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UMFELD DER ERFINDUNG
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Die vorliegende Erfindung betrifft
den Bereich der intravaskulären
Ultraschall-Bilderzeugungseinrichtungen
und -verfahren, d. h. von Vorrichtungen und Verfahren unter Verwendung
von akustischen Wandlern, die auf Ultraschallfrequenzen betrieben werden,
für die
Abbildung einer intravaskulären
Geometrie und/oder von Merkmalen von dazugehörigem Gewebe. Bei bevorzugten
Formen stellt sich die Erfindung als eine längliche Sondenführungs-Anordnung
dar, die im Inneren eines Führungskatheters
mit einem für
Ultraschallenergie relativ durchlässigen distalen Abschnitt betreibbar
ist. Die Sonde weist eine Ultraschallbilderzeugungs-Subanordnung
auf, die Ultraschall-Abbildungswellen
und zurückkehrende
"Echowellen" in Radialrichtung bezüglich der Längsachse der Sonde umlenkt.
Diese Subanordnung wird unter Verwendung des Inneren des Führungskatheters
als Drehlager gedreht, so daß eine
intravaslculäre
360°-Abbildung erzielt
wird.
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HINTERGRUND
UND ZUSAMMENFASSENDE DARSTELLUNG DER ERFINDUNG
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Intravaskuläre Sonden mit Ultraschallbilderzeugungs-Kristallen
sind gut bekannt. Beispielsweise wurde vormals vorgeschlagen, ein
piezoelektrisches Kristallelement (herkömmlicherweise als "Wandler" bezeichnet)
an oder in einem Katheter von der Art anzubringen, die in ein Blutgefäß einführbar ist.
Nachdem die Sonde in ein Blutgefäß eingeführt wurde, wird
der Wandler auf elektromechanischem Wege (etwa durch Anlegen eines
elektrischen Signals) angeregt, um die Abgabe von Ultraschallenergie
in das umliegende Gewebe hervorzurufen. Auch wenn ein großer Teil
der abgegebenen Energie durch das umliegende Gewebe absorbiert wird,
wird ein ausreichender Energiebetrag auf den Wandler zurückreflektiert,
um eine Abbildung zu ermöglichen
(wobei eine Reflexion in erster Linie an den Grenzflächen zwischen
unterschiedlichen Arten von biologischem Material stattfindet, z.
B. der Grenzfläche
zwischen Blut und der Gefäßwand, der
Grenzfläche
zwischen Blut und an der Gefäßwand befindlichen
Schädigungen
bzw. krankhaften Veränderungen
usw.).
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Der Wandler wiederum erzeugt schwache elektrische
Signale als Reaktion auf eine elektromechanische Anregung durch
die zurückkehrende
reflektierte ("Echo-") Ultraschallenergie. Diese schwachen elektrischen
Signale können
dazu verwendet werden, die Geometrie und/oder weitere Merkmale des
Blutgefäßes zu bestimmen,
beispielsweise um zu bestimmen, ob das Blutgefäß Schädigungen oder andere Anomalien
aufweist. Diese Bestimmungen werden für gewöhnlich als "Abbildung" bezeichnet, da
geeignete Videosignal- und/oder andere Signalüberwachungs-Gerätschaften
eingesetzt werden, um die vom Wandler erzeugten schwachen elektrischen Signale
in eine von Menschen interpretierbare Form umzuwandeln. Informationen,
die durch eine solche Abbildung erhalten wurden, können den
Arzt somit bei einer Gefäßbehandlung
in Echtzeit oder bei der Diagnostizierung des konkreten Leidens
bzw. der Erkrankung eines Patienten unterstützen, so daß eine geeignete Therapie verschrieben
werden kann.
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Auch 360°-Intravaskulär-Abbildung ist vorgeschlagen
worden. Beispielsweise sind in der oben genannten US-Patentschrift
Nr. 4,841,977 neuartige intravaskuläre Ultraschall-Bilderzeugungssonden
mit Wandleranordnungen beschrieben, welche in Radialrichtung voneinander
beabstandete Wandler beinhalten. Diese radial voneinander beabstandeten
Wandler bilden somit entsprechende Radialsegmente im Inneren des
untersuchten Gefäßes ab (wobei
im Bedarfsfall herkömmliche
Algorithmen verwendet werden, um mittels Interpolation fehlende
Abbildungssegmente und/oder Teilbilder zu "ergänzen", um dem Betrachter ausreichende
Informationen zur Verfügung
zu stellen).
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Die Schrift US-A-4,794,931 für Yock beschreibt
ein Ultraschall-Bilderzeugungssystem gemäß dem Oberbegriff von Anspruch
1. Diese Schrift beschreibt insbesondere intravaskuläre Bilderzeugungssonden
mit einem lagefesten Wandler sowie mit einem Ultraschallwellen-Reflektor,
der relativ zum Wandler drehbar und in Axialrichtung verschiebbar ist
(siehe 10 und 11 der
US-4,794,931 und die dazugehörige
Beschreibung). Man stellt des weiteren fest, daß die in der US-4,794,931 offengelegten
Bilderzeugungseinrichtungen jeweils mit einem sich in Vorwärtsrichtung
erstreckenden Führungsdraht
versehen sind, der beim Einführen
der Sonde in das Gefäß im Gefäßsystem
des Patienten zum Führen
bzw. Lenken des Gehäuses
(einschließlich
des Wandlers und des Reflexionsspiegels) dient.
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Die Miniaturisierung von Ultraschall-Bilderzeugungssonden,
die in der Lage sind, 360°-Abbildungen
in Echtzeit zur Verfügung
zu stellen, bereitet mehrere Hindernisse technischer Natur. Es hat
sich beispielsweise herausgestellt, daß aufgrund der miniaturisierten
Größe der Bauelemente
eine Drehung des Wandlers und/oder eines Refle xionsspiegels praktisch
ohne das Vorhandensein eines "Spiels" durchgeführt werden muß, da ansonsten
eine schräggerichtete
und/oder nicht gleichförmige
Ausrichtung der übertragenen
und zurückkehrenden
Ultraschallenergie eintreten kann. Eine derart ungenaue und/oder
nicht gleichförmige
Ausrichtung von Ultraschallenergie kann folglich das Signal-/Rauschverhältnis der
vom Wandler erzeugten elektrischen Signale nachteilig beeinflussen,
was wiederum zu ungenauen und/oder nichtssagenden Abbildungen führen könnte.
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Auch wenn es ins Auge gefaßt werden
könnte,
mechanische Lager zur Verfügung
zu stellen, um eine im wesentlichen absolut koaxiale Drehung des Wandlers
und/oder Spiegels zu gewährleisten,
sind solche Lager in der Praxis zu groß und zu umständlich für eine Verwendung
in Ultraschall-Bilderzeugungssonden, die beispielsweise für die Einführung in
ebenso kleine Blutgefäße des Kardiovaskulärsystem
eines Patienten ausreichend miniaturisiert sind. Folglich ist die
Verwendung solcher Lager, wie sie für vormalige, herkömmlicherweise
als "Endoskope" bezeichnete großformatige
Ultraschall-Bilderzeugungseinrichtungen (wie beispielsweise die
in den US-Patentschriften Nr. 4,572,201; 4,466,444; 4,442,842; und
4,391,282 beschriebenen) vorgeschlagen wurde, völlig ungeeignet für eine Verwendung
in miniaturisierten intravaskulären
Ultraschall-Bilderzeugungseinrichtungen von der durch die vorliegende
Erfindung in Betracht gezogenen Art.
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Es ist ebenso vonnöten, daß die Ultraschall-Bilderzeugungssonde
während
der Verwendung kein unzumutbares Risiko für den Patienten darstellt.
Aus diesem Grund sollten jegliche drehenden Bauteile vom Gewebe
im intravaskulären
System des Patienten mechanisch isoliert sein – beispielsweise um unbeabsichtigte
und/oder unerwünschte
Abschürfungen
von Gewebe zu vermeiden, die sich ansonsten während des Betriebs ereignen
könnten,
wenn die drehenden Bauteile dem Körpergewebe des Patienten "ausgesetzt"
wären.
Eine mechanische Isolierung dieser Bauteile schafft jedoch insofern
weitere technische Hürden,
als die Ultraschallwellen von der isolierenden Struktur nicht in einem
solchen Maße
gedämpft
werden dürfen,
daß sie
die herzustellende Abbildung behindern würden.
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Die vorliegende Erfindung ist darauf
gerichtet, Lösungen
für die
genannten Probleme zu erzielen, wobei die vorliegende Erfindung
in Anspruch 1 definiert ist. Im weiteren Sinne ist die vorliegende
Erfindung auf eine Ultraschall-Bilderzeugungssonde gerichtet, deren
Abmessungen ausreichend miniaturisiert sind, um eine Anwendung der
Sonde in Gefäßen des
Kardiovaskulärsystems
eines Patienten zu ermöglichen,
und die in der Lage ist, eine 360°-Abbildung
solcher Gefäße durch
das Drehen. einer distal angeordneten Wandler-Subanordnung zur Verfügung zu
stellen.
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Wesentlich für die vorliegende Erfindung
ist, daß die
Wandler-Subanordnung im Inneren eines vorausgehend im Intravaskulärsystem
des Patienten angeordneten Führungskatheters
arbeitet, wie im nachfolgenden im einzelnen beschrieben ist. Der Führungskatheter
weist einen distalen Abschnitt auf, der ein "Fenster" darstellt,
welches Ultraschallenergie so wenig wie möglich dämpft und/oder reflektiert, und
der die drehbare Wandler-Subanordnung mechanisch von umliegendem
Gewebe isoliert. In diesem Zusammenhang dürfte es genauso wesentlich sein,
daß dieser
distale Bereich des Führungskatheters
die zusätzliche
vorteilhafte Funktion erfüllt,
eine distale Lagerfläche
für die
Wandler-Subanordnung zur Verfügung
zu stellen, und somit gewährleistet, daß eine im
wesentlichen absolut koaxiale Drehung der Wandler-Subanordnung bezüglich der
Achse des Führungskatheters
erfolgt.
