JPH02503279A - 超音波造影プローブ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】

発明の名称 超音波造影プローブ 即ち、超音波周波数にて作動する音響変換器を利用して血管内の形状及び／又は 関係する組織の性質を造影する型式の装置ｊこ関する。特定の＊ｍ例において、 この装置は細長いプローブ案内組立体と、このプローブ案内組立体の末梢端に固 定された超音波変換器と、及び該グローブ案内組立体内に収容されかつ該案内組 立体の基端方向ｊこ伸長して、変換器に対して信号を送り及び該変換器からの信 号を受信する電気ケーブルとを備えている。 本発明は圧電トランシーバ／変換器が送信作動直後における通常の「リングダウ ン」中、付近の反射を不明瞭にするプローブの半径方向における「デッドスペー ス」梢方向に離間して配設されており、グローブの軸心に対して略平行である第 １通路と、該プローブの軸心に対して略垂直（即ち、半径方向）である第２通路 との間にて超音波を反射し得るようにされている。同調誘導コイルが変換器と直 列に電気的に接続されており、かつ変換器に近接する管部分内に同軸状に位置決 めされている。かかる構造により、本発明の超音波プローブは十分に小型化し、 極めて近接させた血管内造影方法において有用であるようにすることが出来る。 明の背景及び概要 超音波の造影水晶アレーを備える血管内プローブは過去においても提案されたこ とがある。例えば、血管内に挿入可能である型式のカテーテル上に又はその内部 に圧電水晶要素（従来は「変換器」と称されている）を取り付けることが公知で ある。プローブが血管内に挿入されたならば、変換器は電子−機械的に励起され （例えば、電子信号を印加することにより）、周囲の１１１織内に超音波エネル ギを放出する。放出されたエネルギの多くは周囲の組織に吸収される一方、十分 な量のエネルギが反射されて変換器に戻り、主として、異なるを武の材料間の境 界面、例えば、血液と血管壁間の境界面、血液と血管壁等に付着した病変部分間 の境界面にて生ずる反射により造影を可能にする。 一方、変換器は反射されて戻る（「エコー」）超音波エネルギによる電子機械的 励起に応答して微弱な電気信号を発生させる。これら微弱な電気大信号を利用し て、血管の形状及び／又はその他の性質を判断し、例えば、血管が病変部分を有 するか否か判断することが出来る。 適当なビデオ及び／又はその他の信号監視装置を利用して、変換器により発生さ れｔ；微弱な電気信号は人間の読み得る形態に変換されるため、これらの判断が 通常「造影」と称されている。よってかかる造影により得られた情報は医者がリ アルタイムにて血管の治療を行い、又は患者の特定の病気を診断し、適当な治療 法を処方する上で役立つ。 従来の超音波造影プローグに伴う問題点は、変換器の付近に固有の「デッドスペ ース」が通常存在することである。即ち、超音波エネルギ波が発生されて放出さ れるとき、変換器が著しく物理的に励起される（即ち、振動する）ため、発振す る水晶構造体がその後十分に振動を停止し、変換器に戻るはるかに微弱なエコー 反射を検出し得るようになるためにはある程度の時間が必要であった。この「デ ッド」時間が経過しｔ；ならば、変換器は受信されたエコー波に対する応答を開 始する。変換器がその′強力な電子機械的送信振動を停止させる（即ち、より微 弱なエコー波に応答して感知可能な電子機械的振動を開始し得るようにする）の に要する時間は変換器の「リングダウン」時間と称されることがある。予知し得 るように、任意の所定の変換器作動周波数において、多かれ少なかれリングダウ ン時間は自然に存在し、そのため、変換器周囲の領域は効果的に遮へいされる。 即ち、リングダウン時間は変換器に近接する、造影が不可能であるデッドスペー スを形成する。 