅し、および巻線５０２および５０４内の電流にフィードバックすることができる。前述の式に示すように、電流ｘが反転すると、磁石４２６は時計回りに回転する。電流ｙが反転すると、磁石４２６は反時計回りに回転する。

少なくともいくつかの実施形態において、検出装置４３８は、患者の外部に設けられた少なくともいくつかの磁気センサを含む。例えば、６つの個々のセンサを含む２つの３軸磁気センサは、患者の外部の２箇所で、磁石４２６の回転磁界のｘ、ｙおよびｚ成分を測定することができる。少なくともいくつかの実施形態において、回転磁石４２６の磁界検出は、磁石巻線の駆動電流と同相で回転する磁界のみを検出することによって容易化される。外部センサからのデータは、回転磁石（およびＩＶＵＳ変換器）のｘ、ｙおよびｚ座標、および磁石４２６の空間的定位を見出すために反転させることができる。このデータは、プルバックイメージング中に、周囲の組織（例えば、動脈の屈曲部）の３次元画像を形成するのに用いることができる。

少なくともいくつかの実施形態においては、複数のセンサを患者の外部に配置したままで、１つ以上のセンサを、回転磁石４２６の近傍に配置して患者に埋め込むことができる。埋め込み可能なセンサは、回転磁石４２６の角度方向を識別することができ、およびこのデータは、回転磁石の不適切な周波数および位相角を伴う外部センサから得られたデータを受入れずに、回転磁石の適切な周波数および適切な位相角を有する外部センサからのデータのみを受入れて、外部センサデータの信号対雑音比をさらに向上させるのに用いることができる。

モータ４１６によって生成することのできる磁気トルクの量は、カテーテル（図４における符号４０２）内に過剰な熱を発生させることなく、巻線５０２および５０４を通過することのできる電流の量によって制限することができる。巻線５０２および５０４には

で示される割合でジュール加熱によって熱が発生し、ここで、Ｐは、熱として消失した出力（ワット）であり、Ｒは、巻線５０２および５０４の抵抗であり、Ｉは、電流の振幅（アンペア）である。

正弦波電流が採用されるため、Ｐの値は２で割られる。しかし、２つの巻線５０２および５０４があるため、Ｐの値に２を乗じる。少なくとも１つの実験においては、３００ｍＷまでの熱は、モータ（図４における符号４１６）の温度を認知できるくらいに増加させることなく、血液または組織内で容易に消失されることが推測されている。少なくとも１つの実験において、熱消失は、血流がある場合に、数ワットまで増加することが推測されている。

Ｎ回巻きで、かつ入力電流Ｉを有する巻線５０２および５０４の磁界Ｈは、計算することができる。その結果は、通電ラインセグメントによって生成される磁界の場合の式から得られる。典型的には、長手方向軸４３０と平行な矩形状の巻線５０２および５０４の長い方の側の長さは、巻線５０２および５０４の短い方の側の長さよりも実質的に大きい。従って、短い方の側は、磁気トルクにそれ程寄与しない可能性がある。Ｎ回巻きで、かつ入力電流Ｉを有する巻線５０２および５０４の磁界Ｈは

で示され、ここで、Ｎは、巻線５０２および５０４の巻き数の数であり、Ｄは、巻線幅（メートル）（典型的には、ハウジング（図４における符号４３２）の外径）であり、Ｌは、巻線５０２および５０４の長さ（メートル）である。ＮＩは、巻線５０２および５０４で消失した電力に関して解析することができる。全てのパラメータの理論的最適化が可能であるが、安全性限界をデザイン実現に組込むことができる。

一つの例示的な実施形態において、矩形巻線５０２および５０４は、長さが２．７インチ（６．８６ｃｍ）で、直径が０．００２インチ（０．００５ｃｍ）で、抵抗が０．５Ωの銀線からなる８回巻きを有する。磁石４２６は、外径が０．０２２インチ（０．０５６ｃｍ）で、内径が０．００９インチ（０．０２２ｃｍ）で、長手部分長さが０．１３２インチ（０．３４ｃｍ）の円筒形状を有する。ネオジム−鉄−ボロンから形成された、上述した寸法を有する磁石４２６の場合の磁化Ｍは、１．４である。最大出力Ｐは、０．３ワットであり、最大電流振幅は、０．７７アンペアであり、ＮＩの量は、６．２アンペアである。上述の値を用いると、磁石４２６のトルクは：

で示される。

上述した値を挿入すると、４μＮ・ｍ＝０．４ｇｍ・ｍｍのトルクが生じ、これは、磁石４２６の予測される最大摩擦ドラッグよりも約４倍大きい。対応する力は、約０．１グラム、または、磁石４２６の重量の約３０倍である。トルクは、磁石の半径を増すことによって増加させることができるが、カテーテル（図４における符号４０２）は、様々な患者の血管系に配置されるように十分に小さいことが望ましい。例えば、（イメージングコア（図４における符号４０８）の相対的な剛性が、カテーテルの操作性に影響を及ぼす可能性があるため）イメージングコア（図４における符号４０８）の長さ、発熱、室温における金属の抵抗性、および磁石４２６を形成するのに用いられる材料の強度を含む、患者の血管系にカテーテルを挿入する場合のさらなる考慮を検討することができる。