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Eine im wesentlichen starre, röhrenförmige Antriebswelle
ist am proximalen (und außerhalb
des Patienten angeordneten) Ende der Sonde vorgesehen und betriebsmäßig mit
einer geeigneten Antriebseinrichtung verbunden, mit deren Hilfe
der distal angeordneten Wandler-Subanordnung die gewünschte Drehrichtung
und -geschwindigkeit mitgeteilt werden kann. Zu diesem Zweck verbindet
ein Drehmomentkabel die proximal angeordnete Antriebswelle und die
distal angeordnete Wandler-Subanordnung miteinander, so daß die Drehrichtung
und -geschwindigkeit der ersteren auf die letztere übertragen
wird.
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Das in der Sonde der vorliegenden
Erfindung verwendete Drehmomentkabel ist aus einem inneren und einem äußeren Sekundärkabel gebildet,
die aus jeweils in Gegenrichtung zueinander wendelförmig gewundenen
Drähten
hergestellt sind. Die Wickelrichtung der Drähte, die das innere und äußere Sekundärkabel darstellen,
ist somit derart, daß deren nebeneinanderliegende
Windungen jeweils dazu tendieren, sich radial auszudehnen oder zusammenzuziehen,
wenn die Subanordnung in eine gewünschte Drehrichtung gedreht
wird. Diese reaktive Expansion/Kontraktion der Windungen stellt
wiederum eine im wesentlichen starre Verbindung zwischen dem inneren
und dem äußeren Drehmomentkabel
her, so daß eine
durch die Antriebseinrichtung zur Verfügung gestellte Drehbewegung
zuverlässig
auf die Wandler-Subanordnung übertragen
wird.
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Das bevorzugte Drehmomentkabel besitzt eine
möglichst
große
Verdrehungsfestigkeit bei einer gleichzeitig möglichst geringen Festigkeit
under Zugbeanspruchung (d. h. es weist eine minimale Steifigkeit
in Axialrichtung auf). Um die Steifigkeit des Drehmomentkabels in
seiner Axialrichtung zu erhöhen (bzw.
seine Festigkeit unter Zugbeanspruchung zu erhöhen), ist ein geeignetes Polymermaterial
(z. B. Polyethylen niedriger bis mittelhoher Dichte) in die Zwischenräume zwischen
benachbart zueinander liegenden Drehmomentkabelwindungen aufgebracht.
Bei Abwesenheit eines solchen aufgebrachten Polymermaterials kann
das Drehmomentkabel während
des Einsatzes im Inneren des Führungskatheten
radial oszillieren und hierdurch eine Drehung der Wandler-Subanordnung
mit variablen Winkelgeschwindigkeiten hervorrufen. Infolge einer
erhöhten Steifigkeit
des Drehmomentkabels in der Axialrichtung kann eine im wesentlichen
konstante Winkelgeschwindigkeit an die Wandler-Subanordnung übertragen
werden, da störende
radiale Schwingungen des Drehmomentkabels im Inneren des Führungskatheters
auf ein Minimum reduziert (wenn nicht sogar zur Gänze beseitigt)
sind.
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Eine zusätzliche Erhöhung der Festigkeit des Drehmomentkabels
in Axialrichtung kann durch mindestens ein längliches Verstärkungselement
zur Verfügung
gestellt werden, welches im Inneren des Drehmomentkabels angeordnet
ist, sich über
dessen gesamte Länge
in Axialrichtung erstreckt, und jeweils an dessen proximalen und
distalen Ende befestigt ist. Das Verstärkungselement erfüllt die
vorteilhafte Funktion, das proximale und distale Ende des Drehmomentkabels
in Axialrichtung in einer Position festzulegen (anzubinden), um
dadurch zu gewährleisten, daß es ohne
Beschädigung
leicht aus dem Patienten zurückgezogen
werden werden kann. Für
den unwahrscheinlichen Fall eines Defekts (z. B. Reißen) des
Drehmomentkabels während
der Anwendung gestattet es das Verstärkungselement, das Drehmomentkabel
insgesamt aus dem Patienten zurückzuziehen,
da es sowohl mit dem proximalen als auch dem distalen Ende des Drehmomentkabels
verbunden ist und hierdurch die Sicherheit der Sondeneinheit der
vorliegenden Erfindung erhöht.
Vorzugsweise ist das Verstärkungselement
als mindestens eine monofile Synthetikfaser ausgebildet.
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Bei der Verwendung wird ein herkömmlicher Führungsdraht
mit einer Fluorolumineszenz-Spitze (beispielsweise aus Gold) perkutan
in ein bestimmtes Gefäß des Gefäßsystems
eines Patienten eingeführt, beispielsweise
in seine Oberschenkelschlagader, und derart weiterbewegt, daß sein distales
Ende in dem jeweils abzubildenden Gefäß angeordnet ist. Der Vorschub
des Führungsdrahtes
kann vom behandelnden Arzt unter Verwendung standardmäßiger fluoroskopischer
Verfahren visuell verfolgt werden.
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Als nächstes wird der Führungskatheter
teleskopisch über
den nunmehr stationären
Führungsdraht
eingeschoben. Der Führungskatheter
weist bevorzugt eine Fluorolumineszenz-Markierung an seinem distalen
Ende auf, so daß der
behandelnde Arzt sein Fortschreiten/seinen Vorschub über dem
Führungsdraht
auf ähnliche
Weise unter Anwendung fluoroskopischer Bilderzeugungsverfahrens
verfolgen kann. Sobald der Führungskatheter
ordnungsgemäß angeordnet
ist, zieht der Arzt dann den Führungsdraht
heraus, so daß die
Wandler-Subanordnung in den freigewordenen Hohlraum im Inneren des
Führungskatheters
eingeführt
werden kann.
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Es ist zu beachten, daß die Fluorolumineszenz-Markierung
am distalen Ende des Führungskatheters
einen hilfreichen stationären
Bezugspunkt zur Verfügung
stellt, von dem aus der Arzt die Wandler-Subanordnung (die ihrerseits
mit fluoroskopischen Mitteln vollständig sichtbar ist) präzise anordnen
kann. Somit werden durch das Betreiben der Wandler-Subanordnung
Ultraschall-Abbildungen erstellt, welche 360°-"Scheiben" des Gefäßes entsprechen.
Des weiteren können
diese Abbildungen entlang eines Längsschnittes des Gefäßes erstellt
werden, da der Wandler im Führrungskatheter
sowohl drehend als auch in der Axialrichtung bewegt werden kann.
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Nachdem die Ultraschall-Abbildung
abgeschlossen und die gewünschte
Information erhalten wurde, kann der Arzt die Wandler-Subanordnung
aus dem Führungskatheter
zurückziehen
und den Führungskatheter
an Ort und Stelle belassen. Somit kann der Führungskatheter als Passage
zum Einführen von
geeigneten Sonden für
Behandlungszwecke (z. B. Vorrichtungen für die schonende Gefäßplastik) und/oder
die Zuführung
von Arzneimitteln zur Behandlung der betroffenen Stelle im Kardiovaskulärsystem
des Patienten eingesetzt werden. Der Führungskatheter stellt also
einen praktischen gemeinsamen Pfad sowohl für die Diagnose (mit Hilfe der Wandler-Subanordnurg
der vorliegenden Erfindung) als auch die Behandlung (z. B. unter
Zuhilfenahme einer separaten therapeutischen Vorrichtung und/oder
Arzneimitteln) von erkrankten Stellen im Kardiovaskulärsystem
eines Patienten zur Verfügung.
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Die Sonde und das Bilderzeugungsverfahren gemäß der obenstehenden
kurzen Beschreibung stellen eine beträchtliche Abkehr davon dar,
was als der letzte Wissensstand auf diesem Gebiet betrachtet wird.
Wie beispielsweise aus der US-Patentschrift Nr. 4,794,931 zu ersehen
ist, ist die herkömmliche
Erkenntnis diejenige, eine intravaskuläre "Allzweck"-Bilderzeugungssonde
zur Verfügung
zu stellen – d.
h. eine solche, die integral ausgebildete Führungsdraht-Konstruktionen
aufweist, so daß die
gesamte Sonde direkt in das Gefäßsystem
des Patienten eingeführt
werden kann. Die vorliegende Erfindung hinwiederum basiert auf einem
herkömmlichen diskreten
Führungsdraht
als Mittel zum Anordnen eines Führungskatheters,
welcher wiederum einen Hohlraum mit einer angemessenen Größe für die spätere Aufnahme
(d. h. dann, wenn der Führungsdraht
herausgezogen und der Führungskatheter
an Ort und Stelle belassen wird) der Wandler-Subanordnung begrenzt.
In diesem Sinne ist die Bilderzeugungssonde der vorliegenden Erfindung
insbesondere gut geeignet für
die Anwendung in den gewundenen Pfaden von Koronararterien mit sehr
geringer Größe und löst viele
der im vorangegangenen angesprochenen Probleme, die bei den für die intravaskuläre Ultraschall-Abbildung
verwendeten herkömmlichen
Sonden aufgetreten sind.
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Diese und weitere Vorteile ergeben
sich noch deutlicher bei genauer Erwägung der folgenden detaillierten
Beschreibung der bevorzugten beispielhaften Ausführungsform.
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KURZBESCHREIBUNG
DER BEIGEFÜGTEN ZEICHNUNG
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Es wird im nachfolgenden auf die
beigefügte Zeichnung
Bezug genommen, in welcher gleiche Bezugszeichen in den verschiedenen
Figuren durchwegs einander entsprechende Bauelemente bezeichnen.
