JP2001500762A - ３次元管腔内超音波画像再生 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 器官または他の内部構造をイメージングして、当該器官の３次元再生を行うイメージング方法は、患者の身体の内側に配置されたカテーテルイメージングチップ（２２）の周囲の超音波検査画像を取得することができる管腔内超音波イメージングシステム（２３）を準備するステップを含む。管腔内超音波カテーテルイメージングチップ（２２）は患者の身体の関心領域（９７）に配置され、カテーテル（２１）の故意の移動またはプルバック中に、複数の超音波画像が取得され、各画像は検査画像データセットに対応する。プルバック中に取得された各超音波検査データセットに対するカテーテル軸の位置は記録される。記録されたカテーテルチップ（２２）の位置は、３次元空間のカテーテルプルバック軌跡を演算するのに使用することができる。画像は、カテーテルプルバック軌跡の周囲に積み重ねられる。第１の画像の原点を第１の記録位置に配置し、後続の画像を第１の画像からそれぞれの距離離れたところに配置し、ここで各超音波データセットはカテーテルの軸がカテーテルプルバック軌跡と一致するように配置される。

Description

【発明の詳細な説明】 ３次元管腔内超音波画像再生 この出願は１９９６年９月２０日に出願された米国特許出願第０８／７１７， １５３の一部継続出願である。技術分野 この発明は、体腔またはルーメン内で超音波画像を形成する方法および装置に 関し、さらに詳しくは、非線形パスで撮影された一連の画像から３次元画像を再 生（reconstruct）する３次元（３Ｄ）画像再生の精度を高める方法および装置 に関する。背景技術 管腔内超音波画像形成は、患者の動脈の狭窄症の位置および特性を決定する現 在では一般的な技術である。現在、血管領域の３Ｄ画像は、関心領域内で超音波 トランスデューサ（transducer）をプルバック（pull−back）ている間に当該超 音波トランスデューサから画像データを取得した後、連続した２Ｄ画像を積み重 ねることで形成される。一般的に使用される方法では、プルバック速度が均一で あると仮定して、２Ｄ画像は真直ぐな中心線に沿って等距離に積み重ねられる。 プルバック速度が不均一であれば、各画像の位置はレジストレーションがとられ （registered）、画像はレジストレーション位置に積み重ねられる。この不均一 なプルバックは３Ｄ歪み（distortion）には至らないが、不均一な間隔のため画 像にギャップが生じる結果になる。このような方法はトランスデューサがプルバ ック中に線形パスに追従すると仮定しているが、現実にはパスは３Ｄ空間に曲が っている。したがって、この仮定を行うと、現実の３次元描写に著しい歪みを有 する結果になる。これにより誤差が生じる。各画像は各隣接画像の面に平行な平 面にあると仮定されているが、現実には画像面は互いに傾斜している。 近年、３Ｄカテーテル中心線を生成し、該カテーテル中心線の形状により２Ｄ 画像を積み重ねることによって、この誤差を補正する少なくとも１つの方法が提 案されている。スラガー（Slager）らのソーラックス・センター・ジャーナル（ The Thorax Center Journal）７／３：３６−３７（１９９５）、ローラン ド（Roelandt）らのサーキュレーション（Circulation）９０（２）：１０４４ −１０５５（１９９４）、スラガー（Slager）らのアメリカ心臓病大学ジャーナ ル（Journal of the American College of Cardiology）２５：１４４Ａ（１９ ９５）、オランダのロッテルダム大学病院胸部センターのラバン（Laban）らの 「ANGUS：血管造影および管腔内超音波の組み合わせ使用による冠状動脈の３次 元再生への新しいアプローチ（A new Approach to Three−dimensional Re construction of Coronary Vessels by Combined Use of Angiograpy and Intravascular Ultrasound）」参照。ここで引用されるこれらの文献は、 それらの全てを完全に説明するように、本明細書に組み込まれる。スラガーの方 法によると、放射線不透過性マーカを有するカテーテルが使用され、該カテーテ ルの中心線は、カテーテルのプルバック前および／またはその間に、二面蛍光透 視（bi−lane fluoroscopy）を介して取得されるデータから再生される。しか しながら、３Ｄ中心線を決定するための技術としての蛍光透視の使用は、ある欠 点や副作用がないわけではない。このように、連続した超音波画像から３Ｄ再生 ができるように、蛍光透視を使用することなく、プルバック軌跡を決定する装置 および方法の必要性が存在する。発明の開示 発明者らは、器官、ルーメン、その他身体内の内部構造の正確な３Ｄ再生を得 るために、器官、ルーメン、その他身体内の内部構造をイメージング（イメージ ング）する方法および装置を発見した。