JP2003525067A

JP2003525067A - Ｃｆｒおよび付加的な臨床的血流力学パラメータを圧力ベースで測定するための方法およびシステム

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Publication number: JP2003525067A
Application number: JP2000603574A
Authority: JP
Inventors: ドガニィ，エルハナン; ノスコウィッチ，シモン・ヘンリ; シャルマン，エブゲニィ; バラク，チェン
Original assignee: フローレンス・メディカル・リミテッド
Priority date: 1999-03-09
Filing date: 2000-03-09
Publication date: 2003-08-26
Also published as: AU3187900A; WO2000053081A1; EP1251769A1

Abstract

(57)【要約】本発明は、血管または管状導管における心疾患の改良された臨床的診断および治療のための、狭窄の発病度に関する臨床的パラメータを判定する、血管内圧力測定をベースとした装置および方法に関する。より特定的には、本発明は、速度測定装置によって先に得られる、臨床的に重要な周知の冠状動脈血流予備能（ＣＦＲ）を判定する方法を提供する。さらに、狭窄のない同じ血管内の冠状動脈血流予備能を評価して、必要な医学治療を選択するのに使用することが可能である。（狭窄にかかる圧力測定のみを使用する）インターベンション中に、狭窄血管内で、さらなる圧力ベースの臨床パラメータ、拡張期対収縮期速度比（ＤＳＶＲ）および血流予備量比（ＦＦＲ）を、同時に、同じインターベンション用装置を使用して、計算することも可能である。（ＦＦＲ等の）これらのパラメータとＣＦＲとの相関もまた、狭窄の発病度、下流の狭窄および、血管床の状態、または動脈瘤に関する状態を評価するのに使用することが可能である。健康な血管床について、ＣＦＲとＦＦＲとの間に相関があることは知られている。所与のＦＦＲに対してあまりにも低いＣＦＲ値は、下流の血流に制限があるか、血管拡張薬の注入が不充分であることを示す。所与のＦＦＲに対してあまりにも高いＣＦＲ値は、血管床の疾患を示す。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の分野】

本発明は一般に医学診断および治療装置の分野に関し、血管損傷および血管床
といった、血管内の特徴を示すためのシステムに関する。

【０００２】

【発明の背景】

血管の疾患はしばしば、血管のアテローム硬化性閉塞による血流の低下によっ
て明らかになる。たとえば、心筋に血液を供給する冠状動脈の閉塞は、心疾患の
要因である。様々な種類の損傷を治療するために、多くの方法が現時点において
利用可能である。これらの方法のうちいくつかを石灰化した損傷を開く能力に関
して弱いものから強いものへと順に挙げると、経皮経管血管形成術（ＰＴＣＡ）
、カッティングバルーン（Cutting balloon）血管形成術、方向性冠動脈内粥腫
切除術（ＤＣＡ）、回転式冠動脈内粥腫切除術（ＲＣＡ）、超音波切断（Ultras
onic breaking）カテーテル血管形成術、経管吸引カテーテル（ＴＥＣ）粥腫切
除術、ロータブレーター（Rotablator）粥腫切除術、およびエキシマレーザー血
管形成術（ＥＬＣＡ）がある。血管の再閉鎖（反跳としても知られる）を防ぐた
めに、損傷内にはしばしばステントが配置される。

【０００３】損傷の特徴は、その損傷の近位および遠位における血管の状態ならびに血管床
の状態と合せて、医学的にかつ経済的に最適な治療方法または最良の方法の組合
せを判定するのに使用される。ジオメトリ（geometry）、血圧（pressure）およ
び血流（flow）の３つの変数が、心臓血管系統においてしばしば測定される。こ
れらの測定は治療前、治療中および治療後に行なわれ、診断および治療のデータ
を提供する。治療前の測定は、治療を慎重に選択するのに役立つ。治療中および
治療後の測定により、治療の効率を評価することができる。近年のプローブの微
細化により、以前では不可能であったまったく新しい範囲での血圧および血流の
測定が可能になっている。

【０００４】損傷のジオメトリは、血管造影法、定性的冠動脈血管形成術（ＱＣＡ）、また
は血管内超音波法（ＩＶＵＳ）によって評価される。これらの測定によれば、狭
窄径率（percent diameter stenosis）（血管形成術もしくはＱＣＡ）または狭
窄面積率（percent area stenosis）（ＩＶＵＳ）を計算することができる。こ
のような情報は狭窄の発病度（severity）を評価するのに使用されるが、ここ数
年で、臨床医は、冠動脈疾患の正しい評価のためには血圧および血流に関する直
接的な身体の情報が必要であることに気付いた。圧較差（pressure gradient）
等の生理学的な測定は、損傷の発病度を示すものとして臨床的に使用されている
。しかし、狭窄にかかる圧較差をその機能的意味に関連付けようとするこれまで
の試みは満足のいくものではない。ＰＴＣＡ後の圧較差の低下が、治療が成功し
たかどうかを見極めるのに使用されているが、それらの相関は低い。

【０００５】他のパラメータもまた損傷の発病度を示すものとして規定されているが、それ
らの方がより有効であることがわかっている。冠動脈血流速度予備能（coronary
flow velocity reserve, ＣＦＶＲ）は、充血（hyperemic）対基線（baseline
）の血流速度の比として定義付けられる。血流予備量比（fractional flow rese
rve, ＦＦＲ）は、充血時の（狭窄に対して）遠位の血圧（Ｐｄ）対大動脈圧（
Ｐａ）の比として定義付けられる。充血状態は、血管拡張薬（パパベリン、アデ
ノシン等）を投与することによって得られる。臨床研究によれば、ほとんどの場
合、ＣＦＶＲ＜２の損傷は上述の方法のうちいずれかを使用して治療する必要が
あり、ＣＦＶＲ＞２の患者については血管形成術は行なわないでよいことが認め
られた。同様に、ほとんどの場合、ＦＦＲ＞０．７５であれば血管形成術は行な
わなくてもよい。冠動脈血流は本来、心拡張期に起こり、冠動脈血流全体に対す
る心収縮期の寄与は小さい。正常な動脈と狭窄のある動脈との間に、拡張期対収
縮期速度比（diastolic to systolic velocity ratio, ＤＳＶＲ）に顕著な差が
認められた。有意である（significant）損傷と有意でない（non-significant）
損傷とを区別するのに、１．７のカットオフ値が提案された。

【０００６】ＦＦＲとＣＦＶＲとは互いに独立しているが相補的なインジケータである。前
者は特定の損傷の特徴を示すのに対して、後者は損傷のある血管（損傷および遠
位の床）の特徴を示す、より包括的なパラメータである。臨床研究（Di Mario e
t al., Catherization and Cardiac Diagnosis 38, 189-201, 1996)は、患者の
約７５％について、ＣＦＲおよびＦＦＲは損傷の発病度に関して同じ結論を導い
たことを示しており、同時に、患者の２５％については、損傷の発病度に関する
それらの結論が異なったことを示している。このことは、冠状動脈血流予備能と
血流予備量比とを同時に判定することが極めて重要であり、それによって損傷の
発病度に関して付加的かつより完全な情報が臨床医に与えられることを意味して
いる。

【０００７】圧力および速度を観察するガイドワイヤに関して、近年大きな技術的進歩が見
られた。たとえば、血管内圧力測定のために、０．０１４”プレッシャワイヤ（
Pressure Wire、商標）（Radi Medical System, Uppsala, Sweden）が今や利用
可能である。しかし、軽度の狭窄の場合、それらの測定には、診断用の低背型（
low profile）カテーテル、（Millar Instruments, Inc., Houston, Texas, U.S
.A.から入手可能な）ミラー（Millar）圧力トランスデューサカテーテル、また
は他の血管内圧力器具のどれを使用してもよい。

【０００８】血管内速度測定には、０．０１４ドップラフローワイヤ（Doppler Flow wire
）（Cardiometrics Inc., Mountain View, CA）が今や利用可能である。どちら
のワイヤも、血流を大きく妨げることなく、冠動脈系統（coronary tree）の末
梢部位（distal parts）へと進めることが可能である。ＦＦＲとＣＦＶＲとを同
時に測定するには、両方のワイヤを使用せねばならない。このような手順は複雑
であり、費用も高くつくので、研究目的のみに使用されていた。したがって、臨
床医は、冠動脈血流速度予備能（ＣＦＶＲ）を計算するための速度測定または血
流予備量比（ＦＦＲ）を計算するための血圧測定のいずれかを使用する。さらに
、フローワイヤを操作する場合、血管断面における先端の位置が微妙である。ワ
イヤ先端が長手軸に沿って位置付けられれば、測定は正確に行なうことができる
。しかし、ワイヤが境界層に入れば、大きな誤差が生じてしまう。したがって、
フローワイヤの操作には高い技術力および高額の費用が必要である。幸いなこと
に、プレッシャワイヤについてはこのような制限はなく、簡単な操作で正確なデ
ータを得ることが可能である。

【０００９】

【発明の概要】

本発明は、狭窄にかかる圧力測定を使用して、ＦＦＲに加えて、冠状動脈血流
予備能（coronary flow reserve, ＣＦＲ）および拡張期対収縮期速度比（ＤＳ
ＶＲ）なる血流をベースとした臨床的特徴を計算するための、方法を提供する。
さらに、狭窄のない同じ血管内の冠動脈血流予備能（ＣＦＲ₀）もまた、動脈瘤
とともに評価することが可能である。ＦＦＲ、ＣＦＲ，ＣＦＲ₀およびＤＳＶＲ
は、対象となる血管の完全な特徴付けのために同時に計算される。さらに、本発
明は一般に、閉塞にかかる圧力を測定するよう適合された少なくとも１つの圧力
センサを有する、血管または尿道等の管状導管における特徴を判定するためのセ
ンサ装置に関する。

【００１０】本発明は、該少なくとも１つのセンサに動作的に接続されたプロセッサユニッ
トと、該プロセッサユニットを制御するためのプログラムを提供する。該プロセ
ッサユニットは、該プログラムで動作して、センサから信号を受取り、センサ信
号の変化を識別し、管状導管の特徴を検知し、ここで管状導管の特徴はセンサ信
号の変化から導出され、該ユニットはさらに、該管状導管の特徴を認識してそれ
にラベルを割当てる。本発明は、自動相似伝送（Automatic Similar Transmissi
on）方法を含むシステムを提供する。

【００１１】判定され得る特徴は、血管内の血流比（flow ratio）と、血管内の冠動脈血流
予備能と、血管内の拡張期対収縮期速度比と、血管床の状態を評価するための、
狭窄のない同じ血管内の血流予備量比と合せて得られる冠動脈血流予備能および
それらの相関の分析と、血管拡張の有効性を評価するための、狭窄のない同じ血
管内の血流予備量比と合せて得られる冠動脈血流予備能と、を含む。

【００１２】さらに、本発明は、平均ずり（mean shear）対平均圧力（mean pressure）の
比に等しい血管床指標（vascular bed index, ＶＢＩ₀）を判定することによっ
て、動脈の血流力学的状態を判定する方法を提供する。

【００１３】さらに、本発明は、近位および／または遠位の圧力に基づいてＦＦＲ対ＣＦＲ
の異常な比による微小血管疾患を判定／検知する方法を提供する。該方法は、バ
ルーンを用いる手順と組合せてもよい。また、記載される方法は、（ステント留
置（stenting）前の）ＰＴＣＡ後の評価、ＰＴＣＡ後のＣＦＲの増加による拡張
成功の判定または有効性確認、および、ステントが必要（neded）かどうかの指
示、が可能である。ここに提供される方法およびシステムは、ＦＦＲ対ＣＦＲの
異常な比による微小血管疾患の高い可能性を表わす。さらに、空気の抜けたバル
ーンと組合せた事後ステント留置（Post Stenting）によって、血管のＣＦＲの
評価を可能にする。したがって、本発明の一実施例においては、遠位の圧力測定
のみによってＣＦＲの計算が可能である。

【００１４】最後に、本発明は、動脈内の圧力測定から直接、ＣＦＲおよびＦＦＲを判定す
る方法を提供する。したがって、ＣＦＲおよびＦＦＲが同時に測定されることに
よって、血管床に関する付加的な情報が得られる。本発明は、狭窄血管の発病度
を評価するのに血流力学パラメータを、それらパラメータの信頼性を高めるよう
に提供する。

【００１５】本発明は、添付の図面と関連して以下の詳細な説明からより確実に理解され認
識されるであろう。図中、同じ構成要素には同じ参照番号が付されている。

【００１６】

【詳細な説明】

狭窄のない血管内の圧較差は小さい（５ｃｍ離れた２点間の圧力差は１ｍｍＨ
ｇ未満である）。冠動脈内圧力測定のために医学で使用される圧力測定装置の精
度では、このような小さい圧力差の判定を正確に行なうことができない。したが
って、健康で狭窄のない管内の血流をこれらの既存の圧力測定装置で正確に計算
することは不可能である。この状況は、閉塞（狭窄または何らかの人工的な閉塞
）が血管内に存在すれば異なってくる。このような閉塞にかかる圧力差は、安静
時では４０〜５０ｍｍＨｇに、充血時には６０〜７０ｍｍＨｇに達し得る。この
ような大きな圧力差は、非常に正確に測定することが可能であり、ここに提示す
る方法およびシステムを用いて冠状動脈血流予備能（ＣＦＲ）を計算するのに使
用することができる。この計算されたＣＦＲは、フローワイヤによって測定され
る冠状動脈血流速度予備能（ＣＦＶＲ）とは若干異なり得る。そのような差は、
速度プロファイルにおける変化から生じ得る。利用可能な技術に限定すれば、安
静時における狭窄にかかる圧力差が４ｍｍＨｇより大きければ、正確な結果を得
ることが可能である。しかし、より進歩した分析方法を用いれば、この限度は約
０．５ｍｍＨｇにまで減じることが可能であろう。

【００１７】ここに提供されるように、記載される方法およびシステムによれば、動脈内圧
力測定から直接、ＣＦＲおよびＦＦＲ両方の冠状動脈血流指標を計算することが
可能となる。圧力から導出されたこれらの血流指標は、実際の血流測定値と相関
し、それらを正確に予測した。このような方法を用いることにより、血流を制限
する虚血を低減するよう、経皮冠動脈インターベンション（ＰＣＩ）の判断を正
確に行なうことが可能である。計算流体力学（ＣＦＤ）のシミュレーションおよ
びインビボの実験による確認（confirmance）の両方に基づいてここに提示され
た結果から、ここに提供された方法およびシステムによれば、狭窄発病度のすべ
てのレベルにおいて、圧力測定から導出されたＣＦＲおよびＦＦＲの指標が実際
の血流指標と優れた相関を有することが認められた。

【００１８】さらに、本発明は、オンラインの動脈内圧力測定からＣＦＲおよびＦＦＲを計
算するための方法およびシステムを提供する。冠動脈内圧力測定は、診断的血管
造影を行なって臨床的に問題となる程度の損傷（視覚的狭窄発病度が５０〜７０
％の中程度の損傷）が発見された患者について行なわれた。損傷の近位および遠
位、ならびに経損傷引抜き（trans-lesional pull back）中の基礎圧力測定が、
ここに提供する方法およびシステムによって行なわれた。最大血管拡張が得られ
るように患者には冠動脈内にアデノシンが与えられ、測定値がとられた。

【００１９】 American Journal of cardiology, v. 56, pp. 465-469に発表された、Wong M
., Vijayaraghavan G., Bae J.H., Shah P.M.による、「狭窄オリフィスにかか
る圧力−速度の関係のインビトロでの研究（"In Vitro Study of Pressure-Velo
city Relation Across Stenotic Orifices"）」と題された研究において、狭窄
オリフィスにかかる血圧−血流の関係が拍動性インビトロモデルで調べられた。
それによれば、短い狭窄については、血圧−血流の関係は、広い血圧範囲にわた
って、オリフィスのサイズとは関係がないことがわかった。この関係は二次であ
りゼロを横切る。このことは、短い狭窄については、狭窄にかかる圧較差（ΔＰ
）が下の式（１）のように血流（Ｑ）の二次関数であることを意味する。式（１
）中、Ｋは狭窄径によってのみ決定される定数である。圧力測定値が安静時およ
び充血時に狭窄の上流および狭窄の下流で同時に得られる場合、狭窄にかかる安
静時の血流は下の式（２）を用いて計算することが可能である。また、充血時の
血流は、下の式（３）で求めることが可能である。