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Es zeigt:
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1 eine
Schemazeichnung eines beispielhaften Ultraschall-Bilderzeugungssystems,
mit dem die Ultraschall-Bilderzeugungssonde der vorliegenden Erfindung
eingesetzt wird;
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2 einen
Längsschnitt
durch das distale Ende der Sonde der vorliegenden Erfindung, und
insbesondere die im Inneren des Führungskatheters betriebsmäßig verbundene
Wandler-Subanordnung;
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3 eine
vergrößerte Schnittansicht
durch die Breite der erfindungsgemäßen Sonde entlang der Linie
3-3 in 2;
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4 eine
perspektivische Detailansicht eines repräsentativen Segments des bei
der vorliegenden Erfindung verwendeten Drehmomentkabels;
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5 einen
Längsschnitt
durch das proximale Ende der erfindungsgemäßen Sonde;
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6 einen
Längsschnitt
in einem kleineren Maßstab
als dem der 5 zur Darstellung
der während
der Verwendung außerhalb
des Patienten angeordneten proximalen Bestandteile der erfindungsgemäßen Sonde;
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7a bis 7d schematische Darstellungen des
Arbeitsablaufs beim Einführen
der Sonde der vorliegenden Erfindung in das Gefäßsystem eines Patienten;
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8 einen
Teil-Längsschnitt,
der insbesondere den über
dem zuvor positionierten Führungsdraht
angeordneten Führungskatheter
(d. h. in dem in 7b gezeigten
Zustand) darstellt;
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9 eine
Schemazeichnung des in dem Bilderzeugungssystem der vorliegenden
Erfindung verwendeten Ultraschalltransceiver-Schaltungsaufbaus;
und
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10a bis 10c jeweils repräsentative Fotografien von Videoabbildungen
der Femoralarterie eines Schweines, die unter Verwendung der Ultraschall-Bilderzeugungssonden
der vorliegenden Erfindung angefertigt wurden.
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DETAILLIERTE
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSBEISPIELE
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Eine Schemazeichnung eines beispielhaften Ultraschall-Bilderzeugungssystems 10 ist
in der beigefügten 1 gezeigt. Das System 10 weist
im wesentlichen eine Ultraschall-Bilderzeugungssondenanordnung 11 mit
einer betriebsmäßig in das
Innere eines Führungskatheters 14 eingesetzten
distalen Wandler-Subanordnung; 12 auf (die nicht in 1, aber beispielsweise in der 2 gezeigt ist). Das distale
Ende des Führungskatheters 14 weist
eine Zone 16 mit einer verringerten Wandstärke (z.
B. einer Wandstärke
von ca. 0,005 Zoll (0,0127 cm) gegenüber der Wandstärke des
Katheters 14 von ca. 0,010 Zoll (0,0254 cm)) auf, wodurch
ein für
Ultraschall-Abbildungswellen relativ durchlässiges "Fenster" zur Verfügung gestellt
wird (d. h. mit minimaler Dämpfung
und/oder Reflexion von Ultraschallenergie). Die axiale Länge der
Zone 16 beträgt
vorteilhaft ca. 2,0 Zoll (ca. 5,0 cm), wobei die Gesamtlänge des
Katheters 14 (einschließlich der Zone 16)
ca. 11,8 Zoll (ca. 30 cm) für
direktes Einführen
(z. B. für
Arteriotomie) und bis ca. 59 Zoll (ca. 150 cm) für perkutanes distales Einführen (z.
B. über
die Femoralarterie) beträgt.
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Ein beispielsweise aus Gold oder
dergleichen ausgebildeter Fluorolumineszenz-Bund 18 (der ca. 0,020 Zoll
(0,51 mm) breit und ca. 0,040 Zoll (1,02 mm) vom Abschlußende des
Katheters 14 entfernt angeordnet ist) ist (z. B. durch
Verquetschen) am distalen Ende des Führungskatheters 14 befestigt,
so daß ein
behandelnder Arzt unter Verwendung herkömmlicher fluoroskopischer Verfahren
den Vorschub des Katheters 14 während des Einführens in das
Gefäßsystem
eines Patienten verfolgen kann, und/oder um einen Bezug für die Ultraschallbilderzeugungs-Subanordnung 12 zur
Verfügung
zu stellen, sobald der Führungskatheter 14 ordnungsgemäß positioniert
ist (wie im nachfolgenden noch genauer beschrieben sein wird).
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Das proximale (und außerhalb
des Patienten befindliche) Ende des Führungskatheters 14 ist
mit einer herkömmlichen
Y-förmigen
Abzweigung 20 mit einer Öffnung 22 gekoppelt,
durch die Salzlösung
in das Hohlraum 14a (s. 2)
des Führungskatheters 14 eingebracht
werden kann. Die Ultraschallbilderzeugungs-Subanordnung 12 ist
mittels Elementen, die im nachfolgenden in mehr Detail beschrieben sind,
mit einer geeigneten Antriebseinrichtung 24 gekoppelt.
Vorläufig
genügt
es zu sagen, daß die
Antriebseinrichtung 24 den Antrieb zum Drehen der Subanordnung 12 zur
Verfügung
stellt und als ein jeglicher geeigneter Hochgeschwindigkeits-Präzisionsmotor
ausgebildet sein kann. Vorzugsweise ist die Antriebseinrichtung
ein regelbarer Präzisionsmotor,
der in der Lage ist, die Subanordnung 12 zwischen Null
und ca. 1800 U/min. drehend anzutreiben.
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Die elektrische Verbindung mit der
Abbildungs-Subanordnung 12 wird mittels eines herkömmlichen
zweiadrigen Mikrokoaxialkabels 26 (s. 2) zur Verfügung gestellt. Während einer
Drehung wird eine elektrische Verbindung zwischen der Ultraschallbilderzeugungs-Subanordnung 12 (über das
Kabel 26) und dem Ultraschalltransceiver 28 mittels
geeigneter elektrischer Kontaktbürsten 30 hergestellt.
Der Ultraschalltransceiver verwendet den im Zusammenhang mit 9 erläuterten Schaltungsaufbau und
erzeugt ein Impulssignal (mit der gewünschten Größe und Form), welches über das
Kabel 26 (durch die Bürsten 30)
angelegt wird, um einen im Inneren der Abbildungs-Subanordnung 12 aufgenommenen
elektroakustischen Wandler 44 (s. 2) anzuregen. Der Transceiver 28 führt auch
herkömmliche
Signalverarbeitungsvorgänge
(z. B. Verstärkung,
Rauschunterdrückung
und dergleichen) an elektrischen Signalen durch, die durch die elektromechanische
Anregung des Wandlers im Inneren der Subanordnung 12 erzeugt
wurden (d. h. Signalen, die vom Wandler im Ansprechen auf den Empfang
von Echowellen erzeugt wurden).
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Diese Signale werden mittels an sich
bekannter Darstellungsalgorithmen (z. B. herkömmlicher PPI-Rundsichtanzeige-Algorithmen)
digital weiterverarbeitet und daraufhin als Eingang an einen CRT-Monitor 32 (oder
jegliche äquivalente
Anzeigevorrichtung) geliefert, wodurch eine Ultraschallbilderzeugung 34 in
einem gewünschten
Format erzeugt wird, die repräsentativ
für diejenigen
Gefäßstrukturen ist,
die die Ultraschallenergie auf den im Inneren der Subanordnung 12 befindlichen
Wandler hin reflektieren. Eine Steuerkonsole 36 kann von
dem behandelnden Arzt zum Auswählen
der gewünschten
Betriebsparameter des Ultraschalltransceivers 28 und/oder
der Antriebseinrichtung 24 verwendet werden.
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Die Ultraschallbilderzeugungs-Subanordnung 12 und
die Elemente, welche zu deren elektrischer und mechanischer Verbindung
mit der Umgebung außerhalb
des Patienten dienen, sind in den beigefügten 2–4 gezeigt. Das distale Ende
der erfindungsgemäßen Bilderzeugungssonde
weist insbesondere gemäß der Darstellung
von 2 die Abbildungs-Subanordnung 12 auf,
die betriebsmäßig in dem
im wesentlichen zylinderförmigen
Hohlraum 14a (bevorzugt mit einem Durchmesser von ca. 0,045
Zoll (1,17 mm)) des Führungskatheters 14 aufgenommen ist.
Die Subanordnung 12 weist im wesentlichen ein starres röhrenförmiges Gehäuse 40 (bevorzugt
mit einem Außendurchmesser
von ca. 0,042 Zoll (1,07 mm)) auf, das beispielsweise aus herkömmlichen Subkutanröhren aus
Edelstahl hergestellt sein kann.
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Ein akustischer Reflektor 42 ist
ortsfest koaxial im Inneren des distalen Abschnitts des Gehäuses 40 angeordnet,
während
ein Ultraschall-Wandler 44 ortsfest und koaxial im Inneren
des proximalen Abschnitts des Gehäuses 40 derart angeordnet
ist, daß er
der am proximalen Ende des akustischen Reflektors 42 begrenzten
ebenen Reflektorfläche 46 gegenüberliegt.
Das distale Ende des Gehäuses 40/akustischen
Reflektors 42 ist bevorzugt als glatte konvexe Spitze 48 ausgebildet,
so daß es
das Führen
der Subanordnung 12 durch das Hohlraum 14a des
Führungskatheters 14 unterstützt.
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Die Reflektorfläche 46 ist bevorzugt
in einem Winkel (z. B. 45°)
bezüglich
der Längsachse
des röhrenförmigen Gehäuses 40 ausgerichtet,
so daß vom Wandler 44 abgegebene
Ultraschallwellen in Radialrichtung auf das abzubildende Gewebe
hin umgelenkt werden können,
während
zurückkehrende Echowellen
in Radialrichtung entlang der Längsachse
des Gehäuse 40 auf
den Wandler 44 hin umgelenkt werden können. Die Fläche 46 ist
zwar bevorzugt eben ausgebildet, kann jedoch auch in weiteren geometrischen
Formen vorgesehen sein, beispielsweise konkav, insbesondere falls
ein konvergentes Fokussieren abgegebener/reflektierter Echowellen angestrebt
wird. Des weiteren kann die Winkelausrichtung der Fläche 46 bezüglich der
Längsachse
des Gehäuses 40 größer/kleiner
als 45° sein,
um die reflektierten abgegebenen Schallwellen in einer proximalen
bzw. distalen Richtung bezüglich
der Subanordnung zu projizieren, und/oder orthogonale Reflexionen
von Ultraschallenergie aus der Zone 16 des Führungskatheters 14 zu
minimieren. Vorzugsweise ist die Reflektorfläche 46 aus einem hochpolierten Edelstahl
ausgebildet, jedoch können
auch weitere geeignete Materialien (z. B. Quarz oder Saphir) verwendet
werden.
