JPH03501453A - 音響画像システムおよび方法 - 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】 音響画像システムおよび方法 本願は、ミカエル・ニー・マルチネリ１Ｍ１ｃｈａｌｌ　Ａ。

Ｍａｒｔｉｎｅｌｌｉ）　、トーマス・アレッッ（Ｔｈｏｍａｓ　Ａｒｅｔｚ） 、ジョーン・アール・バターリー（Ｊｏｈｎ　Ｒ，Ｂｕｔｔｇｒｌｙ）およびス タンレイ・エム・シャブシェイ（Ｓｔａｎｌｅｙ　Ｍ、５ｈａｐｓｈｅｙ）の名 で１９８６年４月２５日に提出した米国特許出願番号筒８５６．６２１号の一部 継続出願である（以下では親出願と呼ぶことにする。）。

本発明は一般に生体などの内部特徴についての音響画像処理に係り、特に画像情 報が十分な高分解能で所定の部位において得られるように生体内で画像検出装置 を正確に移動させ、位置決めする改良式装置に関する。

人体の各種部位の内部特徴に関係するエコー音を発生する音響パルスを用いた装 置が知られている。このような装置は例えば米国特許４，５７６．１７７　（以 後、ウェブスター特許（胃ｅｂｓｔｅｒ　Ｐａｔｅｎｔ）と呼ぶ、）に示してあ り、これは、液体が充填されたまたは充填自在の人体中の管または腔にトランス デユーサ装置を挿入できるようにカテーテルの先端部に電子音響トランスデユー サ装置を配置したものである。カテーテルは、トランスデユーサ装置が所定の方 向に各々の音響パルスを発生するように特定部位の位置に移動される。

上記ウェブスター特許のトランスデユーサ装置は音響出力パルスを与えると共に このパルスが照射される人体の正確な部分のインピーダンス不整合（超音波周波 数における）の形の表面不連続部からの反射パルス、即ちエコーを受信するよう に構成されている。初期パルスの伝搬方向から戻り、初期パルスに応じたエコー パルスの時間特性はパルスが通過する組織についての情報を与える。特に、イン ビータンス不連続部に対する距離に対応する反射パルスの相対的なタイミングは 、初期パルスが照射された特定位置における各種の組織（例えば、脂肪や動脈硬 化性圧など）の厚さに関する情報を与える。このようなエコーの相対強度は異な る種類の組織の隣接する境界間のインピーダンスの差即ち材料の密度の差を反映 する。従ってこのような音響法によれば、エコーを受けた組織の各々の種類と性 質の特徴を知ることができる。

上記の親出願およびウェブスター特許の両者に示されるように、音響的に得られ た情報は冠状動脈の血流を制限する動脈硬化性斑沈積物を除去する手順などに右 いて特に有用である。カテーテルの遠位端部を疾患部位に移動させ、上記斑沈積 物に対してカテーテル内に設けた光ファイバーを通して十分な強度でレーザを照 射し、沈積物を気化させることができる。このようにして、動脈硬化性斑沈積物 は開放心臓外科手術に伴う外傷を受けずに除去できる。しかしながら、このよう な方法においては疾患部位の動脈壁の損傷を最小にするためには除去したい沈積 物の位置、厚み、および密度についての特殊な知識が要求される。ウェブスター 特許および親出願に示しであるように、音響的に得られた情報は、それが他の公 知の方法に比し、上記のようなより優れた情報を提供できる点から有利である。

例えば、　Ｘ、Ｉ！透視検査によりカテーテルを位置決めすることもできる。し かし、この方法では、ｆａ）　Ｘ線不透過性材料を閉塞した血管に注入する必要 があり、また［ｂｌ動脈のＸ線影像をＸ線蛍光透視装置により観察する必要があ る。Ｘ線蛍光透視装置は、一般に当該領域の位置決めに有用ではあるが、低分解 能の像を与えると共に上記斑沈積物の厚さと密度に関して不完全な情報しか得ら れないという問題点がある。更に、レーザ気化ステップの間にＸ線蛍光透視装置 により実時間データを得ることは、不可能ではないとしても、困難である。

ウェブスター特許に示されるように、照明および直接光観察機能を有する光フア イバースコープは疾患部位の検査に使用することができる。しかしながら、この ような装置ではユーザが血管を流れる血液をしゃ断し、次に透明な光学的観察路 が得られるまで塩水などの透明液体で血管を洗浄する必要がある。光フアイバー スコープを用いた場合は、血流を停止させる必要があるだけでなく、レーザ気化 ステップの間は直接的な観察ができなくなり、斑沈積物の密度や厚さに関する情 報が不適切になる。従って、動脈壁が損傷を受ける可能性が非常に大きくなる。

ウェブスター特許に示されたシステムでは、予め選択さ、れた方向に送出された パルスに応じて受信されたエコーの組に関する情報のみが任意の時点で与えられ る。１組のエコーから得られた情報のいずれかを、情報が得られつつある部位に おけるトランスデユーサ装置の他の位置から得られた他の組のエコーに関係づけ る試みはなされていない、従って、情報が得られつつある領域の「視野」（トラ ンスデユーサ装置の「視野角度」により制限される）は非常に制限されることに なり、また音響パルスに応じてデータが得られるとき視野角度内にない周囲組織 の性質を外科医は知ることができなくなる。従って、観察される特定位置におい てレーザの各々の照射後に、疾患組織を含む部位の他の位置を特定するためによ り多くの時間が必゛要になる。

従って、本発明の主要な目的は、疾患部位の対応する複数の位置で生成された音 響信号から得られたデータの組を収集するシステムと方法を提供すると共にデー タの組が得られた相対位置に上記データの組を関係づけ、このデータにより疾患 部位のコヒーレントな像を生成することにある。

例えば、以下の説明で更に明らかになるように、本発明に従って５動脈の内壁の 関節硬化損傷像を得るに際して、カテーテルチップ（従って、カテーテルチップ 上のトランスデユーサ装置）は、１組の反射パルスが得られる疾患部位内の各々 の位置から１組の反射パルスが得られるように、所定の疾患部位を通して長平方 向に、回転自在に変位され得る０次に、カテーテルの各々の角度位置および長平 方向位置毎に得られた反射パルスの組は、このような疾患部位で見られる各種組 織の公知の処方に基づいて反射パルスの組により表わされる疾患部位の要部の構 造の相対的空間情報を生成するように互いに関係づけることができる。一方、こ れらの反射パルスの組は、上記親出願に示したように、疾患部位の３次元表示を 生成子るように反射パルスの組が得られる相対的空間情報の関数として互いに関 係づけることができる。

各々の組のデータはこのデータが得られたときのトランスデユーサ装置の対応す る位置に関係づける必要がある。カテーテルの先端部の位置を決定する装置が知 られている。米国特許第４゜１７３．２２８号（ファン・スティーンウイク（Ｖ ａｎ　Ｓｔｅｅｎｗｙｋｅ）ら）には１体内に挿入されたカテーテルの先端は、 その先端に、先端がカテーテルの長手方向軸線に対して同軸状に結合コイルを配 設することにより電磁気的に検出できることが示されている。カテーテルに沿い コイルからのリードが外部受信回路に延在する。

「サーチプローブ」には互いに垂直に１対のコイルが装着しである。このプロー ブは体外に配置される。これらのプローブコイルの一方には電圧が印加され、こ れにより人体を通して電磁場が発生され、カテーテルコイルに電圧が誘起される 。誘起された信号は受信回路により検出される。この誘起信号は、プローブおよ びカテーテルコイルの軸線が平行配置され、コイルが横方向または軸方向に整合 されたとき最大になる。また、コイル軸線が互いに垂直に配置されたとき最小に なる。送出信号および受信信号の相対位相は、励起されたプローブコイルおよび カテーテルコイルが同じ方向を向いているか逆方向を向いているかを示し、従っ てカテーテルチップが指向する方向を決定する。