巻線５０２および５０４を形成するのは困難であるかもしれない。例えば、直径が０．００２インチ（０．００５ｃｍ）のワイヤを、ハウジング（図４における符号４３２）の円筒形面に巻回することは困難であるかもしれない。少なくともいくつかの実施形態において、巻線５０２および５０４は、薄膜（例えば、ポリイミド膜等）上に配置された後、ハウジング（図４における符号４３２）上に配置される。例えば、１種類以上の金属（例えば、銅、銀、金、または他の金属あるいは合金）が薄膜上に配置され、そして、薄膜は、（例えば、１種類以上の接着剤、または、他の種類の適当な結合方法を用いて）ハウジング上に配置される。代替的な実施形態においては、ハウジング（図４における符号４３２）は、セラミックシリンダまたは押出しチューブ、あるいは、金属ストリップラインの配置に適している他の材料から形成される。３次元リソグラフィプロセスは、巻線５０２および５０４をシリンダ上に配置して画成するのに用いることができる。例えば、金属膜を、シリンダの外面に均一に配置することができ、また、好ましくない金属膜を、シリンダの外面から除去して、巻線５０２および５０４を画成するのに、レーザを用いることができる。

図６は、薄膜６０６上に配置された巻線６０２および６０４の一実施形態の概略平面図である。少なくともいくつかの実施形態において、巻線６０２および６０４は、薄膜６０６の両面に配置されている。少なくともいくつかの実施形態において、巻線６０２は、薄膜６０６の第１の面に配置されており、また、巻線６０４は、薄膜６０６の第２の面に配置されている。好適な実施形態において、巻線６０２および６０４は、薄膜６０６が磁石４２６（または、ハウジング４３２）の周囲に配置された場合に、巻線６０２と６０４が互いに９０度ずれているように、薄膜６０６上に配置される。

上記カテーテルの遠位端の静止部分に直接接触する上記イメージングコアの回転部分があることは好ましくない。上記イメージングコアの回転部分（例えば、回転駆動軸、磁石など）と上記カテーテルの遠位端の静止部分（例えば、固定子、ハウジングなど）との間における相対運動によって、摩擦ドラッグが作り出されることがある。図７は、カテーテル７０２の遠位端についての別の実施形態の概略縦断面図である。このカテーテル７０２には、モータ７０８のそれぞれの端部に配置されたドラッグ（ｄｒａｇ）低減要素７０４および７０６が含まれている。これらのドラッグ低減要素７０４および７０６には、例えば、１つ以上のブッシング、１つ以上のベアリングなど、またはこれらの組み合わせを含んでいる、ドラッグを低減するための任意の適切な装置が含まれていてもよい。

ドラッグ低減要素７０４および７０６の代わりに、あるいはこれらに加えて、他のドラッグ低減技術を利用することもできる。例えば、少なくともいくつかの実施形態では、ハウジング（図４では４３２）が、少なくとも一部に、導電性材料（例えば炭素繊維など）から形成されている。少なくともいくつかの実施形態では、磁石（図４では４２６）の回転によって、その磁石の角速度が増大するにつれて増大するであろう渦電流が作り出される。いったん、臨界角速度に達するか、あるいはそれを超えると、その渦電流によって、上記磁石が浮上することがある。好ましい実施形態では、上記ハウジングの導電性材料には、磁石（図４では４２６）を上記ハウジングの相対向する側面から等距離の位置まで浮上させるのに充分に高いものの、磁石（図４では４２６）を巻線（図６では６０２および６０４）によって作り出された磁界から遮蔽するには低すぎる導電率が備わっている。

ドラッグ低減技術の別の例として、磁石４２６とハウジング４３２との間の空間を強磁性流体（例えば、カリフォルニア州サンタクララにあるＦｅｒｒｏｔｅｃ Ｃｏｒｐ．から入手することができるような磁性ナノ粒子の懸濁液）で満たすことができる。この強磁性流体は、磁石４２６へ引き寄せられるとともに、磁石４２６が回転するにつれて磁石４２６の外面に位置を占めて残留する。この流体は、非回転表面の壁の近傍で、回転磁石４２６がこれらの非回転表面に物理的に接触しないように、ずれ動く。その結果、得られた磁石４２６の表面における粘性ドラッグトルクが磁石４２６の回転数に比例して増大し、また、非潤滑デザインと比較して低減することができる。

