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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
intravaskuläre
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 ver schiebbar 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 Reflexionsspiegels 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 Verdrehkabel bzw. 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 Verdrehkabel
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
nebeneinander liegende 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 Verdrehkabel
her, so daß eine
durch die Antriebseinrichtung zur Verfügung gestellte Drehbewegung
zuverlässig
auf die Wandler-Subanordnung übertragen
wird.
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Das
bevorzugte Verdrehkabel besitzt eine möglichst große Verdrehungsfestigkeit bei
einer gleichzeitig möglichst
geringen Festigkeit unter Zugbeanspruchung (d. h. es weist eine
minimale Steifigkeit in Axialrichtung auf). Um die Steifigkeit des
Verdrehkabels 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 Verdrehkabelwindungen aufgebracht. Bei Abwesenheit eines
solchen aufgebrachten Polymermaterials kann das Verdrehkabel während des
Einsatzes im Inneren des Führungskatheters
radial oszillieren und hierdurch eine Drehung der Wandler-Subanordnung
mit variablen Winkelgeschwindigkeiten hervorrufen. Infolge einer
erhöhten Steifigkeit des
Verdrehkabels in der Axialrichtung kann eine im wesentlichen konstante
Winkelgeschwindigkeit an die Wandler-Subanordnung übertragen
werden, da störende
radiale Schwingungen des Verdrehkabels 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 Verdrehkabels in Axialrichtung wird durch mindestens
ein längliches
Verstärkungselement
zur Verfügung
gestellt, welches im Inneren des Verdrehkabels 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 Verdrehkabels
in Axialrichtung in einer Position festzulegen (anzubinden), um
dadurch zu gewährleisten,
daß es
ohne Beschädigung
leicht aus dem Patienten zurückgezogen
werden kann. Für
den unwahrscheinlichen Fall eines Defekts (z. B. Reißen) des
Verdrehkabels während
der Anwendung gestattet es das Verstärkungselement, das Verdrehkabel
insgesamt aus dem Patienten zurückzuziehen,
da es sowohl mit dem proximalen als auch dem distalen Ende des Verdrehkabels
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 Füh rungskatheter
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 Führungskatheter
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-Subanordnung
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 Verdrehkabels;
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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 der 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;
und
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9 eine
Schemazeichnung des in dem Bilderzeugungssystem der vorliegenden
Erfindung verwendeten Ultraschalltransceiver-Schaltungsaufbaus;
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10a bis 10c sind
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 Ultraschall-Transceiver 28 mittels
geeigneter elektrischer Kontaktbürsten 30 hergestellt.
Der Ultraschall-Transceiver
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 Ultraschall-Transceivers 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 Körpers 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 Abscheidungsverfahren 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.
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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 Frontplatte
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.
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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)
Verdrehkabels 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.
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Das
bevorzugte Verdrehkabel 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 × 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 Verdrehkabels 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 nebeneinander liegenden Windungen vorliegt,
und (ii) 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
Verdrehkabel 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.
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Bei
relativ hoher Festigkeit unter Torsionsbeanspruchung ist das Verdrehkabel 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 Verdrehkabels zu erhöhen,
ist es bevorzugt, wenn in den Zwischenräumen zwischen nebeneinander
liegenden 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 Verdrehkabels weisen daher
in der Axialrichtung eine höhere
Festigkeit als „blanke" Windungen auf (d.
h. als solche Windungen des Verdrehkabels, auf die kein Polymer
aufgebracht wurde). Wie bereits erwähnt wurde, trägt die erhöhte Steifigkeit
des Verdrehkabels in der Axialrichtung dazu bei, radiale Schwingungen
des Verdrehkabels 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 Verdrehkabels (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 Verdrehkabel 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 Verdrehkabel 60 und darauffolgendes Abkühlenlassen
des Polymers (was an der Luft und/oder durch ein Wasserkühlbad erreicht werden
kann) und Aushärtenlassen
in den Zwischenräumen
der Verdrehkabelwindungen. Gegenwärtig ist jedoch eine Vorgehensweise
bevorzugt, bei der eine aus dem aufzutragenden Polymer bestehende Röhre mit
geringem Durchmesser teleskopisch über das Verdrehkabel 60 geschoben
wird und Polymerröhre/Verdrehkabel 60 dann
erhöhten
Temperaturen ausgesetzt werden, welche ausreichen, um die Polymerröhre zu erschmelzen
und das geschmolzene Polymer in die Zwischenräume zwischen den Windungen
des Verdrehkabels 60 verfließen zu lassen.
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Zusätzliche
Steifigkeit in Axialrichtung wird mittels eines oder mehrerer länglicher
Faserelemente zur Verfügung
gestellt. Vorzugsweise wird ein Paar von Fasern 66, 68 in
dem zwischen dem Mikrokoaxialkabel 26 und dem inneren Sekundärkabel 62 des Verdrehkabels 60 begrenzten
ringförmigen
Raum angeordnet. Die distalen Enden 66a, 68a dieser
Fasern 66, 68 erstrecken sich über das Abschlußende des Verdrehkabels 60 hinaus
und werden zwischen dem Verdrehkabel 60 und dem Inneren
des Gehäuses 40 angeordnet,
wo sie in eine Epoxidverbindung eingebettet sind, die auch dazu
dient, das distale Ende des Verdrehkabels 60 ortsfest am
Gehäuse 40 zu
befestigen. Die proximalen Enden 66b, 68b der
Drähte 66, 68 und
das proximale Ende des Verdrehkabels 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 Verdrehkabel 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 Verdrehkabels 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 Verdrehkabel 60 befestigt
sind, die gesamte Länge
des Verdrehkabels durch die Fasern 66, 68 angebunden
ist. Die Fasern 66, 68 stellen somit für den Fall,
daß das
Verdrehkabel 60 reißt,
eine Sicherung zur Verfügung,
indem dessen proximales und distales Ende dadurch angebunden ist.
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Das
proximale 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 Verdrehkabel 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 Behandlungsvorgängen 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
Darstellung 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 Antriebswelle 70 gekoppelt und
die Abbildungssteuerungen so eingestellt, daß reelle Bilder bzw. Echtzeitabbildungen
(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 Führungs katheter 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 den 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
Ultraschall-Transceiverschaltung 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 definiert. 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 herkömm licher 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 Verdrehkabel 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
Verdrehkabel 60 das von der Antriebseinrichtung 24 erzeugte
Moment starr an das distale Ende der Sondenanordnung 11 überträgt – andernfalls
würde der
Winkelposition-Sensor die Position des Wandlers 44 nicht
präzise
angeben. Für
eine Minimierung von Änderungen
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 Verdrehkabel 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 Verdrehkabels 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).
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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 Verdrehkabels 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 hochnegativ
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 Mikrosekunden (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 wiedergibt.
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.