【００２０】

【数１】

【００２１】上の式中、ΔＰ_rest、Ｑ_restおよびΔＰ_hyper、Ｑ_hyperはそれぞれ、安静時お
よび充血時の、狭窄にかかる圧較差および血流を表わす。冠動脈血流予備能（Ｃ
ＦＲ）は、安静時の平均血流に対する充血時の平均血流の比として定義され、安
静時および充血時における狭窄にかかる圧力差がわかっていれば、下の式（ａ）
のように計算することが可能である。安静時と充血時とで狭窄のジオメトリが同
じであると仮定すれば、上の式（２）および（３）のＫが消えて、下の式（ｂ）
が得られる。

【００２２】

【数２】

【００２３】したがって、冠動脈血流予備能（ＣＦＲ）は、安静時および充血時の狭窄にか
かる圧力差がわかっていれば計算することが可能である。上の式（２）および（
３）は、短い狭窄についてのみ有効である。任意の狭窄の場合、狭窄にかかる圧
力差は、ΔＰ＝Ｋ₁Ｑ＋Ｋ₂Ｑ²＋Ｋ₃ｄＱ／ｄｔ（Young D.F., Tsai F.Y. "Flow
characteristics in model of arterial stenosis" - II. Unsteady flow. J. B
iomechanics, 1973, vol. 6, pp. 547-559）で表わすことができる。

【００２４】生理学上の範囲において、この式の最初の成分および最後の成分は小さい。１
ｍｍＨｇの精度では、上の式（２）および（３）を使用することが可能である。
狭窄にかかるΔＰが４ｍｍＨｇより大きければ、ＣＦＲ計算の精度は１０％に達
するであろう。

【００２５】ＣＦＲ₀は、狭窄のない健康な血管床の冠動脈血流予備能である。ここで、Ｑ：安静時の狭窄血管内の１回心拍にわたる平均血流；Ｑ^v：充血（血管拡張）時の狭窄血管内の１回心拍にわたる平均血流；Ｑ_N：安静時の同じだが狭窄のない血管内の１回心拍にわたる平均血流；Ｑ_NＶ：充血（血管拡張）時の同じだが狭窄のない血管内の１回心拍にわたる平
均血流；Ｐａ：大動脈圧；Ｐｄ：安静時の平均遠位血圧（distal pressure）の表記を用いると、次の式が成立つ。

【００２６】

【数３】

【００２７】血管床の自己調節は、狭窄の水圧抵抗（hydraulic resistance）を補償すると
考えられる。したがって、安静時にはＱ＝Ｑ_Nであり、したがって、ＣＦＲ₀＝Ｃ
ＦＲ／ＦＦＲとなる。

【００２８】ＣＦＲおよびＦＦＲがわかっていれば、健康な血管床の場合、同じ血管内の冠
動脈血流予備能（ＣＦＲ₀）を導出することができる。高すぎるかまたは低すぎ
るＣＦＲ₀値は、健康でない血管床を表わす。所与のＦＦＲに対して低すぎるＣ
ＦＲ値は、下流の血流の制限（付加的な狭窄）または血管拡張薬の注入不足のい
ずれかを意味する。所与のＦＦＲに対して高すぎるＣＦＲ値は、血管床の疾患を
示す。最後の式は、下に述べるように血管内に人工的な閉塞を位置付けることに
よって冠動脈血流予備能を判定するのに使用することができる。

【００２９】好ましい実施例において、ＣＦＲおよびＦＦＲの計算は、近位および遠位の血
圧を複数パルスに分割することによって行なうことが可能である。パルス分割は
当業者にはよく知られており、たとえば、ＥＣＧ信号を使用したり、圧力信号の
みを使用したりする。自動相似変換（ＡＳＴ）方法は、そのステップが図４３に
示されている。一実施例において、ここに提供されるシステムはこのＡＳＴ方法
を含む。

【００３０】ＡＳＴ方法において、各パルスｐ（ｔ）、０＜ｔ１＜ｔ２が、変換Ｐ（τ）＝
Ｐ（（τ−ｔ１）／（ｔ−ｔ２））、０＜τ＜１を用いて、時間間隔［０１］に
マッピングされる。その後、所与のτに対するすべてのパルスにわたる平均を用
いて、平均圧力パルスＰ_mean（τ）が計算される。結果として次の６つの圧力信
号が得られる：平均近位流体充填圧力（fluid filled pressure）Ｆｐ（τ）；
圧力トランスデューサによって測定される平均近位圧力Ｐｐ（τ）；いずれも圧
力トランスデューサが狭窄の遠位にあるときに安静時に測定される平均流体充填
圧力Ｆｄ（τ）および平均圧力トランスデューサ圧力Ｐｄ（τ）；いずれも圧力
トランスデューサが狭窄の遠位にあるときに血管拡張中に測定される平均流体充
填圧力Ｆｖ（τ）および平均圧力トランスデューサ圧力Ｐｖ（τ）。圧力信号Ｐ
ｄ（τ）およびＰｖ（τ）は、大動脈圧の変化に対して補正される： Pd(τ)=Pd(τ)*平均(Fp(τ))/平均(Fd(τ))； Pv(τ)=Pv(τ)*平均(Fp(τ))/平均(Fv(τ))。

【００３１】ここで、圧力Ｐｐ（τ）、Ｐｄ（τ）およびＰｖ（τ）を使用して、ＣＦＲ、
ＦＦＲおよびＤＳＶＲを計算する。圧力信号のみを使用するパルス検出において
は、パルス検出は移動圧力トランスデューサによって測定された圧力信号に基づ
いて行なわれる。パルス検出方法は以下の段階からなる。

【００３２】１．安静時近位点（Ｐ₁（ｔ））、安静時遠位点（Ｐ₂（ｔ））および血管拡張
時遠位点（Ｐ₃（ｔ））において測定された圧力信号のＦＦＴ（高速フーリエ変
換）。

【００３３】２．間隔（０．５〜１０Ｈｚ）におけるフーリエ係数の最大値に対応する周波
数を、パルス周波数（Ｐ₁シリーズ（series）に対して）_(f)1、（Ｐ₂シリーズに
対して）_(f)2、（Ｐ₃シリーズに対して）_(f)3、として使用する。

【００３４】３．各圧力シリーズ（pressure series）Ｐ_iの圧力について、各パルス最大値
の時間ｔ_imを、以下のステップで求める：ａ．最初の最大値は、ｆをサンプリングレートとして、間隔０＜ｔ＜_(f)i*
ｆ内で発見されねばならない。

【００３５】ｂ．圧力最大数ｋを、間隔（ｔ_m,k-1+0.5*_(f)i*f,t_m,k-1+1.5*_(f)i*f）で探
す。

【００３６】４．時間間隔（t_m,k-1,t_m,k）内で圧力が最小に達する時間Ｔ_m,kを見つける。
ポイントＴ_m,kは、パルス数（number）ｋの始まり（したがってパルスｋ−１の
終わり）の点である。

【００３７】測定された圧力信号は今やパルスに分割されている。パルス選択のために、以
下のステップがとられる。

【００３８】１．各パルスにつき、流体充填（Ｐ_f）および圧力（Ｐ_r）信号の「長さ」ｌｐ
を、等式ｌｐ＝平均（Ｐ²）−平均（Ｐ）＊平均（Ｐ）を用いて計算する。式中
、平均は１回心拍にわたって計算され、ＰはＰ_fまたはＰ_rを意味する。

【００３９】２．ｌｐ_f／ｌｐ＞threshであるパルスのみを考慮する（ここで、ｌｐ_fおよび
ｌｐはそれぞれ、流体充填および圧力パルスの長さであり、treshは、（ソフト
ウェア認識tresh（software realization tresh）＝０．１における）数である
）。これにより、薬の影響を受けたパルスを除外することができる。

【００４０】３．各パルスを、旧バージョンのアルゴリズムと同様に、サンプリングレート
２００Ｈｚで時間間隔（０，１）にマッピングする。

【００４１】４．先のアルゴリズムと同様に、圧力シリーズＰ₁（ｔ）およびＰ₂（ｔ）から
、安静時の平均パルスＰ_1mおよびＰ_2mを計算する（たとえば、Ｐ_1m(k)＝平均（
Ｐ₁(k)）、１＜ｋ＜２００、補間されるパルスの時間点数（time point number
）。平均値は、段階２の後に残っているすべてのパルスにわたって計算される）
。

【００４２】５．狭窄前後のパルス形の違いにより、パルス最小値の位置は収縮期の開始位
置とは異なり得る。補償のために、以下の循環圧力ステップ（cycle pressure s
teps）がとられる。

【００４３】６．ａ．パルスＰ_2mを倍増する。P_2m.double(1:400)＝[P_2m(1:200),P_2m(1:200
)]。

【００４４】ｂ．次の式を計算する。

【００４５】

【数４】

【００４６】ｃ．ｓ(k)が最小に達するときのｋの値であるｋ_minを求める。ここで、Ｐ _2m に代えて、P_2m＝P_2m.double(k_min:k_min+200)を使用する。

【００４７】７．段階２の後に残っているすべてのｎ番目のパルスＰ_3n(1:200)に対して、
ステップ５を行なう。その後、そのパルスのためのＣＦＲ_nを次の式を用いて計
算する。

【００４８】

【数５】

【００４９】８．ＣＦＲ_nが最大に達するときのパルスｎ_maxが求められねばならない。血管
拡張時の平均パルスＰ_3mを、ｎ_max−２：ｎ_max＋２の５つのパルスの平均として
計算する。その後、ＣＦＲおよびＦＦＲが計算される。

【００５０】９．ｄ．パルスＰ_2mを倍増する。P_2m.double(1:400)＝[P_2m(1:200),P_2m(1:200
)]。

【００５１】ｅ．次の式を計算する。

【００５２】

【数６】

【００５３】ｆ．ｓ(k)が最小に達するときのｋの値であるｋ_minを求める。ここで、Ｐ _2m に代えて、P_2m＝P_2m.double(k_min:k_min+200)を使用する。

【００５４】１０．段階２の後に残っているすべてのｎ番目のパルスＰ_3n(1:200)に対して
、ステップ５を行なう。その後、そのパルスのためのＣＦＲ_nを次の式を用いて
計算する。

【００５５】

【数７】

【００５６】１１．ＣＦＲ_nが最大に達するときのパルスｎ_maxが求められねばならない。血
管拡張時の平均パルスＰ_3mを、ｎ_max−２：ｎ_max＋２の５つのパルスの平均とし
て計算する。その後、ＣＦＲおよびＦＦＲが計算される。

【００５７】別の実施例においては、ＣＦＲは狭窄にかかる差に基づいて計算することが可
能であり、体積流量（volume flow rate）Ｑ(t)、最小狭窄断面積Ａ_Nおよび健康
な血管の断面積Ａ₀から、Young-Tsai（Young D.F., Tsai F.Y. A flow characte
ristics in model of arterial stenosis A B II. Unsteady flow. J. Biomecha
nics, 1973, vol. 6, pp. 547-559）の１回心拍（ｕ＝Ｑ／Ａ₀）に対する以下の
式を用いて、推定することが可能である。

【００５８】

【数８】

【００５９】式中、ｕ：平均速度ＣＱ＝１．１Ａ０：血管の断面積Ｄ０：血管の断面径 ρ：血液密度 μ：血液粘度ＬＳ：狭窄長さである。

【００６０】平均（ｕ²）＝ｂ・平均（ｕ）²であれば、安静時および血管拡張時の血流をそ
れぞれＱ、Ｑ_vとして、（ＨＰＧ−充血時圧較差、ＢＰＧ−基線圧較差）は、Ｂ
ＰＧ＝Ｋ１*ｂ*(Ｑ／Ａ₀）²；ＨＰＧ＝Ｋ１*ｂ*(Ｑ_V／Ａ₀）²であり、したがっ
て、ＨＰＧ／ＢＰＧ＝（Ｑ_v／Ｑ）²となる。ＣＦＲ＝Ｑ_v／Ｑであり、したがっ
て、ＣＦＲ＝sqrt（ＨＰＧ／ＢＰＧ）となる。

【００６１】別の実施例において、血流は、狭窄にかかる圧力測定のみを用いて計算された
。安静時および血管拡張後の血流（ｍｌ／ｍｉｎ）は、測定されたＦＦＲに基づ
いて判定され、ＦＦＲと％狭窄（% stenosis）との以下の関係が判定された。

【００６２】

【数９】

【００６３】％狭窄がわかっていれば、平均速度ｕは、Young&Tsaiの式（一次項を除く）に
よって計算することができる。血流Ｑは、血管の径がわかっていれば計算するこ
とができる（Ｑ＝ｕ*πｄ²／４）。ＦＦＲは、％狭窄を推定するのに使用するこ
とができる。図４０には、４匹のイヌすべてについて、充血時の血流および安静
時の血流が示されている。すべてのイヌについて充血時の結果は受入れ可能であ
る（相関係数Ｒ＝０．９４）。安静時の相関係数は比較的低い（Ｒ＝０．７７）
が、これは４番目のイヌが原因である。図４１Ａおよび図４１Ｂからわかるよう
に、最初の３匹のイヌについては測定された血流と計算された血流との相関はよ
り良い（安静時でＲ＝０．８８、血管拡張時でＲ＝０．９５）。

【００６４】ここで図１、図１Ａ、図１Ｂ、図２および図２Ａを参照する。図１、図１Ａお
よび図１Ｂは、血管（損傷領域および非損傷領域）の臨床的血流力学特徴である
ＣＦＲ、ＤＳＶＲおよびＦＦＲを判定するためのシステムの概略等角図である。
このシステムは、本発明の２つの実施例（１および１ａ）に従って構築されかつ
動作する。図２および図２Ａは、図１のシステム１および図１Ａのシステム１ａ
の詳細を示す概略機能ブロック図である。

【００６５】システム１、１ａおよび１ｂは、血管内部の圧力を測定するために、直接また
はカテーテル内腔３を介して血管内に挿入される、圧力センサカテーテルまたは
ガイドワイヤ４を含む。内腔カテーテルは、誘導カテーテル（たとえば、Medtro
nic Interventional Vascular, Minneapolis, U.S.A.製の８ＦＡｒｃｈｅｒ冠
動脈誘導カテーテル）または診断用カテーテル（たとえば、Bard Cardiology, U
.S.A.製のＳｉｔｅｓｅｅｒ診断用カテーテル）、バルーンカテーテル（たとえ
ば、Biotronik GMBH & Co., U.S.A.製のＳｕｐｒｅｍｅ高速変換ＰＴＣＡカテー
テル）または他のどのような中空カテーテルでもよい。システム１ならびにシス
テム１ａおよび１ｂは、１つ（参照番号４）または複数（図３の例）の圧力セン
サをガイドワイヤ上に含み、また、血管内部の圧力を測定するために誘導カテー
テル３の端部を介して接続された流体充填（ＦＦ）圧力トランスデューサ３１（
標準的なカテーテル法実験器具）を含み得る。例示の実施例において、圧力セン
サ４は、Millar Instruments Inc., TX, U.S.A.から市販されている、３Ｆ単一
圧力センサモデルＳＰＣ−３３０Ａもしくはデュアル圧力カテーテルＳＰＣ−７
２１であるか、または、Radi Medical Systems, Upsala, Sweden製の０．０１４
”ガイドワイヤ装着型圧力センサ、製品番号１２０００、もしくは、米国カリフ
ォルニア州のCardiometrics Inc., an Endsonics company製のＣａｒｄｉｏｍｅ
ｔｒｉｃｓＷａｖｅＷｉｒｅプレッシャガイドワイヤ等の、診断目的または診
断／治療を組合せた目的に好適な他のどのような圧力カテーテルであってもよい
。

【００６６】システム１、１ａおよび１ｂはまた、信号調整装置２３を含み得る。これは、
Millar Instrumentsから市販されているモデルＴＣＢ−５００制御ユニット、Ra
di Medical Systems, UpsalaのＲａｄｉＰｒｅｓｓｕｒｅＷｉｒｅＩｎｔ
ｅｒｆａｃｅＴｙｐｅＰＷＩ１０、または他の好適な信号調整装置であり得
る。信号調整装置２３は、圧力センサの信号を増幅するために圧力センサ４に好
適に接続される。システム１はさらに、信号調整装置２３およびＦＦ圧力トラン
スデューサ３１に接続されてアナログ信号を受取る、アナログデジタル（Ａ／Ｄ
）コンバータ２８（すなわち、National Instruments, Austin, TXから市販され
ているＮＩＥＳｅｒｉｅｓＭｕｌｔｉｆｕｎｃｔｉｏｎＩ／ＯモデルＰ
ＣＩ−ＭＩＯ−１６ＸＥ−１０）を含む。信号調整装置２３は、コンピュータ２
０のデータ収集カード内に統合されてもよく、使用される圧力センサの種類によ
っては、全く省略することも可能である。