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Der Wandler 44 ähnelt insofern
im wesentlichen den in dem oben genannten US-Patent 4,841,977 beschriebenen Wandlern,
als er einen im wesentlichen zylindrischen Körper 50 aus einem
geeigneten piezoelektrischen Material aufweist, der präzisionsgeschliffen
ist, so daß er
bei einer bestimmten Frequenz (z. B. ca. 25 MHz) in Resonanz gerät. Der piezoelektrische
Körper 50 sollte
aus einem Material mit kontrollierter Porosität (d. h. möglichst wenigen Hohlräumen) hergestellt
sein, um Kurzschlußerscheinungen
zu vermeiden, wenn der Wandler elektrisch kontaktiert ist, und gleichzeitig mechanische
Unversehrtheit und Erfüllen
der Anforderungen in Bezug auf piezoelektrische Leistungskriterien
(d. h. effektive Konversion zwischen elektrischer und mechanischer
Energie) zu gewährleisten. Vorzugsweise
ist das piezoelektrische Material zur Ausbildung des Körper 50 unter
den Keramikmaterialien LZT-2, EBL-2 oder PZT-5, Bleimetaniobat oder Magnesiumniobat
ausgewählt,
wobei LZT-2 wegen des minimalen Vorhandenseins von Hohlräumen in diesem
Material insbesondere bevorzugt ist. Die axialen Abmessungen und
der Durchmesser des Wandlers 44 betragen bevorzugt jeweils
ca. 0,030 Zoll (0,762 mm).
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Eine leitfähige Frontplatte 52 aus
Metall ist auf die Vorderfläche
des piezoelektrischen Körpers 50 aufgebracht
und erstreckt sich proximal um dessen äußeren Umfangsabschnitt. Bei
der Frontplatte 52 handelt es sich bevorzugt um eine mehrschichtige Struktur
aus einer innenliegenden (d. h. benachbart zur Vorderfläche des
piezoelektrischen Körpers 50 befindlichen)
Kupferschicht, einer Zwischenschicht aus Platin, und einer äußeren Goldschicht.
Die Platinschicht dient als Bindeschicht für das Kupfer und das Gold (da
es im Hinblick auf beide dieser Materialien geeignete Bindungseigenschaften
aufweist), während
die Goldschicht dazu dient, die darunterliegende Kupferschicht gegen
Oxidation zu schützen. Herkömmliche
galvanische Abscheidungsverfah ren werden verwendet, um diese Schichten
aufeinanderfolgend aufzubringen, so daß die Gesamtschichtdicke der
Frontplatte 52 ungefähr
1000 bis 10.000 Å beträgt (bzw.
mehr, falls eine gute Leitfähigkeit
angestrebt wird). Die Dicke der Frontplatte 52 ist jedoch
so gewählt,
daß sie
bei der Betriebsfrequenz des piezoelektrischen Körper 50 im wesentlichen
eine Viertel-Wellenlänge
beträgt.
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Der Wandler 44 ist auf jegliche
zweckdienliche Weise ortsfest im proximalen Abschnitt des Gehäuses 40 befestigt,
um den elektrischen Kontakt zwischen dem Gehäuse 40 und der Frontplattenschicht 52 (d.
h. über
denjenigen Abschnitt der Frontplattenschicht 52, der sich
proximal über
einen Umfangsabschnitt des piezoelektrischen Körpers 50 erstreckt)
zu gewährleisten.
In dieser Hinsicht ist gegenwärtig
die Verwendung eines elektrisch leitenden Epoxidharzes bevorzugt,
beispielsweise eines Epoxidharzes, das mit einer Menge an leitfähigem Metall (z.
B. Silber) versetzt ist, die die Erzielung einer guten elektrischen
Leitfähigkeit
bewirkt. Eine Anzahl von geeigneten Epoxidmaterialien sind im Handel
erhältlich,
wobei das gegenwärtig
bevorzugte Epoxid das von Permagile Industries, Inc. in Plainview,
New York im Handel erhältliche
Insulcast 612A ist.
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Der Wandler 44 weist auch
eine ca. 0,030 Zoll (0,762 mm) dick ausgebildete Rückschicht 54 aus
einem Material auf, das wegen seiner elektrischen Leitfähigkeit
und Ultraschallenergie-Absorptionseigenschaften ausgewählt wurde.
Die elektrische Leitfähigkeit
ist bei der Rückschicht 54 wichtig,
damit der piezoelektrische Körper 50 als
Reaktion auf den Empfang einer Anregung von einem elektrischen Signal
elektromechanisch vibriert werden kann. Die Ultraschallenergie-Absorptionseigenschaft
der Rückschicht 54 ist
wichtig, damit der Wandler 44 im wesentlichen in einer
Richtung wirkt (d. h. die vom Wandler 44 abgegebene Ultraschallenergie
wird distal. in Richtung auf den akustischen Reflektor 42 hin maximiert).
Bevorzugt ist eine wirksame Menge eines pulverförmigen, elektrisch leitfähigen Materials
mit hoher Dichte (z. B. Wolframpulver) in ein Epoxidharz eingebracht,
um dessen akustische Impedanz zu erhöhen und eine Streuung von akustischer
Energie hervorzurufen. Die bevorzugten Epoxidmaterialien für die Verwendung
als Rückschichtmaterial
umfassen solche, die bei erhöhten
Temperaturen ausgehärtet
werden.
-
Der piezoelektrische Körper 50 ist
vom Gehäuse 40 elektrisch
isoliert mittels einer Isolierhülse 56 aus
einem geeigneten, elektrisch isolierenden Epoxidmaterial, mit dem
seine äußere Umfangsfläche beschichtet
ist. In dieser Hinsicht ist es bevorzugt, wenn die Hülse 56 bei
der Herstellung vor der Ausbildung der Schichten für die Front platte
und Rückschicht 52 bzw. 54 zuerst
auf die äußere Umfangsfläche des
Körper 50 aufgebracht
wird. Aus 2 ist zu ersehen,
daß zwischen
dieser Isolierhülse 56 und dem
Inneren des Gehäuses 40 ein
ringförmiger
Bereich entsteht, der mit einem geeigneten, elektrisch isolierenden
Epoxidharz ausgefüllt
werden kann, um eine angemessene Verbindung zwischen diesen Elementen
zu gewährleisten
und deren mechanische Integrität
zu verbessern.
-
Die elektrische Verbindung mit dem
Wandler 44 und den außerhalb
des Patienten angeordneten Ultraschall-Steuerelementen wird mit
Hilfe eines Mikrokoaxial- (bzw. eines anderen geeigneten zweiadrigen)
Kabels 26 bewerkstelligt, das im Inneren des (im nachfolgenden
näher beschriebenen)
Drehmomentkabels 60 angeordnet ist. Der elektrische Kontakt
und die Reihenverbindung mit dem Wandler 44 wird durch
Verlöten
der inneren Ader 26a des Kabels 26 an der Rückschicht 54 und
Anlöten
eines Abschnittes der äußeren Ader 26b an
einem Innenbereich des Gehäuses 40 bewerkstelligt.
Da der piezoelektrische Körper 50 elektrisch
(d. h. durch die Isolierhülse 56)
vom Gehäuse
isoliert ist und die Frontplatte mit dem Gehäuse elektrisch (d. h. durch
ein elektrisch leitendes Epoxidharz) verbunden ist, wird durch einfaches
Anlöten
des äußeren Leiters 26b am Gehäuse 40 eine
Reihenverbindung des Wandlers erzielt.
-
Das bevorzugte Drehmomentkabel 60 weist ein
inneres und ein äußeres Sekundärkabel 62 bzw. 64 auf
(s. 4), die aus gegensinnig
gewundenen flachen Drähten
ausgebildet sind. Das innere Sekundärkabel 62 ist bevorzugt
dreiadrig ausgebildet, d. h. aus drei flachen Metalldrähten 62a–62c,
die bevorzugt im Querschnitt ca. 0,06 Zoll (1.5 mm) tief Fehler! Textmarke
nicht definiert. 0,12 Zoll (3.0 mm) breit sind und in einer Richtung
eng gewunden sind, bei der bei Drehung gegen den Uhrzeigersinn (bei
Betrachtung vom proximalen Ende des Drehmomentkabels 60 her)
eine Neigung der Windungen zu radialer Ausdehnung erzeugt wird.
Das äußere Sekundärkabel 64 wiederum
ist bevorzugt vieradrig ausgebildet, d. h. aus vier flachen Metalldrähten 64a–64d,
die bevorzugt im Querschnitt ca. 0,08 Zoll (2,0 mm) tief × 0,12 Zoll
(3.0 mm) breit und so gewunden sind, daß (i) ein Spalt von ungefähr einer
Drahtbreite, zwischen nebeneinanderliegenden Windungen vorliegt,
und (ü)
die Windungen bei Drehung entgegen dem Uhrzeigersinn zu radialem
Zusammenziehen neigen.
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Die Tendenz des inneren und äußeren Sekundärkabels 62 und 64,
sich jeweils radial auszudehnen bzw. zusammenzuziehen, erzeugt somit
bei Drehung entgegen dem Uhrzeigersinn eine zwischen diesen zu bewirkende
starre Verbindung. Somit überträgt das zusammengesetzte
Drehmomentkabel 60 eine Drehbewegung wirksam auf die Wandler-Subanordnung 12.