少なくともいくつかの実施形態では、上記１つ以上の変換器は、上記イメージングコアの内部で固定されており、また、回転ミラーの上へ音響信号を導く。固定された変換器と回転ミラーとを用いると、変圧器の必要性がなくなる。変圧器には例えば、構成要素間のインダクタンスによるエネルギー量の低下、位相シフト用ＩＶＵＳ波形、財務費用、および製造上の困難を含むいくつかの不都合がある。加えて、変圧器を排除すると、いくつかの利点がもたらされるであろう。例えば、上記イメージングコアは、変圧器を有するイメージングコアよりも長さが短いであろう。先に検討したように、上記イメージングコアが配置された上記カテーテルの部分は、そのカテーテルの他の部分よりも堅いのが一般的である。従って、上記イメージングコアの長さを減少させると、上記カテーテルは、患者の血管系の中において、更に角ばった屈曲部を通って、移動することができる。

少なくともいくつかの実施形態では、上記回転可能なミラーは、１つ以上の固定変換器に対して遠位に位置決めされている。図８は、カテーテル８０２の遠位端についてのさらに別の実施形態の概略縦断面図である。このカテーテル８０２には、イメージングコア８０６が内部に配置された内腔８０４が画定されている。イメージングコア８０６には、１つ以上の固定変換器８０８、モータ８１０、および１つ以上の変換器８０８に対して遠位にある回転ミラー８１２が含まれている。１つ以上の変換器８０８は、１つ以上の変換器導体８１４を介して、制御モジュール（図１では１０４）に電気的に接続されている。

モータ８１０には、回転磁石８１６と、２つの内側巻線８１８あるいは２つの外側巻線８２０、または、１つの内側巻線８１８および１つの外側巻線８２０とが含まれている。磁石８１６は、例えば、ネオジウム−鉄−ボロンなどのようなものが含まれる、埋め込みに適した相異なる多くの磁性材料から形成することができる。少なくともいくつかの実施形態では、磁石８１６は円筒形である。少なくともいくつかの実施形態では、磁石８１６は開口８２２を画定する。少なくともいくつかの実施形態では、磁石８１６には、磁石８１６の長手方向軸に対して垂直である磁化ベクトルがある。

少なくともいくつかの実施形態では、巻線８１８あるいは８２０は、垂直に配向された２つの巻線（例えば、図５における５０２および５０４を参照）を含み、これらによって、磁石８１６にトルクを付与するために回転磁界がもたらされる。これらの巻線８１８あるいは８２０には、制御モジュール（図１では１０４）から１つ以上のモータ導体８２４を介して電力がもたらされる。少なくともいくつかの実施形態では、イメージングコア８０６の近位端に支持ハブ８２６が位置決めされている。少なくともいくつかの実施形態では、少なくとも１つの巻線８１８および８２０あるいは１つ以上の変換器８０８が、支持ハブ８２６から片持ち梁状に突出されている。

少なくともいくつかの実施形態では、回転ミラー８１２は開口８２２の中に配置されており、また、１つ以上の固定変換器８０８は、磁石８１６の近位かあるいは開口８２２の中かのいずれかに配置されている。少なくともいくつかの実施形態では、回転ミラー８１２は磁石８１６から遠位に配置されており、また、１つ以上の固定変換器８０８は、磁石８１６の開口８２２の内側における磁石８１６の近位かあるいは磁石８１６の遠位かのいずれかに配置されている。少なくともいくつかの実施形態では、回転ミラー８１２は、磁石８１６の内面に連結されている。少なくともいくつかの実施形態では、回転ミラー８１２は、そのミラー８１２が磁石８１６とともに回転するように、磁石８１６に固定して連結されている。少なくともいくつかの実施形態では、ミラー８１２は、そのミラー８１２から遠位に置かれた１つ以上の支持部材８２８によって、定位置に保持されている。少なくともいくつかの実施形態では、ミラー８１２は、そのミラー８１２の反射面が、動作時におけるミラー８１２の回転につれて磁石８１６かあるいは１つ以上の支持部材８２８かのいずれかによって塞がれないように、定位置に保持されている。

少なくともいくつかの実施形態では、音響信号が、１つ以上の固定変換器８０８から回転ミラー８１２へ向かって放射されるとともに、磁石８１６の長手方向軸に対して平行でない角度へ方向を変えられることがある。少なくともいくつかの実施形態では、音響信号は、磁石８１６の横軸に対して１２０度の範囲内にある複数の角度へ方向を変えられる。少なくともいくつかの実施形態では、音響信号は、磁石８１６の横軸に対して９０度の範囲内にある複数の角度へ方向を変えられる。少なくともいくつかの実施形態では、音響信号は、磁石８１６の横軸に対して１２０度の範囲内にある複数の角度へ、これらの複数の角度が磁石８１６の長手方向軸に対して垂直である１つの角度に集中するように、方向を変えられる。少なくともいくつかの実施形態では、音響信号は、磁石８１６の長手方向軸に対して垂直である単一角度へ方向を変えられる。少なくともいくつかの実施形態では、音響信号は、磁石８１６の長手方向軸に対して垂直でない単一角度へ方向を変えられる。少なくともいくつかの実施形態では、音響信号をカテーテル８０２から送信することができる音響用開口をもたらすために、磁石８１６の中に側壁８３０とともに切欠（あるいは窓、窓穴など）が形成される。少なくともいくつかの実施形態では、音響的に透明な膜を上記切欠にわたるように配置することができ、それによって、１つ以上の変換器８０８とミラー８１２との間の領域８３２が液密になる。