【００６７】図１Ａのシステム１ａはまたは、Nihon Kohden Corporation, Tokyo, Japanか
ら市販されているＮｉｈｏｎＫｏｈｄｅｎＭｏｄｅｌＲＭＣ−１１００等
の標準的な心臓カテーテル法システム２２を含む。信号調整装置２３およびＦＦ
圧力トランスデューサ３１は、このモニタリングシステム２２に直接接続される
。ＥＣＧもまた、標準的な器具および手順を用いて、このモニタから入手可能で
ある。システム１ａはさらに、National Instruments, Austin, TXから市販され
ているＮＩＳＣＢ−６８またはＢＮＣ−２０９０等の、シールドされたＩ／Ｏ
コネクタボックス２７を介してモニタリングシステム２２の出力に接続された、
アナログデジタル（Ａ／Ｄ）コンバータ２８を含む。

【００６８】システム１および１ａはまた、Ａ／Ｄコンバータ２８に接続されてＡ／Ｄコン
バータ２８からデジタル化された調整済圧力信号を受取る、信号アナライザ２５
を含む。信号アナライザ２５は、コンピュータ２０と、選択的に、コンピュータ
２０に接続されてコンピュータ２０によって行なわれた計算の結果を表わす数字
およびグラフを表示するためのディスプレイ２１と、それらの結果のハードコピ
ーを資料作成および保存の目的で提供するためにコンピュータ２０に好適に接続
されたプリンタ２６とを含む。Ａ／Ｄコンバータ２８は、別個のユニットでもよ
く、または、コンピュータ２０内に設置されたデータ収集カード（図示せず）と
統合されてもよい。コンピュータ２０は、圧力センサ４によって感知されてＡ／
Ｄコンバータ２８またはデータ収集カード（図示せず）によって得られた圧力デ
ータを処理して、ディスプレイ２１に表示される文字、数値および／またはグラ
フのデータを生成する。システム１ｂは、信号の調整、計算、資料保存の選択肢
、ならびにデジタル表示およびプリンタ２６への出力をすべて含む、信号ハード
ウェアボックス２９を含む。

【００６９】ここで、例示の目的で図４、図５および図６を参照する。図５は、本発明の一
実施例に従った、シミュレートされた非損傷および損傷血管内の血流特徴を判定
するよう構築されかつ動作する、インビトロ実験装置を表わす概略図である。図
２は、図５の装置ならびにデータ収集、分析および表示のための装置を含むシス
テムの機能的な詳細を示す、概略機能ブロック図である。

【００７０】図５のフルイディクス（fluidics）システム５１は、拍動性の血流を提供する
ための再循環システムである。システム５１は、拍動性ポンプ４２（Harvard Ap
paratus, Inc., Ma, U.S.A.から市販されている、モデル１４２１Ａの拍動性血
液ポンプ）を含む。このポンプ４２は、速度、１回拍出量および、収縮期／拡張
期比の制御が可能である。ポンプ４２は、貯水槽１５から貯水槽１４へと蒸留水
を再循環させる。

【００７１】システム５１はさらに、重力の影響を補償するために水槽４４内に浸された可
撓性チューブ４３を含む。可撓性チューブ４３はラテックス（Latex）製で、長
さが１２０ｃｍである。この可撓性チューブ４３は動脈をシミュレートする。可
撓性チューブ４３は、テフロン（Ｒ）（Teflon）チューブによって拍動性ポンプ
４２およびシステムの他の構成要素に接続される。システム５１内のすべてのチ
ューブは、内径が４ｍｍである。バイパスチューブ４５は、システム内の血流の
制御を可能にし、血管同士の血流分配（flow partition）をシミュレートする。
Ｗｉｎｄｋｅｓｓｅｌコンプライアンスチャンバ４６は、可撓性チューブ４３の
近位に位置付けられて、圧力信号の特徴を制御する。Ｗｉｎｄｋｅｓｓｅｌコン
プライアンスチャンバ４７および血流制御弁４８は、可撓性チューブ４３の遠位
に位置付けられて、血管床のインピーダンスをシミュレートする。図５のシステ
ム５１はさらに、可撓性チューブ４３の内部に挿入される、チューブ片（tube s
ection）５５でできた人工的狭窄部を含む。チューブ片５５は、テフロン（Ｒ）
管材料の一片でできている。人工的狭窄部５５の内径５２（図示せず）は、別個
に作成された種々の内径を有する人工的狭窄部を使用することにより、変化させ
ることができる。

【００７２】ここで図６を参照する。図６は、フルイディクスシステム５１の一部を詳細に
示す、概略断面図である。圧力は、Millar Instruments Inc., TX, U.S.A.から
市販されている、モデルＴＣＢ−５００制御ユニットに接続される、ＳＰＣ−３
２０、ＳＰＣ−７２１またはＳＰＲ−５２４圧力カテーテルである、ＭＩＫＲＯ
−ＴＩＰ圧力カテーテル５７、５８および５９を含む圧力測定システムを使用し
て、可撓性チューブ４３に沿って測定される。これらカテーテル５７、５８およ
び５９は、可撓性チューブ４３の端部に接続されたコネクタ１０を介して、可撓
性チューブ４３内に挿入される。カテーテル５７、５８および５９はそれぞれ、
圧力測定のための圧力センサ２４Ａ、２４Ｂおよび２４Ｃを含む。流体充填圧力
トランスデューサ３１は、コネクタ９を介して可撓性チューブ４３に挿入された
、誘導カテーテル３の端部を介して、システム５１に接続される。流体充填圧力
トランスデューサ３１は、規定された実験によって、付加的な圧力読出が必要な
とき、または、血管内圧力トランスデューサに代えて、システム５１に接続され
る。

【００７３】図５のシステム５１はまた、可撓性チューブ４３の遠位に接続された流量計（
フローメータ）１１および、バイパスチューブ４５に接続された流量計１２を含
む。流量計１１および１２は、Ａ／Ｄコンバータ２８に好適に接続される。流量
計１１および１２は、McMillan Company, TX, U.S.A.から市販されているモデル
１１１タービンフローメータである。

【００７４】ここで図４を参照する。システム４１はシステム５１を含む。システム４１は
また、Millar InstrumentsからモデルＴＣＢ−５００制御ユニットとして販売さ
れているタイプの、信号調整装置２３を含む。信号調整装置２３は、圧力信号を
増幅するために圧力センサ２４Ａ、２４Ｂおよび／または２４Ｃに好適に接続さ
れる。システム４１はさらに、信号調整装置２３に接続されてそれから調整済ア
ナログ信号を受取る、アナログデジタルコンバータ２８（National Inc., TX, U
.S.A.から市販されている、ＥシリーズＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓＭｕｌｔｉｆ
ｕｎｃｔｉｏｎＩ／Ｏボード２８モデルＰＣ−ＭＩＯ−１６Ｅ−４）を含む。
システム４１はまた、Ａ／Ｄコンバータ２８に接続されてＡ／Ｄコンバータ２８
からデジタル化された調整済圧力信号を受取る、信号アナライザ２５を含む。信
号アナライザ２５は、コンピュータ２０（Pentium（Ｒ）５８６）および、コン
ピュータ２０に接続されてコンピュータ２０によって行なわれた計算の結果を表
わす数字およびグラフを表示する、ディスプレイ２１を含む。プリンタ２６は、
資料作成および保存のために結果のハードコピーを提供するためにコンピュータ
２０に好適に接続される。コンピュータ２０は圧力センサ２４Ａ、２４Ｂおよび
２４Ｃによって感知されＡ／Ｄコンバータ２８によって得られた圧力データを処
理して、ディスプレイ２１上に表示される文字、数値およびグラフのデータを生
成する。

【００７５】Ｉ／Ｏボードは、National Instruments Inc., TX, U.S.A.から市販されてい
るＬａｂｖｉｅｗグラフィカルプログラミングソフトウェアによって制御された
。１０秒間隔の血圧および血流のデータが５０００Ｈｚでサンプリングされ、実
験中モニタに表示され、ハードディスクに記憶された。分析はオフラインで、Ma
thWorks, Inc., MA, U.S.A.から市販されているＭａｔｌａｂバージョン５ソフ
トウェアを用いて行なわれた。

【００７６】システムは、上に規定された血流力学パラメータ、ＣＦＲ、ＤＳＶＲおよびＦ
ＦＲを判定するのに種々の方法を使用するが、それらの方法はすべて、血管また
は管状導管に沿った２点間の圧較差（圧力降下）の測定または計算に基づいてい
る。これらの２点は、狭窄、動脈瘤、または、その壁の特徴が対象となる血管の
区分の、近位および遠位に位置付けられ得る。

【００７７】本明細書中、下に説明する方法は、既存の器具および方法よりもより効率的か
つ正確である。第１に、１組の器具を用いて１つの手順内に複数のパラメータを
得ることのできる可能性は、医者が血管床の状態のより包括的な評価を得られる
ことにつながる。第２に、ここに提示した圧力をベースとするＣＦＲ評価は、速
度をベースとするＣＦＲよりもより正確で信頼性が高い（robust）。その理由と
しては、安静状態と血管拡張状態との速度プロファイルの変化、血管断面内での
センサの位置付けのまずさや患者の呼吸および動きが原因で起こる誤差、が挙げ
られる。最後に、ここに提示する方法は、圧力トランスデューサの不安定さ（ド
リフトまたはジャンプ）に対する感受性が低く、不安定な状態が識別された場合
でも、修正手順は短く、患者に対してさらなる危険を与えなくて済む（損傷を再
び横切る必要がない）。

【００７８】ここで、動脈壁３２を有する血管３０の区分を示す図７を参照する。動脈３０
は、血流を遮る狭窄部３４もまた含み得る。点ＡおよびＢは、狭窄部の近位およ
び遠位に位置付けられる。経時の圧力Ｐ_A（ｔ）およびＰ_B（ｔ）は、上述のパラ
メータの計算を可能にする。

【００７９】対象となるパラメータに応じて、生理学的な種々の状態における狭窄または動
脈瘤にかかる圧較差の測定が必要となる。

【００８０】１．安静（REST）状態：患者は、血圧または血流量（flow rate）を変化させ
る薬の影響を受けていない、通常の状態にある。

【００８１】２．充血／血管拡張（HYPEREMIA / VASODILATATION）状態：患者は、血流量の
増加をもたらす血管床の拡張を引起す薬の影響下にある。

【００８２】３．収縮期（SYSTOLE）４．拡張期（DIASTOLE）。

【００８３】ＣＦＲの計算ＣＦＲ値を評価するために、安静（REST）状態および充血（HYPEREMIA）状態
の患者について圧力測定を行なう。ＣＦＲパラメータは、下の式を使用して計算
される。

【００８４】

【数１０】

【００８５】式中：Ｐｖ_AおよびＰｖ_B：それぞれ、点ＡおよびＢにおける充血中の圧力、Ｐｒ_AおよびＰｒ_B：それぞれ、点ＡおよびＢにおける安静時の圧力、ｔ：時間、Ｔ：１回心拍の時間、である。

【００８６】ＣＦＲの計算：最大拡張期の最大血流を使用このＣＦＲの計算方法は、１回心拍全体にわたる狭窄にかかる圧力差を使用す
る。ここに提供される方法は、血管拡張時および安静時における拡張期の血流最
大値の比として、ＣＦＲを計算する（図４０）。図１１に示すように、血管拡張
時および安静時の血流の比は、収縮期間中はほぼ一定である。そこで、ここに提
供されるように、ＣＦＲは、安静時および血管拡張時における最大血流の比とし
て計算することができる。血流は、狭窄にかかる圧力差の二乗に比例するので、
次の式が得られる。

【００８７】

【数１１】

【００８８】このＣＦＲ計算方法は、安静時の平均圧較差が小さい狭窄に有利である。拡張
期最大血流は、平均血流の１．５倍から２倍高くなり得る。したがって、安静時
の最大血流圧較差は、平均圧較差の２倍から４倍高くなる。その結果、安静時１
〜２ｍｍＨｇ以下の圧較差についても、ＣＲＲの良好な評価を得ることが可能と
なる。これは、狭窄にかかる圧較差が非常に低い場合のＣＦＲパラメータ計算の
限界を減じ、結果的に、ほとんどの場合にＣＦＲパラメータが計算できるように
する。したがって、本発明は、以上に説明したように、血流全体（flow integra
l）または最大拡張期血流を用いるＣＦＲ計算を組込んだ、方法を提供する。

【００８９】ＤＳＶＲの計算ＤＳＶＲを評価するには、安静（REST）状態の圧力データのみが必要となる。
拡張期および収縮期の点Ａ・Ｂ間の圧較差が別個に計算される。したがって、収
縮期および拡張期において、点ＡおよびＢにおける同時の圧力データが必要とな
る。ＤＳＶＲパラメータは、次の等式を用いて計算される。

【００９０】

【数１２】

【００９１】式中、Ｐｒｄ_A：安静時、拡張期の点Ａにおける圧力Ｐｒｄ_B：安静時、拡張期の点Ｂにおける圧力Ｐｒｓ_A：安静時、収縮期の点Ａにおける圧力Ｐｒｓ_B：安静時、収縮期の点Ｂにおける圧力である。

【００９２】ＦＦＲの計算ＦＦＲを評価するには、充血（HYPEREMIA）状態における圧力データが必要と
される。

【００９３】ＦＦＲパラメータは、次の式を用いて計算される：ＦＦＲ＝Ｐｖ_B／Ｐｖ_A 式中、Ｐｖ_B：充血時の点Ｂにおける平均圧力Ｐｖ_A：充血時の点Ａにおける平均圧力である。

【００９４】方法１：二部位同時血圧測定ここで図８を参照して、動脈壁３２および狭窄部３４を有する動脈３０の断面
が図示される。狭窄部に対して近位および遠位のＡおよびＢの２点によって動脈
の一区分が規定される。この区分に沿った血流力学パラメータ、すなわちＣＦＲ
、ＤＳＶＲおよびＦＦＲが考察の対象となる。

【００９５】誘導カテーテル３（または診断カテーテルもしくは他の何らかの中空カテーテ
ル）が対象の血管内に挿入される。各々が先端４Ａまたは４Ｂに圧力センサを有
する２つのガイドワイヤ６および７が誘導カテーテルを通じて挿入され、一方の
圧力センサ（４Ａ）が点Ａすなわち狭窄部に対して近位に位置付けられ、かつ第
２の圧力センサ（４Ｂ）が点Ｂすなわち狭窄部に対して遠位に位置付けられるよ
うに配置される。両圧力センサは、図１，１Ａおよび図２，２Ａに記載されたタ
イプの信号調整装置２３Ａおよび２３Ｂに接続される。

【００９６】データ取得必要なデータを得るために以下のステップが実施される。

【００９７】ステップ１：２つの圧力センサによって同時に血圧測定が行なわれ、その結果
Ｐｒ_A（ｔ）およびＰｒ_B（ｔ）が得られる。この測定は患者が安静にしている間
に行なわれる。

【００９８】ステップ２：再び２つの圧力センサにより同時に血圧測定が行なわれ、その結
果Ｐｖ_A（ｔ）およびＰｖ_B（ｔ）が得られる。この測定は患者に血管拡張剤（va
sodilation dragues)が効いている間に行なわれる。

【００９９】データ解析３つのパラメータ（ＣＦＲ、ＤＳＶＲおよびＦＦＲ）はすべてここに上述した
等式を用いて計算される。方法２：流体充填圧力トランスデューサを用いた二部位の同時血圧測定ここで図９を参照して、動脈壁３２および狭窄部３４を有する動脈３０の断面
が図示される。狭窄部の上流および下流の２点ＡおよびＢにより動脈の一区分が
規定される。この区分の血流力学パラメータ、すなわちＣＦＲ、ＤＳＶＲおよび
ＦＦＲが考察の対象となる。

【０１００】誘導カテーテル３（または診断カテーテルもしくは他の何らかの中空カテーテ
ル）が対象の血管内に挿入される。このカテーテルの先端は、血管の近位部位に
ある点Ａに位置付けられる。流体充填圧力トランスデューサ３１がカテーテル（
点Ｃ）の外部端に接続され、その点における血圧を測定する。先端（４Ｂ）に圧
力センサを有する単一のガイドワイヤ（６）が誘導カテーテルを通じて挿入され
、圧力センサ４Ｂが点Ｂに位置付けられるように配置される。圧力センサは、図
１，１Ａおよび図２，２Ａに記載されるような信号調整装置２３に接続される。

【０１０１】点Ａおよび点Ｃ間の圧較差（Ｐ_A−Ｐ_C）は小さいことがわかっている。したが
って、Ｐ_A＜Ｐ_Cであると仮定される。重度または中間度の狭窄の場合、圧較差は
Ｐ_B−Ｐ_C＞１０ｍｍＨｇである。圧力差Ｐ_A−Ｐ_Cは（Ｐ_B−Ｐ_Cと比べると）無視
できる程度である。したがって、Ｐ_A≒Ｐ_Cであると仮定することによって係数（
ＣＦＲ、ＤＳＶＲおよびＦＦＲ）の算出値が影響を受けることはない。軽度の狭
窄の場合にはこの方法の使用は推奨されない。