この方法と装置は、冠状動脈、一般的な 動脈、さらに一般的な血管系に適用され、また房や心室を含む心臓の空間のよう な器官内の解剖学的空間をイメージングするのにも適用されるであろう。また、 この装置および方法は、食道（径食道超音波心臓検査）、尿道、子宮等をイメー ジングするのにも適用できることは理解されるであろう。 本発明の装置は、超音波イメージングカテーテルシステムとカテーテル追跡（ tracking）システムの両方を含む。超音波イメージングシステムは、超音波イメ ージング可能性を有する従来の管腔内カテーテルの形態で提供される。このよう なカテーテルの一般的な設計と構成に関する詳細については、ヨック（Yock） の米国特許第４７９４９３１号、第５０００１８５号および第５３１３９４９号 、ジーベン（Sieben）らの米国特許第５２４３９８８号および第５３５３７９８ 号、クローリー（Crowley）らの米国特許第４９５１６７７号、ポメランズ（Pom eranz）の米国特許第５０９５９１１号、グリフィス（Griffith）らの米国特許 第４８４１９７７号、マロニー（Maroney）らの米国特許第５３７３８４９号、 ボム（Bom）らの米国特許第５１７６１４１号、ランシー（Lancee）らの米国特 許第５２４０００３号、ランシー（Lancee）らの米国特許第５３７５６０２号、 ガーディナー（Gardineer）らの米国特許第５３７３８４５号、スーアード（Sew ard）らのマヨ・クリニック・プロシーディング（Mayo Clinic Proceedings） ７１（７）：６２９−６３５（１９９６）、パッカー（Packer）らのカーデイオ スティム・コンフェレンス（Cardiostim Conference）８３３（１９９４）の「 超音波心臓検査（Ultrasound Cardioscopy）」Eur．J．C．P.E．４（２）：１ ９３（１９９４年６月）、エバーレ（Eberle）らの米国特許第５４５３５７５号 、エバーレらの米国特許第５３６８０３７号、エバーレらの米国特許第５１８３ ０４８号、エバーレらの米国特許第５１６７２３３号、エバーレらの米国特許第 ４９１７０９７号、エバーレらの米国特許第５１３５４８６号、その他当業者に 公知の管腔内超音波装置および様相に関する文献を参照のこと。カテーテルは、 典型的には基端と先端領域を有し、先端領域に位置するイメージングチップを含 む。このようなカテーテルは、患者の身体の内側の関心領域に位置するときに、 イメージングチップを囲む領域の超音波検査画像を取得する能力を有する。また 、カテーテルおよびその関連電子回路は、関心領域で取得される超音波検査デー タセットに対するカテーテル軸の位置を規定することができるであろう。 カテーテル追跡システムは、一般にカテーテルのイメージングチップの近傍に 装着された少なくとも１つの超音波トランスデューサを含み、その信号は移動中 のイメージングチップの位置および／または角度を追跡するのに使用される。受 信モード（reception mode）では、イメージングチップの位置を追跡するのに 使用される信号は電気的であり、一方放出モード（emission mode）ではその信 号は音響的である。移動は通常プルバックであるが、全６自由度（（ｘ，ｙ， ｚ）および３角度）の横移動を含む。以下の開示では、プルバックのみを典型的 に説明するが、操縦可能なカテーテル内でのチップの偏向を含むその他の全ての 移動形態が企図されていることは理解されるであろう。追跡トランスデューサは ２つのモードで動作する。受信モードでは、イメージングチップの位置を追跡す るのに使用される信号は電気的であり、一方放出モードでは信号は音響的であろ う。他の実施形態では、一対のトランスデューサはプルバック中にイメージング チップの位置をマークする。一対の近接して配置されたトランスデューサは、そ の点におけるカテーテルによって規定される曲線の接線（tangent）に近似（app roximate）する線を規定する。したがって、カテーテルの角度は、カテーテル接 線の近似として、イメージングチップの近傍の少なくとも２つのトランスデュー サの位置を通る線を見つけることによって、決定される。プルバック中に単一の トランスデューサのみがカテーテルの位置をマークすると、カテーテル接線は、 プルバック中のマ一カトランスデューサの２つの連続位置により規定される線に よって近似される。 カテーテル追跡システムはさらに、管腔内超音波（ＩＬＵＳ）カテーテルから 離れて位置する多数のトランスデューサ、一般には２以上、さらに好ましくは３ 以上、さらに好ましくは４以上のトランスデューサを含む。これらのトランスデ ューサは、基準フレーム（reference frame）を形成し、患者の内部および／ま たは外部に配置してもよい。追跡システムはさらに、あるトランスデューサを作 動させて、他の超音波トランスデューサに受信される超音波信号を発生する電子 回路を含む。また、本システムは、超音波信号の発生と他の個々の超音波トラン スデューサによる受信との間の経過時間を測定するための回路を含む。