かかるデッドスペースの大きさの程度は変換器の作動周波数を含む、多くの変数 いかにより決まる。変換器のデッドペースは比較的大きい（即ち、造影プローブ に対して）血管のキャビティを造影する場合には許容し得るものの、小さい径の 血管等のような小さい血管内のキャビティを造影しようとする場合には、問題が 生ずる。何れの場合でも、最小径の造影プローブでさえも、血管内のキャビティ はその周囲のデッドスペース外から造影することしか出来ず、その結果、通常、 グローブの径より著しく大きい有効造影面積を提供し得るに過ぎないため、変換 器のデッドスペースは小型化の妨げとなる。 造影グローブの小を化を妨げるもう１つの問題点は、変換器は該変換器に駆動信 号を供給し、変換器からの微弱なエコー電気信号を受信する電気ケーブルに「同 調され」なければなら点である。即ち、変換器は、その作動周波数において、正 味容量リアクタンスを示すため、誘。 導リアクタンスを提供して、変換器に対する送信／受信信号を効果的に結合させ ることが必要である（例えば、信号雑音比を最大にするため）。しかし、本発明 は、略零の「デッドスペース」を示すのみならず（即ち、血管内造影はプローブ 自体の径と略同−に膨張された又は膨張可能な血管内にて行うことが可能である ）、内部的（即ち、プローブ自体の一部として）誘導リアクタンスも提供する小 型化された超音波造影プローブを実現するものである。内部容量性リアクタンス が提供されることにより、診断目的のために、微弱な電気信号を利用する能力が 向上する。 本発明のこうした新規な特徴は、プローブ案内組立体と、該プローブ案内組立体 の末梢端に接続された変換器と、及びグローブ案内組立体内に収容されかつ変換 器に作用可能に接続されて、変換器に電力を送信し、及び変換器から電気信号を 受信する電気ケーブルとを備えるを武の超音波造影プローブに関係する、同様に 新規である構造体により実現される。変換器は細長い開放したトラフを画成する 略円筒状のホルダ（それ自体はプローブ案内組立体の末梢端に取り付けられる） の基端部内に取り付けられる。かくて、変換器は又、トラフの基端付近に取り付 けられることになる。 超音波反射器（例えば研磨しｔ；ステンレス鋼）が変換器に対して軸方向に離間 された状態にてホルダの末梢端（即ち、画成されたトラフの末梢端）に取り付け られ、第１路（グローブの細長い細心に対して略平行である）と第２路（グロー ブの細長い細心に対して略垂直である）間Ｉこ超音波エネルギ波を供給する。か くて、グローブの細長い軸心に沿って変換器から放出された超音波エネルギ波は 反射器により、造影される周囲の組織方向に向けて半径方向に方向決めされる。 周囲の組織から半径方向に戻る各エコーも、同様に変換器の方向に向けてプロー ブの軸方向に方向決めされる０反射器が変換器から軸方向に離間して配設される 距離は実質上、その間に「デッドスペース」が存在し得るように選択される。か くて、任意の所定の変換器に対してデッドスペースは変換器と反射器の間に位置 するため、プローブの外周に近接する半径方向に向けての血管内造影となる。即 ち、プローブが血管肉組織又は器官内を動き得る寸法である限り、かかる組織又 は器官の造影が可能である。 本発明のグローブには、又、誘導性リアクタンスとして、誘導コイルが設けられ ており、該誘導性コイルはプローブ案内揖立体内に同軸状に収容されかつ変換器 に近接して位置決めされている。本発明の電気ケーブルは内部導体（関係する絶 縁層を有する）を有する標準型の同軸ケーブルとすることが望ましい。本発明に よると、外側導体（及びその関係する絶縁層）の末梢端部分を除去する０次に、 誘導コイルをその除去した外側導体部分により占められていたスペース内にて内 部導体（及びその関係する絶縁層）上に同軸状に位置決めする。ヤ）＜て、誘導 コイルの末梢端は残る外側の導体の末梢端に接続される一方、誘導コイルの末梢 端は変換器に電気的に接続される。他方、内部導体は誘導コイルの接続箇所とは 異なる位置（変換器の正面の位置であることが望ましい位置）にて、変換器に電 気的に接続される。かかる方法により、変換器及び誘導コイルは互いに近接して 、かつ直列状態に接続される。 本発明の上記及びその他の目的及び利点は好適な実施例に関する以下の詳細な説 明を注意して読むことにより明らかになるであろう。 ４、