【０１０２】別の実施例では、Pressure Wireで血圧が測定され、平均の流体充填圧力パル
スｆｆ＿ｍが以下の等式に従って修正される。各パルスに対して、Pressure Wir
eにより乗法で測定された正しい（correct）血圧Ｐは、Ｐｃ（ｔ）＝Ｐ（ｔ）^*
ｆｆ（ｔ）／ｆｆ＿ｍ（ｔ）である。ここで、Ｐｃ（ｔ）は修正された血圧であ
り、ｆｆ（ｔ）は流体充填マノメータで測定された血圧である。

【０１０３】データ取得必要なデータを得るために以下のステップが実施される。

【０１０４】ステップ１：２つの圧力センサにより同時に血圧測定が行なわれ、その結果Ｐ
ｒ_C（ｔ）およびＰｒ_B（ｔ）が得られる。この測定は、患者の安静時に行なわれ
る。

【０１０５】ステップ２：同時血圧測定が繰返され、結果としてＰｖ_C（ｔ）およびＰｖ_B（
ｔ）が得られる。この測定は、患者が血管拡張状態にある間に行なわれる。

【０１０６】データ解析Ｐ_AはＰ_Cに等しいと考えられる（Ｐ_A≒Ｐ_C）。３つのパラメータ（ＣＦＲ、Ｄ
ＳＶＲおよびＦＦＲ）はすべて、ここに上述した等式を用いて計算される。

【０１０７】臨床例ヒトのテストデータを用いてこの方法の実施例を示す。血圧測定は、安静状態
中および血管拡張状態中に行なわれた。血圧は、流体充填圧力センサを用いて狭
窄部の近位（図９の点Ａ）で、およびRadi製のプレッシャワイヤを用いて狭窄部
の遠位（図９の点Ｂ）で測定された。

【０１０８】ここで図１０を参照して、紙面上に得られたデータを示す（速度２５ｍｍ／秒
）。データはコンピュータソフトウェアを用いてデジタル化された。グラフ６１
は、安静時の血圧データ対時間を表す。曲線ＰｃｒおよびＰｂｒはそれぞれ点Ｃ
および点Ｂにおける血圧を表わす。グラフ６２は血管拡張時の血圧データ対時間
を表す。曲線Ｐｃｖおよび曲線Ｐｂｖはそれぞれ点Ｃおよび点Ｂにおける血圧を
表わす。狭窄部にわたる圧較差が高い（安静時で１０ｍｍＨｇより高い）ことか
ら、流体充填マノメータで測定された血圧（Ｐｃ）を点Ａにおける血圧データの
代わりに用いてもよい。

【０１０９】ここで図１１を参照して、計算された無次元の血流比（flow ratio)対時間が
示される。そして、パラメータＣＦＲおよびＦＦＲが計算される。ＦＦＲ＝０．
４６であり、ＣＦＲ＝１．４８である。

【０１１０】インビトロの例図４、５および６に記載されたインビトロテストシステムを用いてインビトロ
の実験が行なわれた。実験の区分には人工狭窄部（面積削減率９０％）が含まれ
た。２つの圧力センサ（ミラー（Millar）ＳＰＣ−５２４）が、１つは狭窄部に
対して２ｃｍ近位に、第２のものは狭窄部に対して２ｃｍ遠位に位置付けられた
。このシステムは、血液粘度をシミュレートするためにグリセリン水溶液を用い
て作動された。

【０１１１】このシステムを２つの異なるモードで作動させて安静状態および血管拡張状態
をシミュレートした。これらのモードは、ポンプ流、バイパス開放および閉鎖、
ならびに出力レザバー（output reservoir）の高さを含む、インビトロシステム
の３つの変数を変えることにより得られた。その結果、狭窄部にわたってさまざ
まな血流レベルが安定した生理学的な入力血圧で得られ、動脈圧がシミュレート
された。各システムモードにおいて、フローメータ１１のデータおよび両センサ
からの血圧データを得た。このデータに対して方法２に記載の解析を適用すると
、ＦＦＲおよびＣＦＲの値が得られた。

【０１１２】この結果を表１に示す。ここでは、システム全体を通じてレベルの異なる血流
に関するケースを示す。

【０１１３】

【表１】

【０１１４】実際の血流測定値から導出されたＣＦＲ値と、血圧測定値から導出されたＣＦ
Ｒ値の間には高い相関が観察される。

【０１１５】方法３：流体充填圧力同期を用いた非同時血圧測定ここで図１２を参照して、動脈壁３２および狭窄部３４を有する動脈３０の断
面が図示される。狭窄部に対して近位および遠位の２点ＡおよびＢにより、動脈
の一区分が規定される。この区分のパラメータＣＦＲ、ＤＳＶＲおよびＦＦＲが
考察の対象となる。

【０１１６】誘導カテーテル３（または診断カテーテルもしくは他の何らかの中空カテーテ
ル）が対象の血管３０内に挿入される。外部流体充填圧力トランスデューサ３１
が誘導カテーテルの口（近端）に接続され、点Ｃにおける血圧（流体充填血圧と
称す）を測定する。

【０１１７】先端４に圧力センサを有するあるガイドワイヤ６が誘導カテーテルを通じて挿
入され、圧力センサ４が狭窄部に対して近位の点Ａに位置付けられるように配置
される。圧力センサ４は、図１，１Ａおよび図２，２Ａに記載のシステム２３に
接続される。そして、圧力センサ４はさらなる測定のために点Ｂへ移動される。

【０１１８】データ取得必要なデータを得るために以下のステップが実施される。

【０１１９】ステップ１：圧力センサ４を狭窄部の近位すなわち点Ａに位置付ける。ステップ２：２つの圧力センサ４および３１により同時に血圧測定が行なわれ
、その結果Ｐｒ_A（ｔ）およびＰｒ_C（ｔ）が得られる。この測定は患者の安静時
に行なわれる。圧力センサ４は、狭窄部の遠位すなわち点Ｂに動かされる。

【０１２０】ステップ３：２つの圧力センサ４および３１により同時に血圧測定が行なわれ
る。血圧のデータ対時間、Ｐｒ_B（ｔ）およびＰｒ_C（ｔ）が得られる。

【０１２１】ステップ４：血管拡張を引起こす。ステップ５：圧力センサ４および３１により同時に血圧測定が行なわれ、その
結果Ｐｖ_B（ｔ）およびＰｖ_C（ｔ）が得られる。これらの測定は血管拡張状態中
に行なわれる。

【０１２２】ステップ６：圧力センサ４が再び点Ａすなわち狭窄部の近位に戻される。ステップ７：圧力センサ４および３１により同時に血圧測定が行なわれ、その
結果Ｐｖ_A（ｔ）およびＰｖ_C（ｔ）が得られる。

【０１２３】データ解析血流力学パラメータを算出するためには、点Ａおよび点Ｂにおける同時の血圧
が必要である。安静時と血管拡張時との血圧データを同期させるという、２つの
独立した方法が開発された。一旦すべての圧力信号が入手可能になると、上述の
等式を用いてパラメータＣＦＲ、ＤＳＶＲおよびＦＦＲを計算する。

【０１２４】圧力伝達（Pressure Transfer）関数：先に述べた測定法を用いて、ステップ１で取得されたデータを使用して点Ｃと
点Ａとの間の圧力伝達関数（Ｔｃａ）を判定する。代替的には、ステップ３で取
得したデータを用いて点Ｃと点Ｂとの間の伝達関数（Ｔｃｂ）を算出することも
できる。一旦伝達関数が求められると、この点Ｃにおける既知の血圧から点Ａ（
またはＢ）における血圧データを算出できる。

【０１２５】入力：ステップ１で取得したデータ：Ｐｒ_A１（ｔ），Ｐｒ_C１（ｔ）ステップ３で取得したデータ：Ｐｒ_B３（ｔ），Ｐｒ_C３（ｔ）ステップ：ステップ１：圧力信号Ｐｒ_C１（ｔ）をシフトさせて新たな圧力信号Ｘ１（ｔ
）を得る。ｍｉｎ［Ｘ１（ｔ）］＝０，Ｘ１（ｔ）＝Ｐｒ_C１（ｔ）−ｍｉｎ［
Ｐｒ_C１（ｔ）］である。

【０１２６】ステップ２：圧力信号Ｐｒ_A１（ｔ）をシフトさせて新たな圧力信号Ｙ１（ｔ
）を得る。ｍｉｎ［Ｙ１（ｔ）］＝０，Ｙ１（ｔ）＝Ｐｒ_A１（ｔ）−ｍｉｎ［
Ｐｒ_A１（ｔ）］である。

【０１２７】ステップ３：Ｘ１（ｔ）およびＹ１（ｔ）に対して高速フーリエ変換（ＦＦＴ
）を実行する。

【０１２８】Ｆｘ＝ＦＦＴ（Ｘ１）Ｆｙ＝ＦＦＴ（Ｙ１）ステップ４：フーリエ空間における伝達関数（Ｈ）を算出する。

【０１２９】Ｈ＝Ｆｙ／Ｆｘステップ５：逆高速フーリエ変換（ＩＦＦＴ）を用いて、時空間における伝達
関数（Ｔｃａ）を算出する。Ｔｃａ（ｔ）＝ＩＦＦＴ（Ｈ）。

【０１３０】ステップ６：伝達関数Ｔｃａによる畳込みを用いて、点Ｃにおける既知の血圧
Ｐｒ_C３（ｔ）から、点Ａにおける血圧Ｐｒ_A３（ｔ）を算出する。Ｐｒ_A３＝Ｃ
ＯＮＶ（Ｔｃａ，Ｐｒ_C３）。ここで、狭窄部に対して近位および遠位の同時血
圧はわかっている（Ｐｒ_A３およびＰｒ_B３）。同じ手順を用いて、血管拡張時に
おける狭窄部の近位および遠位での同時血圧（Ｐｖ_A５およびＰｖ_B５）が決定さ
れる。パラメータＣＦＲ、ＤＳＶＲおよびＦＦＲの計算は、ここに上述した等式
を用いて行なわれる。

【０１３１】インビトロの例方法１の伝達関数を検証するために、図４、５および６に記載のインビトロテ
ストシステムを用いてインビトロの実験を行なった。このシステムは５１拍／分
および９ｃｃ／拍に設定した。このシステムには、長さ２ｃｍ、内径２ｍｍの平
滑な（smooth）狭窄モデルを有するラテックス（Latex）試験管を含んだ。狭窄
部は、槽（bath）の左端から３５．８ｃｍのところに位置付けた。Ｃｏｒｄｉｓ
８ＦＭＰＡ−１をコネクタ９内部に位置付けた。ラテックス試験管に沿って
圧力トランスデューサを１つ位置付けた。別の圧力トランスデューサを誘導カテ
ーテル内部に位置付けて流体充填圧力の読取りをシミュレートした。

【０１３２】ここで図１３を参照して、ラテックス試験管４３内での圧力センサ２４Ｐおよ
び２４Ｓならびに人工狭窄部５５の配置を示す。点Ｓおよび点Ｐでの血圧データ
に方法１を適用し、これらの点間の伝達関数Ｔｓｐを算出する。そして、点Ｐで
別の時間に測定された血圧を用い、かつ算出された伝達関数を適用して、点Ｄに
おける血圧を算出した。この算出された血圧値と、同心拍中にセンサ２４Ｄによ
り測定された点Ｄにおける実際の血圧とを比較した。

【０１３３】この結果を図１４に示す。６６と示すグラフは点Ｐでの算出された血圧である
。６７と示すグラフは、同じ心拍数中にセンサ２４Ｄにより測定された、点Ｐに
おける実際の血圧測定値である。これら２つの曲線（６６および６７）はほぼ完
全に一致する。

【０１３４】オプティマル・オーバラップ（Optimal Overlap）法オプティマル・オーバラップ法の概念は、流体充填圧力波パルスＰ_C（ｔ）は
Ｐ_A（ｔ）と数学的に同様であるが後者を遅延させたものであるという観察に基
づいている。したがって、最良の伸張係数βおよび最良の遅延Δｔ（これらの関
数β・Ｐ₂（Ｔ＋Δｔ）は全体的に見てＰ_A（ｔ）の最下部（foot）に近い）が決
定される。ここで伸張係数βが出てくる理由は、測定値間の血圧が変化する可能
性があるからである。数学的には、Ｌ₂規準（Ｌ₂norm）での最小距離、またはこ
れと同等に最小２乗基準が要求される。よって、最小２乗オプティマル・オーバ
ラップ法は以下のように定式化され得る。

【０１３５】ｉを、同一心拍の最下部（収縮期の開始から圧力波Ｐ_A（ｔ）の最大値のたと
えば８０％まで）における連続的なＮ個のサンプルの指数とし、ｔ_iを対応のサ
ンプル時間とする。

【０１３６】方法４：ＥＣＧ信号同期による非同時血圧測定ここで図１２を参照して、動脈壁３２および狭窄部３４を有する動脈３０の断
面が図示される。狭窄部の上流および下流の２点ＡおよびＢにより動脈の一区分
が規定される。この区分に沿った血流力学パラメータＣＦＲ、ＤＳＶＲおよびＦ
ＦＲが考察の対象となる。

【０１３７】誘導カテーテル３（または診断カテーテル）が対象の血管に挿入される。外部
流体充填圧力トランスデューサ３１が、点Ｃにおける血圧（流体充填圧）を測定
する誘導カテーテルの入口（近位端）に接続される。

【０１３８】先端４に圧力センサを有する誘導ワイヤ６が誘導カテーテルを通じて挿入され
、圧力センサ４が狭窄部の下流の点Ａに位置付けられるように配置される。両圧
力センサ４および３１は、図１，１Ａおよび図２，２Ａに記載のシステム２３に
接続される。

【０１３９】同時ＥＣＧデータがすべてのカテーテル法の手順においていつでも入手可能な
基準を用いて収集される。

【０１４０】データ取得必要なデータを得るために以下のステップが行なわれる。

【０１４１】ステップ１：血圧とＥＣＧとの同時測定が行なわれる。血圧は２つの圧力セン
サ４および３１により測定される。患者が安静状態にある間に、血圧対時間のデ
ータＰｒ_A（ｔ）およびＰｒ_C（ｔ）とＥＣＧとが取得される。

【０１４２】ステップ２：圧力センサ４が点Ｂすなわち狭窄部の遠位に動かされる。ステップ３：血圧とＥＣＧとの同時測定が繰返され、その結果、血圧対時間の
データＰｒ_B（ｔ）およびＰｒ_C（ｔ）とＥＣＧとが得られる。

【０１４３】ステップ４：血管拡張を引起こす。ステップ５：ＥＣＧと血圧との同時測定が繰返され、その結果、血圧対時間の
データＰｖ_B（ｔ）およびＰｖ_C（ｔ）とＥＣＧとが得られる。これらの測定は患
者が血管拡張状態にある間に行なわれる。

【０１４４】ステップ６（任意）：圧力センサ４を点Ａすなわち狭窄部の近端に引戻しなが
ら血圧とＥＣＧとの同時測定が行なわれる。血圧対時間のデータＰｖ_A（ｔ）お
よびＰｖ_C（ｔ）とＥＣＧとのチャートが得られる。

【０１４５】データ解析血流力学パラメータを計算するためには、安静時および血管拡張時の点Ａおよ
びＢにおける同時血圧が必要となる。安静時の点Ａおよび点Ｂにおける血圧が測
定されるが、同時ではない。点Ａまたは点Ｂにおける血圧の測定中ずっとＥＣＧ
信号が安定しているという概念を用いて、時間の同期が行なわれる。したがって
、ＥＣＧ信号が同期されると、その結果点Ａおよび点Ｂにおける圧力信号も同期
されることになる。流体充填圧力信号の代わりにＥＣＧ信号を用いて方法２を適
用することにより、同期が達成される。血管拡張状態については、点Ｂ（下流）
においてのみ血圧を測定することが可能である。狭窄部に対して近位、すなわち
点Ａでは、血管拡張時の血管壁の拡張は無視できる程度である。したがって、Ｐ
ｖ_A＝Ｐｒ_Aであると仮定できるので、この方法のステップ６は省いてもよい。血
管拡張時の点Ａおよび点Ｂにおける同時血圧が算出される。そして、上述の等式
を用いてパラメータＣＦＲ、ＤＳＶＲおよびＦＦＲが導出される。