さらに、 追跡システムは、既知である超音波速度と三角測量（triangulation）を使用し 、また測定された経過時間を使用して、フレームトランスデューサとカテーテル チップトランスデューサの相対位置を演算するための電子回路を含む。この追跡 システムにより、ユーザはカテーテルのプルバック中に連続して各マーカトラン スデューサの３Ｄ座標（ｘ，ｙ，ｚ）を決定することができる。 カテーテル追跡システムの一例、および移動点の３Ｄ座標（ｘ，ｙ，ｚ）を決 定するためのその使用方法は、スミス（Smith）らの米国特許第５５１５８５３ 号に記載されており、その内容はそれを参照することによってここに組み入れら れるので、さらなる説明はしない。 本発明の方法は、一般に、ＩＬＵＳカテーテルイメージングチップを患者の関 心領域に配置するステップを含む。次に、ＩＬＵＳカテーテルが作動されて、カ テーテルのプルバック中に一連の超音波画像を取得する。好ましい実施形態では 、ＥＣＧ−ゲートで制御されるプルバックであり、ローランド（Roelandt）らの サーキュレーション（Circulation）９０（２）：１０４４−１０５５（１９９ ４）、オランダのロッテルダム大学病院胸部センターのラバン（Laban）らの「A NGUS：血管造影および管腔内超音波の組み合わせ使用による冠状動脈の３次元再 生への新しいアプローチ（A new Approach to Three-dimensional Reconst ruction of Coronary Vessels by Combined Use of Angiograpy and Intravascular Ultrasound）に開示されている。各超音波検査データセットの 取得中に、該データセットの対するカテーテル軸の位置が決定され記録される。 このステップはイメージングカテーテルによってなされる。さらに、各超音波検 査データセットに対して、カテーテルチップの３Ｄ座標が決定され記録される。 このステップは追跡システムによってなされる。記録されたカテーテルチップの 位置は、イメージングトランスデューサが１または複数のマーカトランスデュー サの正確な位置に配置されないことに対する補正を考慮して、３Ｄ空間のカテー テルプルバック軌跡（trajectory）を演算するのに使用される。超音波検査画像 はカテーテル軌跡の周りに積み重ね（stack）られる。このステップは、３Ｄ再 生である。最初の超音波データセットの原点は第１の記録位置に置かれ、後続す る各画像は第１画像からそれぞれの距離の位置に配置される。この配置ステップ 中、各画像データセットがプルバック軌跡に対して適正な方位角度を有するよう に、記録されたカテーテル軸をプルバック軌跡と一致させることが好ましい。図面の簡単な説明 図１は、ここに開示された方法および装置を使用する部位としての人の心臓を 示す。 図２は、関心領域にＩＬＵＳカテーテルを配置させた冠状動脈領域の拡大図を 示す。 図３は、１つの全方向性追跡トランスデューサを有するＩＬＵＳカテーテルの プルバックを示す。 図４は、図３に示すＩＬＵＳカテーテルのプルバック中に起こる横移動を示す 。 図５は、２つの全方向性追跡トランスデューサを有するＩＬＵＳカテーテルの プルバックを示す。 図６Ａは、血管の線形領域に配置された図５のＩＬＵＳカテーテルを示す。 図６Ｂは、血管の大きく湾曲した領域に配置された図５のＩＬＵＳカテーテル を示す。 図７は、使用のために配置されたカテーテル追跡システムを有する患者と、Ｉ ＬＵＳカテーテルに装着された自動プルバック装置を示す。 図８は、オプティカル・コヒーレンス・ドメイン・リフレクトメータ（reflec tmeter）の概略ブロック図を示す。 図９は、オプティカル・コヒーレンス・トモグラフィ（tomography）・カテー テルモジュールの実施形態を示す。発明の詳細な説明 ここに開示された方法は、図１に示されたような冠状動脈の超音波画像、また はカテーテルの位置軌跡が変化する領域にわたって画像が取得される身体のいか なる空洞にも適用可能である。図１を参照すると、心臓９９は冠状動脈９８を含 み、該冠状動脈は心臓の表面に沿って曲がりくねり、多くの場所に屈曲部を有す る。図２は関心領域内に配置されたＩＬＵＳカテーテルを有する屈曲部９７の拡 大図を示す。カテーテル２１は末端２２と基端（不図示）を有し、一般に当業者 に公知のイメージングカテーテルに従って設計される。このカテーテルは、カテ ーテルチップ２２の周囲の超音波画像を取得することができる管腔内超音波イメ ージングシステムを含む。イメージングシステムは、トランスデューサ２３と、 これに関連して超音波検査データセットを表示するための電子装置とを含む。超 音波検査データセットは、例えばカテーテル２１の先端チップ２２の回りの３６ ０度のパス２４にわたってトランスデューサ２３を回転させて血管内部を走査す ることによって、あるいは血管内部を６０度または９０度走査するセクター走査 （sector scan）によって得られる。