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JP-2026514821-A - スピニング単一素子の超音波トランスデューサ及び集束技術

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Abstract

カテーテル内のスピンする血管内超音波トランスデューサを含むシステム及び方法は、例えば、撮像周波数、音響開口サイズ、機械的、物理的、及び／又は電子的集束を介して撮像を最適化するために使用される。個々の走査線ごとの有効な集束は、例えば、振幅、位相、及び／又は時間軸調整を適切に調整することを介して、複数の隣接する走査線信号の位相感知組み合わせによって、修正される。 【選択図】図１

Inventors

  • ロフトマン リカード クリントン
  • フィリップス パトリック ジョン
  • ピアッツァ ダニエロ ビー

Assignees

  • エビデント バスキュラー インコーポレイテッド

Dates

Publication Date
20260513
Application Date
20240411
Priority Date
20230424

Claims (20)

  1. 回転単一素子超音波トランスデューサからの超音波データを処理するための方法であって、 回転単一素子超音波トランスデューサから元の複数の画像線を取得することであって、 前記回転単一素子超音波トランスデューサは、可撓性の細長い部材の管腔内に配置された駆動シャフトに取り付けられ、 前記元の複数の画像線の各々は、前記回転単一素子超音波トランスデューサが前記駆動シャフトの長手方向軸を中心にスピンしている間に、単一平面内のパルスエコー放射及びパルスエコー受信によって取得され、 前記元の複数の画像線の各々は、前記単一の平面内の角度指向性に対応し、 前記角度指向性は、回折によって支配される特性を含む、 取得することと、 前記元の複数の画像線を処理して、修正された角度指向性特性を有する前記単一平面内の修正された複数の画像線を、 振幅、位相回転、及び時間シフトのスケーリングのうちの１以上による修正と、 前記修正された複数の画像線の各々を生成するための前記元の複数の画像線のうちの少なくとも２つの位相感知加算と を介して生成することであって、 前記振幅の前記スケーリング、前記位相回転、及び前記時間シフトのうちの１つ以上による前記修正は、撮像時の１つ以上の孤立点目標の位置に対応する方向を中心として前記元の複数の画像線よりも線形位相を呈する前記修正された複数の画像線を生成するように、構成される、 生成することと を含む、方法。
  2. 前記元の複数の画像線の各々は、極座標を有する角度指向性に対応する、請求項１に記載の方法。
  3. 前記修正は、前記位相回転及び／又は前記時間シフトを含む、請求項１に記載の方法。
  4. 前記回転単一素子超音波トランスデューサは、血管内又は他の管腔内撮像に使用され、前記回転単一素子超音波トランスデューサは、１０～１００ｒｐｓの範囲の回転／秒（ｒｐｓ）で回転する、請求項１に記載の方法。
  5. 前記位相回転及び前記時間シフトのうちの１つ以上による前記修正は、振幅をスケーリングすることをさらに含む、請求項１に記載の方法。
  6. 前記位相回転及び前記時間シフトのうちの１つ以上による前記修正は、前記元の複数の画像線のうちの前記少なくとも２つの前記位相感知加算の前に振幅をスケーリングすることをさらに含む、請求項１に記載の方法。
  7. 前記位相回転及び前記時間シフトのうちの１つ以上による前記修正は、撮像深さの関数である、請求項１から６のいずれか一項に記載の方法。
  8. 前記元の複数の画像線を処理することは、前記元の複数の画像線内の前記１つ以上の点目標を決定することを含む、請求項１から６のいずれか一項に記載の方法。
  9. 前記１つ以上の点目標が、画像内の１つ以上の深さに集束される、請求項１から６のいずれか一項に記載の方法。
  10. 横寸法の空間分解能のために前記１つ以上の点目標からの前記パルスエコー受信の主ピークを狭めることをさらに含む、請求項１から６のいずれか一項に記載の方法。
  11. 横寸法の主ピークから離れて前記１つ以上の点目標からの応答を低下させることによってクラッタ除去を改善する、請求項１から６のいずれか一項に記載の方法。
  12. 前記位相感知加算は、前記元の複数の画像線のうちの前記少なくとも２つの位相感受性ベクトル総和を含む、請求項１から６のいずれか一項に記載の方法。
  13. 前記元の複数の画像線は、２走査線と４００走査線との間を含む、請求項１から６のいずれか一項に記載の方法。
  14. 前記元の複数の画像線が、１メガヘルツ（ＭＨｚ）から９０ＭＨｚの間の撮像周波数で取得される、請求項１から６のいずれか一項に記載の方法。
  15. 組織境界、プラーク、カルシウム、血栓、解離、及び／又はステントアポジションの１つ以上を識別するために人工知能アルゴリズムを使用して、画像又は画像解析に関連するエッジベースの機械学習計算を実行することをさらに含む、請求項１から６のいずれか一項に記載の方法。
  16. 単一回転素子を使用する血管内超音波カテーテルシステムの集束のための方法であって、 前記単一回転素子をスピンさせながら１つ以上の超音波信号を生成することと、 １つ以上の後方散乱超音波信号を受信することであって、前記１つ以上の後方散乱超音波信号は１つ以上の一次後方散乱信号を含み、隣接する超音波信号が１つ以上の二次後方散乱信号を含む、受信することと、 前記１つ以上の二次後方散乱信号を、孤立点目標が画像化される前記１つ以上の一次後方散乱信号との関係に基づいて、調整することと、 前記１つ以上の一次後方散乱信号と前記１つ以上の二次後方散乱信号とを組み合わせて１つ以上の合成フレーム線を形成することと、 前記合成フレーム線に基づいて画像を生成することと を含む、方法。
  17. 前記１つ以上の二次後方散乱信号を調整することは、前記１つ以上の二次後方散乱信号の振幅のスケーリング、前記１つ以上の二次後方散乱信号の位相回転、及び前記１つ以上の二次後方散乱信号の時間シフトのうちの、１つ以上を含む、請求項１６に記載の方法。
  18. 前記振幅の前記スケーリング、前記位相回転、及び前記時間シフトのうちの１つ以上による前記１つ以上の二次後方散乱信号の前記調整は、撮像時の１つ以上の孤立点目標の位置に対応する方向を中心としてより線形な位相を有する修正された複数の画像線を生成するように構成される、請求項１７に記載の方法。
  19. 前記１つ以上の後方散乱信号内の前記１つ以上の点目標の位置を決定することをさらに含む、請求項１８に記載の方法。
  20. 前記１つ以上の点目標は、画像内の１つ以上の深さに集束される、請求項１９に記載の方法。