【図面の簡単な説明】

幾多の図面を通じて同様の構造体要素は同様の参照符号で示す添付図面を以下に 参照すると、第１図は本発明の超音波造影プローブが使用される一例としての超 音波造影システムの略図、第２図は本発明の超音波造影プローブの一部断面図と した斜視図、及び 第３図は第２図の線３−３に沿った造影プローブの軸方向断面図である。 好適な実施　の詳細な説明 一例による超音波造影システム１０の略図が添付図７面の第１図に図示されてい る。このシステムｌＯは全体として、基端のプローブ案内組立体１４と、超音波 ［ビュレッ）Ｊ１６（即ち、超音波変換器を備える構造体）と、及び末梢のガイ ドワイヤー組立体１８と、から成る超音波造影プローブ１２（以下により詳細に 説明する）を備えている。視覚的な位置インジケータ及び回転ノブ２゜がプロー ブ１２と作用可能に関係し、医者がビユレット１６を血管内にて操作し及び位置 決めするのを容易にする。 超音波送信ｖ＆／受信機２４が標準をの同軸ケーブル２８を介して前置増幅器２ ６に接続されている。この送信機／受信機２４は従来型式のものであり、パルス 信号（希望の振幅及び形状を有する）を発生させ、この信号はケーブル２８及び 前置増幅器２６番介して印加され、ビユレット１６内に収容された電気音響変換 器を励起させる。 送信機／受信機２４の受信機部分はビユレット１６内の変換器の電子機械的励起 により発生され前置増幅器２６により増幅された信号（即ち、受信するエコー波 に応答して変換器が発生させた信号）に対して従来の信号処理操作（例えば、増 幅、雑音の減衰等）を行う。これらの処理された信号は次いで、入力としてＣＲ Ｔ２０モニタ（又はその他の同等のディスプレイ装置）ｊこ供給され、例えば、 従来のＰＰＩ（レーダ）算術を利用して、超音波エネルギをビユレット１６内の 変換器に向けて反射させ、血管構造体を表現する超音波像３０を発生させる。 本発明の造影プローブ１２は明瞭に分かるよう著しく拡大した方法にて添付図面 の第２図及び第３図に明確に図示されている。例えば、プローブ１２は任意の希 望の長さにすることが出来るが、呼び径が約１１．００３ｇインチで長さが約６ ０インチとして形成することが望ましい。図示するように、グローブ案内組立体 １４は管部分３３の内腔３２（第３図参照）内に収容された同軸ケーブル２８か ら構成され、ビユレット１６内に収容された変換器３４に対して電気パルスを送 信しかつ該変換器３４がら電気信号を受信する。 ビユレット１６自体は、軸方向に開放した細長いトラフ３８を画成する単一体ホ ルダ３６から成っている。かくて、ホルダ３６はその基端内に変換器３４を収容 し、該変換器３４の正面４０はトラフ３８の基端４２を僅かに越えて伸長してい る。 ホルダ３６の他方の末梢端は図示した好適な実施例において、プローブ１２の縦 軸４８に対しである角度（例えば４５＠）に方向決めされた面取りした平坦面４ ６を画成する音響反射器４４（その機能については以下に詳細に説明する）を収 容している。しかし、反射器４４の表面は特に、放出され／戻ったエコーを収斂 状態に集中させる場合、凹型とすることが出来る。何れの場合でも、表面４５を 横断面に対して斜め方向に方向決めする角度は４５ｃ内外とし、反射された音響 波がそれぞれ基端方向／末梢方向に放射されるようにすることが出来る。 