少なくともいくつかの実施形態では、１つ以上の変換器８０８とミラー８１２との間の領域８３２は、カテーテル８０２の遠位端を取り囲む組織あるいは流体に合致するインピーダンスを有する無気泡流体で満たされている。少なくともいくつかの実施形態では、１つ以上の変換器８０８とミラー８１２との間の領域８３２は、強磁性流体で満たされている。少なくともいくつかの実施形態では、領域８３２に加えて、磁石８１６がカテーテル８０２の中に配置されたときに、磁石８１６の表面積の少なくとも一部に沿って１つ以上の空間を形成することができる。少なくともいくつかの実施形態では、磁石８１６の表面積の少なくとも一部を取り囲む１つ以上の空間は、強磁性流体で満たされている。上記磁石を強磁性流体で取り囲むことは、強磁性流体が磁石８１６へ引き寄せられるので、利点であろう。磁石８１６の充分な表面積が強磁性流体によって近づきやすいときには、その強磁性流体によって磁石８１６が浮上し、それによって、磁石８１６と、動作時に磁石８１６とともに回転しない他の接触表面と、の間の摩擦を潜在的に減少させることができる。

少なくともいくつかの実施形態では、ミラー８１２には非平面状である反射面が含まれている。少なくともいくつかの実施形態では、ミラー８１２の反射面は凹状である。凹状の反射面を用いて焦点合わせを改善し、それによって、カテーテル８０２から放射された音響パルスの位置分解能を改善する、ことは利点であろう。少なくともいくつかの実施形態では、ミラー８１２の反射面は凸状である。少なくともいくつかの実施形態では、ミラー８１２の反射面は調整することができる。ミラー８１２から可変距離で組織を画像作成するための磁界の焦点または深度を調節するために調整可能な反射面を有することは利点であろう。少なくともいくつかの実施形態では、ミラー８１２は、空気あるいは他の圧縮可能物質が包含されている空間にわたって広げられた被覆膜である。１つ以上の変換器８０８とミラー８１２との間の領域８３２の流体圧力が増大すると、ミラー８１２の反射面は、凹面を作り出すために撓めることができる。

少なくともいくつかの実施形態では、１つ以上の変換器には複数の環帯が含まれている。少なくともいくつかの実施形態では、少なくとも１つの環帯が、少なくとも１つの残りの環帯とは異なっている周波数で共振する。図９は、環帯９０４および９０６のような複数の環帯がある変換器９０２の一実施形態の概略横断面図である。少なくともいくつかの実施形態では、環帯９０４は、環帯９０６とは異なった周波数で共振する。

少なくともいくつかの実施形態では、回転可能なミラーは１つ以上の固定変換器の近位に位置決めされている。図１０は、カテーテル１００２の遠位端についての別の実施形態の概略縦断面図である。カテーテル１００２には、イメージングコア１００６が内部に配置される内腔１００４が画定されている。イメージングコア１００６には、１つ以上の固定変換器１００８、モータ１０１０、および１つ以上の変換器１００８の近位にある回転ミラー１０１２が含まれている。１つ以上の変換器１００８は、１つ以上の変換器導体１０１４を介して、制御モジュール（図１では１０４）と電気的に接続されている。

モータ１０１０には、回転するモータ磁石１０１６と巻線１０１８とが含まれている。少なくともいくつかの実施形態では、モータ磁石１０１６は円筒形である。少なくともいくつかの実施形態では、モータ磁石１０１６は、ネオジウム−鉄−ボロンから形成されている。巻線１０１８には、１つ以上のモータ導体１０２０を介して制御モジュール（図１では１０４）から電力がもたらされる。モータ１０１０は、ハウジング１０２２の中に遠位端キャップ１０２４とともに配置されている。少なくともいくつかの実施形態では、モータ１０１０の周りの空間は、摩擦を減少させるために、真空排気されている。少なくともいくつかの実施形態では、モータ１０１０の周りの空間は、摩擦を減少させるために、１種以上の気体で満たされている。例えば、窒素、二酸化炭素、酸素など、あるいはこれらの組み合わせを含んでいる、相異なる多くの気体を利用することができる。少なくともいくつかの実施形態では、モータ１０１０の周りの空間は、１種以上の気体を含んでいるとともに、部分的に真空排気されている。