Description

関連出願の参照 本出願は、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる、「スピニング単一素子の超音波トランスデューサ及び集束方法（Ｓｐｉｎｎｉｎｇ Ｓｉｎｇｌｅ Ｅｌｅｍｅｎｔ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ ａｎｄ Ｆｏｃｕｓｉｎｇ Ｍｅｔｈｏｄｓ）」と題する、２０２３年４月２４日に出願された米国仮出願第６３／４９７，９６２号の優先権の利益を主張する。 本開示は、医療目的のための診断及び撮像用途のための超音波の使用などの超音波の分野に関する。血管内超音波（Ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ：ＩＶＵＳ）撮像は、例えば、撮像中にスピンする単一トランスデューサ素子を含む複数の実施形態で提供される。 血管内撮像に使用されるものを含む超音波撮像トランスデューサは、組織などの超音波トランスデューサの近くの物体からの反射に基づいて画像を生成するために音波を放射及び受信する。 以下の図面は、例示のみを目的としており、非限定的な実施形態を示す。いくつかの実施形態では、異なる図の特徴を組み合わせることができる。 一実施形態による回転血管内超音波システムの例示的なブロック図である。 一実施形態による処理済み血管内超音波画像を生成するための例示的なプロセスを示す図である。 一実施形態による処理済み血管内超音波画像を生成するための例示的なプロセスを示す図である。 一実施形態による連続波撮像システムの角感度を示す等高線図である。 一実施形態による連続波撮像システムの改善による角感度を示す等高線図である。 一実施形態によるカテーテル本体内の音速の好ましくない選択を伴う連続波撮像システムの角感度を示す等高線図である。 一実施形態による、不十分な角度分解能を有する連続波撮像システムの補正を示す等高線図である。 一実施形態による、中心線に対する位置の関数として計算された位相調整を示す等高線図である。 本明細書に記載のシステム及び方法は、いくつかの実施形態によれば、回転トランスデューサを用いて、改善された血管内超音波撮像を作成することを目指している。いくつかの実施形態では、超音波撮像は、軸（例えば、カテーテルの長手方向軸、管腔、駆動シャフト、駆動ケーブル、駆動コイル、駆動トレイン、駆動アクチュエータ）を中心に回転又はスピンする間にのみ実行される。いくつかの実施形態では、超音波撮像は、単一の平面内の単一の軸を中心に回転又はスピンしながら行われる。一実施形態では、回転は、スピンすることなしに軸を中心とした曲げなどの曲げを含む、ということは、ない。一実施形態では、回転は、スピンすることなしに、直線軸、カテーテル本体などの軸に直交する作動などの作動を含む、ということはない。例えば、本明細書に記載のシステム及び方法は、ある範囲の深さ、又は超音波トランスデューサからの距離にわたって集束が強化及び改善された、血管内超音波画像を生成する。典型的には、回転血管内超音波音響開口は、カテーテル本体を通る屈折によって集束されない、又はわずかに集束／集束解除され得る。様々な実施形態では、機械的回転を介する連続的な撮像フレームのために、カテーテル内で３６０度の回転でスピンするときに、改善された撮像集束が達成される。ＮＵＲＤは、存在する場合、回転デバイスの実用的な適用に対するリスクとなり得る。 様々な実施形態では、本明細書に記載のシステム及び方法は、ある範囲の深さ、又は超音波トランスデューサからの距離にわたって集束が強化及び改善された、血管内超音波画像を生成する。いくつかの実施形態では、撮像を最適化するために改善された撮像が使用される。一実施形態では、単一の超音波トランスデューサ（例えば、単一素子のみを有する、複数の素子を有しない、複数の素子を有しない、及び／又は素子のアレイを有しない）が、音響撮像用のカテーテルを用いて血管内部位に位置決めされる。