音響反射器４４及びホルダ３６は各々、ステンレス鋼にて形成し、はんだ付け、 溶接その他同様の方法により互いに剛性に結合される。一方、変換器３４は生物 学的に適合可能な適当な接着剤によりホルダ３６内に剛性に保持される。 しかし、ホルダ３６内ｊ：８ける変換器３４及び反射器４４の位置は希望するな らば、添付図面に示したものとは反対の位置にしてもよい。この場合、変換器３ ４はホルダ３６の末梢端を占める一方、反射器４４はホルダ３６の基端を占める 。 開放したトラフ３８には、分かり易いよう第３図にのみ示した固体の音ｑＩＩ結 合体４９を充填することが望ましい。この音響結合体４９は底密度のポリエチレ ン、ポリウレタン等のように音吸収性が最小である適当なポリマー材料とするこ とが出来る。このようにして、音響結合体４９は変換器３４及び患者の血液に正 確に適合する音響インピーダンスを示す。又音響結合体４９はボルダ３６に対し て、全体として平滑な円筒状外面を提供し、このことはホルダ３６が患者の血管 組織内にてより容易に操作可能であるようｌ二するのに育利である。音響結合体 ３６はト５７３８を充填するため、血液がボルダ３６内に停留したり詰まる（こ の血液の詰まりは患者の血栓症の原因となる）のを防止する。 末梢方向のガイドワイヤー組立体１８ははんだ付け、溶接等の方法により、ホル ダ／反射器３６／４４に剛性に結合された基端５０ａを有するコイル状に巻いた ガイド’フィー？−５０（ｆｌえば、直径Ｌｌ１０３インチのワイヤーにて形成 され外径が約２６３インチとなるように固く巻かれたもの）にて形成することが 出来る。貴金属（例えば、金、白金等）から成る先端５２は融着、溶接等の方法 により形成し、ガイドワイヤー５０の末梢端５ｏｂを埋め込み得るように形成さ れる。この先端５２は血液内の操作をより容易にする平滑な凸状面を提供する。 又、先端５２は貴金属から成るため、Ｘ線検査法を採用する場合ｊ二可視状態と なる。 先ｔＩａ５２は又、連続的な安全リボン５４の末梢端を埋め込む。このリボン５ ４の基端は反射器４４と一体で略円筒状でかつ末梢方向に伸長するポス５８の軸 方向面取り面５６に剛性にはんだ付は又は溶接されている。かくて、リボン５４ は組立体１８が使用中、誤ってカテーテル１２から外れないようにする追加的な 安全手段を提供する。 ホルダ３６の基端は「トランペット状」の接続領域６０を介して管部分３３の末 梢端に剛性に接続されている。 る。即ち、管部分３３はホルダ３６テーパ付き領域６４の中力（即ち基端方向） の内側に結合された外方（即ち、末梢方向）Ｉこ拡がった領域６２を備えている 。かくて、領域６４は領域６２を囲繞しかつ該領域６２７：ｊｌｉ性ｌ：結合さ れ（例えば、はんだ付け、溶接等により）、血管内での操作中、ホルダ３６及び 管部分３３が分離するのを阻止する。管部分３３はステンレス鋼にて形成し、長 さが約６インチで外径が約０．０２１インチ、及び内径が約Ｃ０ｔ３インチとな るように寸法法めすることが望ましい。かくて、管部分３３は薄い肉厚（例えば 約０．０１１２５インチ）となり、カテーテルの細心ｌ二対して撓み可能（Ｊｉ ｆ！自可能）となる。 管部分３３はコイル状に巻いた別のガイドワイヤー６６により囲繞され、管部分 ３３の軸方向の長さを越えて（即ち患者の体外にて）基端方向に伸長し、ガイド ワイヤー６６がＬ３３を支持しく即ち、強度を増大させ）、血管内造影中、薄い 肉厚の管３３に捩れが生じないようにする働きをする。例えば、ガイドワイヤー ６６は直径約０．００５インチのコイル状にきつく巻き付けたワイヤーにて形成 し、コイルの内径が約ＬＯＧ！１インチとなるようにする。 第３図に図示するように、同軸ケーブル２８は従来型式のものであり、中央導体 ７０（及びその関係する絶縁層７２）及び環状（即ち編組みシールド）の外側導 体７４（及びその関係する外側絶縁層７６）を備えている。 