ミラー１０１２には、磁石１０２６と傾斜状反射面１０２８とが含まれている。少なくともいくつかの実施形態では、ミラー１０１２は、モータ磁石１０１６とともに回転するように構成され、かつ、配置されている。少なくともいくつかの実施形態では、ミラー１０１２は端キャップ１０２４へ連結されていない。少なくともいくつかの実施形態では、ミラー磁石１０２６には、図１０においてモータ磁石１０１６とミラー磁石１０２６とについて矢印の方向によって示されたように、モータ磁石１０１６と相対向する磁化方向がある。モータ磁石１０１６は、端キャップ１０２４を介してミラー１０１２と磁気的に連結されている。

端キャップ１０２４は、剛性材料あるいは半剛性材料（例えば、１つ以上の金属、合金、プラスチック、複合材料など）から形成することができる。少なくともいくつかの実施形態では、端キャップ１０２４は、端キャップ１０２４と回転モータ磁石１０１６およびミラー１０１２との間の摩擦を減少させるために、滑らかな材料（例えば、ポリテトラフルオロエチレンなど）で被覆されている。少なくともいくつかの実施形態では、少なくとも１つのモータ磁石１０２６あるいはミラー１０１２には、回転中における摩擦を減少させるために、端キャップ１０２４に接触するテーパ状端部がある。

少なくともいくつかの実施形態では、イメージングコア１００６には、そのイメージングコア１００６の遠位端に配置された支持ハブ１０３０が含まれている。少なくともいくつかの実施形態では、巻線１０１８は、一方端部では支持ハブ１０３０によって、また、他方端部では端キャップ１０２４によって支持されている。少なくともいくつかの実施形態では、モータ１０１０にはモータ軸１０３２が含まれており、モータ磁石１０１６がその周囲を回転する長手方向軸をもたらす。少なくともいくつかの実施形態では、モータ軸１０３２は、一方端部では支持ハブ１０３０によって、また、他方端部では端キャップ１０２４によって支持されている。少なくともいくつかの実施形態では、１つ以上の変換器１００８は、端キャップ１０２４から遠位に延出している変換器軸１０３４へ連結されている。少なくともいくつかの実施形態では、ミラー１０１２には、変換器軸１０３４が延出する開口が画定されている。少なくともいくつかの実施形態では、１つ以上の変換器導体１０１４が変換器軸１０３４の中に少なくとも部分的に配置されている。少なくともいくつかの実施形態では、１つ以上の変換器導体１０１４がモータ軸１０３２内に少なくとも部分的に配置されている。代替実施形態では、１つ以上の変換器導体１０１４が、１つ以上のモータ１０１０あるいはミラー１０１２の外面の周りに延出している。

少なくともいくつかの実施形態では、音響信号が、１つ以上の変換器１００８からミラー１０１２へ向かって放射されるとともに、モータ磁石１０１６の長手方向軸に対して平行でない角度に方向を変えられるであろう。少なくともいくつかの実施形態では、音響信号が、モータ磁石１０１６の横軸に対して１２０度の範囲内にある複数の角度に方向を変えられる。少なくともいくつかの実施形態では、音響信号が、モータ磁石１０１６の横軸に対して９０度の範囲内である複数の角度に方向を変えられる。少なくともいくつかの実施形態では、音響信号は、モータ磁石１０１６の横軸に対して１２０度の範囲内にある複数の角度へ、これらの複数の角度がモータ磁石１０１６の長手方向軸に対して垂直である１つの角度に集中するように、方向を変えられる。少なくともいくつかの実施形態では、音響信号は、モータ磁石１０１６の長手方向軸に対して垂直である単一の角度に方向を変えられる。少なくともいくつかの実施形態では、音響信号は、モータ磁石１０１６の横軸に対して垂直でない単一の角度に方向を変えられる。

代替実施形態では、上記イメージングコアは、ミラーを使用することなく、１つ以上の回転変換器と変圧器とを使用して実施することができる。図１１は、カテーテル１１０６の内腔１１０４の遠位端に配置されたイメージングコア１１０２の一実施形態の縦断面図を示している。そのイメージングコア１１０２には、ハウジング１１１０の中に配置されたモータ１１０８が、剛性あるいは半剛性であってもよい端キャップ１１１２とともに含まれている。イメージングコア１１０２には、モータ１１０８の遠位に配置された１つ以上の変換器１１１４もまた含まれている。少なくともいくつかの実施形態では、磁石が１つ以上の変換器１１１４へ取り付けられている。１つ以上の変換器１１１４（取り付けられた磁石を介する）は、端キャップ１１１２を介してモータ１１０８に磁気的に連結されている。少なくともいくつかの実施形態では、１つ以上の変換器１１１４は、矢印１１１６によって示されたように、この１つ以上の変換器１１１４からの音響信号出力がモータ１１０８の長手方向軸に対して平行でない角度に向けられるように、位置決めされている。少なくともいくつかの実施形態では、１つ以上の変換器１１１４に電力を供給するために、静止構成要素１１２０および回転構成要素１１２２の備わった変圧器１１１８が使用されている。少なくともいくつかの実施形態では、静止構成要素１１２０は端キャップ１１１２の内部に配置されており、また、回転構成要素１１２２は１つ以上の変換器１１１４の内部に配置されている。