他の実施形態では、トランスデューサ２３ は、グリフィス（Griffith）らの米国特許第４８４１９７７号に開示されている ようなフェーズドアレイトランスデューサ（phased array of transduceｒ） に置き換えられる。血管内部の走査はプルバック中に多数回繰り返され、血管９ ８内の連続した位置２７で取られた複数の超音波検査データセットを取得する。 ある１つの実施形態では、プルバック中に取得される各超音波データセットは 、図２に示すような画像点で血管の横断面画像からなる。他の実施形態では、各 画像は、本質的に、イメージングトランスデューサの位置に頂点を有する円錐面 を表す。この場合、円錐面の頂角は通常大きく、典型的には１５０−１７０度で ある。他の実施形態では、各超音波検査データセットは、本質的に、超音波イメ ージングトランスデューサの位置に原点を有する３Ｄクラウド（cloud）を表す 。 この装置はさらにカテーテル追跡システムを有し、該システムは体内で使用中 にカテーテルイメージングチップの３Ｄ座標および角度のリアルタイムの決定を 可能にする。追跡システムは、図２に示すようなイメージングチップ２３に隣接 してカテーテルに装着された少なくとも１つのトランスデューサ２５を含む。ト ランスデューサ２５は走査トランスデューサ２３の基端または先端に装着される ことができる。しかしながら、先端に装着すると、画像面を横切るトランスデュ ーサ・リード（transducer leads）のために、人造物（artifact）を描くこと になる。他の実施形態では、カテーテル２１は短距離だけ離れた２つの追跡トラ ンスデューサ２５と２６を含む。最適間隔は、角度測定の精度と、解像度に関す る制限によるパーセント誤差との２つの競争パラメータ（competing parameter ）を考慮することによって決定される。追跡システムの解像度は２つのトランス デューサが如何に近接して設置することができるかを決定する制限ファクターで ある。角度の精度を最適化するためにできるだけ接近して設置される２つのトラ ンスデューサを有することが望ましい。しかしながら、現在利用できる解像度は 、解像度の限界によるパーセント誤差を最小にするために、位置の決定を約１ｍ ｍの範囲内に許容するので、追跡トランスデューサを５ｍｍ、好ましくは７ｍｍ 、さらに好ましくは９ｍｍ以上、最も好ましくは約１０ｍｍ以上の間 隔をあけることがベストである。いずれの場合でも、約１５ｍｍ以下、好ましく は約１２ｍｍ以下、さらに好ましくは約１０ｍｍ以下に追跡トランスデューサの 間隔を制限することがベストであり、約１０ｍｍの間隔が最も好ましい。 カテーテル中心線に対する接線、または超音波検査データが取得される各点に おけるイメージングトランスデューサの軌跡を演算することができることが好ま しい。一つの実施形態では、２以上の追跡トランスデューサが使用され、接線は 追跡トランスデューサの位置によって決定される２以上の点によって規定される 線によって近似される。他の実施形態では、１つのみの追跡トランスデューサが 使用され、プルバック中の２位置における追跡トランスデューサの連続位置によ って決定される２点を通る線によって近似される。一旦決定された接線または角 度は、各超音波検査データセットの配置の適正な角度を提供する。これは、各デ ータセットは、各データセットに対して記録されたカテーテル軸が超音波検査デ ータが記録された点における接線と一致するように、設置されるからである。確 率誤差（stochastic error）または解像不足（resolution deficiency）によ って生じる取得軌跡の大きな偏差を平滑（smooth）にするために、当業者に公知 である多くの平均手段（averaging technique）を使用することができる。 また、カテーテル追跡システムは、ＩＬＵＳカテーテルから離れて配置される 多数のトランスデューサを含み、これらは集合して基準フレームを規定する。カ テーテルから離れた基準フレームの中に、少なくとも３つのトランスデューサを 有し、追跡トランスデューサと基準フレームトランスデューサが一つの平面内に 含まれないようにすることが望まれる。カテーテル追跡システムの設計および使 用は、スミス（Smith）らの米国特許大５５１５８５３号で十分に議論されてい る。 ここに開示されるＩＬＵＳカテーテルおよび追跡システムは、図７に患者に利 用された状態で示されている。追跡システムは胸部ハーネス１０１の中に配置さ れた基準フレームトランスデューサを含む。カテーテル２１は大腿動脈を通して 患者に進入し、関心領域例えば冠状動脈に設置されている。カテーテル２１の基 端はハンドル１０２を含み、該ハンドルは自動プルバック装置（ＡＰＤ）１０３ に接続されている。処理システム１０４は、基準フレームトランスデューサから ワイヤ１０５を介して、追跡トランスデューサからワイヤ１０６を介して、ＩＬ ＵＳカテーテルイメージングシステムからワイヤ１０７を介して、ＡＰＤからワ イヤ１０８を介して、電子入力を受信する。 使用時、ＩＬＵＳカテーテルは当業者に公知の方法により配置される。