(57)【要約】本発明は、一般に医用デバイスに関し、より詳細には改良された血管内デバイスに関する。１実施形態において、血管内デバイスは近位部及び遠位部を有するカテーテルと、各々が１つの放出角を有する縁素子を有するとともに、当該カテーテルの遠位部に位置する撮像素子のフェーズドアレイとを備えており、当該フェーズドアレイが最大方位角方向に向けられると、当該縁素子の放出角同士が実質的に同様となるように、当該フェーズドアレイは凹状で曲率半径を有する。
2009500082.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
血管内デバイスであって、
近位部及び遠位部を有するカテーテルと、
撮像素子のフェーズドアレイと、
を備えており、
フェーズドアレイが、各々が１つの放出角を有している複数の、縁素子を備えると共に、カテーテルの遠位部に配置されており、
フェーズドアレイが最大方位角方向に向けられるとき、縁素子からの放出角同士が実質的に同等となるように、フェーズドアレイが曲率半径を有する凹状である、
ことを特徴とする血管内デバイス。
【請求項２】
撮像素子が、超音波撮像トランスデューサーである、
請求項１記載の血管内デバイス。
【請求項３】
超音波撮像トランスデューサーの各々が、圧電結晶の層と結合した音響レンズを備えており、
圧電結晶がバッキング材と結合している、
請求項２記載の血管内デバイス。
【請求項４】
撮像素子が、ＯＣＴ撮像素子である、
請求項１記載の血管内デバイス。
【請求項５】
フェーズドアレイが、均一なピッチを有している、
請求項１記載の血管内デバイス。
【請求項６】
フェーズドアレイが、不均一なピッチを有している、
請求項１記載の血管内デバイス。
【請求項７】
各々の撮像素子の幅が、ガウス関数、ベッセル関数又はシヌソイド関数のうちの１つに従う、
請求項１記載の血管内デバイス。
【請求項８】
前記フェーズドアレイが、実質的に凹状である、
請求項１記載の血管内デバイス。
【請求項９】
医用撮像装置であって、
近位部及び遠位部を有するガイドワイヤーと、
ガイドワイヤーの遠位部に位置し、凹状の、撮像素子のフェーズドアレイと、
ガイドワイヤーの近位部に結合された画像処理デバイスと、
を備えた、
ことを特徴とする医用撮像装置。
【請求項１０】
撮像素子が、超音波撮像トランスデューサーである、
請求項９記載の医用画像装置。
【請求項１１】
超音波撮像トランスデューサーの各々が、圧電結晶の層と結合した音響レンズを備えており、
圧電結晶がバッキング材と結合している、
請求項１０記載の医用画像装置。
【請求項１２】
撮像素子が、ＯＣＴ撮像素子である、
請求項９記載の医用画像装置。
【請求項１３】
フェーズドアレイが、均一なピッチを有している、
請求項９記載の医用画像装置。
【請求項１４】
フェーズドアレイが、不均一なピッチを有している、
請求項９記載の医用画像装置。
【請求項１５】
各々の撮像素子の幅が、ガウス関数、ベッセル関数又はシヌソイド関数のうちの１つに従う、
請求項９記載の医用画像装置。
【請求項１６】
凹状フェーズドアレイが、実質的に凹形である、
請求項９記載の医用画像装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医用デバイスに関し、より詳細にはフェーズドアレイ・撮像カテーテルに関する。
【背景技術】
【０００２】
低侵襲的処置を用いた、管腔内、腔内、血管内並びに心臓内の、病状の処置及び診断は、多くの医療分野において効果的なツールである。通常、これらの処置は、体内、並びに、例えば大腿動脈内のように、診断及び／又は処置される血管又は器官から離れた部位における血管系のアクセス可能な血管内に、経皮的に挿入される撮像及び処置用カテーテルを用いて行われる。そのとき、カテーテルは血管系の血管を通じて処置される身体の部位へ進められる。カテーテルは撮像デバイス、典型的には超音波撮像デバイスを備えることができ、撮像デバイスは、動脈の狭窄部位のような身体の病変部を発見し、診断するために用いられる。例えば、Hammらに特許された米国特許第５，３６８，０３５号は、その開示内容は参照により本明細書に組み込まれているが、血管内超音波撮像トランスデューサーを有するカテーテルについて述べている。
【０００３】