動作時には、一方のプローブコイルが励起され、最大信号が検出されるまで医師 により移動され、゛またその位置と方向は患者の皮膚上に表示される。この時点 で第１のプローブコイルは消勢されるが、第２のプローブコイルは付勢され、こ のプローブは初めの走査で最大信号を発生した位置に置かれる。

検出信号が重要でないときは、第１走査で決定されたカテーテルの先端位置は正 確であり、またカテーテルコイルの中心はマークの直下にあり、カテーテルの先 端は第１プローブコイルの平面に平行な平面内にある。第２プローブコイルが付 勢されたとき大きな信号が得られた場合は、第２の走査がなされて検出信号のピ ークにより示された新しい最大結合位置を決定する。患者の皮膚が再びマークさ れる。カテーテルの先端位置は皮膚上の第１および第２マークを結ぶ線の下にあ る。次に、両プローブコイルが付勢され、プローブは２つのマークを結ぶ線に沿 って移動される。このとき、検出信号のディップまたはピークはカテーテルの先 端位置を指示する。信号強度のディップはカテーテルの先端がプローブから離れ る方向を指向していることを示し、ピークはプローブに向って指向していること を示している。以上の手順はカテーテルの挿入中に必要な多数回反復され、カテ ーテル先端が所望の径路に従うことを保証する。

ファン・スティーンウイクらの特許に示されたように、十分に挿入したカテーテ ルの先端位置は患者の皮膚に対して１個以上の送信コイルをカテーテルコイルに わたって直接テープでとめ、次にカテーテルコイルの出力読取り値の変化に注目 することにより必要に応じて常時モニタすることができる。更に、カテーテルの 先端は、人体を伝搬する超音波エネルギーを用いて検出可能であり、またカテー テルの先端に装着され、外部回路に結合された音響トランスデユーサにより検出 可能である。更に、３個以上のコイルをアレイ内に用い、異なる周波数で駆動し 、カテーテル先端位置のより迅速な決定を可能にする外部弁別を行ってもよい。

ファン・スティーンウイクらにより示されたシステムは、人体の、例えば冠状動 脈の、特に血管壁から動脈、硬化性プラクな剥離するために要求される詳細なレ ベルに関する内部特徴を画像処理する手段は含まない、この装置は、剥離手順を 確実に行うのに必要な、疾患部位における組織の厚さと種類に関する画像データ を得るような構成を有していない。このシステムは体内にカテーテルの先端を配 置するように厳密に設計される。

動脈硬化性プラクを剥離するのに適した画像を得るには、音響的に導出されたデ ータの組を受けるために使用されるトランスデユーサ装置の角度配向と位置を、 対応する組が得られた時点で知らなければならない。ファン・スティーンウイク らのシステムはカテーテルの先端部の角度配向を決定できないことは明らかであ る。

従って、本発明は人体内の所定部位の比較的高分解能画像を迅速確実に形成する ように超音波エコーデータを得るシステムと方法を得ることを他の目的とする。

更に本発明は、生体内のカテーテルの先端の相対位置およびカテーテルの長手方 向軸線周りでカテーテルの先端に配置されたトランスデユーサ装置の相対的角度 配向を決定するシステムと方法を提供することを他の目的とする。

上記の目的およびその他の目的は所定部位内の生体の内部的特徴を画像処理する 改良式装置により実現され、この装置は。

カテーテルであって、該カテーテルが前記生体内に、遠位端部が前記予め選択さ れた部位に対して、前記内部特徴の前記画像情報が前記遠位端部で音響的に検出 できるように前記予め選択された部位に対して位置づけられるように、部分的に 挿入されるように長手方向軸線、近位端部、および遠位端部を有するカテーテル と、 前記遠位端部で前記カテーテルに結合され、前記長手方向軸線周りの前記カテー テルの回転により前記長手方向軸線周りに回転されるように前記遠位端部におい て前記カテーテルの長手方向軸線に交差する画像データ検出軸線の一般方向で前 記生体の前記画像情報を音響的に検出する画像データ検出手段と、更に、前記生 体の外部から、前記生体内の前記画像データ検出手段の位置および前記長手方向 軸線周りの前記画像データ検出軸線の角度方向を決定する位置検出手段との組合 わせで構成される。

本発明の他の側面によれば前記装置は、カテーテルであって、その遠位端部が前 記予め選択された部位に対して位置づけられ、且つ前記内部特徴に関する前記画 像データが、前記予め選択された部位に対して複数の位置を通して前記遠位端部 を移動させ、前記遠位端部が前記複数の位置の各々にあるとき音響信号を発生す ることにより、前記遠位端部において音響的に与えられ得るように、当該カテー テルが前記生体内に部分的に挿入されるように長手方向軸線、近位端部、および 遠位端部を有するカテーテルと、 前記遠位端部が前記複数の位置の各々にあるとき前記音響信号を選択的に発生す る手段と、 前記複数の位置の各々において前記音響信号に応じて音響エネルギーを検出する 第１検出手段と、 前記複数の位置の各々において前記カテーテルの前記遠位端部の位置を検出する 第２検出手段と、 前記第１および第２検出手段に応じて、前記複数の位置の各々において前記検出 手段により検出された音響エネルギーから導出された１組のデータを収集すると 共に、前記複数の位置に対応する複数の前記データの組を形成するように各々の データの組が得られる対応する位置に対する対応する情報を収集する手段と、更 に、 前記複数組のデータを用いて前記部位における前記内部特徴の画像を形成するよ うに前記データの組が得られた複数の位置に複数組のデータを関係づける手段と を組み合わせて構成される。

本発明の他の側面によれば、生体の所定部位における内部特徴を画像形成する方 法が提供される。この方法は、（ａ）前記内部特徴の画像に関するデータが、前 記遠位端部を複数の位置を通して移動させることにより音響的に検出可能なよう に前記カテーテルの遠位端部が前記予め選択された部位に対して位置づけられる ように前記生体内に部分的にカテーテルを挿入するステップと、 （ｂ）前記遠位端部が前記複数の位置を通して移動されたとき前記カテーテルの 前記遠位端部から生成された音響信号から導出された対応する複数組のデータを 収集するステップと、更に、 （ｃ）前記複数組のデータを用いて前記部位における前記内部特徴のコヒーレン トな画像を形成し得るように前記データの組が得られた複数の位置に対して前記 複数組のデータを関係づけるステップとで構成される。

本発明のその他の目的は一部は自明であり、一部は以下で明らかになろう、従っ て、本発明は、以下に示す詳細な説明で例示され、適用範囲が請求の範囲で示さ れる上記構成を有する装置、諸要素の組合わせ、諸部分の配列からなる。

本発明の性質と目的をより十分に理解するために、以下に示す添付図面に関連し て本発明を以下に詳細に説明する。

第１図は生体の特定の疾患部位における組織を画像形成する位置における本発明 の好適な装置の要部の斜視図、第２図は を画像形成する位置における先端を示す、第１図に示したカテーテルの遠位端部 のファントムにおける側面図、第３図は本発明の好適なシステムの位置検出手段 の基準信号を発生するシステムのブロック図、 第４図は、本発明の好適なシステムの位置検出手段の基準信号を検出する手段の 詳細を示す、第１図に示したカテーテルの遠位端部の斜視図であり、 第５図はカテーテル先端の位置を表わす位置信号を発生するように位置検出手段 の検出基準信号を処理する手段のブロック図、第６図は第５図に示した信号処理 手段から得られた位置信号の値に影響する周囲運動を示す、心臓内位置に右ける カテーテル先端の遠位端部を示す図、 第７図は通常の心拍の簡単化したグラフ、第８図は位置信号に対する周囲運動の 影響を排除するのに必要な付加的な信号処理を示す簡略信号図、第９図は位置信 号に対する周囲運動の影響をほぼ排除する付加的信号処理手段のブロック図、 第１０図は第９図に示した信号処理手段の動作を示すフローチャート、 第１１図は本発明による冠状動脈の画像形成部分のディスプレイを示す簡略図、 更に、 第１２図は本発明により得られた疾患部位の選択された位置における一連のエコ ー図である。