様々な実施形態では、ＩＶＵＳ撮像は、単一の超音波トランスデューサが回転している間にのみ行われる。様々な実施形態では、ＩＶＵＳ撮像は、単一の超音波トランスデューサが単一の軸（例えば、カテーテル、管腔、又は駆動シャフトの長手方向軸）を中心に回転している間に単一の平面内で行われる。一実施形態では、撮像は複数の平面で実行されない。様々な実施形態では、撮像は、複数のトランスデューサなしで、複数の素子なしで、複数のトランスデューサなしで、複数の素子なしで、トランスデューサのアレイなしで、及び／又は素子のアレイなしで実行される。一実施形態では、超音波トランスデューサが静止している間に撮像は実行されない。一実施形態では、ＩＶＵＳデバイスは、単一素子トランスデューサの機械的回転を用いて連続フレームを有する３６０度画像を作成する。治療部位の血管解剖学的構造の画像及び／又は測定値は、超音波トランスデューサの回転によって角度を変更するラジアル線に沿って誘導される超音波パルスエコー事象で血管系内から周囲組織をインタロゲーションし、超音波パルスに応答する複数の後方散乱信号に基づいて組織の画像を作成することによって、作成されてもよい。一実施形態では、３６０度画像は単一の平面内にある。一実施形態では、３６０度画像は複数の平面内にない。一実施形態では、極座標系が使用される。血管の解剖学的構造は、超音波トランスデューサ（単一の、スピニングトランスデューサなど）から異なる角度に向けて音響超音波パルスエコー事象を使用する、血管系内からのインタロゲーションを介して撮像される。このようにして、極座標に自然に適した、一連の画像が生成される。様々な実施形態では、ＩＶＵＳ撮像は、組織及び／又はプラーク（例えば、硬いプラーク、柔らかいプラーク、傷つきやすいプラーク、石灰化したプラーク、実質的に石灰化していないプラークのいずれか１つ以上）の撮像の明瞭性及び／又は鮮明さを改善するために、単一の超音波トランスデューサが単一の軸（例えば、カテーテル、管腔、又は駆動シャフトの長手方向軸）を中心に回転している間に単一の平面内で行われる。様々な実施形態では、ＩＶＵＳ撮像は、単一の超音波トランスデューサが血栓の改善された撮像明瞭性のために、単一の軸を中心に回転している間に単一の平面内で行われる。 様々な実施形態では、ＩＶＵＳ撮像の角度又は円周方向の空間分解能は、回折の物理学によって与えられるトランスデューサの受動的指向性関数によって制限され得る。様々な実施形態では、ＩＶＵＳシステムは、１０～５００μｍ（例えば、１０、２０、３０、４０、５０、６０、７０、８０、９０、１００、１２５、１５０、１７５、２００、２２５、２５０、２７５、３００、３２５、３５０、３７５、４００、４２５、４５０、４７５、５００μｍ及びその中の任意の値及び範囲）の撮像軸方向分解能を有する。様々な実施形態では、ＩＶＵＳシステムは、１０～５００μｍ（例えば、１０、２０、３０、４０、５０、６０、７０、８０、９０、１００、１１０、１２５、１４５、１５０、１７５、１８５、２００、２１５、２２５、２５０、２７５、２９０、３００、３２５、３５０、３７５、４００、４２５、４５０、４７５、５００μｍ及びその中の任意の値及び範囲）の撮像横方向分解能を有する。様々な実施形態では、ＩＶＵＳシステムは、２度～２０度（例えば、２、３、４、５、６、７、８、９、１０、１１、１２、１３、１４、１５、１６、１７、１８、１９、及び２０度並びにその中の任意の値及び範囲）の撮像横方向分解能を有する。様々な実施形態では、撮像中に単一の超音波トランスデューサを単一の軸を中心に回転又はスピンさせることにより、撮像の明瞭性及び鮮明さが５～２００％以上改善される。