一般に、撮像トランスデューサー（撮像変換器）はエネルギーパルスを放出するように構成された撮像素子を含んでいる。作動中、撮像素子は電気的に励起され、このため、エネルギーパルスが放出される。このパルスは撮像が所望される面に向けられ、もとのトランスデューサーに反射される。放出されるエネルギーパルスの２つの好ましい特徴は、エネルギーパルスが集束され、操作可能であることである。これらの特徴を得るために当該技術分野において知られている１つの既知の方法は、唯１つの撮像素子の代わりに撮像素子のアレイ（配列）を用いることである。図１は並列に配置された２つの撮像素子Ａ及びＢのアレイ１０を示す。当該技術分野において公知であるように、両方の素子Ａ及びＢが同時に励起されると、両方のエネルギーパルスは、素子Ａ及びＢが向いている方向に平行な１つのビームを形成するように結合し、その結果、当該ビームはアレイ１０からそのまま離れて進む。しかし、線形タイミング励起勾配（コヒーレンス理論に基づく時間遅延）がアレイ１０にわたって用いられる場合、ビームは方位角方向を向きうる。短音響パルスを送信し、各方位角方向にて反響を受信することにより、アレイ１０はセクタ領域をスキャンし、画像を構築し得る。画像解像度は、主に横（側面）方向におけるビーム２０の幅及び軸方向における音響パルス長によって決まる。
【０００４】
ビームを集束するため、即ち、ビーム幅を調節するため、各素子についての時間遅延も用いられ得る。ある空間的位置において、すべての素子からの音響パルスは、同相にあるとき、コヒーレントに増強され得る。パルスの位相は素子から目的位置までの距離によって決まる。ビームを１空間的位置に集束するため、適切な時間遅延がすべての素子Ａ及びＢに適用される。これらの遅延補正は、異なる素子Ａ及びＢからの音響パルスの到達が、所望の空間的位置において一致することを確実にする。
【０００５】
１つのビームに収束され且つ向きを制御されることを可能にするように構成された撮像素子のアレイは、当該技術分野において「フェーズドアレイ」（位相配列）として公知である。図１では僅か２つの撮像素子Ａ及びＢが示されているが、典型的なフェーズドアレイは２５６個もの素子を含み得る。超音波撮像素子の場合、概して、各素子Ａ及びＢは球面を有する伝搬波を発生させる点音源として扱いうるほどに小さい。素子Ａ及びＢがある空間的位置において同相にあるときに、素子Ａ及びＢは、集合的に、増強可能な音場を形成する。
【特許文献１】米国特許第５，３６８，０３５号明細書
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
通常、素子Ａ及びＢは矩形であり、通常、平面（平らな平面）にわたって等間隔に配置されている。超音波素子に関しては、各素子は、動作している超音波周波数における波長の半分に相当するピッチサイズを有する。ピッチサイズは、２つの隣接する素子Ａ及びＢの中心間の距離と定義される。この典型的な構成で、ビーム２０が特定点Ｆに向けられ且つ集束されるとき、個々の素子Ａ及びＢのビームは、平面に対して異なる角度α及びβで放出される。これにより、個々の素子Ａ及びＢのビームは異なる振幅を有することになり、このため正確な時間遅延補正が用いられたとしても、好ましくないことに、広がったビーム２０が生じうる。このことは、ビーム２０が最大方位角方向に向けられるとき、特にそうである。従って、改良されたフェーズドアレイ撮像カテーテルが好ましいであろう。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明は、一般に医用デバイスに関し、より詳細には改良された血管内デバイスに関する。１実施形態において、血管内デバイスは、近位部及び遠位部を有するカテーテルと、当該カテーテルの遠位部に位置する撮像素子のフェーズドアレイと、を備えている。当該フェーズドアレイは凹状である。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００８】
後述の図及び詳細な説明の検討により、本発明の他のシステム、方法、特徴及び利点が当業者には明らかとなるであろう。このような付加的システム、方法、特徴及び利点はすべて本明細書内に含まれ、本発明の範囲内にあり、添付した特許請求の範囲により保護されることを意図している。
【０００９】