内部導体及び外側導体は銅にて形成することが望ましいが、ケーブルのインピー ダンスが超音波造影の目的上十分であるならば、その他の導電性材料を使用して もよい。 この点に関し、同軸ケーブル２８は好適な実施例において、約２５又は５０オー ムのイン−ダンスを示す。 外側導体／絶縁層７４／７６の末梢部分７８（第３図参照）は本発明に従って除 去され、その代わりに、誘導コイル８０がその下方の内部導体／絶縁層７０／７ ２を同軸状に囲繞するように位置決めされている。誘導コイル８０の基端は外側 導体７６の端末に電気的に接続される一方、誘導コイル８０の他方の末梢端はは んだ付けした扁平な銅製リボン（輻約０．０１インチ、肉厚０．ｆｌＯ＋インチ ）を介して、変換器３４の円周外表面面（又は任意の適当体７０の端末ははんだ 付けした扁平な銅製リボン８２（リボン８１と同様のもの）を介して変換器３４ の正面４０１こて（即ち、リボン８１、従って、コイル８０の電気的接１Ｒｆｉ ｉ所とは異なる箇所にて）電気的に接続されている。 故に、誘導コイル８０は変換器３４と直列に接続される。 フィル８０の特３りの性質はケーブル２８の信号伝達機能を変換器３４の特性に 合うようにｒ同調」させ得るように選択する。即ち、ワイヤー径、コイル寸法、 巻き数等は誘導コイルの全体的な機能がその作動周波数において、変換′器３４ の正味容量リアクタンスに略等しい誘導リエクタンスを示すように選択する。好 適な実施例に８いて、コイル８０は直１０．００５インチの単一ストランドのＭ Ｌ（デュポンの登録商標）にて被覆された導線から成り、約０．０２０インチの 外径となるようにフィル状に巻き付けられ、長さは約２６３インチである。かか る誘導コイルは２０　ＭＥＸにて約ＩＮオームの誘導リアクタンス（即ち、約１ マイクロヘンリーのインダクタンス）を示す。 いるため、効果的に向上された信号対雑音比が得られ、その結果、より高品質の 造影信号が送信機／受信機２４の受信部分に送信されるという利点が得られる。 使用時、プローブ１２は血管内を通じて患者の体内に挿入される。例えば、カテ ーテル１２を使用して、患者の冠状動脈を造影しようとする場合、患者の大腿部 の動脈内に皮下的に挿入すると都合がよい。次いで、医者がカテーテル１２を操 作して、患者の冠状動脈の希望する領域がビユレット１６に隣接した位置にある ようにする。 かかる操作はＸ線検査法により見ることの出来る（即ち、Ｘ線検査方法が採用さ れる場合）先端５２に加えて、位置インジケータ及び回転ノブ２０（第１図を参 照）により支援される。 ビユレット１６が適正に位置決めされた状態にて、上述のように、変換器３４７ こ対して電気信号を送り及び該変換器３４力）ら電気信号を受信する従来の方法 ｊこより、隣接する血管組織の超音波による造影が可能となる。変換器３４に超 音波を送り及び該変換器３４から超音波をの体液が存在することにより促進され 、この流体は変換器３４と反射器４４とを音響的に結合させる働きをする。 又、「デッドスペース」　（即ち、造影が不可能である変換器３４の前方の領域 ）は変換器３４と反射器４４間の略領域内に位置決めされ、従って、ホルダ３６ の外周縁により設定された最小の造影領域内にて周囲の動脈組織の超音波造影が 可能となる。 本発明は現在、最も実際的でかつ好適であると考えられる＊Ｘ例について説明し たが、本発明はここに開示された実施例にのみ限定されるものではなく、添付し た請求の範囲の精神及び範囲内における幾多の変形例及び均等物の構成を包含す るものである。 国際調査報告