少なくともいくつかの実施形態では、巻線には単一巻回のワイヤが含まれている。上で示されたように、モータ（例えば、図８では８１０）におけるトルクは：

によって与えられ、ただし、巻線のトルクの依存性のみが、積ＮＩを介している。例えば、同一の結果は、８巻回を有する巻線を通る電流が０．７７アンペアであるか、１巻回を有する巻線を通る電流が６．２アンペアであるか、にかかわりなく得られる。発熱量は、上記巻線の総断面積が同一である限り、同一であろう。例えば、高さが２ミル（ｍｉｌｌｓ）で幅が１６ミルである１つの線状体による発熱は、高さが２ミルで幅が２ミルである８つの線状体によるものに相当する。従って、少なくともいくつかの実施形態では、それぞれの巻線には単一の巻回が含まれている。

図１２は、磁石（図８では８１６）の周りに配置するために構成されかつ配置された第１単一巻回巻線１２０２および第２単一巻回巻線１２０４の一部についての一実施形態の概略斜視図である。少なくともいくつかの実施形態では、第１単一巻回巻線１２０２および第２単一巻回巻線１２０４は、磁石（図８では８１６）の別々の表面に配置するために構成されかつ配置されている。例えば、少なくともいくつかの実施形態では、第１単一巻回巻線１２０２は、磁石（図８では８１６）の内面に沿って配置されるように構成されかつ配置されており、また、第２単一巻回巻線１２０４は、磁石（図８では８１６）の外面に沿って配置されるように構成されかつ配置されている。単一巻回巻線１２０４および１２０６は、患者の体内へ埋め込みするのに適した任意の導電性材料から形成することができる。巻線回路の上側面および底側面からのクロスオーバーを排除するためには、単一巻回巻線を利用するとともに、第１単一巻回巻線１２０２および第２単一巻回巻線１２０４を別々の表面に沿って配置する、ことが利点であろう。

図１３は、磁石（図８では８１６）の周りにそれぞれ配置された、第１および第２の単一巻回巻線１２０２および１２０４についての一実施形態の概略横断面図である。これらの単一巻回巻線１２０２および１２０４は磁石８１６に沿って直接配置されてもよい。少なくともいくつかの実施形態では、単一巻回巻線１２０２および１２０４は、カテーテル（図８では８０２）の横軸に沿ったカテーテル（図８では８０２）の相対厚さを維持するために、非導電性管類の中に埋め込むことができる。例えば、第１単一巻回巻線１２０２は、図１３において、磁石８１６の内側面に沿って配置された非導電性管類１３０２の中に埋め込まれたものとして、示されている。同様に、第２単一巻回巻線１２０４は、図１３において、磁石８１６の外側面に沿って配置された非導電性管類１３０４の中に埋め込まれたものとして、示されている。

第２単一巻回巻線１２０４は第１単一巻回巻線１２０２よりもトルクを多く働かせることができるが、その理由は、第２単一巻回巻線１２０４には第２単一巻回巻線１２０４よりも大きい直径があるからである。それゆえ、動作時において、第２単一巻回巻線１２０４には第１単一巻回巻線１２０２ほど大きい電流を入力する必要がないであろう。従って、少なくともいくつかの実施形態では、第２単一巻回巻線１２０４は第１単一巻回巻線１２０２ほど厚くはない。

少なくともいくつかの実施形態では、６アンペアまでの電流を上記モータによって利用することができる。それゆえ、好ましい実施形態では、上記カテーテルおよび上記イメージングコアの構成要素は、６アンペアまでの電流に、発熱することなく耐えることができる。低出力の電子部品は、低電圧で６アンペアの電流を調達するために、現在、使用することができる。加えて、以前の研究によって、約０．０１５インチ（０．０４ｃｍ）の相当直径がある可撓性撚り合わせ導体は、６アンペアまでの電流に耐えることができるということが示されており、また一方で、１ミリメートル直径のカテーテルに嵌め込むことも可能であるということが示されている。

回転磁界を形成するために利用することのできる、相異なる多くの多相巻線形態と電流構成とが存在する、ということは理解されるであろう。例えば、モータには、例えば２相巻線、３相巻線、４相巻線、５相巻線、あるいはさらに多くの多相巻線が含まれていてもよい。モータには、多くの他の多相巻線形態が含まれていてもよい、ということは理解されるであろう。２相巻線形態では、上で検討したように、２つの巻線の中における電流は、９０度だけ位相がずれている。３相巻線については、０度、１２０度、および２４０度だけ位相がずれている正弦波電流の３本の線が存在し、これら３本の電流線もまた１２０度だけ間隔をおいて配置されており、その結果、これらの電流線に対して垂直に磁化された円筒形モータを駆動することのできる一様に回転する磁界が得られている。