上記のように、従来技術のフェーズドアレイ・アセンブリ（組立品）１０は、平面に等間隔に配置された一連の小矩形素子Ａ及びＢからなる。この構成では、フェーズドアレイ・ビーム２０が向きを制御され且つ集束されるとき、素子は異なる角度でエネルギービームを放出させてしまう。これでは、好ましくないことに、広がったフェーズドアレイ・ビーム２０を形成することがある。
【００１０】
対照的に、本特許明細書における改良されたフェーズドアレイは、図２に示すように、凹状のフェーズドアレイを配置することにより、好ましくない広がりを縮める。図２は撮像素子Ａ及びＢのフェーズドアレイ１００を示す。素子Ａ及びＢは半径Ｒを有する凹状路１３０に沿って配置される。フェーズドアレイ１００は凹状路１３０に沿った追加撮像素子を有することができる（図示せず）。フェーズドアレイ１００は長さＬ及び方位角方向での最大ステアリング角θを有する。Ｆは、方位角方向での最大ステアリング角における焦点を表す。音響パルスのようなエネルギービーム１２０を焦点Ｆに集束しているフェーズドアレイ１００が、示されている。α及びβは、それぞれ、素子Ａ及びＢについて、焦点Ｆに対する接線角を表す。α１及びβ１は、それぞれ、素子Ａ及びＢについて、焦点Ｆに対する平面角を表す。点Ｏは、水平軸Ｘ及び垂直軸Ｙの原点を表す。
【００１１】
フェーズドアレイ１００が多数の撮像素子を有していて、素子Ａ及びＢがアレイ１００の縁素子を表している場合、焦点Ｆにおいて、素子Ｂは焦点Ｆに対する最大角β１を有し、一方、素子Ａは焦点Ｆに対する最小角α１を有する。アレイ１００の凹状化は、素子Ｂの接線角βをβ２だけ縮小させ、素子Ａの接線角αをα２だけ拡大させる。当業者であれば、アレイ１００を凹状にすることにより、素子Ａ及びＢが、素子Ａ及びＢ間にある如何なる撮像素子と比べて、結果として生じるビーム１２０に対して最も大きな影響を及ぼし、また、中央の撮像素子が影響を受けることは極めて少ないということを理解するであろう。
【００１２】
以下に示すものは、接線角α及びβが最大方位角方向θで等しくなることを可能にする凹状フェーズドアレイ１００の曲率半径Ｒを計算する方法である。図２から次のことが当てはまる。
【００１３】
【数１】
2009500082.tif 000003
及び
【００１４】
【数２】
2009500082.tif 000004
であり、幾何学的対称性のため、次式を得る。
【００１５】
【数３】
2009500082.tif 000005
α＝βを求めるために、次式が導かれる。
【００１６】
【数４】
2009500082.tif 000006
この式は、次式を意味する。
【００１７】
【数５】
2009500082.tif 000007
だから、
【００１８】
【数６】
2009500082.tif 000008
及び
【００１９】
【数７】
2009500082.tif 000009
及び
【００２０】
【数８】
2009500082.tif 000010
【００２１】
式（５）〜（８）をまとめると、曲率半径Ｒは、次のように表わすことができる。
【数９】
2009500082.tif 000011
【００２２】
１０ＭＨｚ、６４素子フェーズドアレイであって、アレイの長さが５ｍｍである場合、方位角方向でのアレイの最大角が４５°且つ、焦点深度が５ｍｍであるならば、曲率半径Ｒは約７ｍｍであることが好ましい。
【００２３】
画像範囲のようなアレイ設計における他のパラメータが与えられている場合、式（９）は、凹状アレイの曲率半径Ｒを、所望の焦点深度の関数として表している。ＯＦ１からＯＦ２までの画像範囲では、平均曲率半径Ｒａは、次式のように決定できる。
【００２４】
【数１０】
2009500082.tif 000012
【００２５】
凹状アレイ１００は均一なピッチを有することができ、（隣接する）素子Ａから素子Ｂの中心間距離は均一であるが、不均一であってもよい。当業者であれば理解されるであろうが、ビームの質を最大限に高めるために素子の幅は多様化できる。例えば、アレイ１００の中央から、縁素子、例えば素子Ａ又は素子Ｂ、までに計算された素子の指数を用いて、素子の幅は、ガウス、ベッセル又はシヌソイド関数に従い得る。
【００２６】