Eine Drehung im Uhrzeigersinn kann selbstverständlich ebenfalls zur Verfügung gestellt werden,
wobei in diesem Fall die Drähte
des inneren und äußeren Sekundärkabels 62 bzw. 64 im
Gegensinn zu der Darstellung der 4 gewunden
sind.
-
Bei relativ hoher Festigkeit unter
Torsionsbeanspruchung ist das Drehmomentkabel 60 in Axialrichtung
(z. B. unter Zugbeanspruchung) relativ schwach und somit in Axialrichtung äußerst flexibel und
ermöglicht
dadurch ein Hindurchführen
durch die gewundenen Pfade im Kardiovaskulärsystem eines Patienten. Um
die Festigkeit in der Axialrichtung (d. h. die Festigkeit in Axialrichtung)
des Drehmomentkabels zu erhöhen,
ist es bevorzugt, wenn in den Zwischenräumen zwischen nebeneinanderliegenden Drahtwindungen
ein thermoplastisches Polymer, beispielsweise Polyethylen niedriger
bis mittlerer Dichte, aufgebracht ist. Das aufgebrachte Polymer
ist durch das Bezugszeichen 65 in 4 bezeichnet, wobei klar sein sollte,
daß das
Polymer 65 bevorzugt auch in den kleinen Zwischenräumen zwischen
den einzelnen Drahtwindungen der Sekundärkabel 62 und 64 vorliegt.
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Die mit dem Polymer versehenen Windungen
des Drehmomentkabels weisen daher in der Axialrichtung eine höhere Festigkeit
als "blanke" Windungen auf (d. h. als solche Windungen des Drehmomentkabels,
auf die kein Polymer aufgebracht wurde). Wie bereits erwähnt wurde,
trägt die
erhöhte Steifigkeit
des Drehmomentkabels in der Axialrichtung dazu bei, radiale Schwingungen
des Drehmomentkabels im Katheter 14 während des Einsatzes zu vermindern
(wodurch gewährleistet
wird, daß die Wandler-Subanordnung 12 mit
einer im wesentlichen konstanten Winkelgeschwindigkeit gedreht wird),
zusätzlich
dazu, daß sie
einen leichteren Vorschub des Drehmomentkabels (und somit der Wandler-Subanordnung)
in der Axialrichtung im Katheter 14 und/oder ein leichteres
Herausziehen aus dem Katheter 14 ermöglicht.
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Der Auftrag von Polymermaterial auf
das Drehmomentkabel 60 kann auf jegliche annehmliche oder
sachdienliche Weise durchgeführt
werden, beispielsweise durch Sprühen,
Tauchen, Aufpacken und dergleichen eines erschmolzenen Polymermaterials (d.
h. bei einer Temperatur, die bei bzw. über dessen Schmelzpunkt liegt)
auf das Drehmomentkabel 60 und darauffolgendes Abkühlenlassen
des Polymers (was an der Luft und/oder durch ein Wasserkühlbad erreicht
werden kann) und Aushärtenlassen
in den Zwischenräumen
der Drehmomentkabelwindungen. Gegenwärtig ist jedoch eine Vorgehensweise
bevorzugt, bei der eine aus dem aufzutragenden Polymer bestehende
Röhre mit
geringem Durchmesser teleskopisch über das Drehmomentkabel 60 gescho ben wird
und Polymerröhre/Drehmomentkabel 60 dann erhöhten Temperaturen
ausgesetzt werden, welche ausreichen, um die Polymerröhre zu erschmelzen und
das geschmolzene Polymer in die Zwischenräume zwischen den Windungen
des Drehmomentkabels 60 verfließen zu lassen.
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Zusätzliche Steifigkeit in Axialrichtung
kann mittels eines oder mehrerer länglicher Faserelemente zur
Verfügung
gestellt werden. Vorzugsweise wird ein Paar von Fasern 66, 68 in
dem zwischen dem Mikrokoaxialkabel 26 und dem inneren Sekundärkabel 62 des
Drehmomentkabels 60 begrenzten ringförmigen Raum angeordnet. Die
distalen Enden 66a, 68a dieser Fasern 66, 68 erstrecken
sich über
das Abschlußende
des Drehmomentkabels 60 hinaus und werden zwischen dem
Drehmomentkabel 60 und dem Inneren des Gehäuses 40 angeordnet,
wo sie in eine Epoxidverbindung eingebettet sind, die auch dazu
dient, das distale Ende des Drehmomentkabels 60 ortsfest
am Gehäuse 40 zu
befestigen. Die proximalen Enden 66b, 68b der
Drähte 66, 68 und
das proximale Ende des Drehmomentkabels 60 sind auf ähnliche
Weise starr an einer röhrenförmigen Antriebswelle 70 befestigt,
wie in 5 gezeigt ist.
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Gemäß der vorliegenden Erfindung
sind die bevorzugten Fasern Monofilamente, die aus einem Kunstharz,
beispielsweise einem aromatischen Polyamid (z. B. Kevlar®,
einer im Handel erhältlichen
Polyamidfaser der Fa. E. I. DuPont de Nemours & Co., Wilmington, Delaware) ausgebildet
sind. Es können jedoch
auch weitere geeignete Fasern verwendet werden. Im Beispielsfalle
können
die Fasern 66, 68 multifile Garne und/oder aus
einem geeigneten Metall ausgebildet sein.
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Wie bereits erwähnt wurde, dienen die Fasern 66, 68 dazu,
dem Drehmomentkabel 60 eine erhöhte Festigkeit in der Axialrichtung
zu verleihen, ohne seine Lenkeigenschaften im Inneren des Führungskatheters 14 zu
beeinträchtigen.
Darüber
hinaus erfüllen
die Fasern 66, 68 jedoch die Funktion einer Sicherheitseinrichtung,
indem sie gewährleisten, daß die Wandler-Subanordnung
im Falle eines katastrophalen Versagens (z. B. Reißen) des
Drehmomentkabels 60 während
der Verwendung dennoch aus dem Katheter 14 herausgezogen
werden kann. In dieser Hinsicht ist zu beachten, daß, da die
Fasern 66, 68 jeweils mit ihrem proximalen und
distalen Ende am proximalen und distalen Ende des Drehmomentkabel 60 befestigt
sind, die gesamte Länge
des Drehmomentkabels durch die Fasern 66, 68 angebunden
ist. Die Fasern (6, 68 stellen somit für den Fall,
daß das
Drehmomentkabel 60 reißt,
eine Sicherung zur Verfügung,
indem dessen proximales und distales Ende dadurch angebunden ist.
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Das proximate Ende der Sonde 11 gemäß der vorliegenden
Erfindung ist deutlicher gezeigt in der beigefügten 6 und weist eine herkömmliche Y-förmige Abzweigung 20 mit
einer Öffnung 22 auf, durch
die beispielsweise eine Salzlösung
in den Hohlraum des Führungskatheters 14 injiziert
werden kann. Die Abzweigung 20 und der Führungskatheter 14 sind über ein
herkömmliches
Luer-Lock 72 miteinander gekoppelt. Die Antriebswelle 70 ist
im wesentlichen starr und bevorzugt aus einer herkömmlichen Subkutanröhre aus
Edelstahl gefertigt. Die Antriebswelle 70 erstreckt sich
koaxial durch die Abzweigung 20 und ist mit der Antriebseinrichtung 24 betriebsmäßig gekoppelt,
wobei das Mikrokoaxial-Kabel 24 mit den elektrischen Kontaktbürsten 30 betriebsmäßig gekoppelt
ist. Ein Längenabschnitt
der Antriebswelle 70 wird durch ein (im Inneren einer proximalen
Kopplung 76 vorgesehenes) Kunstharz-Lagerelement 74 abgestützt und
gelagert, welches als proximales Drehlager für die Welle 70 und
auch als Abdichtung für
das proximale Ende der Abzweigung 20 gegen das Austreten
von Salzlösungs-Flüssigkeit
dient. Wie bereits erwähnt
wurde, überträgt die Antriebseinrichtung 24 eine
Drehung an die Antriebswelle 70 (z. B. gegen den Uhrzeigersinn,
wie durch den Pfeil 78 in 6 angedeutet
ist), welche hinwiederum über
das Drehmomentkabel 60 an die Subanordnung 12 übertragen
wird.
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7a–7d zeigen schematisch eine bevorzugte Vorgehensweise
zum Anordnen der Sonde 11 der vorliegenden Erfindung in
einem Gefäß des Gefäßsystems
eines Patienten (das aus Gründen
der Übersichtlichkeit
nicht dargestellt ist). Nach der gebräuchlichen medizinischen Vorgehensweise
führt der
behandelnde Arzt zuerst eine (hier nicht dargestellte) relativ groß bemessene
externe Führungsröhre perkutan
ein, wodurch die spätere
Einführung
weiterer Katheter, Führungsdrähte usw.
unterstützt
wird. Falls beispielsweise eine Koronararterie abgebildet werden
soll, positioniert der Arzt für
gewöhnlich
das Abschlußende
der externen Führungsröhre benachbart
zum Koronarostium.
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Nach dem Anordnen der äußeren Führungsröhre (die
während
des gesamten Abbildungsvorgangs und jeglichen vom Arzt für nötig befundenen Behandaungsvorgängen an
Ort und Stelle verbleibt), wird ein herkömmlicher eng gewundener Führungsdraht 80 in
und durch den Hohlraum der äußeren Führungsröhre eingeschoben.
Der Arzt kann den Vorschub des Führungsdrahtes 80 aufgrund
des Vorhandenseins einer Fluorolumineszenz-Spitze 82 am distalen
Ende des Führungsdrahtes
fluoroskopisch überwachen.
Der Führungsdraht 80 wird über das Abschlußende der
externen Führungsröhre hinaus bewegt,
bis er an der gewünschten
Stelle in der zu untersuchenden Koronararterie positioniert ist.