なお、図面中、同一の参照番号は同一または類似の部分を示す。

第１図および第２図を参照すると、生体の予め選択された部位内の内部特徴を画 像形成する好適な装置は一般に２２で示した長手軸線を有するカテーテル２０を 備えている。このカテーテルは、近位端部２３と遠位端部２４を備えており、更 に遠位端部２４が冠状動脈２８などの予め選択された部位における、或いはその 部位内の予め選択された位置に配置されるように、一方近位端部２３が、これが 医師により把持可能な生体外に配置されるように生体２６内に部分的に挿入され るように構成される。第１図に示したように、カテーテル２０の遠位端部２４は 、この端部が冠状動脈の要部内に位置決めでき、動脈硬化の有無を知るためそれ らの要部を画像処理し、更に血管壁から疾患組織を剥離するレーザ照射を行うよ うに設計される。しかしながら、本発明は人体の他の要部を画像処理するために 使用できるが、１ノーザ放射を特定部位に与えるように構成される必要はない点 が認められるべきである。

第２図において、カテーテル２０は動脈２８内に配置され、遠位端部２４の先端 部分３０が３２で示した狭窄病変の要部の逆側に配置された状態を示している。

先端部分３０内に確保された電気音響トランスデユーサ手段３４は、カテーテル ２０内に配置された絶縁電気導体４０に沿って送出された電気パルスに応じて、 伝搬軸線３８の一般方向で、カテーテル２０の長手軸線２２に対して横断するよ うに、先端部分３０から音響パルスのビームを送出するように配置される。トラ ンスデユーサ手段３４は、一般に親出願に示されるように、送信および受信モー ドの間を任意に切り替えられる単一のトランスデユーサを備えることができるが 、好適には、一方が送信用に、他方が受信用に割当てられた２個のトランスデユ ーサを備える。

軸線３８に沿って送出された音響パルスは動脈２８の病変部３２およびその下の 動脈壁に達する。トランスデユーサ手段に向けて異なる組織の各種表面のインピ ーダンス不整合により反射された音響エコーはトランスデユーサ手段３４により 電気信号に再変換され、これらの電気信号は導体４０に沿って（音響エネルギー の送受信に対して単一トランスデユーサが使用される場合）、または個別対の導 体４０ａに沿って（１対のトランスデユーサの場合、一方は音響エネルギーの送 信用に、他方は受信用）返送される。音響エコーは、これらのエコーがトランス デユーサ手段３４により検出される各々の位置における１組のデータＤを表わす 、これらの信号により病変部および周囲組織の像が形成される。

画像形成手順に関連してレーザ放射が使用される場合は、カテーテル先端部３０ は更にレーザ放射の周波数で良好な伝送特性を有する材料からなる光ファイバー などの光導波路４６を通してカテーテルに沿い伝送されたレーザビーム４４に交 差するミラー４２を備える。このミラーは窓４８を通し疾患部３２に向けてビー ム４４を反射する。このような構成により、軸線３８に平行するビーム４４の主 方向は軸！！３８に極度に近接すると共にこの軸線３８から公知の距離変位され る。カテーテル２２を通して延在するガイドワイヤ５０はばね状先端部５２を備 え、これは軸［１３８方向と逆に動脈２８の内壁に対して軽く支承され、先端部 ３０を位置決めしてレーザ切除手順の有効な動作に供される。カテーテルは外装 ５４内に収容され、この外装は導波路４６の他に、＋１）ガイドワイヤ５０用チ ユーブ５６および（２）絶縁電気導体４０（および４０ａ）を包被する。更に、 ワイヤループ１００が外装５４内に配置され、このループの目的は第４図の説明 に関連して以下に説明する。トランスデユーサ手段３４の特定位置および軸線３ ８の角度方向（長手軸＆Ｉ２２周りの）の同時的な決定と関連してカテーテルの 遠位端部２４例の周囲組織から画像データを生得する特定の方法は以下に説明す る。

トランスデユーサ手段３４の特定位置および軸線３８の角度方向を決定するため に、本発明の装置は更に、人体の外部から、人体２６内のトランスデユーサ手段 の位置および長手軸線２２周りの軸線３８の角度方向を決定する位置検出手段を 備えている。この位置検出手段は好適には、ｆａ）生体外に配置され、対応する 所定基準周波数の基準信号を発生する手段と、Ｔｂｌカテーテル上に配置されデ ータ検出軸線に対してほぼ固着されて基準信号の各々を検出する手段と、ＦＣ＋ 　この検出手段により受信された信号を処理してトランスデユーサ手段３４の相 対位置および軸線３８の角度方向を決定する手段とを備える。

好適には、第１図に示したように、上記基準信号を発生する手段は、トランスデ ユーサ手段３４の位置を決定するための予め選択された周波数（図にはｆｌで示 した）の超音波基準信号を発生する、トランスデユーサ６０の形態の、手段を備 える。超音波信号の周波数ｆ、は生体２６を容易に伝搬するのに十分高く、また 超音波信号の位相差が画像形成される生体部分内でトランスデユーサ手段の相対 位置を表わすように、画像形成される生体部分、例えば、動脈２８の部分に対し て十分な長波長を与えるべきである。例えば、２ｃｍの断面積の冠状動脈を０． ５＋ｎｍの増分で画像形成する場合、超音波信号は１ｏＯＫＨｚの周波数では約 １．５ｃｍの波長を与えるものであればよい。トランスデユーサ６０は、これを 、好適には以下で説明する画像形成手順の間にカテーテル２０の遠位端部２４が 配置される領域の近傍で、生体２６の外表皮に直接テープで留めて、または確保 することにより容易に適切に配置することができる。

上記基準信号を発生する手段は更に、カテーテル２０の遠位端部２４の方向に１ 対の基準磁場を送出すると共に長手軸線２２に対してデータ検出軸線３８の角度 方向を決定するために使用される「電磁放射イルミネーク」７０を備えている。

第１図に示したように、このイルミネータ７０は１対のコイル７２ａと７２ｂを 備え、各々は２つの交流基準磁場（それぞれ、ＨｌおよびＨ２として示された） を発生するように、磁気的に導電性の材料、例えば、フェライトの個別コア要素 ７４周りに巻回される。これらの磁場は、互いに横行し、好適には互いに直行す る平面内に、図面でｆ＋、’ｆａで示した２つの異なる周波数で発生される。一 方、これらの２つの磁場は、周波数は同じだが、位相を互いにずらして発生させ ることができる。

周波数ｆｌおよびｆ２は、第４図により以下に図示、説明するように、これらの 周波数が、生体運動からの妨害に対して感度が低いようにかなり大きく、無線周 波数に対して感度が低いように十分小さく、更に比較的小形のアンテナにより５ 好適にはカテーテルの遠位端部２４に配置されたループ１００の形態をなすアン テナにより容易に検出されるように一定の周波数範囲内にあるように選択される 。Ｌおよびｆ、は、例えば、それぞれ、１６ＫＨｚおよび２０　Ｋ　Ｈｚである が、これらの周波数は変化させることができる。好適には、コイル７２ａ　、　 ７２ｂおよびコア要素７４は、適切に支承され（例えば支承体７６に）、磁場の 面が互いに垂直になるように互いに垂直に配向される。２つの磁場の偏光面Ｈ１ ，Ｈｚが交差する部分に形成される交差線により定められるイルミネータ７０の 方向は、装置の動作に実質的に影響を与えずに２０度程度の角度を許容できるが 、遠位端部においてカテーテルの長手軸線２２とほぼ同軸をなしてカテーテル２ ０の遠位端部２４の近似的な位置に向けられるべきである。