図１４は、磁石（例えば、図８では８１６を参照）の周りの回転磁界を形成するために構成されかつ配置された３相巻線形態１４０２の一実施形態の概略斜視図である。この３相巻線形態１４０２には、３つの巻線あるいは線状体１４０４−１４０６が含まれている。少なくともいくつかの実施形態では、多相巻線は、磁石（図８の８１６）の単一の円筒状面を、重複することなく利用することができる。このような巻線は、あるイメージングコアの中で最小限の体積を占めるであろう。他の形態によってもまた、回転磁界を形成することができるが、この３相形態１４０２には、他の形態よりもいっそうコンパクトなモータ構造が可能である、という利点を有する。

３相巻線形態１４０２の優れた特性は、これらの３つの線状体１４０４−１４０６のうち２つだけを駆動すれば足りることであり、第３の線状体が電流の第３位相に数学的に等しい共同帰線になっていることである。このことは：

に留意することによって検証することができる。

３相巻線形態１４０２については、電流は、この恒等式の左辺における２つの項の０度および１２０度の位相ずれがある２つの線状体の中に駆動される。これら２つの項の合計は、回転磁界を作り出すのに必要なこの等式の右辺における厳密には正確な２４０度の位相ずれを伴って、上記共同帰線の上に復帰する。上記のマイナス符号は上記復帰電流が駆動電流の反対方向にあることを表している、ということは理解されるであろう。

少なくともいくつかの実施形態では、これら３つの支持なし線状体１４０４−１４０６は、機械的安定性を増大させるために、基板によって支持することができる。少なくともいくつかの実施形態では、これらの線状体１４０４−１４０６は、中実の金属管から、その金属の大部分をそのままにして、かつ、線状体１４０４−１４０６の短絡を防止するために必要な金属の部分だけを除去して、構成されている。少なくともいくつかの実施形態では、その除去された部分は非導電性材料で埋め戻されている。

上記の詳述、実施例およびデータは、本発明の構成の製造および使用の説明を提供する。本発明の多くの実施形態を、本発明の趣旨および範囲から逸脱することなく実行できるため、本発明は、本願明細書に添付のクレーム内に存在する。

Claims (15)