冠状動 脈をイメージングするために、カテーテルは大腿動脈（図７）の切り口を通して 挿入され、典型的には案内カテーテルに補助されて下行大動脈を通って上方に進 められ、大動脈アーチを横切って冠状動脈に達する。関心領域が異なる血管また は器官に有る場合、進入手段は明らかに異なるが、当業者に知られた確立された 技術に従う。ＩＬＵＳカテーテルは、図２に示すように、そのイメージングチッ プが患者の身体の関心領域に横たわるように配置される。カテーテルイメージン グシステムは、必要に応じて自動プルバック装置を使用して、プルバックシーケ ンスを通して移動される。自動プルバック装置は、ウェブラー（Webler）らの米 国特許大５３６１７６８号および大５４８５８４６号、１９９６年９月２７日に 出願されたリーム（Ream）の米国出願第０８／７２２３２５号、１９９６年９月 ２７日に出願されたリーム（Ream）の米国出願第０８／７２１４３３号に開示さ れている。プルバック中、一連の超音波データセットが取得され、それらは必要 な入力を与えて画像を形成し、画像は当業者に知られたプロセスに従って電子装 置を使用して表示される。 各画像が捕獲されるとき、プルバック中に取得される各超音波検査データセッ トに対するカテーテル軸の位置は、トランスデューサの位置によって規定され、 それは公知である。カテーテルイメージングチップのプルバック中、データが記 録される各時間間隔における位置（ｘ，ｙ，ｚ）と時間を、米国特許第５５１５ ８５３号の方法により記録することが望まれる。この情報から、カテーテルチッ プ移動速度を演算することができ、そのうえこの情報を記録することができる。 さらに、前述したような１または２以上の追跡トランスデューサの座標（ｘ，ｙ ，ｚ）を使用して、各画像に対して、イメージングチップの３Ｄ空間における角 度を決定し記録することが望まれる。 次に、カテーテルプルバックパスに沿った画像取得の各点の座標（ｘ，ｙ，ｚ ）は、時間データと関連して使用され、カテーテルプルバック軌跡の回りの超 音波検査画像を積み重ねることによって３Ｄ画像が再生される。第１の画像の原 点は第１の記録位置に置かれる。次の画像は第１の画像からそれぞれの距離のと ころに配置される。このプロセスは関心領域内の全画像がプルバック軌跡に沿っ て配置されるまで繰り返される。各超音波検査データセットは、該データセット に対して記録されたカテーテル軸がカテーテルプルバック軌跡と一致するように 調整される。この方法では、断面走査に対して、各超音波検査データセットはＩ ＬＵＳカテーテルの長手軸に対してほぼ９０度の角度で定位される。デジタル化 された隣接画像セット間で線形補間が行われ、参照することによってここに組み 込まれているエバンス（Evans）らのサーキュレーション（Circulation）９３： ５６７−５７６（１９９６）に記載されているような、ボクセル（voxel）デー タセットとなる。ボクセルデータセットは再スライス（reslice）され、新しい しリースの２Ｄフレームを形成する。３Ｄ画像は、ボクセルベース（voxcel−ba sed）の画像ディスプレー（Sonoview，Pura Labs）に対して開発されたアルゴ リズムを用いてデータを処理することにより形成することができる。その結果の 画像は表示および分析のためにワークステーションに表示される。 超音波データセットが３Ｄクラウド（cloud）である場合、その境界において 、隣接画像のクラウドと重ね合わされてもよい。したがって、重ね合わされた画 像間の境界で生じる歪みを除去するために、超音波検査データにある調整を行う ことが望まれる。さらに、いわゆる「ソックテーシンョン（sock rotation）」 により誤差が生じ、それは各超音波検査データの固定基準に対する回転定位（ro tational orientation）と称する。この誤差に対しては、イメージングされる 血管または空洞内で自動ランドマーク（landmark）を使用することによって調整 する。これにより、各データセットの回転定位はランドマークの設置に対してh 構成される。 他の実施形態では、異なる面での曲がりのためプルバック中のカテーテルのね じれによって生じる画像回転に対し、調整が行われる。これは典型的には画像回 転として表れ、修正されなければ再生された画像をゆがめることになる。この歪 みは「ツイスト（twist）」と言及され、プルバック中それらのパスに沿って原 点のまわりに異なる角度に画像が回転されるために生じる。この現象およびそれ を補正するための解決手段は、オランダのロッテルダム大学病院胸部センターの ラバン（Laban）らの「ANGUS：血管造影および管腔内超音波の組み合わせ使用に よる冠状動脈の３次元再生への新しいアプローチ（A new Approach to Thre e−dimensional Reconstruction of Coronary Vessels by Combined Use of Angiograpy and Intravascular Ultrasound）に記載されているので、 簡略のため、さらなる説明はしない。 他の実施形態では、カテーテルチップの位置は、電磁位置および定位決定シス テムを使用してプルバック中に記録される。