第３図を参照すると、信号発生器９０により音響信号Ｓ１を発生することができ る。この信号発生器９０はトランスデユーサ６０に適切に接続され、周波数ｆ、 のＡ、Ｃ信号を発生する。磁場Ｈ１，１１８は、それぞれの周波数ｆ＋、　ｆＲ のＡＣ信号を発生するそれぞれの信号発生器９２ａ　、　９２ｂにコイル７２ａ 　、　７２ｂを接続することにより容易に発生させることができる。

第４図に最良に示したように、音響信号Ｓ、および磁場Ｈ７とＨ２を検出する手 段は、好適には、Ｓ＋を検出するトランスデユーサ手段３４１３よび磁場Ｈ，Ｈ ａを検出するアンテナワイヤループ１００により与えられる。トランスデユーサ 手段３４は、このトランスデユーサ手段により発生された音響信号に応じて信号 Ｓ１およびサウンディング組織からの音響反射を受信することができる。アンテ ナワイヤループ１００はループの平面を通過する磁場Ｈ１，Ｈ□の成分を検出す るように形状が定められる。ループ１００は、磁場の成分を適切に検出できるよ うに十分太き（なされ、しかも外装５４内に容易に嵌合すると共に、ループがカ テーテル２０の、その遠位端部２４での屈曲に起因してその平面から曲げられた とき形成される歪を最小にできるように十分小さく形成される。ループの寸法は 例えば長さ方向が約２０ｍｍ　（カテーテルの長平方向軸線２２の方向に沿う） で幅が約０．７ｍｍ　（約１４Ｘ　１０−’ｍ”の受容面積を定めるように長手 軸線に対して直角をなして）になされる、トランスデユーサ手段３４は好適には ループ内に位置づけられると共にループに対して固着され、データ検出軸線３８ は、ループがデータ検出軸線５対して常にほぼ固着された状態にするようにルー プの平面に垂直に延在する。

トランスデユーサ３４およびループ１０口により与えられた基準信号は第５図に 示した装置により容易に検出することができる。

ループ１００は、図示のように、プリアンプ１１０に接続され、これは次に端子 １１２に接続される。端子１１．６における信号はトランスデユーサ手段により 受信されたエコーデータおよび検出基準信号Ｓ、を含んでいる。端子１１２に与 えられる電気信号はループの平面を通過する磁場Ｈ＋、　Ｈｚの成分の関数であ る１図示のように、基準信号を検出する手段は、周波数ｆ１、ｆ３、およびｆ、 の非常に狭い通過帯域をそれぞれ有する３個のフィルタ１２０　、１２２　、お よび１２４を備えている。フィルタ１２０の出力は位相同期ループ増幅器１２６ に印加され、これは次にアンテナループ１００により検出された磁場Ｈ＋の成分 を示す信号を与える。この磁場Ｈ０の成分は、ループ１００の平面が磁場Ｈ，の 平面となす角度０の正弦関数になる。同様に、フィルタ１２２の出力は位相同期 ループ増幅器１２８に印加され、これは次にアンテナループにより検出された磁 場Ｈ２の成分を示す信号を与える。この磁場成分は、ループ１００の平面が磁場 ■ｂの平面となす角度の余弦関数になる。ループの平面は軸線３８に対して実質 的に固着されるので、データ検出軸線３８の相対角度θは、例えば逆正接テーブ ルを用い、技術的によく知られた磁場成分の値からレゾルバ１３０により計算す ることができる。従って、レゾルバ１３０の出力値は、既に示したように、磁場 Ｈ２、Ｈ２の平面に対してデータ検出軸線３８の角度をθ、（ｔ）の値を示す信 号である。

トランスデユーサ手段３４の位置を決定するために、フィルタ１２４の出力は位 相レゾルバ１３２に印加され、この位相レゾルバ１３２は、１１８で示されるト ランスデユーサ６０により生成された信号の位相をフィルタ１２４により与えら れる信号と比較する。信号の波長は画像形成される動脈の要部の増分（例えば、 　０．５ｍｍ増分）に比べて比較的大・きい（例えば、１．５ｃｍ　）ので、位 相の相対測定は、トランスデユーサ手段が画像形成される動脈の要部内で移動さ れるとき、トランスデユーサ手段３４の相対位置Ａ　ｌ　（ｔ）を示す。

以上の範囲に対して、θ、（ｔ）およびＡ　＋　（ｔ）の値は、カテーテルの遠 位端部が配置される環境が時間データの収集の間に移動しない場合は、トランス デユーサ手段３４によりデータｐｉ（ｔｌの組が受信されるとき、これらのデー タの組により代表される組織の相対位置に関する適切な情報を与える。しかしな がら、少なくとも冠状動脈からデータを収集する場合は、上記の環境は心拍動の 結果としてリズムをもって移動することになる０例えば、第６図に示したように カテーテル１４０の遠位端部２４が１４０で示したブロック内の冠状動脈内に配 置された場合には、例えカテーテルが、その遠位端部が配置される冠状動脈に対 して医師により移動されなくても、Ａおよびθの両値は心拍のサイクルに従って 変化する。

従って、好適な実施例においては、この「近傍の」周囲リズム運動を補償する手 段が設けられる。

第７図に示したように、心電図で見られるような心拍の概略図には時刻１＝０で 示した心臓収縮パルスが含まれる６本発明の目的上、このパルスのピークは心拍 の各サイクルの始めと考えられ、従って引き続くサイクルはｔ＝１、ｔ＝２など で始まる。隣接周囲リズム運動を補償するためには、データが収集される位置で 心拍に係る隣接周囲運動によるトランスデユーサ手段３４の検出された運動は検 出された値θ、（ｔ）およびＡ　ｌ　ｆｔｌから減算されなければならない、こ れは好適には、データを収集する位置にカテーテルの遠位端部を移動させ、初め は遠位端部が隣接周囲運動にのみ応じて移動することを許容することにより実現 される０次に、θおよびＡの値はθｃａｐｔｕｒｅ　（ｔｌおよびＡ　ｃａｐｔ 、ｕｒｅ　（ｔ）と呼ばれる全サイクルにわたってθおよびＡの値を与えるよう に心拍の全サイクルにわたって（以後「キャプチャ」サイクルと呼ばれる。）好 適に測定される。第８図に示すように、画像形成データを収集する引続くサイク ル毎にキャプチャサイクルにわたって生じるθｃａｐｔｕｒｅ　（ｔ）およびＡ 　ｃａｐｔｕｒｅ　（ｔ）の値は引続くサイクル毎に得られる装置ｔ）およびＡ 　ｌ　ｆｔｌの対応する値から減算される。このことは第９図および第１Ｏ図の 説明と関連して以下で更に明らかになろう。

第９図を参照すると、図示システムは第７図に示したものに類似のＥＫＧ信号を 受信する入力１５０を有する。入力１５０は１＝０、ｔ＝１．ｔ＝２などの心拍 サイクルの開始を検出する適切な手段に接続される。これは技術的に公知の適切 な手段により実現される０図示のように、ＥＫＧ信号はしきい値検出器１５２に 印加される。このしきい値検出器１５２に印加された基準入力のレベルは、第７ 図に示した基準線ＲＥＦにより例えば示されるように、サイクルの心臓収縮部位 のピークのレベルより小さいが、サイクルの信号の残る部分よりは大きい。