【０１４６】臨床テスト例１７０歳女性の血圧測定値のデータを用いて、ＣＦＲ、ＤＳＶＲおよびＦＦＲを
予測した。この患者は、ＬＡＤの中央部位および末梢部位に２つの損傷を有して
いた。

【０１４７】ここで図１５を参照する。誘導カテーテル９３に接続された流体充填マノメー
タ（図示せず）を用いて動脈圧を測定した。ＬＡＤ動脈中の血圧を、狭窄部９２
の上流の点ＡでRadi製のプレッシャワイヤ９１を用いて測定した。その後、プレ
ッシャワイヤ９１を動かし、狭窄部の下流の点Ｂにおいて血圧を測定した。点Ａ
における測定は安静時に行ない、点Ｂおよび点Ｃでは安静時と冠動脈内アデノシ
ン注入時（血管拡張状態）とで測定を行なった。流体充填マノメータおよびRadi
ガイドワイヤ圧力センサ９１からの圧力信号とＥＣＧとを、１ｋＨｚのサンプリ
ングレートで同時に記録および蓄積した。

【０１４８】データ解析にはＥＣＧ同期を用いたＣＦＲ、ＤＳＶＲおよびＦＦＲの算出も含
まれた。ここで図１６を参照して、安静時に測定された血圧およびＥＣＧ信号を
図示する（Radi製のプレッシャワイヤは点Ａに、続いて点Ｂに位置付けられる）
。曲線７１は流体充填圧力であり、曲線７２はRadi製のプレッシャワイヤが点Ａ
にあるときにセンサ９１により測定された血圧である。曲線７３は流体充填圧力
であり、曲線７４は点Ｂで測定されたRadi圧力である。曲線７５はRadi製のプレ
ッシャワイヤが点Ａにあるときに測定されたＥＣＧ信号である。曲線７６はRadi
製のプレッシャワイヤが点Ｂにあるときに測定されたＥＣＧ信号である。

【０１４９】オプティマル法を用いて、（圧力センサ９１が点Ｂにあるときに測定された）
ＥＣＧ信号７６の７６-７６Ａとされた部分を、（Radi製のプレッシャワイヤが
点Ａにあるときに測定された）ＥＣＧ信号７５の部分７５-７５Ａへ動かす。信
号７５-７５Ａおよび７６-７６Ａの時間長を一致させるために、信号７６に線形
時間変換を施す。この変換の結果は図１７に示され、ここで曲線７６ｔは変換後
のＥＣＧ曲線７６である。

【０１５０】これと同じ時間変換（移動および伸張）が、流体充填圧力トランスデューサお
よびRadi製のプレッシャワイヤにより測定されたデータに施される。この変換の
結果は図１８および図１９に示される。図１８には、測定された流体充填圧力が
曲線７１で表わされ、変換後の流体充填圧力が曲線７３ｔで表わされる。図１９
には、点Ａで測定された血圧が曲線７２で表わされ、点Ｂの変換後の血圧が曲線
７４ｔで表わされる。

【０１５１】 Radi製のプレッシャワイヤが点Ａまたは点Ｂにあるときに流体充填マノメータ
により測定された平均値はさまざまである。Radi製のプレッシャワイヤにより点
Ｂで測定された圧力は、この平均の流体充填圧力信号に見られる差に従って修正
される。平均血圧を修正することにより、点Ａと点Ｂとの測定値間での動脈圧の
変化を除外できるので、移動圧力トランスデューサを用いる血流力学パラメータ
の計算がより正確なものになる。次に、点Ａで測定された血圧と点Ｂでの修正後
の血圧（図１９の曲線７２および７４ｔ）を用いて、安静時の無次元の血流を算
出する。この無次元の血流の平均値はここでは１．８に等しい。

【０１５２】ここで図２０を参照して、血管拡張状態に対応する血圧およびＥＣＧ信号が表
わされる。血管拡張時における狭窄部の上流（点Ａ）の血圧は、安静状態と血管
拡張状態とで等しいと仮定される。曲線８１は流体充填圧力、曲線８２はRadi圧
力であり、これらはRadi圧力センサ９１が点Ａにあるときかつ安静時に測定され
たものである。曲線８３は流体充填圧力、曲線８４はセンサ９１圧力であり、こ
れらはともにRadi製のプレッシャワイヤが点Ｂにあるときかつ血管拡張時に測定
されたものである。曲線８５はRadi製のプレッシャワイヤが点Ａにあるときかつ
安静時に測定されたＥＣＧ信号である。曲線８６はRadi製のプレッシャワイヤが
点Ｂにあるときかつ血管拡張時に測定されたＥＣＧ信号である。

【０１５３】上述の時間変換（移動および伸張）が、Radi製のプレッシャワイヤが点Ａで安
静時、および点Ｂで血管拡張時にあるとき測定されたＥＣＧ測定値に施される。
移動および伸張されたＥＣＧ信号（曲線８６ｔ）およびＥＣＧ信号８５を図２１
に示す。血管拡張時のデータに対して上記の解析が適用される。変換の結果を図
２２および図２３に示す。図２２は、測定された流体充填圧力曲線（８１）を示
し、また変換後の流体充填圧力曲線（８３ｔ）も示す。図２３は点Ａで測定され
た圧力曲線（８２）と、変換後の点Ｂの圧力曲線（８４ｔ）とを示す。血管拡張
時の無次元血流の平均値は２．８である。ここで、対象とされるパラメータが計
算される。

【０１５４】ＦＦＲは、点Ａで測定された血圧の平均値と点Ｂで測定された修正後血圧の平
均値（ともに血管拡張時）とを用いて算出され（図２３に示す）、その結果ＦＦ
Ｒ＝０．８５となる。提案されたＦＦＲ算出法は、流体充填マノメータにより測
定された血圧データの代わりに点Ａにおける血圧データを用いるという事実から
、標準の方法より正確である。

【０１５５】ＣＦＲは、血管拡張時および安静時の無次元血流の比として算出される。ここ
でＣＦＲ＝２．８／１．８＝１．５５である。

【０１５６】上述の手順を１組の心拍に適用してもよい。図２４は、安静時の点Ａ（曲線の
組９０）、安静時の点Ｂ（曲線の組９１）、および血管拡張時の点Ｂ（曲線の組
９２）における、同期かつ変換された血圧データを図示する。図２５には、安静
時（曲線の組９４）および血管拡張時（曲線の組９３）における、導出された無
次元の血流が図示される。

【０１５７】各パルスに対して算出されたＣＦＲ値およびＦＦＲ値を図２６に示す。ＣＦＲ
の平均値は１．６３であり、ＦＦＲの平均値は０．８５である。（複数回の心拍
にわたる）血圧の平均値を、標準化された（無次元の）時間ごとに算出するため
の別の解析アプローチもある。図２７は、安静時の点Ａおよび点Ｂ（曲線９５お
よび９６）の血圧の平均値、ならびに血管拡張時の点Ｂにおける血圧（曲線９７
）を呈する。これらの平均値を用いて無次元血流が算出され、図２８に示される
。曲線９８は血管拡張時の算出された無次元血流である。曲線９９は安静時の無
次元血流である。

【０１５８】この方法で算出されたＣＦＲおよびＦＦＲは、ＣＦＲ＝１．６１およびＦＦＲ
＝０．８７である。これらの値は上記で得られた値と高い相関がある。図２７に
示すようなデータにより、上述の第３のパラメータ、拡張期対収縮期速度比（Ｄ
ＳＶＲ）の予測が可能になる。この場合、ＤＳＶＲ＝１．３である。

【０１５９】同じ組の未処理データに対してここに提案された他の方法を用いて対象のパラ
メータを計算した。方法２すなわちオプティマル・オーバラップ法を用いると、
ＣＦＲ＝１．９２、ＦＦＲ＝０．７８となる。方法５すなわち最大圧力信号によ
る同期を用いると、ＣＦＲ＝１．４６、ＦＦＲ＝０．８１、ＤＳＶＲ＝１．１５
となる。

【０１６０】臨床テスト例２この例は、方法４すなわちＥＣＧベースの信号同期を用いて、ＣＦＲおよびＦ
ＦＲ算出に血圧データを使用することを実証する。このデータは、エンドソニッ
クス（Endosonics）によるフローワイヤ（Flow wire）を用いた血流測定値を含
み、本特許で提示された方法に基づいて圧力を検証し、ＣＦＲ、ＦＦＲおよびＤ
ＳＶＲを導出することが可能になる。両方法を用いて、これらのパラメータに対
して高い相関のある値が導出されたことが示される。

【０１６１】データ取得この例は、標準の流体充填圧力トランスデューサ、スウェーデン（Sweden）、
ウプサラ（Uppsala）のラディメディカルシステムズＡＢ（Radi Medical System
s AB）によるRadiプレッシャワイヤ、およびエンドソニックス（Endosonics）に
よるドップラ（doppler）フローワイヤを用いてＬＡＤ動脈内で測定されたヒト
の血圧データに基づく。Radiガイドワイヤおよび流体充填マノメータで測定され
たＥＣＧおよび血圧のデータは、同時に記録および印刷される。これらのデータ
は、コンピュータで解析するために走査され、デジタル化された。デジタル化さ
れた血圧およびＥＣＧの曲線を断片的に図２９に示す。１０６と示されるグラフ
は、Radi圧力センサを狭窄部の近位（点Ａ）に位置付けて安静時に測定した血圧
およびＥＣＧの曲線を表わす。

【０１６２】１０７で示すグラフは、Radi圧力センサを狭窄部に対して遠位（点Ｂ）に位置
付けて安静時に測定された血圧およびＥＣＧの曲線を表わす。１０８と示したグ
ラフは、Radi圧力センサを狭窄部に対して遠位（点Ｂ）に位置付けて血管拡張時
に測定した血圧およびＥＣＧの曲線を表わす。グラフ１０６、１０７および１０
８中の曲線１０１は流体充填マノメータによる測定を表わす。グラフ１０６、１
０７および１０８中の曲線１０２は、Radi圧力センサで測定された血圧測定値を
表わす。グラフ１０６、１０７および１０８における曲線１０３はＥＣＧ測定値
を表わす。なお、ＥＣＧ信号の主なピークのみデジタル化された。これらのデー
タを用いてＣＦＲの算出を行なった。

【０１６３】データ解析方法４を適用してＣＦＲを算出した。計算結果を図３０、図３１、図３２およ
び図３３に示す。ここで図３０を参照して、これはＥＣＧ同期後の圧力信号の３
つの組を表わす。１．曲線の組１０９は安静時に狭窄部の近位（点Ａ）で測定さ
れた圧力信号である。２．曲線の組１１０は安静時に狭窄部の遠位（点Ｂ）で測
定された圧力信号である。３．曲線の組１１１は、血管拡張時に狭窄部の遠位（
点Ｂ）で測定された圧力信号である。

【０１６４】図３２は、図３０に示す圧力曲線の各組の平均値を表わしており、ここで曲線
１１２は安静時に狭窄部の近位（点Ａ）で測定された圧力信号の平均値であり、
曲線１１３は安静時に狭窄部の遠位（点Ｂ）で測定された圧力信号であり、曲線
１１４は血管拡張時に狭窄部の遠位（点Ｂ）で測定された圧力信号の平均値であ
る。

【０１６５】図３１は、図３０の曲線から計算された無次元血流の曲線を表わす。曲線１１
５の組は安静時の無次元血流を示す。曲線１１６の組は、血管拡張時の無次元血
流を示す。

【０１６６】図３３は算出された平均無次元血流を示しており、ここで曲線１１７は安静時
の平均無次元血流であり、曲線１１８は血管拡張時の平均無次元血流である。

【０１６７】図３１から、収縮期には、算出された血流に大きなばらつきが見られるかもし
れない。拡張期には、さまざまな心拍に対して算出された血流は一致している。
ＣＦＲの平均値（すべての心拍を平均したもの）はＣＦＲｍ＝１．５６である。
ＦＦＲの平均値（すべての心拍を平均したもの）はＦＦＲｍ＝０．７９である。
実際には、ＣＦＲは通常、遠位ピーク速度の比として決定される。この場合、図
３２にＭおよびＮと記した点における血流の比は、ＣＦＲｖ＝１．８６である。
安静時および血管拡張時の血流の測定値を用いてＣＦＲおよびＦＦＲを計算する
と、ＣＦＲ＝１．８、ＦＦＲ＝０．７５である。圧力測定値または流量（flow r
ate）測定値を用いたこれらの結果は高く相関している。

【０１６８】方法４Ａ：ＥＣＧ信号同期を用いた引戻し（PULLBACK）血圧測定ここで図１２を参照して、動脈壁３２および狭窄部３４を有する動脈３０の断
面を図示する。狭窄部の上流および下流の２点ＡおよびＢにより動脈の一区分が
規定される。この区分に沿った血流力学パラメータ、すなわちＣＦＲ、ＤＳＶＲ
およびＦＦＲが考察の対象となる。誘導カテーテル３（または診断カテーテル）
が対象の血管内に挿入される。外部流体充填圧力トランスデューサ３１が誘導カ
テーテルの入口（近端）に接続され、点Ｃにおける血圧（流体充填圧力）を測定
する。先端４に圧力センサを有する誘導ワイヤ６が誘導カテーテルを通して挿入
され、圧力センサ４が狭窄部の下流の点Ａに位置付けられるように配置される。
両圧力センサ４および３１は、図１，１Ａおよび図２，２Ａに記載のシステム２
３に接続される。カテーテル法の手順すべてにおいて常に利用可能な標準器具を
用いて、同時ＥＣＧデータが収集される。

【０１６９】データ取得必要なデータを得るために以下のステップが行なわれる。

【０１７０】ステップ１：血圧およびＥＣＧの同時測定が行なわれる。圧力トランスデュー
サ４は点Ｂにある。患者が安静状態にある間に、血圧対時間Ｐ_RS（ｔ）およびＰ _RC （ｔ）のデータとＥＣＧのデータとが取得される。

【０１７１】ステップ２：血管拡張を引起こす。ステップ３：血圧およびＥＣＧの同時測定が繰返され、その結果、血圧対時間
Ｐ_RS（ｔ）およびＰ_RC（ｔ）のデータとＥＣＧのデータとが得られる。

【０１７２】ステップ４：圧力トランスデューサ４が点Ａに引戻される。ステップ５：ＥＣＧと血圧との同時測定が繰返され、その結果、血圧対時間Ｐ _VA(1) およびＰ_VC（ｔ）とＥＣＧのデータとが得られる。

【０１７３】データ解析血流力学パラメータを算出するためには、安静時および血管拡張時の点Ａおよ
び点Ｂにおける同時血圧が要求される。安静時および血管拡張時の点Ａおよび点
Ｂにおける血圧が測定されるが、同時ではない。圧力点ＡまたはＢの測定の間中
ずっとＥＣＧ信号が安定している方法を用いて、時間の同期が行なわれる。した
がって、ＥＣＧ信号の同期により、点Ａおよび点Ｂにおける圧力信号も同期する
。方法２に関連の方法を適用し、流体充填圧力信号の代わりにＥＣＧ信号を用い
ることにより、同期が達成される。血管拡張状態については、Ｐ_VA＝Ｐ_RAである
ので、点Ｂ（下流）のみで血圧を測定することが可能である。そして、上述の等
式を用いてパラメータＣＦＲ、ＤＳＶＲおよびＦＦＲを導出する。この方法によ
れば、近位および遠位での血圧測定が短時間で行なわれるので、流動効果により
、血圧の正確さが変化しにくい。

【０１７４】方法５：最大圧力信号臨床システムによる同期ここで図３４を参照して、動脈壁３２および狭窄部３４を有する動脈３０の断
面が図示される。狭窄部の近位および遠位にある点ＡおよびＢにより、動脈の一
区分が規定される。この区分のパラメータＣＦＲ、ＦＦＲおよびＤＳＶＲが考察
の対象となる。誘導カテーテル３（または診断カテーテルもしくは他の何らかの
中空カテーテル）が対象の血管内に挿入される。先端４に圧力センサを有する誘
導ワイヤ６が案内カテーテルを通じて挿入され、圧力センサ４が狭窄部の近位の
点Ａに位置付けられるように配置される。圧力センサ４は、図１，１Ａおよび図
２，２Ａに記載のシステム２３に接続される。

【０１７５】データ取得必要なデータを得るために以下のステップが行なわれる。

【０１７６】ステップ１：圧力センサ４により血圧の測定が行なわれ、その結果Ｐｒ_A（ｔ
）が得られる。この測定は、患者が安静状態にある間に行われる。

【０１７７】ステップ２：圧力センサ４が上流へ、点Ｂすなわち狭窄部の遠位に動かされる
。

【０１７８】ステップ３：圧力センサ４によって血圧の測定が行なわれ、その結果Ｐｒ_B（
ｔ）が得られる。

【０１７９】ステップ４：血管拡張を引起こす。ステップ５：圧力センサ４によって血圧の測定が行なわれ、その結果Ｐｖ_B（
ｔ）が得られる。この測定は血管拡張時に行なわれる。