このシステムは、アレッツ（Aretz ）らのインターナショナル・ジャーナル・オフ・カーディアック・イメージング （International Journal of Cardiac Imaging）６：２３１−２３７（１９ ９１）、アッカー（Acker）らの国際出願番号ＰＣＴ／ＵＳ９４／１１２９８（ １９９３年１０月６日に出願されたＵＳＳＮ０８／１３２４７９）、ベンハイム （Ben−Haim）らの国際出願番号ＰＣＴ／ＵＳ９５／０１１０３（１９９４年４ 月１９日に出願されたＵＳＳＮ０８／２９３８５９）に記載され、これらを参照 することでここに組み入れられる。実施例１ ： 一つの全方向性追跡トランスデューサを備えたカテーテルを使用する３Ｄ再生 ３Ｄ再生を得るための画像の積み重ねは、１つの追跡トランスデューサを備え たカテーテルを使用し、図３に示すように、追跡トランスデューサに対して連続 する２点を使用してプルバック軌跡に対する近似接線を計算することによって達 成される。横断画像５２と５３はプルバック５７中に軌跡５１に沿って取得され る。第１の時点ｔ＝ｔ₁では、追跡トランスデューサは点５４に対応する位置１ にある。画像面５２は位置１から距離５６（ｓ）に変位され、この変位ｓは先端 追跡トランスデューサとわずかに基端側の走査トランスデューサとの間の距離に 相当する。第２の時点ｔ＝ｔ₂では、追跡トランスデューサは点５５に対応する 位置２にある。画像面５３は再び位置２から距離ｓに変位される。 このように、位置１（ｔ＝ｔ₁）では、チップ座標は（ｘ₁，ｙ₁，ｚ₁）で与 えられ、一方位置２（ｔ＝ｔ₂）では、チップ座標は（ｘ₂，ｙ₂，ｚ₂）で与えら れる。位置１と位置２との間のベクトルの方向と長さは、次のベクトルで与えら れる。 位置１と画像面５２との間のベクトルの方向と長さは、次のベクトルで与えら れる。 画像面５２上の垂直ベクトルは、次のように表される。 このベクトルは、画像面５２を接線に対して９０°の角度で配置し、その方向 は位置１と位置２の間のベクトルの方向によって近似される。したがって、画像 面５２の数学的記述は次の式で規定される。 したがって、再生時には、原点の座標は次の式で与えられ、その面の角度はその垂直ベクトル（ｎ₁，ｎ₂，ｎ₃）によって規定される。画像 面５３は、位置３の規定後に、（ｘ₁，ｙ₁，ｚ₁）と（ｘ₂，ｙ₂，ｚ₂）において それぞれ１→２、２→３と置き換えることによって、同様に規定される。 この演算のシステムと方法は、プルバックがカテーテルチップ位置におけるカ テーテル軸に対してインラインで行われなければ、著しい誤差の潜在性を有して いる。したがって、この誤差は、器官の解剖学的空洞（例えば心室）で起こるよ うな、プルバック中に実質的な横移動がある場合に、起こる傾向がある。この誤 差は図４に示され、ここでは、位置５４で開始するプルバックに対して全軌跡が 横移動５７’で置き換えられていることが分かる。このように、現実の画像面が 面５２で示されるように演算されるべきであるが、その代わり仮想画像面５８が 生成される結果、現実と仮想の画像面の間で実質的な角度誤差５９がある。さら に、この角度誤差は誤差６０を引き起こし、画像の原点を配置する際に起こる。実施例２ ： 二つの全方向性追跡トランスデューサを備えたカテーテルを使用する３Ｄ再生 ３Ｄ再生を得るための画像の積み重ねは、２つの追跡トランスデューサを備え たカテーテルを使用し、図５に示すように、超音波検査画像取得が起こる時点に おける２つの追跡トランスデューサ間の線を使用してプルバック軌跡に対する近 似接線を計算することによって達成される。横断画像５２は軌跡５１に沿うプル バック中にｔ＝ｔ₁の時点で取得される。時点ｔ＝ｔ₁では、第１の追跡トラン スデューサ（トランスデューサ１）は点５４’（位置１）にあり、一方第２の追 跡トランスデューサ（トランスデューサ２）は、ギャップ６１に対応する距離１ 離れた点５５’（位置２）にある。画像面５２は位置１から距離５６（ｓ）によ って置き換えられている。 したがって、ｔ₁では、トランスデューサ１に対するチップ座標は（ｘ₁，ｙ₁ ，ｚ₁）で与えられ、一方トランスデューサ２に対するチップ座標は（ｘ₂，ｙ₂, ｚ₂）で与えられる。トランスデューサ１と２との間の距離は既知であり、時式 で測定され、 画像面はトランスデューサ１から距離ｓに配置される。 画像面５２上の垂直ベクトルは、次のように表される。 このベクトルは、画像面５２を接線に対して９０°の角度で配置し、その方向 はトランスデューサ１と２の間のベクトルの方向によって近似される。 したがって、画像面５２の数学的記述は次の式で規定される。 したがって、再生時には、原点の座標は次の式で与えられ、その面の角度はその垂直ベクトル（ｎ₁，ｎ₂，ｎ₃）によって規定される。プル バック中、この決定は、ｔ＝ｔ₂（＝ｔ₁＋Δｔ）、ｔ＝ｔ₃（＝ｔ₂＋Δｔ）等の ように繰り返される。 この方法は、図６Ａに示すように、垂直に定位された画像面５２で直線上にあ ると仮定していることは理解されるであろう。