検出器１５２の出力は信号微分器１５４の入力に印加され、これは検出器１５２ の出力信号の微分の関数としての信号を発生する。次に、微分器１５４の出力は 零細交差検出器１５６の入力に印加され、この後者の検出器は心臓収縮パルスの ピークが生じた時点を検出するように（即ち、勾配、従って微分は０）構成され ている。勾配が時刻ｔ＝ｏ、ｔ＝１、ｔ＝２などにおいてＯのとき、検゛出器１ ５６はワンショット１５８に信号を与え、このワンショットは次にプロセッサ１ ６２に対し、心臓サイクルが始った旨を示す（ライン１６０上に）、各種の心臓 モニタ装置など心臓サイクルのタイミングのための他の装置は公知であり、ここ に定めた各々の心臓サイクルの開始時に信号を与えるように構成されている。

第５図のレゾルバ１３２　、１３０の出力からのそれぞれの信号Ａ、、［ｔｌ、 θ１．（１）は第９図に示した入力１６４　、１６６に印加される。

画像形成データＤ、Ｆｔ）は第５図の端子１１６から得られ、第９図にも示した ように、入力１６８に印加される。この画像形成データは基準信号のいずれかの 周波数よりかなり大きな速度で収集される。好適には、画像形成データはサンプ リング周期毎にパルスのバーストを発生することにより得られる。サンプリング 周期は約毎秒４０に設定され、各サンプリング周期内に例えば５００パルスのバ ーストが発生される。パルスのバーストの相対タイミングは、トランスデユーサ 手段３４に戻るエコーをより良好に弁別できるように従来公知の「パルス・スタ ツガ」法（この場合、例えば、引続くパルス間の周期はバーストが完了するまで は増加される。）に従って可変になされる。この方法によれば、トランスデユー サ手段３４は、好適には、データを連続的に受信できるように２つのトランスデ ユーサを備えている。この速度でデータはｆ。

の値である１ｏＯＫＨｚ以上の周波数で受信される。従って、端子１６８に与え られる信号は１００ＫＨｚ以上の信号エネルギーを通過させるように構成された 高域フィルタ１７０に加えられる。

端子１６４　、１６６に与えられるＡ　ｉ　！ｔ）、θ、（ｔ）、および画像デ ータ信号Ｄ　ｌ　ｆｔ）は、それぞれ、アナログ・ディジクル（Ａ／Ｄ）変換器 １７２　、１７４　、１７６に加えられる。これらのＡ／Ｄ変換器のディジタル 変換速度はそれぞれプロセッサ１６２により設定され、少なくともキャプチャサ イクルに従うサイクルに対して変換器１７６の変換速度は約２００　ＭＨｚに設 定され、変換器１７２．１７４の変換速度はそれぞれ４０　Ｋ、Ｈｚに設定され る。キャプチャサイクル中の変換器１７２゜１７４のディジクル変換速度は、以 下の説明で更に明らかになるように、プロセッサ１６２の動作に依存する。

Ａ／Ｄ変換器１７６の出力は従来公知のコヒーレントアベレージヤ１７８の入力 に接続され、そのディジタル出力Ｄ　、　ｆｔ）としてのＳ／Ｎ比が改善される 。変換器１７２　、１７４の出力はＲＡＭ　（ランダム　アクセス　メモリ）テ ーブル１８０　、１８２．１８４の各々の入力に接続され、一方コヒーレン１− アベレージヤ１７８の出力はＲＡＭテーブル１８２．１８４の付加的入力に接続 される。

ＲＡＭテーブル１８０はキャプチャサイクル中に収集されたＡ　ｃａｐｔｕｒｅ およびθｃａｐｔｕｒｅの値を格納する。　ＲＡ、Ｍテーブル１８２．１８４は キャプチャサイクルに従う心拍の交互サイクルの間のＡ、　１．　（ｔ）、θｉ 　＋ｔ＋　、およびＤｉｆｔ）の値を格納するために利用される。これらのＲＡ Ｍテーブル１８０　、１８２．１８４の読出し、および書込みモードはライン１ ８６を介してプロセッサ１６２により制御される。補正値ＡｃおよびθＣは、以 下で更に明らかになるように、Ａ　ｔ　ｆｔｌおよびθ、（し）の値、および対 応する値Ａ　ｃａｐｔｕｒｅおよびθｃａｐｔｕｒｅをＲＡＭテーブル１８０　 ｉ３よび１８２または１８０および１８４に格納された値からライン１８８にわ たって回収することによりプロセッサ１６２により決定される。ＡｃおよびθＣ １８４はキャプチャサイクルに征う心拍の交互サイクルの間のＡｉ（ｔ）、θ、 （ｔ）、およびＤｉ（ｔ）の値を格納するために利用される。これらのＲＡＭテ ーブル１８０．１８２　、１８４の読出し、および書込みモードはライン１８６ を介してプロセッサ１６２により制御される。補正値ＡｃおよびθＣは、以下で 更に明らかになるように、Ａ　ｉ　（ｔ）およびθｒ　ｍの値、および対応する 値Ａ　ｃａｐｔｕｒｅおよびθｃａｐｔｕｒｅをＲＡＭテーブル１８０および１ ８２または１８０および１８４に格納された値からライン１８８にわたって回収 することによりプロセッサ１６２により決定される。ＡｃおよびθＣの値はプロ セッサ１６２により決定され、ライン１９０を介して転送され、ｏ＋ｆｔ）の対 応する値と共に最終メモリ１９２に格納される。次に、ＡｃおよびθＣの各々の 組に対するデータＤ　ｌ　（ｔ）の全て、または１部はライン１９４を介して転 送され、ディスプレイ１９６に表示される。ここで、第１１図に示したように、 ディスプレイ１９６の各々の画素アドレスはＡｃおよびθＣの特定の値として定 義可能であり、またそのアドレスにおける画素の強度はそれらのＡｃおよびθＣ の値に対して得られたデータＤ、の全てまたは１部の関数として与えることがで きる。最後に、プロセッサ１６２に、対する外部指令が医師により制御装置１９ ８を通して入力可能である。

以上は装置の動作についての以下の説明から更に明らかになろう。トランスデユ ーサ６０が適切に確保され、またイルミネータ７０が、遠位端部におけるカテー テルの長手軸線と遠位端部がほぼ整合されて配置される生体２６の一般的な領域 に向けて交差線７８を指示することにより、正しい方向に指示される。カテーテ ル２０の遠位端部２４が生体内に挿入されると共に画像形成される位置に移動さ れ、近位端部２３は医師の届く範囲内に、または医師により保持される。ここで 、蛍光透視鏡により遠位端部が装置により画像形成される位置の近傍にもたらさ れる。遠位端部を問題としてし）る領域の一般的な領域に配置したら、医師は超 音波信号ＳＬおよび磁場Ｈ２、Ｈ２を発生するべく信号発生器９０．９２を付勢 する。トランスデユーサ３４は信号Ｓ、を検出し、ループ１００はその面を垂直 に通過する磁場Ｈ，およびＨ２の成分を検出する。基準信号が処理され、θ、（ ｔ）およびＡ　ｌ　ｉｔ）の値がレゾルバ１３０．１３２の出力に与えられる。