【０１８０】ステップ６（任意）：圧力センサ４が点Ａすなわち狭窄部の近位に戻され、Ｐ
ｖ_A（ｔ）が得られる。このステップは任意で行なわれる。これに代えて、血管
拡張時の点Ａにおける血圧は安静時の点Ａにおける血圧と等しいという仮定に依
存することもできる。

【０１８１】データ解析オプティマル・オーバラップ法を用いて、点ＡおよびＢにおいて測定された圧
力パルスを同期させる。点Ｂで測定された圧力信号を動かして、その最大値が他
方の圧力信号（点Ａで測定されたもの）と合うようにすることにより、同期が達
成される。ここで、狭窄部に対して近位および遠位の同時血圧データが利用可能
であり、血流力学パラメータが計算される。

【０１８２】方法４の例１に記載したヒトのテストデータを用いて、以下の値が算出される
。

【０１８３】ＣＦＲ＝１．４６ＦＦＲ＝０．８１ＤＳＶＲ＝１．１５方法６：膨らませたバルーンのＣＦＲ₀計算標準のバルーンを対象の血管内に挿入して用いる、閉塞のない血管における血
流力学パラメータを決定するための方法を述べる。バルーンを膨らませることに
より人工的な閉塞が引起される。膨らませたバルーンにより血流が著しく妨げら
れないようにすべきである。ただし、安静時で約４ｍｍＨｇの最小圧較差が必要
である。こうして引起した狭窄にわたる血圧が得られ、上述した方法の１つを用
いて血流力学パラメータの計算が行なわれる。そしてＣＦＲ₀がここに上述した
等式に従って算出される。

【０１８４】ここで図３５を参照して、動脈壁３２を有する動脈３０の断面が図示される。
点Ａおよび点Ｂにより、この動脈のうち損傷のない一区分が規定される。この区
分のパラメータＣＦＲ₀が考察の対象となる。誘導カテーテル３（または診断カ
テーテルもしくは他の何らかの中空カテーテル）が対象の血管内に挿入される。
外部流体充填圧力トランスデューサ３１が誘導カテーテルの口（近端）に接続さ
れ、点Ｃにおける血圧（流体充填圧力）を測定する。

【０１８５】先端に圧力センサ４を有するガイドワイヤ６が案内カテーテルを通して挿入さ
れ、圧力センサ４が点Ａに位置付けられるように配置される。圧力センサ４は図
１，１Ａおよび図２，２Ａに記載のシステム２３に接続される。その後、バルー
ンカテーテルが対象の血管３０に挿入される（図示せず）。

【０１８６】データ取得必要なデータを得るために以下のステップが行なわれる。

【０１８７】ステップ１：圧力センサ４および３１によって同時に血圧測定が行なわれ、そ
の結果Ｐｒ_A（ｔ）およびＰｒ_C（ｔ）が得られる。この測定は、患者が安静状態
にある間に行われる。

【０１８８】ステップ２：図３６を参照する。圧力センサ４は点Ｂに移動される。バルーン
カテーテル１２０が血管３０内に挿入され、バルーンが点Ａと点Ｂとの間に位置
付けられるように配置される。この段階で、バルーン１２１は膨らまされる。

【０１８９】ステップ３：圧力センサ４および３１によって同時に血圧測定が行なわれ、そ
の結果Ｐｒ_B（ｔ）およびＰｒ_C（ｔ）が得られる。

【０１９０】ステップ４：血管拡張を引起す。ステップ５：圧力センサ４および３１によって同時に血圧測定が行なわれ、そ
の結果Ｐｖ_B（ｔ）およびＰｖ_C（ｔ）が得られる。この測定は、血管拡張状態中
に行なわれる。

【０１９１】データ解析方法２に記載の手順を用いて、バルーンにより閉塞された血管に対してＣＦＲ
およびＦＦＲが算出される。しかしながら、血圧測定および計算のための臨床シ
ステムの（ここに上述した）他の方法はすべて、バルーンの人工的な閉塞ととも
に用いることができる。

【０１９２】ＣＦＲおよびＦＦＲが（バルーン閉塞に対して）算出された後、安静時の圧較
差（Ｐ_Arest−Ｐ_Brest）および血管拡張時の圧較差（Ｐ_Arest−Ｐ_Bvaso）の平均
値が計算される。そして、上述の等式を用いて閉塞のない血管に対するＣＦＲ₀
が算出される。

【０１９３】方法７：収縮時の冠動脈中血流のＣＦＤモデリング、ＣＦＲおよびＦＦＲパラ
メータ専門医は、狭窄径率などの単純なジオメトリック的パラメータか、血流予備量
比（ＦＦＲ）または冠動脈血流予備能（ＣＦＲ）などの血流力学に基づいたパラ
メータのいずれかを用いて、狭窄の発病度を予測する。ここに示すように、狭窄
発病度の実際の血流力学的状態と上述のパラメータとの関係が確立される。血管
内の血流の数値モデルを鈍的（blunt）狭窄および自己調節された血管床ととも
に用いて、狭窄した血管をシミュレートする。この現実的なシミュレーションの
重要なポイントは、人工的な自己調節を適切に作り出すことである。この数値モ
デルは健康な血管と狭窄血管との血流の比較０．１に基づく。ＣＦＲおよびＦＦ
Ｒの算出された値は生理学的な範囲に収まる。結果：健康な動脈の血流力学状態はＣＦＲ₀および血管床指数ＶＢｌ₀で特徴付
けることができ、ここで添字０は健康な血管を表わす。この研究に導入される新
たなパラメータＶＢｌ₀は、平均ずり対平均血圧の比に等しい。苦労してインビ
ボの実験を行なう代わりに、研究の第１段階では、鈍的狭窄部および自己調節さ
れた血管床を有する血管における血流の数値モデルを用いる。厳密な自己調節機
構は未知である。したがって、２つの自己調節状態の可能性をテストした。（ｉ
）一定の壁剪断応力（wall shear stress）および（ii）一定の血流である。こ
のモデルは、健康な血管と狭窄した血管とにおける血流の比較に基づく。

【０１９４】結論：この結果に基づいて、本研究において提案された血管床自己調節の一
定血流モデルにより、ＣＦＤを用いて臨床現場でのさまざまな状況を分析して通
常の血流力学パラメータと狭窄の発病度とを相関させようと試みることが可能に
なる。

【０１９５】方法８：移動圧力トランスデューサを用いたＦＦＲの算出ここで図４５を参照して、動脈壁３２および狭窄部３４を有する動脈３０の断
面が図示される。狭窄部の上流および下流の２点ＡおよびＤにより、動脈の一区
分が規定される。この区分に沿った血流力学パラメータＦＦＲが考察の対象とな
る。

【０１９６】ＦＦＲは、遠位（Ｐ_d）対近位（Ｐ_a）の血圧の比である（ＦＦＲ＝Ｐ_d／Ｐ_a）
。

【０１９７】標準ＦＦＲ測定：近位血圧Ｐ_aは流体充填マノメータで測定され、遠位血圧
Ｐ_dはプレッシャワイヤで測定される。流体充填マノメータにより測定された血
圧は、流体充填圧力トランスデューサの高さが不適当であることにより、動脈圧
とは異なり得る。この高さは、Pressure Wire、トランスデューサを誘導カテー
テルの端部に置くとき調節しなければならない。よって、本システムは２つの圧
力センサ間に較正を必要としやすいことがわかるであろう。

【０１９８】データ取得必要なデータを得るために行なわれるステップについてここで述べる。好まし
い方法では、近位点と遠位点との血圧を測定するのに同じトランスデューサを用
いる。Pressure Wireを狭窄部に対して近位に置かれる。流体充填圧力Ｐ_faとPre
ssure Wireにより測定された近位血圧Ｐ_aが点Ａで測定され、その後コンピュー
タメモリに保存される。測定は次のとおり行なわれる。点Ａにおいて約１２パル
スで１０秒間、測定が１回行なわれる。その後トランスデューサを点Ｄまで移動
させ、再び約１２パルスで１０秒間測定が行なわれる。Pressure Wireは狭窄部
に対して遠位へ、点Ｄまで動かされる。充血時の流体充填圧力Ｐ_fdとPressure W
ireにより測定された遠位血圧Ｐ_dを測定し、その後コンピュータメモリ内に保存
する。そして、Pressure Wireにより測定されたＰ_dおよびＰ_aの平均値を用いて
ＦＦＲを算出する。流体充填カテーテルにより測定された血圧は、血流力学状態
の変化の修正のためにのみ用いられる。

【０１９９】好ましい方法では、最大充血は、毎心拍ごとにＦＦＲを算出して決定される。
本方法の利点は、冠動脈内アデノシンまたはパパベリン注入および最大充血が自
動的に認識できることである。別の利点は、このトランスデューサがドリフトの
影響を受けにくいことである。よって、本発明により、ドリフトに対する感度を
減じる手段が提供される。

【０２００】データ解析データ解析は、上述のようにＡＳＴを用いて行なわれ、ＦＦＲを決定する。

【０２０１】臨床テスト例

【０２０２】

【表２】

【０２０３】以下のグラフは、アルゴリズムの演算範囲に影響を与える２つの主なパラメー
タを呈しており、アルゴリズムの活用可能範囲を概略的に示すためにそれらを組
合せる。本発明はまた、種々のＶＢ疾患に対して本質的、血管運動神経的な局面
をもたらす。

【０２０４】例１：ヒト被験体におけるインヒボのＣＦＲ−ＦＦＲ測定ヒト患者における研究が実施され、その結果を図４４および表２から表５に示
す。自動相似変換（Automatic Similar Transformation）法を含む、ここに提供
されるシステムが、シーメンズ・カスコール（Siemens Cathcor）製のカスラブ
・モニタ（cathlab monitor）に接続され、動脈圧波、Radi圧力波およびＥＣＧ
が取得された。出力されたＥＣＧ信号には、ＥＣＧを処理するトリガ信号が含ま
れた。このシステムには、プレッシャワイヤ、プレッシャワイヤ・インターフェ
イスボックス、および蛍光透視システムが含まれた。速度信号が直接サンプリン
グされ、エンドソニックス・フローマップ（Endosonics FlowMap）システムおよ
びフローワイヤの類似の出力が用いられた。

【０２０５】プロトコル：単一の損傷、二重の損傷、中間の損傷を有する患者について研究
が行なわれた。すべての患者は症候性であった。圧力ベースおよび速度ベースの
ＣＦＲ予測の比較に対するデータ解析はオフラインで行なわれた。

【０２０６】

【表３】

【０２０７】ＣＦＲ♯ Endosonicsシステムによる自動ＣＦＲ算出ＣＦＲ^* 血流の未処理データに基づいて算出されたＣＦＲＢＰＧ−ΔＰ_rest 安静時の狭窄部にわたる平均圧較差ＨＰＧ−ΔＰ_vaso 血管拡張時の狭窄部にわたる平均圧較差結果：この結果から、ＣＦＲ−自動相似変換（ＡＳＴ）法を用いたＣＦＲ／Ｆ
ＦＲ予測と、速度に基づいたＣＦＲ予測との間に十分な相関があることが実証さ
れる。速度の未処理データに基づいて算出されたＣＦＲが実際より高い相関を生
じる場合もあり、これはEndosonicsシステムの自動ＣＦＲ計算に問題があること
を示している。血管拡張剤の効果は、冠動脈内アデノシン注入により得られた。

【０２０８】例２：イヌにおけるインビボのＣＦＲ−ＦＦＲ測定４匹のイヌ（２０〜２５Ｋｇ）を用いた動物実験が日本のある病院で行なわれ
た。このインビボの実験設備には、Nihon Kohden ＲＭ−６０００モニタに接続
する自動相似変換（ＡＳＴ）システムが含まれ、動脈圧波、圧力信号、ＥＣＧ、
および血流信号が取得された（CardioMed ＣＭ２０００走行時間およびドッ
プラフローメータ血管周囲ハンドルフロープローブ（perivascular handle fl
owprobes)（３ｍｍ）を含む蛍光透視システム）。血流信号がモニタ画面に映さ
れ、ＡＳＴ法を含むこのシステムによりサンプリングされた。これらの研究では
FloWireは用いられなかった。

【０２０９】プロトコル：この動物は麻酔をかけられ、開胸されて心臓が露出された。そ
の後ＬＳＸを切開して血管周囲のフロープローブおよびバルーンオクルダが導入
できるようにされた。この動物は頚動脈を通してカテーテルを入れられ、またプ
レッシャワイヤも入れられた。狭窄の各レベルに対して近位測定値と遠位測定値
とが収集された。ＩＣパパベリン４ｍｇを用いて血管拡張反応をが引起こされた
。最初の２匹の動物において、完全閉塞技術を用いて、最大充血反応に対する血
管拡張剤の量が調べられた。バルーンオクルダをゆっくり膨らますことにより、
または係蹄を用いることにより、一連の閉塞が導入された。閉塞の各レベルにお
いて、必要な測定値が得られた。狭窄の各レベルにおいて、レントゲン写真から
狭窄の割合が予測された。

【０２１０】結果：処置の間中ずっと、使用された動物は非常に安定しており、生理学的な
状態もよかった。目的の血管はＬＣＸであり、ここでは分枝が無く真直ぐな区分
が見つけやすかった。５〜６レベルの損傷が各動物に対して誘発された。狭窄の
レベルは、各測定後にレントゲン写真により予測された。

【０２１１】血管拡張効果：冠動脈内パパベリン注入により血管拡張が達成された。パパベ
リンに対する反応は即座に現われ、約４５秒後に最大の充血に到達した。このデ
ータを表６ならびに図３７および図３８に示す。合計２２の狭窄が調べられてお
り、すべて図３７に示す。自動相似変換（ＡＳＴ）法で算出したパラメータ（Ｃ
ＦＲ−ＡＳＴ）と、最も基準になるといわれているCardioMedフローメータを用
いた血流ベースのＣＦＲ（Ａ−ＣＦＲ）との間には、非常に高い相関が観察され
た。予測どおり、ほとんどなかったが非常に軽度の狭窄の場合のみ、相関が低か
った。この場合でも、圧較差はこの方法の最低限に達していた。図３８には、２
２の値のうち２１の値が表わされ、回帰推定（regress）される。２５％より小
さい狭窄を表わしている１点のみ除外されいる。

【０２１２】

【表４】

【０２１３】考察：近位点において流体充填マノメータおよびRadiにより測定された血圧
間に著しい差（１５〜２０ｍｍＨｇ）があるので、狭窄部にわたる圧較差を直接
予測することは困難である。このため、動脈圧における変化を考慮に入れた上で
この圧力差をコンピュータ計算した。狭窄部にわたる平均圧力差（ＡＰで示す）
は約３ｍｍＨｇである。狭窄部にわたる圧力差（Ａｐ（ｔ））は、（短い血流で
の）体積流量Ｑ（ｔ）、狭窄の最小断面積Ａ、および（健康な）血管断面積Ａか
ら、ジオメトリに関係なく予測され、１．５２であると概算され得る。係数（Ｌ
：狭窄部の長さ、ＤおよびＤＯ：面積ＡおよびＡｏにそれぞれ対応する直径）。
残念ながら、Ｑ（ｔ）の関数はわからない。Ｑ２の項を予測するために、Ｑ（ｔ
）はＱ（ｌ＋ｓｉｎ）２７πｔ））と概算され得ると仮定される。ここでＱは平
均血流に等しい定数Ｑ²＝１．５Ｑ²である。狭窄部の長さＬｓおよびＡｕは未知
である。しかしながら、典型的な狭窄にしては線形のポアズイユの項（等式（２
）の第１項）が小さいので、未知のデータを表わす値は、Ｌｓ＝２ｃｍ，Ｄｏ＝
４ｍｍとされる。最後に、これもまたポアズイユの項が小さいことにより血液粘
度はｕ＝０．００４と仮定される。ｐの正確な値は重要ではない。

【０２１４】明確にするために、２つのケースを調べた。１）５０％直径の狭窄、すなわち
Ａ_o／Ａ_s＝４の場合と、２）６０％の狭窄の場合とである。５０％直径の狭窄が
ある場合、さまざまな血流速度に対するΔＰはｕ（Ｑ＝ｕ^*Ａ_o）であると予測さ
れた。