超音波フェーズドアレイ１００について、アレイ１００は、種々の活性音響材、例えば圧電セラミックス、圧電フィルム（薄型又は厚型）、２−２又は１−３圧電セラミック複合材料、２−２又は１−３圧電結晶材料又はｃＭＵＴにより作製することができる。更に、撮像トランスデューサーの代わりに、又は撮像トランスデューサーに加えて、他の撮像デバイス、例えば光コヒーレンス断層映像法（ＯＣＴ）を介して画像を得るための光ベースの装置を用いることができる。ＯＣＴを用いた画像取得は、Huangなどの "Optical Coherence Tomography," Science, 254, Nov. 22, 1991, pp 1178-1181において述べられており、この内容が、参照することによって、全体的に本明細書に組み込まれている。光コヒーレンス領域反射率計（ＯＣＤＲ）と称される、一種のＯＣＴ撮像デバイスが、Swansonに付与された米国特許第５，３２１，５０１号に開示されており、この特許が、参照することにより本明細書に組み込まれている。ＯＣＤＲは、拡張した長手方向又は深さの範囲にわたり、当該範囲にわたって鮮明に且つ高分解能・高感度で、二次元及び三次元画像スキャンを電子的に行うことが可能である。
【００２７】
このようなアレイ１００は、心臓内への応用に有用であり、任意の種類のＢ−スキャナーの医療用途、眼科用超音波、ＨＩＦＵ及び／又はＮＤＴのような、他の用途に用いることができる。
【００２８】
図３を参照すると、フェーズドアレイ１００は、上記のようにカテーテルで用いることができ、また、ガイドワイヤー５００の遠位部５２０にも配置できる。ガイドワイヤー５００は、外壁部３０１を有する可撓性で細長い管状部材の形をした、ガイドワイヤー本体３０２を含むことができる。ガイドワイヤー本体３０２は、当該技術分野における公知の任意の材料で形成することができ、この材料には、複合材料、可塑材、編組ポリイミド、ポリエチレン、ＰＥＥＫ網組体、ステレンス鋼、他の超弾性材料又はニチノール製ハイポチューブのような金属合金が含まれる。
【００２９】
図４を参照すると、図３に示すガイドワイヤー５００の近位部５１０は、フェーズドアレイ１００からの撮像信号を処理する回路６００に接続するように適合できる。また、このような回路は公知である。
【００３０】
上記明細書において、本発明が、その具体的な実施形態に関連して説明された。しかし、本発明の広範な精神及び範囲から逸脱することなく、種々の改変及び変更が可能であることは明らかであろう。例えば、本明細書で述べたプロセスアクションの特定の順序及び組合せは単に例示的であって、本発明は、異なるプロセスアクション又は追加のプロセスアクション又は異なる組合せ又は順序のプロセスアクションを用いて実施することができるということを理解されたい。更なる実施例として、１実施形態の各特徴を他の実施形態において示される他の特徴と混ぜ合わせ、整合させることが可能である。加えて、明らかに、所望のように特徴を加え、又は減じてよい。従って、本発明は、添付した特許請求の範囲及びその等価物を踏まえた場合を除き、限定されるべきではない。
【図面の簡単な説明】
【００３１】
本発明について上記したこと及び本発明の他の利点及び目的が如何にして得られるかをより理解するため、上記簡潔に述べた本発明のより詳細な説明が、添付図面に示される本発明の具体的な実施形態を参照して示される。図における構成要素は必ずしも実物大ではなく、本発明の原理を示すことに重点がおかれていることに留意する必要がある。更に、図では同様の符号は、異なる図にわたって対応する部分を示す。しかし、同様の部分は必ずしも同様の符号を有するわけではない。更に、すべての図は概念を表すことを目的とし、相対的な大きさ、形状及び他の詳細な属性は、実物通り又は正確にというよりも、概略的に示されていると言えよう。
【００３２】
【図１】当該技術分野で公知の撮像トランスデューサーのフェーズドアレイを示した側断面図である。
【図２】本発明の好ましい実施形態による撮像トランスデューサーのフェーズドアレイを示した側断面図である。
【図３】本発明の好ましい実施形態による撮像ワイヤーを示した断面図である。
【図４】本発明の好ましい実施形態による医用撮像装置を示した概略図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
2009500082.tif 000016
【国際調査報告】
2009500082.tif 000017
2009500082.tif 000018
2009500082.tif 000019