ここで医師はキャプチャサイクルを開始させる。第９図および１０図に示したよ うに、医師がステップ２０８で制御装置１９８を通して開始信号を入力すると、 ＲＡＭテーブル１８０．１８２．１８４および最終メモリ１９２がステップ２１ ０でクリアされる０次に、プロセッサ１６２がイネーブルされ、ステップ２１２ に示したようにＡ　ｃａｐｔｕｒｅ　［ｔ）およびθｃａｐｔｕｒｅ　（ｔ）の 値を処理する。ステップ２１４に示したように、キャプチャサイクルの間にＡ　 ｃａｐｔｕｒｅおよびθｃａｐｔｕｒｅの値を与えるＡ　ｌ　（ｔ）およびθｔ 　ｆｔ）がそれぞれ周期的周囲運動のサイクルの間に入力１６４，１６６に与え られる。このサイクルの間は、カテーテルは医師により移動されない、キャプチ ャサイクルはｔ＝ｏで始まり、ｔ＝ｉで終了する。Ａ、ｆｔ）、；ｔ５よびθ、 （ｔ）はプロセッサ１６２により決定される変換速度でディジタル化される。こ の変換速度は、引続くサイクルの間のＡ　Ｉ　ｔｔ）およびθ、（ｔ）の変換速 度と同じでもよく、またはキャプチャサイクル中の各値のサンプリングを十分行 うためにずっと速い速度であってもよい０例えば、変換器１８０．１８２が４０ Ｈｚの速度の逐次サイクル中にＡ、およびθ、の値をディジクル的に変換する場 合、キャプチャサイクル時の変換速度は１に）Ｉｚととることができる。開始サ イクルの間はカテーテルは移動されず、また平均の心拍休止率は分あたり６０ビ ートと７２ビートの間にあるので、キャプチャサイクルは完了するのに約０．８ ３秒と１．００秒の間の値を取る。これにより、心拍の１サイクルの間にカテー テルの遠位端部の移動を表わすものとして、キャプチャサイクルの間に約８３０ から１ｏｏｏサンプルが取られる。これらのＡ、およびθ１の値はキャプチャサ イクルに対するＡ　ｃａｐｔｕｒｅおよびθｃａｐｔｕｒｅを表わし、ステ・ン ブ２１４に示したようにＲＡＭテーブル１８０に格納される。後者はキャプチャ サイクル中にＲＡＭテーブル１８０を書込みモードにイネーブルすることにより 実現され、従ってコンバータ１７２．１７４の出力は直接メモリに書き込まれる 。

例えば、１０００サンプルを取った場合、テーブル１８０の値は次のようにリス トされる。

テーブル１８０ サンプル　Ａ　ｃａｐｔｕｒｅ　θｃａｐｔｕｒｅ１０００　Ａ　、、、、　θ ＋ｏｏ。

メモリのＡ　ｃａｐｔｕｒｅおよびθｃａｐｔｕｒｅの値が与えられると、医師 は第１Ｏ図のステップ２１Ｇで示したように、制御装置１９８を通してイネーブ ル信号を与える。この間は、患者に心臓速度を遅くするようにその胸部を保持さ せると好適である。心臓の次の全サイクルの間に、トランスデユーサ手段３４に 与えられたノベル又は（これらは次に軸線３８の一般方向に伝搬する音響パルス に変換される）所要速度でプロセッサ１６２により与えることができる。戻され たエコーはトランスデユーサ手段３４により検出され、データの組’ｏ　１（ｔ ）として入力１６８（第９図の）に送出される。プロセッサ１６２によりＡ／Ｄ 変換器１７２．１７４に与えられた変換速度により決定される各々のサンプリン グ周期の間に得られたデータの組はこのサンプリング周期に対するＡＩ［ｔｌよ びθＩ（ｔ、ｌの値と共にＲＡＭテーブル１８２の入力に加えられる。既に説明 したように、これらのサイクルの間の変換器１８０．１８２の好適な変換速度は ４０Ｈｚであり、従って、次の心臓サイクルが１秒かかるとすると、４０組のデ ータＤｉ（ｔ）が各々の組に対するＡ、ｆｔ）ｉ３よびθ、（ｔ）の対応するデ ィジタル値と共にＲＡＭテーブル１８２に読み込まれる。心臓サイクルが１．１ 秒かかるときは、４４サンプルがメモリなどに読み込まれる。

例えば、４０サンプルが取られた場合、テーブル１８２の値は次のようにリスト される。

テーブル１８２ サンプル　ＡＩ　θ、　ＤＩ ２　Ａ、　θＩ　ＤＩ ４０Ａ４゜　θ４゜　Ｄ４゜ プロセッサ１６２はステップ２２０に進み、ここでＲ／ＩＭテーブル１８０．１ ８２の値はプロセッサ１６２に読み取られ、これによりＲＡＭテーブル１８０に 含まれ、サンプル値Ａおよびθ１の各々が得られた心臓サイクルの時点における 周囲運動を表わすサンプルＡ　ｃａｐｔｕｒｅ　（ｔ）およびθｃａｐｔｕｒｅ 　（ｔ）から取られたＡ　ｃａｐｔｕｒｅおよびθｃａｐｔｕｒｅの適切な値が ＲＡＭテーブル１８２から取られたＡｉおよびθ１の対応する値から減算される 。引続く心臓サイクルの間に４０サンプルが取られる所与の例においては、ＲＡ Ｍテーブル１８２に格納された引続くサイクルの第１サンプルのＡ、およびθ、 の値からキャプチャサイクルの２５番目サンプルのＡ　ｃａｐｔｕｒｅおよびθ ｃａｐｔｕｒｅの値を減算することによりＡｃｉおよびθＣ３の値が得られる。

同様にして、ＲＡ、Ｍテーブル１８２に格納されたサンプル２のＡ、ｇよびθ□ の値からキャプチャサイクルの５００番目サンプルＡ、　ｃａｐｔｕｒｅおよび θＣａｐｔｕｒｅの値を減算することによりＡｃｔおよびθｃ８の値が得られる 。このプロセスは継続され、ＡｃおよびθＣの値がＡ１およびＣ１の各々の引続 くサンプルから、また引続＜２５番目の区間におけるＡ　ｃａｐｔｕｒｅおよび θｃａｐｔｕｒｅのキャプチャされた値の対応するサンプルから決定される。こ れは、後者の値が引続くデータ収集心臓サイクルにおいて取られた４０サンプル の相対時間位置におけるＡおよびθの値に対応することによる。各々の補正結果 は、ステップ２２２で示されるように、Ｄｉの対応する値と共に最終メモリ１９ ２に書き込まれる。

例えば、４０サンプルが取られ、補正された場合、最終メモリ１９２に書き込ま れる値は次のようにリストされる。

テーブル１９２ サンプル　ＡＣｌ　θＣｔ　Ｄｉ ｌ　Ａｃｉ　θＣＩＤＩ ２　Ａｃ宜　θｃａ　Ｄ璽 ４０　Ａ、Ｃ４０θＣ４０Ｄ４゜ Ｄｌの値は変化しない点が注目されるべきである。Ａｃが０．５＋ａｍ増分され 、θＣがｌＯ度増分されると、各々のデータの組は、ステップ２２４で示される ように、３６０°Ｘ２ｃｍ面積を表わす３６Ｘ４０画素アレイを有するディスプ レイ１９６（第１１図参照）上にアドレスＡｃＸθＣを有する画素として表示で きる。各画素の強度はその位置におけるデータＤ、の全て、または１部の関数で ある。例えば、強度はブラックの厚さやブラックの密度などを表わす。医師は、 各々の画素の強度が制御装置１９８を通して表わすものを制御することができる 。一方、１つ以上の「エコーグラム」　（各々のエコーグラムはＡｃおよびθＣ により識別される特定の位置におけるり、に関するトランスデユーサにより検出 される波形である。）は、第１２図に示したように１例示のように表示すること ができる。θＣの固定された値に対するＡｃの全ての値に対してエコーグラムを 表示すると、特定の固定された角度における冠状動脈の断面にわたり長手軸線に 沿っての詳細な特徴付けが与えられる。