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Gemäß der vorliegenden Erfindung
wird daraufhin der Führungskatheter 14,
der eine abnehmbare röhrenförmige innere
Hülse 84 (s. 7c und 8) aufweist, teleskopisch über den
Führungsdraht 80 geschoben,
wie in 7b schematisch
veranschaulicht ist. Die Hülse 84 ist
vorgesehen, damit der effektive Innendurchmesser des Führungskatheters 14 verringert
ist, so daß der
Führungsdraht 80 mit
einem (im Vergleich mit dem Hohlraum 14a des Führungskatheters 14)
geringeren Durchmesser mit geringem Freiraum aufgenommen wird und
es dadurch ermöglicht
wird, daß die
Gesamtheit Katheter 14/Hülse 84 leichter
darübergeschoben
werden kann. Die Hülse 84 dient
auch vorteilhaft dem Zweck, die dem Führungskatheter 14 eigene
Flexibilität
etwas zu mindern. Auf diese Weise gleitet die Gesamtheit aus Führungskatheter 14 und
Hülse 84 verläßlich über den
Außenumfang
des Führungsdrahtes 80,
wodurch die Möglichkeit
des "Kinkens" bzw. Knickens des hochflexiblen Führungskatheters 14 herabgesetzt
wird, was andernfalls eintreten könnte, wenn versucht würde, diesen
für sich
teleskopisch über den
Führungsdraht 80 aufzuschieben.
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Der Vorschub des Führungskatheters 14 kann
von dem behandelnden Arzt aufgrund des Vorhandenseins des Fluorolumineszenz-Markierungsbundes 18 am
distalen Ende des Katheters fluoroskopisch überwacht werden. Sobald der
Arzt feststellt, daß der
Führungskatheter 14 ordnungsgemäß über dem
Führungsdraht 80 angeordnet
ist (z. B. wie in der Darstellung von 8),
werden der Führungsdraht 80 und
die innere Hülse 84 gemäß der schematischen
Dargestellung in 7c als
Einheit vom Führungskatheter 14 abgenommen.
Folglich ist das gesamte Hohlraum 14a des Führungskatheters 14 dann
frei, so daß der
Arzt die Wandler-Subanordnung 12 einführen kann. Ein ringförmiger Innenanschlag 86 (s. 2) mit geringem Durchmesser
im Hohlraum 14a des Katheters 14 verhindert, daß die Wandler-Subanordnung 12 weiter
als zum Abschlußende
des Führungskatheters
vorgeschoben werden kann.
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Unter Verwendung des Markierungsbundes 18 als
Bezug ist der Arzt dann in der Lage, die Positionierung der Subanordnung 12 (und
somit die Positionierung von Wandler 44/Spiegelfläche 46)
relativ zum Bereich des abzubildenden Gefäßes vorherzubestimmen und des
weiteren die Bewegung und Positionierung der Wandler-Subanordnung 12 zu
verfolgen, da die Subanordnung 12 selbst über die
Fluorolumineszenz-Abbildung sichtbar ist. Sobald die Subanordnung
ordnungsgemäß angeordnet
ist, wird die Antriebseinrichtung 24 betriebsmäßig mit
dem proximalen Ende der Antnebswelle 70 gekoppelt und die Abbildungssteuerungen
so eingestellt, daß reelle
Bilder bzw.
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Echzeitabbildungen (je nach dem Wunsch des
behandelnden Arztes) auf einem CRT-Schirm oder anderen geeigneten Überwachungseinrichtungen
erzeugt werden.
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Nach dem Erstellen einer Abbildung
des betroffenen Bereiches beispielsweise in der Koronararterie des
Patienten möchte
der behandelnde Arzt dann möglicherweise
eine therapeutische Behandlung verabreichen. In dieser Hinsicht
stellt der Führungskatheter 14 der
vorliegenden Erfindung eine praktische Passage zur Verfügung, durch
die der Arzt (nach dem Herausziehen der Abbildungs-Subanordnung 12 aus
dem Katheter 14) eine Vielfalt geeigneter therapeutischer
Vorrichtungen und/oder Arzneimittel einführen kann. Beispielsweise kann
der Arzt durch das Hohlraum 14a des Katheters 14 eine
geeignete Vorrichtung für
die schonende Gefäßplastik und/oder
Arzneimittel zur Behandlung der betroffenen Koronararterie einführen. Anschließend (nach dem
Entfernen aller Behandlungsvorrichtungen aus dem Katheter 14)
kann der Arzt dann die Subanordnung 12 gemäß der obenstehenden
Beschreibung erneut in das Hohlraum 14a des Katheters 14 einführen und
Ultraschall-Abbildungen erstellen, um die Wirksamkeit der Behandlung
nachzuprüfen.
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Wie bereits kurz erwähnt wurde,
stellt der distale Abschnitt 16 einen Bereich des Katheters 14 dar,
der vergleichsweise durchlässig
für Ultraschallenergie
ist (d. h. diese minimal dämpft
und/oder minimal reflektierend wirkt). Zu diesem Zweck besitzt der Abschnitt 16 im
Querschnitt einen geringeren Außendurchmesser
als der übrige
(proximale) Abschnitt des Katheters 14 bei im wesentlichen
gleichbleibendem Innendurchmesser über die gesamte Länge des Katheters 14 und
dessen distalen Abschnitts 16. Diese verringerte Wandstärke des
Abschnitts 16, in Verbindung mit dem Material, aus dem
er hergestellt ist, tragen zur Schaffung eines Bereichs des Katheters 14 mit
minimaler Dämpfung
von Ultraschallenergie bei. Es ist des weiteren ersichtlich, daß der Abschnitt 16 umliegendes
Gewebe des Patienten mechanisch von der drehenden Wandler-Subanordnung 12 isoliert
und dadurch die Möglichkeit
des Abschürfens oder
Verletzens solchen Gewebes beseitigt.
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Das Material, aus dem der Führungskatheter 14 hergestellt
ist, muß folglich
eine geringe Reflexivität
und Dämpfung
von Ultraschallenergie aufweisen und darüber hinaus eine ausreichende
Flexibilität
besitzen, damit es die gewundenen Pfade im Kardiovaskulärsystem
eines Patienten durchqueren kann. Obgleich sich eine Vielzahl von
verfügbaren
Materialien anbietet (z. B. Polyethylen geringer oder mittlerer Dichte,
Silicon, Polyurethan, Polyvinylchlorid, Polytetrafluorethylen und
Polyester), ist es gegenwärtig
bevorzugt, den Führungskatheter 14 aus
Polyethylen (PE) geringer oder mittlerer Dichte zu bilden. Katheter
aus dem bevorzugten PE-Kunststoffmaterial sind in unterschiedlichen
Größen im Handel
erhältlich, beispielsweise
von der Fa. Putnam Plastics, Danielson, Connecticut.
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Der Abschnitt 16 des Katheters 14 kann durch örtlich begrenztes
Erwärmen
(und somit Erweichen) des distalen Abschnitts des Katheters 14 und darauffolgendes
Ziehen des erweichten distalen Katheterabschnitts 16 bis
zum Erreichen der angestrebten Wandstärke ausgebildet werden. Das
bevorzugte PE-Kunststoffmaterial zum Ausbilden des Führungskatheters 14 dient
auch vorteilhaft als Drehlager mit geringem Reibungswiderstand für die Wandler-Subanordnung 12.
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Wie bereits erwähnt wurde, kann während des
Einsatzes eine Salzlösung
in das Hohlraum 14a des Führungskatheters 14 über die Öffnung 22 der Y-förmigen Abzweigung 20 injiziert
werden. Die Salzlösung
wird bevorzugt unter Überdruck
(in Bezug auf den Blutdruck im Gefäß, in dem der Führungskatheter 14 angeordnet
ist) injiziert, um den Eintritt von Blut in den Führungskatheter
und dessen mögliches
Gerinnen zu verhindern. Im Hinblick darauf umspült die Salzlösung das
Gehäuse 40 zwischen
diesem und der Innenfläche
des Führungskatheters 14 und
stellt somit während
einer Drehung der Subanordnung 12 ein Gleitmittel für das Gehäuse 40 zur
Verfügung.
Die Salzlösung
füllt auch
den Zwischenraum zwischen der Frontplatte 52 und der Reflektorfläche 46 aus
und stellt so ein flüssiges
akustisches Kopplungsmedium für
die Wandler-Subanordnung 12 zur Verfügung.
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9 zeigt
ein detailliertes, schematisches Blockdiagramm einer beispielhaften
Ultraschalltransceiverschaltung 28 zum Ansteuern des Wandlers 44 und
für den
Empfang von Signalen vom Wandler und deren Umwandlung in die digitale
Signalform für Echtzeit-Abbildung
und/oder eine weitere Analyse.
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Zusammenfassend gesagt regt die bevorzugte
Ausführungsform
des Systems 10 den Wandler 24 derart an, daß er während der
Drehung des Wandlers relativ kurz dauernde akustische Bursts in
das Gewebe abgibt, das die Sondenanordnung 11 umgibt; es
empfängt
die vom umliegenden Gewebe reflektierten resultierenden Ultraschall-"Echosignale" (eine
Vielzahl solcher Abtastwerte wird für jeden abgegebenen Impuls
empfangen, so daß raumcodierte Bildinformation
für jeden
Anregungs-"Radius" erhalten wird) und erzeugt eine Abbildung aus
den empfangenen Echosignalen. Die bevorzugte Ausführungsform
erzeugt vorzugsweise Bilder in Echtzeit unter Verwendung herkömmlicher
Bildrekonstruktions-/-erstellungsverfahren (z. B. wegen der Vorteile, wenn
ein Arzt Echtzeitabbildungen von Gewebe erhält, das von der Sondenanordnung 11 bei
ihrer Fortbewegung durch eine Arterie bzw. ein Gefäß angetroffen
wird, und weil keine bedeutsamen Vorteile in bezug auf Schnelligkeit
erzielt werden, wenn Daten nur in Echtzeit für eine spätere Bildrekonstruktion-/-erstellung
gesammelt und gespeichert werden).