この仮定は、超音波検査データの 取得の任意の点において、カテーテルがトランスデューサ１と２の間で大きな曲 率を有しているところで、著しい誤差となる。この誤差は図６Ｂに示され、ここ ではｔ₁で取得される画像に対して、接線は線６１２で近似され、一方真の接線 ６２はそこから著しい変位を有していることが分かる。このように、現実の画像 面が面５２で示されるように演算されるべきであるが、その代わり仮想画像面５ ８が生成される結果、現実と仮想の画像面の間で実質的な角度誤差５９がある。 さらに、この角度誤差は誤差６０を引き起こし、画像の原点を配置する際に起こ る。 これに対し、２つの追跡トランスデューサの使用は、プルバックがカテーテル チップの位置においてカテーテル軸とインラインで行われない場合に生じる横移 動と関連した誤差を防止する。これは、プルバックの軌跡に対する線は１時点で 記録されるのに対し、横移動による誤差は単一の追跡トランスデューサに対する ２つの連続した点が接線を計算するのに使用されるときに起こるからである。 他の実施形態では、本発明は管腔内超音波の代わりに、光学コヒーレンストモ グラフィ(optical coherence tomography：ＯＣＴ）を使用して身体の組織を イメージングする。ＯＣＴは一般的にスワンソン（Swanson）らの米国特許第５ ３２１５０１号に記載され、それは参照することによってここに組み入れられる 。図８を参照すると、光学コヒーレンスドメインレフレクトメータ（optical c oherence domain reflectometer：ＯＣＤＲ）２００が示されている。このＯ ＣＤＲは、光学カプラ−２０２に接続された短いコヒーレンス長さ（広いスペク トル帯域）の光源２０１を含む。カプラ−２０２への他の入力は、レーザ２０４ であり、光学的に視覚可能な出力を発生し、光ファイバーパス２０５を通ってカ プラ−に適用される。レーザ２０４は本システムの通常の動作には貢献せずに、 ダイオード２０１からの光が赤外領域にあって視覚できないときに、サンプルと の適正な一致のための可視光源を提供するためにのみ利用される。光学コヒーレ ンスドメインレフレクトメータの構成および動作についてのさらなる詳細は、ス ワンソン（Swanson）らの米国特許第５３２１５０１号に与えられている。 図９は、血管や、食道等の管状構造２５０をイメージングするのに利用される カテーテルモジュールを示す。ファイバー２５１は、外部シース２５３に回転可 能に装着された内部回転シース２５２に埋設されている。内部シース２５２は、 ファイバー２５１２の端にレンズ２５４と傾斜した鏡面２５５を有している。プ ローブは管壁２５０に沿って長手方向２５７に走査され、一方内部シース２５２ は回転されて管壁を２次元で走査する。３次元走査を与えるための深さ方向の次 元の走査は、スワンソン（Swanson）らの米国特許第５３２１５０１号に記載さ れた技術の一つによって達成される。 以上、本発明は、理解を明瞭にするために、実施例によりある程度詳細に説明 されたが、請求の範囲に入るような偏向や修正がなされてもよいことは明らかで ある。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＣＡ，ＪＰ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．患者の身体内の器官、ルーメン、または他の内部構造をイメージングして、 当該器官、ルーメン、または他の内部構造の関心領域の３次元再生を行うイメー ジング方法において、 カテーテルイメージングチップを含むイメージングシステムを準備し、 カテーテルイメージングチップに近接して装着された少なくとも１つの追跡要 素と、カテーテルイメージングチップから離れた配置された複数に基準フレーム 要素とからなるカテーテル追跡システムを準備し、 カテーテルイメージングチップを器官、ルーメン、または他の内部構造の関心 領域に配置し、 イメージングシステムを使用して、カテーテルイメージングチップの移動中に 、カテーテルイメージングチップの周囲の複数の画像を取得し、 移動中に取得される各画像に対して、イメージングチップにおけるカテーテル に対する接線の位置を記録し、該接線はローカルカテーテル軸を提供し、 カテーテル追跡システムを使用して移動中にカテーテルチップ内の画像原点の Ｘ，Ｙ，Ｚ座標を記録し、 曲がった３次元カテーテル移動軌跡の回りの複数の画像を積み重ね、 第１の画像の原点を第１の記録位置に配置し、後続の画像を曲がりに沿った各記 録位置において第１の画像からカテーテル軸に垂直にそれぞれの距離離れたとこ ろに配置するステップからなるイメージング方法。 ２．前記カテーテルイメージングチップは管腔内光学コヒーレンストモグラフィ プローブであり、 前記複数の画像を取得するステップは、カテーテルイメージングチップの周囲 を干渉計使用により（interferometrically）走査することを含む請求項１に記 載の方法。 ３．