様々な実施形態では、ＩＶＵＳ画像分解能は５～２００％改善される（例えば、５、１０、１５、２０、２５、３０、３５、４０、４５、５０、５５、６０、６５、７０、７５、８０、８５、９０、９５、１００、１１０、１２０、１３０、１４０、１５０、１６０、１７０、１８０、１９０、２００％及びその中の任意の値及び範囲）。一実施形態では、この受動的指向性は、多素子トランスデューサアレイで行ってもよいような、単一のトランスデューサ素子で超音波ビームを能動的に集束又は操縦するために時間遅延又は位相を制御する能動的な手段を含まない。孤立した点目標に対する撮像システムの応答は、点拡散関数と呼ばれ、この関数は、その寸法に特に関係するときに横方向応答のみを示すように折り畳むことができる。 そのような受動的に集束されたデバイスの横方向応答特性を最適化するためにデバイス設計者の制御下にある特定の要因は、（例えば、１～１０、１０～１５、１０～２０、１０～２５、１０～３０、１０～４０、１５～３０、１５～３５、１５～４０、１５～５０、１５～６０、１５～７０、２０～３０、３０～４０、４０～５０、２０－２５、２０～３０、２０～４０、２０～４５、２０～５０、２５～３５、２５～４０、２５～４５、２５～５０、３０～４５、３０～５０、４０～４５、４５～５０、５０～６０、５０～７０、５０～８０、５５～７５、５５～６５、６０～７０、６０～９０、７０～８０、７０～９０ＭＨｚ及びその中の任意の値及び範囲の）１～９０ＭＨｚの範囲でのような）撮像周波数を含む。一実施形態では、デバイスは６０ＭＨｚの周波数を有する。いくつかの実施形態では、音響開口サイズ（単一素子デバイスの場合のトランスデューサ素子サイズに等しい）など、そのような受動的に集束されるデバイスの横方向応答特性は最適化され、焦点距離を「無限遠」（フラットトランスデューサによって生成することができる）からより浅い深さに移動させるなど、物理レンズによって固定集束特性を潜在的に変更する。様々な実施形態では、固定集束深さは、１～１０ｍｍ（例えば、１．０、１．１、１．２、１．３、１．４、１．５、１．７、１．８、２．０、２．４、２．５、２．７、２．８、２．９、３．０、３．１、３．２、３．３、３．４、３．５、３．７、４．０、４．５、５．０、５．５、６．０、６．５、７．０、７．５、８．０、８．５、９．０、９．５、及び１０．０ｍｍ、並びにその中の任意の値又は範囲である。一実施形態では、固定集束深さは２．５ｍｍ～３．５ｍｍ（例えば、２．５、２．６、２．７、２．８、２．９、３．０、３．１、３．２、３．３、３．４、３．５ｍｍ及びその中の任意の値又は範囲）である。 標準的な単一素子回転ＩＶＵＳデバイスでは、開口部の集束は、特に近接場では準最適なことが多い。標準デバイスは典型的に、真の集束レンズを有さず、「無限遠での集束」と呼ばれるものをもたらす。この無限遠の集束は、目標とする臨床撮像要件に対して深すぎるか又は遠すぎる可能性があり、その結果、近接場での空間分解能が低下する。いくつかの実施形態では、カテーテル本体の好ましい材料選択は、より浅い集束深さを近似することによって状況を改善することができるが、これは依然として標準的なデバイス構造では不完全又は準最適であり得る。一実施形態では、任意の物理的緩和は受動的であるため、撮像深さの関数として集束を能動的に調整することはできない。標準的な血管内超音波システムは、準最適なぼやけた撮像を生成することができ、一般に、近接場／遠距離場遷移での自然焦点に依存する。血管内超音波撮像の角度又は円周方向の空間分解能は、撮像システムの横方向感度関数（例えば、イメージャの点拡散関数を介して）によって特徴付けることもできる。特定の実施形態は、非集束単一素子トランスデューサ血管内超音波システムが単一の深さに集束することを可能にする機械的レンズなどの解決策に依存する。標準的な血管内超音波システムでは、単一素子で１を超える数の深さに個々の線を集束させることはできないことが多く、近接場が特に問題となる。 いくつかの実施形態では、血管内超音波（ＩＶＵＳ）システムは、カテーテル本体、超音波撮像トランスデュ