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Die Auflösung der Abbildung, die von
der bevorzugten Ausführungsform
zur Verfügung
gestellt wird, hängt
größtenteils
von der Dauer der vom Wandler 44 abgegebenen akustischen
Ultraschall-Energiebursts ab. Es ist ersichtlich, daß die Zeitdauer
eines von einer bestimmten zu untersuchenden Struktur reflektierten
Signals durch die Dauer der auf diese Struktur auftreffenden Gruppe
eines akustischen Anregungsburst bestimmt wird. Akustische Bursts
mit übermäßig langer
Zeitdauer (bezüglich
der Abmessungen der kleinsten zu untersuchenden Strukturen) führen zu
Echoimpulsen mit Komponenten, welche einer Reflexion durch diese
Struktur umgebendes Gewebe zugeordnet werden können, als auch Komponenten,
die dieser Struktur selbst zugeordnet werden können, weshalb die Bilderzeugungselemente
nicht zwischen diesen Komponenten unterscheiden können und
folglich unscharfe Abbildungen erzeugt werden. Es ist somit wünschenswert, wenn
die Dauer der abgegebenen akustischen Energiebursts kurz genug ist,
damit jede zu untersuchende Struktur (oder zumindest Gewebegrenzfläche) mindestens
einen Impuls reflektiert, der im wesentlichen nicht von solchen
Impulsen überlagert
ist, die durch benachbarte Strukturen/Grenzflächen reflektiert werden.
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In Arterien ist die kleinste zu untersuchende Struktur,
die für
einen Arzt von Interesse ist, typischerweise die Media mit einer
Breitenabmessung von ca. 100 Fehler! Textmarke nicht definiertem.
Um eine für
die Abbildung dieser Struktur ausreichend hohe Bildauflösung zur
Verfügung
zu stellen, darf die Dauer der übertragenen
Gruppe von akustischen Impulsen nicht länger als ca. 125 ns sein. Die
Gruppenzeitdauer wird durch die technischen Daten des Wandlers 44 und
durch die Zeitdauer des an den Wandler gelieferten elektrischen
Anregungsimpulses bestimmt. Vorzugsweise ist der Wandler 44 ausreichend
gedämpft,
um kurzzeitige Impulse zu erzeugen. Zusätzlich sind die bei der bevorzugten
Ausführungsform
an den Wandler 44 gelieferten Anregungsimpulse möglichst
kurz (z. B. in der Größenordnung von
20 ns), während
gleichzeitig eine ausreichende Energie zur Verfügung gestellt wird, um das
Rauschverhältnis
und die Empfindlichkeit auf einem annehmbaren Niveau zu halten (da
das Rauschverhältnis
und die Empfindlichkeit des Systems 10 herabgesetzt wird,
falls die vom Wandler 44 erzeugten akustischen Impulse
keine ausreichende Energie besitzen).
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Die Transceiver-Schaltung 100 stellt
bei der bevorzugten Ausführungsform
geeignete kurzzeitige, hochenergetische elektrische Anregungsimpulse
an den Wandler 44 zur Verfügung, und erfaßt effizient und
schnell mehrfache Empfangs-Abtastwerte für jeden abgegebenen akustischen
Impuls. Die Transceiver-Schaltung 100 weist bei der bevorzugten
Ausführungsform
einen Senderabschnitt 102, einen Empfängerabschnitt 104,
und einen Koppeltransformator 106 auf. Der Koppeltransformator 106 koppelt
Signale vom Senderabschnitt 102 an den Wandler 44 (über das
Mikrokoaxialkabel 26), und koppelt ebenso Signale vom Wandler 44 an
den Empfängerabschnitt 104.
Der Senderabschnitt 102 erzeugt sehr kurzzeitige Anregungsimpulse,
die den Wandler 44 zur Abgabe von Ultraschallenergie anregen – und diese
Impulse werden über
den Transformator 106 an die Sondenanordnung 11 gekoppelt.
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Der Wandler 44 strahlt die
resultierende Ultraschallenergie in das umliegende Gewebe ab und empfängt Echos
aus dem Gewebe, die er dann in elektrische Kleinsignale umwandelt.
Diese elektrischen Kleinsignale, die die empfangene Ultraschall-Information darstellen,
werden über
den Transformator 106 an den Empfängerabschnitt 104 gekoppelt,
werden vom Empfängerabschnitt 104 aufbereitet
(z. B. verstärkt
und bandpaßgefiltert)
und dann für
die Weiterverarbeitung unter Verwendung herkömmlicher Bildverarbeitungsverfahren
in eine digitale Form umgewandelt (d. h. mit einer Rate in der Größenordnung
von 200-mal für
jeden übertragenen Impuls
abgetastet).
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Das Herzstück des beispielhaften Senderabschnitts 102 ist
in der bevorzugten Ausführungsform des
Systems 10 eine Gleichstromquelle 108, die einen
Kondensator 110 auflädt,
der dann (unter Steuerung durch Transistoren 112) über die
Primärwicklung 114 des
Transformators 106 schnell entladen wird. Die Transistoren 112 sind
in der bevorzugten Ausführungsform
parallel geschaltete FETs (z. B. vom Typ IRF823 und RRF312), die
im leitenden Zustand den "+"-Anschluß des Kondensators 110 an Erdpotential
legen und es dem "+"-Kondensatoranschluß ermöglichen, im nicht-leitenden
Zustand zu "schweben". Der "–"-Anschluß des Kondensators 110 ist
an einem "Knoten" 117 an die Kathode einer Diode 116 und
an die Anode einer weiteren Diode 118 angeschlossen. Die
Anode der Diode 116 ist mit einer Seite ("–") der
Transformator-Primärwicklung 114 verbunden,
und die Kathode der Diode 118 ist an Erdpotential gelegt.
Der "+"-Anschluß der
Transformator-Primärwicklung 114 ist
an Erdpotential gelegt.
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Die Gleichstromquelle 108 pumpt
kontinuierlich einen gleichgerichteten Strom ic in
den "+"-Anschluß des
Kondensators 110 und hebt dadurch sowohl das am "+"-Anschluß als auch
das am "–"-Anschluß des Kondensators
vorhandene Potential über Erdpotential
an. Hierdurch wird die Diode 116 in Sperrichtung vorgespannt
(um ein sehr hohes Maß an
Isolierung zwischen dem "+"-Anschluß der Transformator-Primärwicklung 114 und
dem Senderabschnitt 102 zur Verfügung zu stellen) – und veranlaßt auch
die Diode 118, in Vorwärtsrichtung
gespannt (leitend) zu werden. Der leitfähige Zustand der Diode 118 ermöglicht es,
daß sich
der Kondensator 110 als Reaktion auf den von der Gleichstromquelle 108 erzeugten
Strom auflädt
und ermöglicht
somit, daß sich eine
Potentialdifferenz zwischen den Kondensatorplatten entwickelt. Die
an die Gleichstromquelle 108 angelegte Versorgungsspannung
Vcc2 wird so gewählt,
daß sich
zwischen den Platten des Kondensators 110 ein Spannungspotential
von ca. 150 V-Gleichstrom
aufbaut.
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Ein an den Eingang eines monostabilen
Multivibrators 120 mit Schmitt-Triggerschaltung angelegtes
Steuersignal (Taktsignal) CNTR veranlaßt die Erzeugung eines kurzzeitigen
Impulses am Ausgang des monostabilen Multivibrators (Q invertiert).
Dieses Steuersignal CNTR umfaßt
bei der bevorzugten Ausführungsform
einen Übertragungsimpuls,
der als Reaktion erzeugt wird, wenn ein mit dem Drehmomentkabel 60 gekoppelter
(hier nicht gezeigter) Winkelsensor anzeigt, daß das Kabel seit der Erzeugung des
vorangegangenen Übertragungsimpulses
eine Drehung um einen bestimmten Inkrementwinkel (z. B. 1/512 einer
360°-Drehung)
durchgeführt
hat.
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Bei der bevorzugten Ausführungsform
ist dieser Winkelposition-Sensor ein Teil der Antriebseinrichtung 24 und
wird zum Anzeigen der Winkelposition des Wandlers 44 eingesetzt.
Es ist somit wichtig, daß das
Drehmomentkabel 60 das von der Antriebseinrichtung 24 erzeugte
Moment starr an das distale Ende der Sondenanordnung 11 überträgt – anderfalls
würde der
Winkelposition-Sensor die Position des Wandlers 44 nicht
präzise
angeben. Für
eine Minimierung von Änderurgen
im Verhältnis
zwischen der Winkelposition der Antriebseinrichtung 24 und der
Winkelposition des Wandlers 44 ist es wünschenswert, wenn die Winkelgeschwindigkeit
des drehenden Kabels im wesentlichen konstant gehalten wird. Wenn
natürlich
das Drehmomentkabel 60 eine ausreichende Steifigkeit für die augenblickliche Weiterleitung
von Änderungen
der Winkelgeschwindigkeit der Antriebseinrichtung 24 an
das distale Ende der Sondenanordnung 11 zur Verfügung stellt, ist
eine konstante Winkelgeschwindigkeit nicht wesentlich, da der in
der Antriebseinrichtung 24 befindliche Winkelposition-Sensor
die Winkelposition des Wandlers 44 immer noch präzise angeben
würde.
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Es besteht jedoch noch ein weiterer
Grund dafür,
Schwankungen der Winkelgeschwindigkeit des drehenden Drehmomentkabels 60 zu
minimieren. Bei der bevorzugten Ausführungsform (gemäß der obenstehenden
Ausführungen)
wird der Wandler 44 bei jeder 360°-Drehung 512-mal angeregt – und in der
Größenordnung
von 200 Abtastwerten werden nach jeder der 512 Anregungen gesammelt.