前記カテーテルイメージングチップは管腔内超音波プローブであり、 前記複数の画像を取得するステップは、カテーテルイメージングチップの周囲 を超音波検査的に（echographic）走査して、超音波検査画像を取得することを 含み、 各画像は超音波検査データセットに対応する請求項１に記載の方法。 ４．少なくとも１つの追跡要素は、カテーテルイメージングチップの近傍に装着 された超音波トランスデューサであり、 複数の基準フレーム要素は、カテーテルイメージングチップから離れて位置す る超音波トランスデューサである請求項１に記載の方法。 ５．カテーテル追跡システムは、さらに、 （ｉ）前記追跡トランスデューサが前記基準フレームトランスデューサによって 受信される超音波信号を生成することを可能にし、 （ii）前記超音波信号の生成と、前記基準フレームトランスデューサによる受信 との間の経過時間を連続的に測定し、 （iii）前記フレームトランスデューサのお互いに対する位置と、前記追跡トラ ンスデューサの前記基準フレームトランスデューサに対する位置とを演算する、 ための回路からなる請求項４に記載の方法。 ６．カテーテルの移動はカテーテルイメージングチップのプルバックを含む請求 項１に記載の方法。 ７．各画像は、記録されたカテーテルに対する接線はカテーテル移動軌跡に対す る近似接線と一致している請求項１に記載の方法。 ８．前記トランスデューサの変位を決定するとともにそれらの速度を決定するた めに、前記超音波信号の生成と受信、およびトランスデューサ位置の演算のシー ケンスを繰り返すステップをさらに有する含む請求項５に記載の方法。 ９．カテーテルチップの角度を決定するステップをさらに有する請求項７に記載 の方法。 １０．前記カテーテル追跡システムは前記イメージングチップに近接して装着さ れた少なくとも２つの追跡要素からなり、 前記角度は、カテーテルチップ接線の近似として、前記イメージングチップに 近接する少なくとも２つの追跡要素の位置を通る線を見出すことによって決定さ れる請求項９に記載の方法。 １１．前記２つの追跡要素は超音波トランスデューサである請求項１０に記載の 方法。 １２．前記角度は、前記少なくとも１つの追跡要素の２つの連続する位置を通る 接線を見出すことによって決定される請求項９に記載の方法。 １３．前記少なくとも１つの追跡要素は全方向性である請求項１に記載の方法。 １４．前記基準フレーム要素は全方向性である請求項１に記載の方法。 １５．前記基準フレーム要素は患者の内部に配置されている請求項１に記載の方 法。 １６．前記基準フレーム要素は患者の外部に配置されている請求項１に記載の方 法。 １７．前記複数の画像を取得するステップは、カテーテルチップにおいてカテー テル軸にほぼ垂直な断面を本質的に走査することを含む請求項１に記載の方法。 １８．前記複数の画像を取得するステップは、カテーテルイメージングチップの 位置にその頂点を有するとともに大きな頂角を有する円錐面を本質的に走査する ことを含む請求項１に記載の方法。 １９．前記円錐面の頂角は１５０−１７０度である請求項１８に記載の方法。 ２０．前記各超音波検査データセットは、カテーテルイメージングチップに原点 を有する３次元クラウド（cloud）を表す請求項３に記載の方法。 ２１．少なくとも１つの追跡要素がイメージングチップの２０ｍｍ以内に装着さ れている請求項１に記載の方法。 ２２．患者の身体内の器官、ルーメン、または他の内部構造をイメージングして 、当該器官、ルーメン、または他の内部構造の関心領域の正確な３次元再生を行 うカテーテルイメージングシステムにおいて、 基端領域、先端領域、および前記先端領域内に動作可能に配置されたイメージ ングチップを有するカテーテルと、 カテーテルイメージングチップに近接して装着された少なくとも１つの追跡要 素と、カテーテルイメージングチップから離れて配置された複数の基準フレーム 要素とからなるカテーテル追跡システムと、 前記イメージングチップに動作可能に連結された自動長手位置変換器と、 前記イメージングチップ、追跡システム、および自動長手位置変換器に連結さ れたシステムとからなり、 動作中、前記システムは、前記イメージングチップを自動的にプルバックし、 一方前記イメージングチップの周囲の複数の画像を取得し、移動中に前記イメー ジングチップの位置座標を追跡するカテーテルイメージングシステム。 ２３．前記システムは、さらに、 （ｉ）前記少なくとも１つの追跡要素が前記基準フレーム要素によって受信され る超音波信号を生成することを可能にし、 （ii）前記超音波信号の生成と、前記基準フレーム要素による受信との間の経過 時間を連続的に測定し、 （iii）前記基準フレーム要素のお互いに対する位置と、前記少なくとも１つの 追跡要素の前記基準フレーム要素に対する位置とを演算する、ための回路からな る請求項２２に記載のカテーテルイメージングシステム。 ２４．前記少なくとも１つの追跡要素はトランスデューサであり、前記基準フレ ーム要素はトランスデューサである請求項２３に記載のカテーテルイメージング システム。 ２５．前記少なくとも１つの追跡要素はトランスデューサであり、前記基準フレ ーム要素はトランスデューサである請求項２２に記載のカテーテルイメージング システム。