1. 血管内超音波システムのためのカテーテルアセンブリであって、前記カテーテルアセンブリは、
   長手部分、遠位端、および近位端を有し、前記長手部分に沿って前記近位端から前記遠位端まで延出する内腔を備えるカテーテルと、
   前記カテーテルの前記長手部分よりも短い長手部分を備え、前記内腔の中へ前記カテーテルの遠位端まで挿入するために構成されかつ配置されているイメージングコアであって、
   回転可能な磁石と、この磁石の少なくとも一部の周りに配置された少なくとも２つの磁界巻線とを備えるモータであって、前記磁石が、長手方向軸と、前記磁石の前記長手方向軸に沿って画定された開口とを有するモータと、
   該イメージングコアの中に配置され、印加された電気信号を音響信号へ変換するために、また、受信したエコー信号を電気信号へ変換するために、構成されかつ配置され、さらに、前記磁石とともに回転しないように定位置に固定されている少なくとも１つの変換器と、
   前記少なくとも１つの変換器の遠位に位置決めされたミラーであって、該ミラーは、音響ビームが前記少なくとも１つの変換器から該ミラーまで放射されたときに、その音響ビームが前記磁石の前記長手方向軸に対して平行でない方向に方向を変えるような角度で傾けられているとともに、前記磁石の回転によって回転するミラーと、
   を備えるイメージングコアと、
   前記１つ以上の変換器に電気的に接続されているとともに、前記カテーテルの前記近位端まで延出している少なくとも１つのカテーテル導体と、
   前記磁界巻線に電気的に接続されているとともに、前記カテーテルの前記近位端まで延出している少なくとも１つのモータ導体と、
   を備えてなり、
   前記少なくとも１つの変換器は、前記磁石の中に画定された前記開口の中に配置されている、カテーテルアセンブリ。
2. 前記磁界巻線のそれぞれは、導電性材料からなる単一巻回を備える、請求項１に記載のカテーテルアセンブリ。
3. 前記ミラーは非平面状の反射面を備える、請求項１または２に記載のカテーテルアセンブリ。
4. 前記少なくとも１つの変換器は複数の環帯を備え、少なくとも１つの環帯が、少なくとも１つの他の環帯とは異なる周波数で共振するように構成されかつ配置されている、請求項１から３のいずれか一項に記載のカテーテルアセンブリ。
5. 前記ミラーは、前記磁石の中に画定された前記開口の中に配置されている、請求項１から４のいずれか一項に記載のカテーテルアセンブリ。
6. 前記磁石は、前記少なくとも１つの変換器から放射され、かつ、前記ミラーから方向を変えられた音響信号を送信する切欠を画定している、請求項１から５のいずれか一項に記載のカテーテルアセンブリ。
7. 前記少なくとも１つの変換器および前記ミラーは、流体で満たされた領域の中に配置されている、請求項１から６のいずれか一項に記載のカテーテルアセンブリ。
8. 前記磁石は、強磁性流体によって少なくとも部分的に取り囲まれている、請求項７に記載のカテーテルアセンブリ。
9. 血管内超音波システムのためのカテーテルアセンブリであって、前記カテーテルアセンブリは、
   長手部分、遠位端、および近位端を有し、前記長手部分に沿って前記近位端から前記遠位端まで延出する内腔を備えるカテーテルと、
   前記カテーテルの前記長手部分よりも短い長手部分があり、前記内腔の中へ前記カテーテルの遠位端まで挿入するために構成されかつ配置されているイメージングコアであって、
   ハウジングの中に遠位端キャップとともに配置され、回転可能なモータ磁石と、このモータ磁石の少なくとも一部の周りに配置された少なくとも２つの磁界巻線とを備えるモータであって、前記磁石が、長手方向軸と、前記モータ磁石の前記長手方向軸に沿って配置されたモータ軸とを有するモータと、
   該イメージングコアの中に配置され、印加された電気信号を音響信号へ変換するために、また、受信したエコー信号を電気信号へ変換するために、構成されかつ配置され、さらに、前記モータ磁石とともに回転しないように定位置に固定されている少なくとも１つの変換器と、
   反射面とミラー磁石とを含む方向を変えるためのミラーであって、該ミラーは、前記少なくとも１つの変換器の近位に位置決めされ、前記反射面は、音響ビームが前記少なくとも１つの変換器から前記反射面まで放射されたときに、その音響ビームが前記モータ磁石の前記長手方向軸に対して平行でない方向に方向を変えるような角度で傾斜しており、前記ミラー磁石および前記モータ磁石は、前記モータ磁石の回転が該ミラーを回転させるように、前記端キャップ内で磁気的に連結されている、方向を変えるためのミラーと、
   を備えるイメージングコアと、
   前記少なくとも１つの変換器に電気的に接続されているとともに、前記カテーテルの前記近位端まで延出している少なくとも１つの変換器導体と、
   前記磁界巻線に電気的に接続されているとともに、前記カテーテルの前記近位端まで延出している少なくとも１つのモータ導体と、
   を備えてなる、カテーテルアセンブリ。
10. 前記少なくとも１つの変換器は、変換器軸を介して前記端キャップへ連結されている、請求項９に記載のカテーテルアセンブリ。
11. 前記イメージングコアは、このイメージングコアの近位端に配置された支持ハブをさらに備える、請求項９または１０に記載のカテーテルアセンブリ。
12. 前記モータ軸は、前記支持ハブから前記端キャップまで延出している、請求項１１に記載のカテーテルアセンブリ。
13. 前記ハウジングは、少なくとも部分的に真空排気されている、請求項９から１２のいずれか一項に記載のカテーテルアセンブリ。
14. 血管内超音波システムのためのカテーテルアセンブリであって、前記カテーテルアセンブリは、
    長手部分、遠位端、および近位端を有し、前記長手部分に沿って前記近位端から前記遠位端まで延出する内腔を備えるカテーテルと、
    前記カテーテルの前記長手部分よりも短い長手部分があり、前記内腔の中へ前記カテーテルの遠位端まで挿入するために構成されかつ配置されているイメージングコアであって、
    ハウジングの中に遠位端キャップとともに配置され、回転可能な磁石と、この磁石の少なくとも一部の周りに配置された少なくとも２つの磁界巻線とを備えるモータであって、前記磁石がそれに沿って回転する長手方向軸を有するモータと、
    該イメージングコアの中に配置された回転可能な少なくとも１つの変換器であって、該少なくとも１つの変換器は変換器磁石を備え、該少なくとも１つの変換器は、印加された電気信号を音響信号へ変換するために、また、受信したエコー信号を電気信号へ変換するために、構成されかつ配置され、さらに、前記変換器磁石および前記モータの磁石は、前記モータの磁石の回転が該少なくとも１つの変換器を前記モータの磁石とともに回転させるように、前記端キャップ内で磁気的に連結されている、回転可能な少なくとも１つの変換器と、
    前記少なくとも１つの変換器と電気的に接続された変圧器と、
    を備えるイメージングコアと、
    前記変圧器と電気的に接続されているとともに、前記カテーテルの前記近位端まで延出している少なくとも１つの変換器導体と、
    前記磁界巻線と電気的に接続されているとともに、前記カテーテルの前記近位端まで延出している少なくとも１つのモータ導体と、
    を備えてなる、カテーテルアセンブリ。
15. 前記変圧器は、静止構成要素と、この静止構成要素から間隔をおいて配置された回転構成要素とを備え、前記静止構成要素は前記端キャップの中に配置され、前記回転構成要素は前記少なくとも１つの変換器の中に配置されている、請求項１４に記載のカテーテルアセンブリ。

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