上記の例においては、ＡｅおよびθＣの値を計算するステップ２２０で用いられ るＡｃａｐｔｕｒｅ　：！３よびθｃａｐｔｕｒｅのサンプルは引続くサイクル の間のサンプルＡ、およびθ轟の値にサイクルタイムが直接対応するが、他のサ イクルの間のサンプリングは直接相間を与えない、従って、技術的に公知の相関 アルゴリズムをプロセッサ１６２に利用してキャプチャサイクルのサイクル時間 におけるＡｃａｐｔｕｒｅ　ｊ５よびθｃａｐｔｕｒｅの最も近い値をサンプル Ａ、およびＣ１の時間に相関づけることができる。更に、またはこれに代って、 サイクルの正確な時刻におけるＡｅおよびθＣの値を計算するために、公知の内 挿アルゴリズムを用いてＡ　ｃａｐｔｕｒｅ　ｉｔ）およびθｃａｐｔｕｒｅ　 （ｔ）の既知の値から、必要とされるサイクルの正確な時刻に対するＡ　ｃａｐ ｔｕｒｅおよびθｃａｐｔｕｒｅの値をめることができる。

ステップ２２６に示したように、プロセッサ１６２は、医師がイネーブル信号を 除去したか否かを見るチェックによりステップ２２０．２２２．２２４を実施し ながら進む、もしそうなら、プロセッサ１６２は終了２３８に進み、ステップ２ ２０．２２２．２２４の完了を許容する。もし、イネーブル信号が医師によりな お示されるときは、プロセッサはステップ２２８．２３０．２３２、および２３ ４に進む。これらのステップは、Ａ　ｌ　ｍおよびｏｒ　（ｔ）の値がステップ ２２８の間＋、ＬＲＡＭテーブル１８４に書き込まれ、ステップ２３０の間にそ のＲＡ、Ｍテーブルから読み出される点を除くと、ステップ２１８．２２０．２ ２２．および２２４に同等である。次に、プロセッサはステップ２３６に進み、 イネーブル信号が医師により解放されたか否かを見る。もし、そうなら、プロセ ッサは終了２３８に進む。もし、そうでないなら、プロセッサはステップ２１８ に戻り、ステップ２１８．２２０．２２２、および２２４を反復する。プログラ ムは、医師がイネーブルスイッチを切るまで、ステップ２１８（これはステップ ２２０．２２２，２２４を起動する）　、２２６，２２８（これらはステップ２ ３０，２３２．２３４を起動する）、および２３６のループを介して継続される 。後者が生じると、プロセッサはステップ２３８に進み、次の時点でプロセッサ はステップ２２６または２３６を行う。

イネーブル信号は、医師が望む限りは押圧され、通常は１５秒である０秒あたり ４０サンプルの速度で、６００サンプル程度が得られる。この間に、カテーテル は、２ｃｍおよび３６０＠領域内でカテーテルの遠位端部をねじると共に長手方 向に移動させることにより、医師によって操作され、結果はディスプレイ１９６ 上に表示される。単一画素により表わされた同一の増分領域から取られた写しサ ンプルが単に処理され、その位置で取られた前回の値の上に結果が書き込まれる 。ディスプレイは更に画像形成軸線の現在の位置を表示することができると共に それが得られたときはデータの一定の更新を行うことができる。このようにして 、医師は、どの画素領域が不十分なデータを持つかを見るためサンプリング時間 中にディスプレイを眺めることによりデータが必要とされる領域にカテーテルの 遠位端部を容易に移動することができる。

以上により、生体の所定部位における、またはその部位と共に対応する複数の位 置で発生された音響信号から導出されたデータの組を収集すると共に、データの 組が得られた相対位置にデータの組を関係づけ、それによりこれらのデータを用 いて生体部位のコヒーレント画像を形成するシステムと方法が提供される。この システムと方法によれば、迅速で確実に比較的高分解能画像を形成するように超 音波エコーデータが得られる。更に、このシステムと方法によれば、生体内のカ テーテルの先端の相対位置が決定されると共にカテーテルの長手軸線周りのカテ ーテルの先端に配置されたトランスデユーサ装置の相対角度方向が決定され、こ れにより長手方向および角度方向におけるコヒーレント画像を形成する情報（円 筒座標系）が提供される。

上記装置においてはここに含まれる本発明の範囲から逸脱せずに成る変更が可能 であり、征って上記説明または添付図面に含まれる全ての事項は例示としてのも ので、制限を加えるものではないことが理解されるべきである。

、、ＥＥｇ：１ ｆｙ２ １了５ ｆプロ ｆ了？ 、ＥＥｇ：８ Ｊテｆ９ ＥＥｇ：１２ 国際調査報告

Claims (32)