【０２１５】

【表５】

【０２１６】上記の日本の研究結果から、狭窄部にわたる圧力差が以下とおり測定された。
ΔＰrest＝３．４ｍｍＨｇ，ΔＰvaso＝１９．７ｍｍＨｇ。表７（５０％の狭窄
のもの）に示すように、ΔＰrest＝３．４ｍｍＨｇの値はここでは安静時の速度
の値に対応し、またΔＰvaso＝１９．７ｍｍはここでは血管拡張時の速度の値Ｕ
vaso＝４０ｃｍ／ｓに対応する。したがって、ＣＦＲ＝４０／１２＝３．３であ
る。同様に、表８（６０％の狭窄）を用いると、Ｕrest＝６ｃｍ／ｓ、Ｕvaso＝
２０ｃｍ／ｓであり、再びＣＦＲ＝２０／６＝３．３となる。

【０２１７】実験中において、上記の実験でFlowWireにより測定された速度は安静時で約６
ｃｍ／ｓであり、血管拡張時で約４０ｃｍ／ｓであった。このように測定された
狭窄の割合は５０％であった。この場合、安静時の速度は、圧力差を用いて算出
された速度（Ｕrest＝１２ｃｍ／ｓ）の半分である。この矛盾は、血管内のFlow
Wireのミスアライメントによるものであると説明できる。

【０２１８】 FlowWireによる測定の上記の結果により、狭窄された血管と健康な血管との両
者で基線の血流は同じであるという定理が確認される。ＰＴＣＡ前とＰＴＣＡ後
との基線の血流は１８ｃｍ／ｓであり、充血血流は２４ｃｍ／ｓから６３ｃｍ／
ｓに変化した。ＦＦＲ＝０．５５〜０．５９であり、したがって、ＣＦＲ／ＦＦ
Ｒ＝２．２６〜２．４２である。ＰＴＣＡ後のＣＦＲは６３／２４＝２．６２に
等しい。ずれは１０％以内である。

【０２１９】ＣＦＲとＦＦＲを同時に測定することにより、血管床についてのさらなる情報
を得ることができる。たとえば、ケース４、５および６の場合などである。前回
の報告にあるように、ヤングおよびツァイ（Young and Tsai）の式を用いて狭窄
した血管内の血流を計算することができる。ケース４では、狭窄のパラメータは
、５０％直径の狭窄で、ＢＡＰＶ＝１６ｃｍ／ｓ、ＨＡＰＶ＝４４ｃｍ／ｓ、Ｂ
ＰＧ＝１２ｍｍＨｇ、ＨＰＧ＝３３ｍｍＨｇ、ＦＦＲ＝０．５９〜０．６３であ
る。血管拡張時の動脈圧における変化により、ＨＰＧは、安静時に測定された平
均動脈圧を用いて算出され、ＦＦＲも同様である。狭窄部の長さはＬ＝２ｃｍで
あり、動脈直径は３．０ｍｍであり、血液粘度は０．００３５であると仮定され
た。結果および計算については表９に表わす。

【０２２０】

【表６】

【０２２１】表９から、５０％の狭窄に対して測定された速度は小さいことがわかる。この
場合、安静時および血管拡張時に測定された圧較差に対応するＣＦＲは、５０／
２５＝２．０（ここに記載の方法を用いて計算された値ＡＳＴ−ＣＦＲ）に等し
い。

【０２２２】測定された充血速度は、表１０に示すように、５２％の狭窄に対して測定され
た充血圧較差に対応する。

【０２２３】

【表７】

【０２２４】表１０に実証されるように、基線：FlowWireにより測定された速度は測定され
た血圧に対して低すぎる。ベース圧較差に対応する基線速度は２２ｃｍ／ｓであ
り、ＣＦＲは再び４４／２２＝２．０である。ＣＦＲ／ＦＦＲ＝２．０／０．６
３＝３．２３という比は妥当であり、血管床に関する問題を何ら指摘しているよ
うには見えない。

【０２２５】ケース５において、ＬＤＡ狭窄はそのパラメータが、５０％直径の狭窄、ＢＡ
ＰＶ＝１０ｃｍ／ｓ、ＨＡＰＶ＝３４ｃｍ／ｓ、ＢＰＧ＝１２ｍｍＨｇ、ＨＰＧ
＝３４ｍｍＨｇ、ＦＦＲ＝０．６６である。血管拡張時に動脈圧が変化すること
により、ＨＰＧは、安静時に測定された平均動脈圧を用いて算出される。前のケ
ースと同様、狭窄の長さはＬ＝２ｃｍであり、動脈直径３ｍｍ、血液粘度０．０
０３５である。結果または計算については表１１に表わす。

【０２２６】

【表８】

【０２２７】この場合にもまた、FlowWireにより測定された安静時の血流速度は、測定され
た圧較差に対して低すぎる。対応のＣＲＦ＝３７／１８＝２は、ＡＳＴ−ＣＦＲ
法により供給された値１．８に近い。ＣＦＲ／ＦＦＲ＝２／０．６６＝３という
比は妥当であり、血管床に何ら問題がないように見える。

【０２２８】ケース６、ＲＣＡ狭窄。パラメータは、２５％直径狭窄、ＢＡＰＶ＝３０ｃｍ
／ｓ、ＨＡＰＶ＝５０ｃｍ／ｓ、ＢＰＧ＝５．７ｍｍＨｇ、ＨＰＧ＝１５．９ｍ
ｍＨｇ、ＦＦＲ＝０．８３である。血管拡張時に動脈圧が変化することにより、
安静時に測定された平均動脈圧を用いてＨＰＧを計算する。狭窄部はＬ−２ｃｍ
であり、動脈直径は３ｍｍ、血液粘度は０．００３５である。結果を表１２に示
す。

【０２２９】

【表９】

【０２３０】測定された速度および圧較差に対して狭窄の割合が低すぎる。測定された圧較
差に対応するＣＲＲは１３０／６０＝２．１７である。この値もまた、ＡＳＴ−
ＣＦＲ法とよく一致している。以下の結果は、狭窄が４０％の場合に得られたも
のである。

【０２３１】

【表１０】

【０２３２】この場合、圧較差に対応するＣＦＲは５５／２７＝２．０、すなわちＡＳＴ−
ＣＦＲ法で算出された値より１０％少ない。しかしながら、この場合、測定され
た速度または圧較差にわずかな誤差があっても、ＣＦＲには１０〜２０％の誤差
が生じてしまう。たとえば、ケース６では、Flow Wireにより測定された５０ｃ
ｍ／ｓおよび３０ｃｍ／ｓの代わりに、ＨＡＰＶ（５５ｃｍ／ｓ）およびＢＡＰ
Ｖ（２７ｃｍ／ｓ）のそれぞれの値が用いられ、１．７ではなく２．０に等しい
ＣＦＲが得られた。ＣＦＲ／ＦＦＲの比は、２．０／０．８３＝２．４から２．
２／０．８３＝２．６５の範囲にある。これらの値は、正常な血管床に対するＣ
ＦＲ／ＦＦＲの値の低い方の限界に近い。したがって、１５〜２０ｃｍ／ｓより
低い速度では、FlowWireの速度測定においてシステム的な誤差が生じる。

【０２３３】結論：上記の結果から、ＡＳＴ−ＣＦＲ法が正確かつより精密な狭窄測定法で
あることが実証される。

【０２３４】例３：ブタにおけるインビボのＣＦＲ−ＦＦＲ測定経皮的冠動脈形成（ＰＣＩ）の目的は、血流を制限する動脈閉塞を減じること
である。ＰＣＩは現在、損傷の発病度の血流アセスメントよりも解剖によって誘
導されている。冠動脈血流予備能（ＣＦＲ）および血流予備量比（ＦＦＲ）によ
り、血流の減少の重大度はより正確に示されるが、臨床的に測定するのが煩わし
い。ここに実証されるように、本発明の方法により、動脈内の血圧測定から直接
ＣＦＲおよびＦＦＲを算出することが可能になる。

【０２３５】方法：麻酔をかけたブタ（３０ｋｇ）において、開胸（throacotomy）に続い
て、ＬＡＤのまわりにオクルダおよび超音波フロープローブ（遠位、トランソニ
ック（Transonics））を配置した。固体プレッシャガイドワイヤ（RADI Medical
）およびドップラフローワイヤ（Endosonics）をＬＡＤに配置した。狭窄を確立
し（３０〜７０％）（ｎ＝ＩＺ）、基線およびアデノシン後の冠動脈内血圧およ
び血流の測定を近位および遠位で、また損傷を横切って引戻し（trans-lesional
pullback）ながら行なった。ＣＦＲおよびＦＦＲは、アルゴリズムを通じて、
血圧により、また実際に測定された血流により、実時間で導出された。９人の患
者において、プレッシャワイヤおよびフローワイヤを隔離された冠動脈損傷（５
０〜９０％）の近位と遠位とに配置し、アデノシンを投与して、同様にＣＦＲお
よびＦＦＲを導出した。

【０２３６】上記のようにＡＳＴを含むシステムをアストロ・メッド（Astro-Med）製のカ
スラブモニタに接続し、動脈圧波およびＥＣＧを取得した。Radi製のプレッシャ
ワイヤ・インターフェイスボックスを変形させたものを用いて、高周波のデータ
取得を可能にした。圧力信号をＡＳＴシステムにより直接サンプリングした。動
物ラブの蛍光透視（Fluoroscopy）システムを用い、また血管周囲フロープロー
ブ（２、３および４ｍｍ）を有するTransonics製の超音波フローメータ（Ｔ２０
６モデル）を用いた。血流信号は、ＡＳＴシステムにより直接サンプリングされ
た。

【０２３７】動物の準備：ブタに麻酔をかけ、開胸して心臓を露出させた。その後、ＬＡＤ
を別々の２つの部位において切開し、血管周囲フロープローブおよびバルーンオ
クルダを導入できるようにした。準備段階が終わると、基準測定値が得られた。
その後、バルーンオクルダをゆっくり膨らませて一連の閉塞を導入する。各閉塞
レベルにおいて、ＣＦＲ／ＦＦＲ算出に必要な測定値が得られる。

【０２３８】血管拡張効果：冠動脈内アデノシンまたは冠動脈内パパベリン注入のいずれか
によって血管拡張が達成された。パパベリンの効果は長時間にわたる（＞３分）
が、アデノシンの短時間の効果との違いはない。両者によって最大の充血が達成
される。いかなる効果も観察されなかった場合は、末梢床が補正的に拡張された
ことによるものである。

【０２３９】結果を表１４および図３９に示す。

【０２４０】

【表１１】

【０２４１】ＢＰＧ：安静時の損傷にわたるベースの圧較差ＨＰＧ：欠陥拡張時の損傷にわたる圧較差すべてのブタにおいて、血圧から導出されたＣＦＲ（ＣＦＲ_p）およびＦＦＲ
対実際の血流の決定から導出されたＣＦＲ（ＣＦＲ_F）およびＦＦＲには、高い
相関が観察された（ＣＦＲ_p＝１．０３，ＣＦＲ_F＝０．０９５，Ｒ＝０．８９）
。ヒトの被験体では、ＣＦＲおよびＦＦＲは血流速度により導出されたＣＦＲお
よびＦＦＲと密接な相関があった（ＣＦＲ_p＝１．０６，ＣＦＲ_F＝０．１００，
Ｒ＝０．８５）。

【０２４２】したがって、管腔内の血圧により導出された冠動脈血流指数は、ドップラ（Do
ppler）の血流データから導出された指数と密に相関する。これらの指数を血圧
から導出することは、より単純でより信頼性がある。と言うのは、本方法は個別
に可変であり得る速度プロファイルとは関係ないからである。

【０２４３】例４：自動相似変換（ＡＳＴ）法に基づいて得られたインビボの結果上記の自動相似変換（ＡＳＴ）法を用いて以下の結果が得られた。

【０２４４】

【表１２】

【０２４５】例５：ＶＢＩ検証血管床の指数はＶＢＩ＝（４μＱ）／（Ｐπｄ³）＝（μｕ）／（Ｐｄ）と定
義され、ここでＰは血圧、ｄは動脈直径、μは動的粘度である。これらの動脈の
直径がマーレーの法則（Murray's law）（マーレーの法則はカッサブＧ．Ｓ．
およびファンＹ．Ｂ．（Kassab G.S., Fung Y.B.）の論文「冠状動脈分岐のパ
ターンおよび均一ずりの仮説（The pattern of coronary arteriolar bifurcati
ons and the uniform shear hypothesis）」）に従っていれば、母娘の動脈の血
管床指数は同じになる。得られたヒトデータを用いてＶＢＩを算出した。

【０２４６】この結果を図４２ａ−ｄに示す。安静時の平均血流速度とＶＢＩとの間には強
い相関があり、相関係数はＲ＝０．９２６（図４２ａ）である。ＶＢＩの平均値
は、ＶＢＩ＝１．７・１０^-5である。ＶＢＩはＣＦＲ、ＦＦＲおよびＣＦＲ／Ｆ
ＦＲ比からは独立している（図４２ｂ−ｄ）。したがって、ＶＢＩは、ＣＦＲお
よびＦＦＲとは別の血管床の特徴を反映する。ＶＢＩの値が低い場合は「緩やか
な血流（slow flow）」のケースを表わしている。

【０２４７】例６：ＣＦＲ０の検証（ＣＦＲ／ＦＦＲ比）ＣＦＲ／ＦＦＲ比の算出値をインビボのテスト結果と比較する。

【０２４８】その結果を以下の表１５にまとめて示す。

【０２４９】

【表１３】

【０２５０】各イヌに対するＣＦＲ／ＦＦＲの標準偏差もまた表１７に示す。最初の３匹の
イヌに対する結果により、ＣＦＲ／ＦＦＲ比が％狭窄から独立していることが確
認される。イヌ４のケースでは、標準偏差が高い。これは、割合の値が大きく分
散していることにより説明される。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の好ましい実施例に従って構築されかつ動作する、血管の
血流力学パラメータを判定するためのシステムの、概略等角図である。

【図１Ａ】本発明の別の好ましい実施例に従って構築されかつ動作する、
血管の血流力学パラメータを判定するためのシステムの、概略等角図である。

【図１Ｂ】本発明の別の好ましい実施例に従って構築されかつ動作する、
血管の血流力学パラメータを判定するためのシステムの、概略等角図である。

【図２】図１に示すシステム１の詳細を示す、概略的機能ブロック図であ
る。

【図２Ａ】図１Ａに示すシステム１ａの詳細を示す、概略的機能ブロック
図である。

【図３】本発明の別の好ましい実施例に従って構築されかつ動作する、図
１または図１Ａに記載のシステム１または１ａの一部の、概略等角図である。

【図４】本発明の別の好ましい実施例に従って構築されかつ動作する、イ
ンビトロシステムの概略等角図である。

【図５】図４に示すインビトロチュービングシステム５１の図解詳細図で
ある。

【図６】図５に示す実験用区分４４ならびに、図４および図５に示すシス
テムの動作中におけるラテックスチューブ内部の圧力センサの位置付けを示す、
図解詳細図である。

【図７】狭窄のある動脈ならびに、圧力測定点を指定する点ＡおよびＢを
示す、概略断面図である。

【図８】方法１で使用される２つの圧力センサの位置付けを示す、血管の
概略断面図である。

【図９】方法２で使用される圧力センサの位置付けを示す、血管の概略断
面図である。

【図１０】血流力学係数を判定するのに方法３によって使用される、圧力
データの例を示す。

【図１１】図１１に示すデータに対してなされる計算の結果を示す。

【図１２】方法３において使用される圧力センサの位置付けを示す、血管
の概略断面図である。

【図１３】図４〜６に示すインビトロシステムのラテックステストチュー
ブ内部における圧力センサおよび狭窄の位置付けであって、方法１、伝達関数（
transfer function）方法の有効性確認のために使用された構成を示す。

【図１４】方法１によって計算された圧力パルス（pressure pulse）を、
その時点で測定された実際の圧力パルスとともに示す。

【図１５】狭窄のある動脈、流体充填圧力カテーテルおよびプレッシャワ
イヤ、ならびに、測定点を指定する点ＡおよびＢを示す。

【図１６】方法４によって使用される、安静状態のヒトについて測定され
た血圧およびＥＣＧデータを示す。

【図１７】方法２を用いて行なわれる時間変換後の、安静時のＥＣＧ信号
を示す。

【図１８】安静時およびパルスの同期化後の、流体充填カテーテルの圧力
信号を示す。

【図１９】狭窄の近位および遠位における圧力を表わす、同期化された圧
力信号を示す。

【図２０】安静時に点Ａで測定されたＥＣＧおよび圧力信号、ならびに、
血管拡張状態で点Ｂで測定されたＥＣＧおよび圧力信号を示す。

【図２１】方法２の変換を適用する、安静時（点Ａ）および血管拡張時（
点Ｂ）の同期化後のＥＣＧ信号を示す。

【図２２】安静時（点Ａ）および血管拡張時（点Ｂ）における、パルスの
同期化後の流体充填カテーテルの圧力信号を示す。

【図２３】安静時（点Ａ）および血管拡張時（点Ｂ）における、パルスの
同期化後のガイドワイヤの圧力信号を示す。

【図２４】血流力学係数の平均値を判定するために使用される、安静時お
よび血管拡張時に測定され同期化かつ変換された圧力信号の組の分布を示す。

【図２５】図２４に示すデータを使用して計算された無次元の血流の値を
示す。

【図２６】各パルスについて計算されたＣＦＲ値およびＦＦＲ値を示す。

【図２７】安静状態および血管拡張状態の点Ａおよび点Ｂにおける圧力の
、複数の心拍にわたる平均値を示す。

【図２８】図２７に示すデータを使用して計算された無次元の血流の値を
示す。

【図２９Ａ】ＥＣＧ信号による同期化を用いて血流力学パラメータを計算
するのに使用される、安静時および血管拡張時における圧力測定値ならびにＥＣ
Ｇ信号のヒトのデータを示す。