Die Anzahl von Anregungs-/Datensammel-Zyklen pro Drehung bestimmt
die Umfangsauflösung
der resultierenden Abbildung (d. h. die Bildauflösung um den "Kreis", der die
Abbildung begrenzt). Während
die Anzahl von Anregungen für
jede Auflösung
daher so hoch wie praktisch möglich
sein sollte, schränkt
die gegenwärtig
verfügbare
Technologie (und insbesondere die Zugriffsgeschwindigkeit kommerzieller
Video-RAMs) die Rate ein, mit der Daten unter Einsatz allgemein
verfügbarer
und relativ kostengünstiger Komponenten
gesammelt und verarbeitet werden können. Die bei der bevorzugten
Ausführungsform verwendete
Rate von 512 Anregungen pro Drehung stellt ausreichend Zeit zwischen
Anregungsimpulsen zur Verfügung,
damit eine handelsübliche VRAM-Vorrichtung
in der Größenordnung
von 200 Abtastwerten pro Anregungszyklus speichern kann. Datenverluste
wären die
Folge, falls Schwankungen der Drehgeschwindigkeit des Drehmomentkabels 60 die
augenblickliche Geschwindigkeit kurzzeitig erhöhen würden, so daß zwischen benachbart zueinander
liegenden Winkelinkrementen eine für dieses Sammeln von Daten
nicht ausreichende Zeitdauer zur Verfügung stünde. Selbstverständlich ist
eine Lockerung des Kriteriums einer im wesentlichen konstanten Winkelgeschwindigkeit
möglich,
falls eine Einbuße
an Umfangsauflösung
tolerierbar ist.
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Bei der bevorzugten Ausführungsform
wird der im Ansprechen auf den Übertragungsimpuls CNTR
vom monostabilen Multivibrator 120 erzeugte Ausgangsimpuls
von parallel geschalteten dualen Puffern 122 (z. B. vom
Typ SG3626Y weiter invertiert und verstärkt und an die Gates der Transistoren 112 gelegt,
wodurch die Transistoren in den leitenden Zustand gezwungen werden.
Der leitende Zustand der Transistoren 112 legt den "+"-Anschluß des Kondensators 110 an
Erdpotential, wodurch das Potential am Knoten 117 gezwungenermaßen hoch-negativ
wird. Wenn das Potential am Knoten 117 negativ wird, wird die
Diode 118 in Sperrichtung vorgespannt (und folglich nicht
mehr leitend), und die Diode 116 wird in Vorwärtsrichtung
gespannt (und somit in den leitenden Zustand versetzt). Das Ergebnis
des EIN-Schaltens der Transistoren 112 ist es also, daß der aufgeladene Kondensator 110 direkt über die
Transformator-Primärwicklung 114 geschaltet
wird (und sich über
diese zu entladen beginnt).
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Bei der bevorzugten Ausführungsform schränkt nur
die Impedanz (Wirkwiderstand und Blindwiderstand) an der Transformator-Primärwicklung 114 die
Entladungsrate des Kondensators 110 ein, und folglich beginnt
ein Strom id mit hohem Wert fast unmittelbar
nach dem EIN-Schalten der Transistoren 112 durch die Primärwicklung
zu fließen.
Dies führt
dazu, daß ein
hochenergetisches Anregungssignal mit äußerst steiler ("scharfer")
ansteigender Flanke durch die Transformator-Sekundärwicklung 124
an den Wandler 44 angelegt wird (eine über die Sekundärwicklung
geschaltete Diode 126 hilft zu verhindern, daß der Wandler übermäßig hohen
Spannungspegeln ausgesetzt wird).
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Bei der bevorzugten Ausführungsform
erzeugt der monostabile Multivibrator 120 einen Impuls mit
einer Dauer von ca. 25 Fehler! Textmarke nicht definierts (der Dauer
eines einzigen Anregungs-/Abtast-Zyklus für einen einzelnen Übertragungsimpuls). Aufgrund
der geringen Impedanz der Transformator-Primärwicklung 114 beträgt die Zeitdauer,
die der Kondensator 110 benötigt, um im wesentlichen seine gesamte
gespeicherte Ladung in die Transformator-Primärwicklung zu entladen, nur
ca. 10–15
ns. Der monostabile Multivibrator 120 erzeugt weiterhin seinen
Ausgangsimpuls lange nach der Entladung des Kondensators (d. h.
während
des Datensammelns), um Hochspannungsrauschen durch die EIN-geschalteten
Transistoren 112 zu überbrücken, und
um zu verhindern, daß Rauschen
an die "Eingangsstufe" des Empfängers 104 gelegt
wird. Sobald der Kondensator 110 auf weniger als den Spannungsabfall über den
PN-Übergang
der Diode 116 entladen ist, wird die Diode wieder in Sperrichtung vorgespannt
(kann jedoch gewisse Rauschimpulse leiten).
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Der Transformator 106 in
der bevorzugten Ausführungsform
hat ein Windungsverhältnis
(primär zu
sekundär)
von 1 : 1 und weist einen Ferritkern auf mit einer Permeabilität, die geeignet
ist, um eine Abfallzeit der abfallenden Flanke des Anregungsimpulses
in der Größenordnung
von 8 Nanosekunden zur Verfügung
zu stellen (d.h. der an den Wandler 44 gelegte Anregungsimpuls
benötigt
in der Größenordnung
von nur 8 ns, bis er auf eine Amplitude von im wesentlichen Null
abfällt).
Diese Abfalldauer wird bei der bevorzugten Ausführungsform so steil wie möglich gewählt. Der
resultierende, an den Wandler 44 gelegte Anregungsimpuls
hat vorzugsweise eine Dauer in der Größenordnung von 20 ns oder weniger (einschließlich Anstiegs-
und Abfallflanke) und minimiert somit das "Verschwimmen" von Bildern
und erhöht
die Bildauflösung,
indem er eine kurze Zeitdauer der Gruppen von akustischen Bursts
(gemäß der obenstehenden
Beschreibung) zur Verfügung
stellt.
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Während
der Kondensator 110 noch kurzgeschlossen ist, werden Signale,
die der Transformator-Sekundärwicklung 124 aufgrund
vom Wandler 44 empfangener Ultraschall-"Echosignale" aufgeprägt werden,
an die Transformator-Primärwicklung 114 und
an den Eingang des Empfängerabschnitts 104 weitergeleitet.
Der Empfängerabschnitt 104 weist
bevorzugt Schaltungen auf, durch die er von dem Hochspannungsimpuls-Impuls, der durch
die Entladung des Kondensators 110 an die Transformator-Primärwicklung 114 gelegt
wird, isoliert ist. Der Empfängerabschnitt 104 weist
in der bevorzugten Ausführungsform
des weiteren ein Bandpaßfilter 130 mit
einem 3-poligen Hochpaßfilter 130 mit
15 MHz Eckfrequenz, gefolgt von einem einpoligen Tiefpaßfilter
mit einer Eckfrequenz von 30 MHz auf (und stellt somit einen Durchlaßbereich
von 15 MHz-30 MHz mit Filterdämpfung
der Randsignale unter 15 MHz bei 18 dB pro Oktave und mit Filterdämpfung der
Signale über
30 MHz bei 6 dB pro Oktave zur Verfügung). Das Bandpaßfilter 130 beschränkt die
für die
Bilderzeugung verwendeten Signale auf ein bestimmtes Frequenzband,
das von Interesse ist (15–30
MHz bei der bevorzugten Ausführungsform).
Diese Signale werden von einem Pufferverstärker 132 verstärkt und von
einem A/D-Konverter 134 (bevorzugt mit einer Abtastrate
von 30 bis 100 MHz, was weit über
der Nyquist-Rate der doppelten Anregungsfrequenz des Wandlers 44 liegt)
in digitale Signale umgewandelt. Abbildungen werden auf herkömmliche
Art und Weise aus diesen resultierenden digitalen Daten erstellt.
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Fotografien von Ultraschall-Videoabbildungen
der Femoral- und Koronararterien eines Schweines unter Verwendung
des im vorangegangenen beschriebenen Ultraschall-Bilderzeugungssystems sind jeweils in 10a–10b gezeigt.
Jede der in 10a–10b gezeigten Abbildungen
wurde mit einer Daten-Samplingrate von 38 MHz erstellt, wobei das tatsächliche
Abbildungsformat ca. 8 mm beträgt.
In jeder dieser Figuren ist ein dunkler kreisförmiger Bereich sichtbar, der
den Durchmesser der Subanordnung 12 darstellt (in dem keine
Abbildung möglich
ist) und von einem ringförmigen
hellen Bereich umgeben ist, der die Wandstärke der Katheterzone 16 widergibt.
Das Innere der Arterie ist dann als außerhalb des anfänglichen
hellen Bereichs liegender dunkler Bereich sichtbar, wobei die Arterienwand
als heller Bereich mit einem größeren Durchmesser
sichtbar ist. In 10a –10b ist das arterielle Intima-, Media-
und Adventitiagewebe zu erkennen.
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Somit stellt die vorliegende Erfindung
die Mittel zur Verfügung,
mittels derer aussagekräftige
intravaskuläre
Ultraschall-Abbildungen über
360° hergestellt
werden können.
Solche Bilderzeugung wird unter Verwendung einer Vorgehensweise
erzielt, die gewährleistet,
daß der
Ultraschallwandler ordnungsgemäß angeordnet
ist und betrieben wird, ohne den Patienten im Zusammenhang mit dem
Bilderzeugungsvorgang unnötigen
Risiken auszusetzen. In anderen Worten ist eine Beschädigung des
Gewebes durch die drehende Wandler-Subanordnung ausgeschlossen,
da die Subanordnung durch den Führungskatheter
mechanisch vom umliegenden Gewebe isoliert ist.
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Es ist jedoch zu beachten, daß die Erfindung zwar
in Verbindung mit der gegenwärtig
als die praktischste und bevorzugte angesehenen Ausführungsform
beschrieben wurde, daß sie
jedoch nicht auf die offengelegte Ausführungsform beschränkt ist,
sondern im Gegenteil unterschiedliche Modifikationen und äquivalente
Anordnungen umfassen soll, die im Rahmen der beigefügten Patentansprüche enthalten sind.