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．細長いプローブ案内組立体（１４）と、前記細長いプローブ案内組立体（１ ４）の末梢端付近に接続され、超音波を送信し／受信する変換器手段と、及び 前記プローブ案内組立体内に収容され、前記変換器手段に電気信号を送信しかつ 該変換器手段から電気信号を受信する電気ケーブル手段（２８）とを備え、前記 電気ケーブル手段（２８）が前記プローブ案内組立体（１４）内に同軸状に収容 されかつ前記変換器手段（３４）に近接して位置決めされ、及び該変換器手段（ ３４）に接続された誘導コイル（８０）を備えることを特徴とする超音波造形プ ローブ（１２）。 ２．前記コイル（８０）の末梢端が前記変換器手段（３４）に接続され及び前記 電気ケーブル手段（２８）が少なくとも２本の導線ケーブル（７０、７６）を有 し、前記ケーブルの前記導線（７６）の一方が前記誘導コイル（８０）の基端に 電気的に接続され、及び前記ケーブルの前記導線（７０）の他方が前記誘導コイ ルの末梢端の前記電気的接続部分とは異なる位置にて前記変換器手段（３４）に 電気的に接続されることを特徴とする請求の範囲第１項に記載の超音波造影プロ ーブ。 ３．プローブ案内（１４）と、 ホルダ（３６）と、 前記ホルダ（３６）内に取り付けられた超音波変換器（３４）と、 前記ホルダ（３６）を前記プローブ案内（１２）の軸方向末梢端に接続する手段 （３３、６２、６４）と、及び 前記プローブ案内組立体（１２）内に位置決めされ、前記変換器に電気信号を送 信し、及び前記変換器から電気信号を受信する電気ケーブル手段（２８）とを備 え、前記接続手段が、 （ｉ）管部５分（３３）と、 （ｉ）前記管部分の末梢端に形成された外方向に拡がった領域（６２）と、及び （ｉｉ）前記ホルダ（３６）の末梢端に形成されかつ前記管部分（３３）の前記 外方向に拡がった領域（６４）を囲繞する中方向にテーパの付けられた領域（６ ４）とを備えることを特徴とする超音波造影プローブ（１２）。 ４．前記管部分（３３）内に同軸状に収容されかつ前記変換器（３４）に電気的 に接続された末梢端を有する誘導コイル（８０）と、及び 前記ケーブル手段（２８）が少なくとも２本の導線（７０、７６）を有し、前記 導線（７０）の一方が前記変換器に接続される一方、前記導線（７６）の他方が 前記誘導コイル（８０）の基端に接続されることを特徴とする請求の範囲第３項 に記載の超音波造形プローブ（１２）。 ５．前記ホルダ（３６）が略円筒状であり、開放した細長いトラフ領域（３８） を画成すると共に、前記変換器（３４）が前記トラフ領域の基端にて前記ホルダ （３６）内に剛性に収容されることを特徴とする請求の範囲第３項又は４項に記 載の超音波造影プローブ（１２）。 ６．前記トラフ領域（３８）の末梢端にて前記ホルダ（３６）内に剛性に収容さ れ、前記変換器（３４）に対して同軸状に位置決めされ、前記プローブ（１２） の細長い軸心に対して略直角に超音波を反射させる反射器手段（４４）をさらに 備えることを特徴とする請求の範囲第５項に記載の超音波造影プローブ（１２） 。 ７．前記反射器手段（４４）が前記プローブ（１２）の細長い軸心に対して略４ ５°の角度に配向されることを特徴とする研磨した平坦面（４６）を備えること を特徴とする請求の範囲第６項に記載の超音波造影プローブ（１２）。 ８．前記ホルダ（３４）に接続されかつ前記ホルダ（３４）の前方を同軸状に伸 長して、使用中、前記プローブ（１２）の案内及び操作を支援するガイドワイヤ ー手段（５０）をさらに備えることを特徴とする請求の範囲第３項に記載の超音 波造影プローブ（１２）。 ９．前記ガイドワイヤー手段（５０）が軸方向に可換性のコイル状に巻かれたガ イドワイヤーを備えることを特徴とする請求の範囲第８項に記載の教育済造影プ ローブ（１２）。 １０．前記ガイドワイヤー手段（５０）がその末梢端に先端（５２）と、及び前 記コイル状に巻かれたガイドワイヤー内に位置決めされかつ一端が前記先端（５ ２）に剛性に固定され、他端が前記ホルダ（３４）の末梢端に剛性に接続された 連続的な安全リボン（５４）とを備えることを特徴とする請求の範囲第９項に記 載の超音波造影プローブ。 １１．前記末梢端における前記反射器手段（４４）が軸方向に面取りした面（５ ６）を有する末梢方向に伸長する円筒状ボス（５８）を有し、前記安全リボン（ ５４）の他端が前記ボス（５８）の前記面取りした面（５４）に剛性に接続され ることを特徴とする請求の範囲第１０項に記載の超音波造影プローブ（１２）。 １２．前記ホルダ（３４）の基端に接続されると共に、前記基端から前記プロー ブ管（３３）を囲繞する状態にて基端方向に伸長する末梢端を有する第２のガイ ドワイヤー手段（６６）をさらに備えることを特徴とする請求の範囲第８項記載 の超音波造影プローブ（１２）。 １３．前記ケーブル手段（２８）が（ａ）内側の電気的絶縁層（７２）により囲 繞された内側の導電導線（７０）と、及び（ｂ）外側の電気的絶層（７６）によ り囲繞された外側の導電導線（７４）とを有する同軸ケーブルであり、及び 前記外側の導電導線（７４）及び絶縁層（７６）が前記内側の導電導線（７０） 及び絶縁層（７２）を環状に囲繞し、前記内側導線（７０）が前記変換器（３４ ）に接続される一方、前記外側導線（７４）が前記誘導コイル（８０）の前記基 端に接続されることを特徴とする請求の範囲第４項に記載の超音波造営プローブ （１２）。 １４．前記同軸ケーブルと関係して、前記誘導コイル（８０）に対する軸方向の 取り付けスペースを設定し、前記誘導コイル（８０）及び同軸ケーブル（２８） が各々、前記管部分内に位置決めされるようにする手段をさらに備え、 前記取り付けスペース設定手段が前記外側の導電導線（７４）及び絶縁層（７６ ）の軸方向に除去された領域により提供され、前記内側の導電導線（７０）及び 絶縁層（７２）の対応する軸方向領域を露出させ、前記誘導コイル（８０）が前 記外側の導電導線（７４）及び絶縁層（７６）の前記除去された領域のスペース を占め、前記誘導コイル（８０）が前記内側の導電導線（７０）及び絶縁層（７ ２）の前記露出された対応する軸方向領域を囲繞するようにしたことを特徴とす る請求の範囲第１３項に記載の超音波造影プローブ（１２）。 １５．プローブ軸心を画成する細長いプローブ案内組立体（１４）と、 開放したトラフ（３８）を画成するホルダ（３６）と、前記トラフ（３８）の末 梢端にて前記ホルダ（３６）に剛性に結合され前記プローブ軸心に対して平行な 第１路と前記プローブ軸心に対して半径方向の第２路との間にて入射する超音波 を反射する超音波反射器（４４）と、前記トラフ（３８）の基端にて前記ホルダ （３６）に剛性に結合され、前記第１路に沿って、前記反射器（４４）に向けて 超音波を伝送し及び該反射器（４４）から超音波を受信する超音波変換器（３４ ）とを備え、前記変換器（４４）が所定の距離だけ前記変換器（３４）から軸方 向の末梢方向に離間して配設され、前記変換器の所定の作動周波数において、前 記所定の周波数に対して超音波造影が不可能である領域が前記変換器（３４）と 反射器（４４）との間に位置し、よって、前記プローブが前記ホルダ（３６）の 外周縁に対して半径方向に近接して超音波造影を行い得るようにしたことを特徴 とする超音波造影プローブ（１２）。 １６．前記変換器（３４）と反射器（４４）の間のスペース内にて前記トラフ（ ３８）を充填する固体の超音波結合媒体をさらに備えることを特徴とする請求の 範囲第１５項に記載の超音波造影プローブ（１２）。 １７．前記固体の超音波結合媒体（４９）が基本的に、前記超音波に対して略吸 収されない重合体系の材料から成ることを特徴とする請求の範囲第１６項に記載 の超音波造影プローブ（１２）。 １８．前記ホルダ（３６）が略円筒状の形状であり、及び前記ホルダ（３６）及 び前記固体の結合媒体（４９）が全体的に、連続的な平滑な円筒状外表面を画成 することを特徴とする請求の範囲第１６項に記載の超音波造影本口ーブ（１２） 。