【特許請求の範囲】
1. １．生体の予め選択された部位における内部特徴の画像情報を検出する装置にお いて、 前記内部特徴の前記画像情報が遠位端部において音響的に検出できるように前記 遠位端部が前記予め選択された部位に対して位置づけられるようにカテーテルが 前記生体内に部分的に挿入されるように、長手軸線、近位端部、および遠位端部 を有する前記カテーテルと、 前記遠位端部において前記カテーテルに結合され、前記長手軸線周りの前記カテ ーテルの回転により前記長手軸線周りに前記画像データ検出軸線が回転するよう に前記遠位端部において前記カテーテルの長手軸線に横行する前記画像データ検 出軸線の一般方向で前記人体の前記画像形成情報を音響的に検出する画像データ 検出手段と、更に、 前記生体の外部から、前記生体内の前記画像形成データ検出手段の位置および前 記長手軸線周りの前記画像データ検出軸線の角度方向を決定する位置検出手段と を備えた画像形成情報検出装置。
2. ２．前記画像データ検出手段は、前記人体内に前記画像データ検出軸線の一般方 向で音響信号を発生し、この音響信号に応じて前記画像形成軸線の一般方向に前 記生体により反射されたエコー信号を受信するトランスデューサ手段を備える請 求項１記載の装置。
3. ３．前記トランスデューサ手段は前記音響信号を発生する送信トランスデューサ と前記エコー信号を受信する受信トランスデューサとを備える請求項２記載の装 置。
4. ４．前記トランスデューサ手段は、（ａ）前記音響信号を発生する送信モードと 前記エコー信号を受信する受信モードで動作する単一トランスデューサと、（ｂ ）前記送信モードまたは前記受信モードのいずれかで前記トランスデューサを動 作させる手段とを備える請求項２記載の装置。
5. ５．前記音響信号をパルスのバーストとして発生する手段を更に備える請求項２ 記載の装置。
6. ６．前記音響信号を互いに対してスタツガされたパルスのバーストとに発生する 手段を更に備える請求項２記載の装置。
7. ７．前記位置検出手段は、前記生体内での前記画像形成手段の空間的位置を決定 する第１手段と前記角度方向を決定する第２手段とを備える請求項１記載の装置 。
8. ８．前記第１手段は、（ａ）前記カテーテルの前記遠位端部に向けて音響信号を 発生するトランスデューサ手段と、（ｂ）前記遠位端部において前記カテーテル に結合されて前記音響信号を検出する手段とを備える請求項７記載の装置。
9. ９．前記第２手段は、（ａ）一般に互いに横行する２つのそれぞれの平面内に２ つの磁場を発生する手段と、（ｂ）前記遠位端部において前記カテーテルに結合 され、前記磁場を検出する手段とを備える請求項７記載の装置。
10. １０．前記第１手段は、（ａ）前記カテーテルの前記遠位端部に向けて音響信号 を発生するトランスデューサ手段と、（ｂ）前記遠位端部において前記カテーテ ルに結合され、前記音響信号を検出する手段とを備える請求項９記載の装置。
11. １１．前記磁場および前記音響信号はそれぞれ所定の周波数で交互変化し、更に 前記音響信号を検出する前記手段および前記磁場を検出する前記手段は前記遠位 端部において前記カテーテルに結合されると共に前記画像形成軸線に対して固着 され、磁場に応じて、且つその関数として位置信号を発生するアンテナ手段を備 える請求項１０記載の装置。
12. １２．前記アンテナ手段は前記カテーテルに確保され、前記所定周波数の各々に おいて前記磁場を検出するように寸法が定められ、更に前記画像データ検出軸線 に対して固定された平面内にほぼ存在するように方向が定められたワイヤループ を備える請求項１１記載の装置。
13. １３．前記磁場の各々の所定周波数はそれぞれ互いに異なり、更に前記位置検出 手段は前記所定周波数の各々における前記位置信号を検出する手段を備える請求 項１１記載の装置。
14. １４．前記位置検出手段はリズム的周囲運動を補償する手段を備える請求項９記 載の装置。
15. １５．前記位置検出手段は、（ａ）前記人体内の前記画像データ検出手段の位置 および前記長手軸線周りの前記画像データ検出軸線の角度方向の関数として少な くとも２つの位置信号を発生する手段と、（ｂ）少なくとも１サイクルに対して 前記リズム的周囲運動に応じて前記画像データ検出手段の移動の関数として少な くとも２つの第２信号を発生する手段と、更に（ｃ）前記リズム的周囲運動の各 々の引続くサイクルの間に前記位置信号の対応する信号から前記第２信号を減算 する手段とを備える請求項１４記載の装置。
16. １６．前記リズム的周囲運動のサイクルは可変であり、更に前記対応する位置信 号から前記第２信号を減算する前記手段は前記少なくとも１サイクルのそれぞれ の時刻における前記第２信号の値を、前記引続くサイクルの各々の同一の対応す る時刻における前記位置信号の値と相関づけるように構成される請求項１５記載 の装置。
17. １７．予め選択された部位における生体の内部特徴を画像形成する装置であって 、 カテーテルであって、該カテーテルの遠位端部が前記予め選択された部位に対し て位置づけられると共に前記内部特徴に係る画像形成データが、前記遠位端部を 前記予め選択された部位に対する複数の位置を通して移動させ、且つ前記遠位端 部が前記複数の位置の各々にあるとき音響信号を発生することにより、前記遠位 端部において音響的に与えられ得るように前記カテーテルが前記生体内に部分的 に挿入されるように長手軸線、近位端部、および前記遠位端部を有するカテーテ ルと、前記遠位端部が前記複数の位置の各々にあるとき前記音響信号を選択的に 発生する手段と、 前記複数の位置の各々における前記音響信号に応じて音響エネルギーを検出する 第１検出手段と、 前記複数の位置の各々において前記カテーテルの前記遠位端部の位置を検出する 第２検出手段と、 前記第１および第２検出手段に応じて、前記複数の位置の各々において前記検出 手段により検出された音響エネルギーから得られた１組のデータを収集すると共 に前記複数の位置に対応する複数の前記組を形成するように各々の組のデータが 得られる対応する位置に関する情報を収集する手段と、更に前記複数の組のデー タをデータの組が得られた複数の位置に相関させ、これにより前記複数の組のデ ータを用いて前記部位における前記内部特徴の像を形成する手段とを組合わせて 備えた装置。
18. １８．前記第１および第２検出手段は、前記位置の各々において前記生体内に画 像データ検出軸線の一般方向に前記音響信号を発生すると共に前記音響信号に応 じて前記画像データ検出軸線の一般方向に前記生体により反射されたエコー信号 を受信するトランスデューサ手段を備える請求項１７記載の装置。
19. １９．前記トランスデューサ手段ば前記音響信号を発生する送信トランスデュー サと前記エコー信号を受信する受信トランスデューサとを備える請求項１８記載 の装置。
20. ２０．前記トランスデューサ手段は、（ａ）音響信号を発生する送信モードおよ び前記エコー信号を受信する受信モードで動作する単一トランスデューサと、（ ｂ）前記送信または前記受信モードのいずれかで前記トランスデューサを動作さ せる手段とを備える請求項１８記載の装置。
21. ２１．前記音響信号をパルスのバーストとして発生する手段を更に備える請求項 １８記載の装置。
22. ２２．前記音響信号を互いにスタツガされたパルスのバーストとして発生する手 段を更に備える請求項１８記載の装置。
23. ２３．前記画像データ検出軸線は前記遠位端部において前記カテーテルの長手方 向軸線に横行し、更に前記第２検出手段は、前記生体内で前記第２検出手段の空 間位置を決定する第１手段と、前記遠位端部において前記長手方向軸線周りに前 記画像データ検出軸線の角度方向を決定する第２手段とを備える請求項１８記載 の装置。
24. ２４．前記第１手段は、（ａ）前記カテーテルの前記遠位端部に向けて音響信号 を発生するトランスデューサ手段と、（ｂ）前記遠位端部において前記カテーテ ルに結合され、前記音響信号を検出する手段とを備える請求項２３記載の装置。
25. ２５．前記第２手段は、（ａ）一般に互いに交差する２つのそれぞれの平面内に ２つの磁場を発生する手段と、（ｂ）前記遠位端部において前記カテーテルに結 合され、前記磁場を検出する手段とを備える請求項２３記載の装置。
26. ２６．前記第１手段は、（ａ）前記カテーテルの前記遠位端部に向けて第２音響 信号を発生するトランスデューサ手段と、（ｂ）前記遠位端部において前記カテ ーテルに結合され、前記第２音響信号を検出する手段とを備える請求項２５記載 の装置。
27. ２７．前記磁場および前記第２音響信号はそれぞれ所定の周波数で交互変化し、 更に前記磁場を検出する前記手段は前記遠位端部において前記カテーテルに結合 されると共に前記画像形成軸線に対して固定され、前記磁場に応じ且つその関数 として位置信号を発生するアンテナ手段を備える請求項２６記載の装置。
28. ２８．前記アンテナ手段は前記カテーテルに確保され、前記所定周波数の各々に おいて前記磁場を検出するように寸法が定められ、更に前記画像データ検出軸線 に対して固定された平面内にほぼ存在するように方向が定められたワイヤループ を備える請求項２７記載の装置。
29. ２９．前記磁場の各々の所定周波数はそれぞれ互いに異なり、更に前記位置検出 手段は前記所定周波数の各々において前記位置信号を検出する手段を備える請求 項２７記載の装置。
30. ３０．前記第２検出手段は周期的周囲運動を補償する手段を備える請求項１７記 載の装置。
31. ３１．前記第２検出手段は、（ａ）前記生体内の前記遠位端部の位置と方向の関 数として少なくとも２つの位置信号を発生する手段と、（ｂ）少なくとも１サイ クルにわたる前記周期的周囲運動に応じて前記画像データ検出手段の移動の関数 として少なくとも２つの第２信号を発生する手段と、更に（ｃ）前記周期的周囲 運動のそれぞれの引続くサイクルの間に前記位置信号の対応するものから前記第 ２信号を減算する手段とを備える請求項３０記載の装置。
32. ３２．予め選択された部位における生体の内部特徴を画像形成する方法において 、 （ａ）カテーテルを前記生体に部分的に挿入し、これにより前記カテーテルの遠 位端部が前記予め選択された部位に対して位置づけられ、これにより前記内部特 徴の画像に関するデータが、前記遠位端部を複数の位置を通して移動させること により、前記遠位端部で音響的に検出可能になされるステップと、 （ｂ）前記遠位端部が前記複数の位置を通して移動されるとき前記カテーテルの 前記遠位端部から発生された音響信号から導出された対応する複数組のデータを 収集するステップと、更に （ｃ）前記複数の組のデータを、これらのデータの組が得られた複数の位置に関 係づけ、それにより前記複数の組のデータを用いて前記部位における前記内部特 徴のコヒーレント画像を形成するステップとを含む生体の内部特徴を画像形成す る方法。