【図２９Ｂ】ＥＣＧ信号による同期化を用いて血流力学パラメータを計算
するのに使用される、安静時および血管拡張時における圧力測定値ならびにＥＣ
Ｇ信号のヒトのデータを示す。

【図２９Ｃ】ＥＣＧ信号による同期化を用いて血流力学パラメータを計算
するのに使用される、安静時および血管拡張時における圧力測定値ならびにＥＣ
Ｇ信号のヒトのデータを示す。

【図３０】安静時および血管拡張時の、同期化された圧力信号を示す。

【図３１】図３０に示す同期化された曲線から計算される無次元の血流の
曲線を示す。

【図３２】図３０に示す同期化された圧力信号の平均値を示す。

【図３３】血流力学パラメータを判定するのに使用される、計算された平
均の無次元の血流を示す。

【図３４】最大圧力信号によって同期化する方法を使用する場合の、圧力
センサおよび測定場所の位置付けを示す。

【図３５】損傷のない血管の内部における圧力測定点を示す。

【図３６】損傷のない血管の内部におけるバルーンによる人工的閉塞およ
び、該バルーンの遠位における圧力測定を図示する。

【図３７】自動相似変換方法およびＣＦＲ血流（CFR flow）を使用する、
ＣＦＲ−Ｆのインビボでのイヌのデータを示す。

【図３８】自動相似変換方法およびＣＦＲ血流を使用する、ＣＦＲ−Ｆの
インビボでのイヌのデータを示す。

【図３９】自動相似変換方法およびＣＦＲ血流を使用する、ＣＦＲ−Ｆの
インビボでのブタのデータを示す。

【図４０Ａ】狭窄にかかる圧力測定値のみを使用する、血流の計算結果を
示す。

【図４０Ｂ】狭窄にかかる圧力測定値のみを使用する、血流の計算結果を
示す。

【図４１Ａ】狭窄にかかる圧力測定値のみを使用する、血流の計算結果を
示す。

【図４１Ｂ】狭窄にかかる圧力測定値のみを使用する、血流の計算結果を
示す。

【図４２Ａ】ヒトのデータに基づいたＶＢＩの計算結果を示す。

【図４２Ｂ】ヒトのデータに基づいたＶＢＩの計算結果を示す。

【図４２Ｃ】ヒトのデータに基づいたＶＢＩの計算結果を示す。

【図４２Ｄ】ヒトのデータに基づいたＶＢＩの計算結果を示す。

【図４３Ａ】自動相似変換（ＡＳＴ）方法のブロック図である。

【図４３Ｂ】自動相似変換（ＡＳＴ）方法のグラフ図である。

【図４４】ＡＳＴ方法を使用した、インビボでのＣＦＲのヒトのデータを
示す。

【図４５】動脈壁３２および狭窄３４を有する動脈３０の断面を示し、狭
窄の上流および下流における２つの点ＡおよびＤは動脈の区分を規定し、この区
分に沿った血流力学パラメータＦＦＲが対象となる、断面図である。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (31)優先権主張番号０９／３４４，５０５ (32)優先日平成11年６月25日(1999．6．25) (33)優先権主張国米国（ＵＳ） (31)優先権主張番号６０／１４０，７９９ (32)優先日平成11年６月25日(1999．6．25) (33)優先権主張国米国（ＵＳ） (31)優先権主張番号６０／１５５，０９５ (32)優先日平成11年９月22日(1999．9．22) (33)優先権主張国米国（ＵＳ） (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ，ＺＷ )，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ，ＤＺ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者シャルマン，エブゲニィイスラエル国、39088 テル・アビブ、アディリム・ストリート、５／４ (72)発明者バラク，チェンイスラエル国、73142 ショアム、バレケット・ストリート、18 Ｆターム(参考） 4C017 AA08 AB10 AC03 EE01 FF08 【要約の続き】にも低いＣＦＲ値は、下流の血流に制限があるか、血管拡張薬の注入が不充分であることを示す。所与のＦＦＲに対してあまりにも高いＣＦＲ値は、血管床の疾患を示す。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】血管閉塞にかかる圧力を測定するよう適合された装置を提供
するステップを含む、血管内の血流比を判定する方法。
【請求項２】前記装置で前記閉塞の遠位および近位における圧力を測定す
るステップを含む、狭窄管内の冠状動脈血流予備能を判定する、請求項１に記載
の方法。
【請求項３】大動脈圧および前記閉塞の遠位における圧力をそれぞれ、流
体を充填したマノメータおよび圧力トランスデューサを有する前記装置で同時に
測定するステップを含む、狭窄管内の冠状動脈血流予備能を判定する、請求項１
に記載の方法。
【請求項４】流体充填マノメータを有する前記装置で大動脈圧を測定する
ステップと、移動する圧力トランスデューサを有する前記装置で前記閉塞にかか
る圧力を測定するステップとを含む、狭窄管内の冠状動脈血流予備能を判定する
、請求項１に記載の方法。
【請求項５】流体充填マノメータを有する前記装置で大動脈圧を測定する
ステップと、移動圧力トランスデューサを有する前記装置で前記閉塞にかかる圧
力を測定するステップと、ＥＣＧを有する前記装置で前記圧力測定を同期させる
ステップとを含む、狭窄管内の冠状動脈血流予備能を判定する、請求項１に記載
の方法。
【請求項６】移動圧力トランスデューサを有する前記装置で前記閉塞にか
かる圧力を測定するステップと、ＥＣＧを有する前記装置で前記圧力測定を同期
させるステップとを含む、狭窄管内の冠状動脈血流予備能を判定する、請求項１
に記載の方法。
【請求項７】流体充填マノメータを有する前記装置で大動脈圧を測定する
ステップと、移動圧力トランスデューサを有する前記装置で前記閉塞にかかる圧
力を測定するステップと、前記移動圧力トランスデューサで前記圧力測定を同期
させるステップとを含む、狭窄管内の冠状動脈血流予備能を判定する、請求項１
に記載の方法。
【請求項８】流体充填マノメータを有する前記装置で大動脈圧を測定する
ステップと、移動圧力トランスデューサを有する前記装置で前記閉塞にかかる圧
力を測定するステップと、前記流体充填マノメータで前記圧力測定を同期させる
ステップとを含む、狭窄管内の冠状動脈血流予備能を判定する、請求項１に記載
の方法。
【請求項９】人工的閉塞にかかる圧力を測定するよう適合された装置を提
供するステップを含む、血管内の冠状動脈血流予備能を判定する方法。
【請求項１０】前記人工的閉塞を提供するステップと、前記人工的閉塞に
かかる圧力を測定するステップとを含み、大動脈圧および前記閉塞の遠位におけ
る圧力がそれぞれ、流体充填マノメータおよび圧力トランスデューサを有する前
記装置によって同時に測定される、血管内の冠状動脈血流予備能を判定する、請
求項９に記載の方法。
【請求項１１】前記人工的閉塞を提供するステップと、大動脈圧のための
流体充填マノメータを有する前記装置で大動脈圧を測定するステップと、移動圧
力トランスデューサを有する前記装置で該閉塞にかかる圧力を測定するステップ
とを含む、血管内の冠状動脈血流予備能を判定する、請求項９に記載の方法。
【請求項１２】前記人工的閉塞を提供するステップと、大動脈圧のための
流体充填マノメータを有する前記装置で大動脈圧を測定するステップと、移動圧
力トランスデューサを有する前記装置で該閉塞にかかる圧力を測定するステップ
と、ＥＣＧを有する前記装置で前記圧力信号を同期させるステップとを含む、血
管内の冠状動脈血流予備能を判定する、請求項９に記載の方法。
【請求項１３】前記人工的閉塞を提供するステップと、大動脈圧のための
流体充填マノメータを有する前記装置で大動脈圧を測定するステップと、移動圧
力トランスデューサを有する前記装置で該閉塞にかかる圧力を測定するステップ
と、前記移動圧力トランスデューサで前記圧力信号を同期させるステップとを含
む、血管内の冠状動脈血流予備能を判定する、請求項９に記載の方法。
【請求項１４】前記人工的閉塞を提供するステップと、大動脈圧のための
流体充填マノメータを有する前記装置で大動脈圧を測定するステップと、移動圧
力トランスデューサを有する前記装置で該閉塞にかかる圧力を測定するステップ
と、前記流体充填マノメータで前記圧力信号を同期させるステップとを含む、血
管内の冠状動脈血流予備能を判定する、請求項９に記載の方法。
【請求項１５】狭窄の遠位および近位における圧力を測定するよう適合さ
れた装置を提供するステップを含む、狭窄管内の拡張期対収縮期速度比を判定す
る方法。
【請求項１６】流体充填マノメータを有する前記装置で大動脈圧を測定す
るステップと、移動圧力トランスデューサを有する前記装置で前記狭窄にかかる
圧力を測定するステップとを含む、狭窄管内の拡張期対収縮期速度比を判定する
、請求項１５に記載の方法。
【請求項１７】流体充填マノメータを有する前記装置で大動脈圧を測定す
るステップと、移動圧力トランスデューサを有する前記装置で前記狭窄にかかる
圧力を測定するステップと、ＥＣＧを有する前記装置で前記圧力測定を同期させ
るステップとを含む、狭窄管内の拡張期対収縮期速度比を判定する、請求項１５
に記載の方法。
【請求項１８】流体充填マノメータを有する前記装置で大動脈圧を測定す
るステップと、移動圧力トランスデューサを有する前記装置で前記狭窄にかかる
圧力を測定するステップと、前記移動圧力トランスデューサで前記圧力測定を同
期させるステップとを含む、狭窄管内の拡張期対収縮期速度比を判定する、請求
項１５に記載の方法。
【請求項１９】流体充填マノメータを有する前記装置で大動脈圧を測定す
るステップと、移動圧力トランスデューサを有する前記装置で前記狭窄にかかる
圧力を測定するステップと、前記流体充填マノメータで前記圧力測定を同期させ
るステップとを含む、狭窄管内の拡張期対収縮期速度比を判定する、請求項１５
に記載の方法。
【請求項２０】前記閉塞は天然の狭窄である、請求項１に記載の方法。
【請求項２１】前記閉塞は人工的バルーン閉塞である、請求項１に記載の
方法。
【請求項２２】閉塞にかかる圧力を測定するよう適合された少なくとも１
つの圧力センサを含む、血管内の血流比を測定するためのセンサ装置。
【請求項２３】前記少なくとも１つの圧力センサは、前記閉塞の遠位およ
び近位における圧力を測定するよう適合された複数の圧力センサを含む、狭窄管
内の冠状動脈血流予備能を判定する、請求項２２に記載のセンサ装置。
【請求項２４】前記少なくとも１つの圧力センサは、大動脈圧および前記
閉塞の遠位における圧力をそれぞれ同時に測定するよう適合された、流体充填マ
ノメータおよび圧力トランスデューサを含む、狭窄管内の冠状動脈血流予備能を
判定する、請求項２２に記載のセンサ装置。
【請求項２５】前記少なくとも１つの圧力センサは、大動脈圧を測定する
よう適合された流体充填マノメータと、前記閉塞にかかる圧力を測定するよう適
合された圧力トランスデューサとを含む、狭窄管内の冠状動脈血流予備能を判定
する、請求項２２に記載のセンサ装置。
【請求項２６】前記少なくとも１つの圧力センサは、大動脈圧を測定する
よう適合された流体充填マノメータと、前記閉塞にかかる圧力を測定するよう適
合された圧力トランスデューサと、圧力信号を同期させるために前記センサに協
働的に接続されたＥＣＧとを含む、狭窄管内の冠状動脈血流予備能を判定する、
請求項２２に記載のセンサ装置。
【請求項２７】前記少なくとも１つの圧力センサは、前記閉塞にかかる圧
力を測定するよう適合された移動圧力トランスデューサと、圧力信号を同期させ
るために前記センサに協働的に接続されたＥＣＧとを含む、狭窄管内の冠状動脈
血流予備能を判定する、請求項２２に記載のセンサ装置。
【請求項２８】前記少なくとも１つの圧力センサは、大動脈圧を測定する
よう適合された流体充填マノメータと、前記閉塞にかかる圧力を測定するよう適
合された圧力トランスデューサとを含み、前記移動圧力トランスデューサの圧力
測定値は前記圧力測定値を同期させるために使用される、狭窄管内の冠状動脈血
流予備能を判定する、請求項２２に記載のセンサ装置。
【請求項２９】前記少なくとも１つの圧力センサは、大動脈圧を測定する
よう適合された流体充填マノメータと、前記閉塞にかかる圧力を測定するよう適
合された圧力トランスデューサとを含み、前記流体充填マノメータの圧力測定値
は前記圧力測定値を同期させるために使用される、狭窄管内の冠状動脈血流予備
能を判定する、請求項２２に記載のセンサ装置。
【請求項３０】閉塞にかかる圧力を測定するよう適合された少なくとも１
つの圧力センサを含む、血管内の冠状動脈血流予備能を判定するためのセンサ装
置。
【請求項３１】前記少なくとも１つの圧力センサは、大動脈圧および前記
閉塞の遠位における圧力をそれぞれ同時に測定するよう適合された、流体充填マ
ノメータおよび圧力トランスデューサを含む、管状導管または血管内の冠状動脈
血流予備能を判定する、請求項２９に記載のセンサ装置。
【請求項３２】前記少なくとも１つの圧力センサは、大動脈圧を測定する
よう適合された流体充填マノメータと、前記閉塞にかかる圧力を測定するよう適
合された圧力トランスデューサとを含む、人工的閉塞を含む血管内の冠状動脈血
流予備能を判定する、請求項３０に記載のセンサ装置。
【請求項３３】前記少なくとも１つの圧力センサは、大動脈圧を測定する
よう適合された流体充填マノメータと、前記閉塞にかかる圧力を測定するよう適
合された圧力トランスデューサと、前記圧力測定を同期させるためのＥＣＧとを
含む、人工的閉塞を含む血管内の冠状動脈血流予備能を判定する、請求項３０に
記載のセンサ装置。
【請求項３４】前記少なくとも１つの圧力センサは、大動脈圧を測定する
よう適合された流体充填マノメータと、前記閉塞にかかる圧力を測定するよう適
合された圧力トランスデューサとを含み、前記移動圧力トランスデューサの圧力
測定値は前記圧力測定値を同期させるために使用される、人工的閉塞を含む血管
内の冠状動脈血流予備能を判定する、請求項３０に記載のセンサ装置。
【請求項３５】前記少なくとも１つの圧力センサは、大動脈圧を測定する
よう適合された流体充填マノメータと、前記閉塞にかかる圧力を測定するよう適
合された圧力トランスデューサとを含み、前記流体充填マノメータの圧力測定値
は前記圧力測定値を同期させるために使用される、人工的閉塞を含む血管内の冠
状動脈血流予備能を判定する、請求項３０に記載のセンサ装置。
【請求項３６】狭窄の遠位および近位における圧力を測定するよう適合さ
れた複数の圧力センサを含む、狭窄管内の拡張期対収縮期速度比を判定するため
のセンサ装置。
【請求項３７】前記複数のセンサは、大動脈圧測定に適合された流体充填
マノメータと、前記狭窄にかかる圧力測定に適合された移動圧力トランスデュー
サとを含む、狭窄管内の拡張期対収縮期速度比を判定する、請求項３０に記載の
センサ装置。
【請求項３８】前記複数のセンサは、大動脈圧測定に適合された流体充填
マノメータと、前記狭窄にかかる圧力測定に適合された移動圧力トランスデュー
サと、圧力信号を同期させるためのＥＣＧとを含む、狭窄管内の拡張期対収縮期
速度比を判定する、請求項３６に記載のセンサ装置。
【請求項３９】前記複数のセンサは、大動脈圧測定に適合された流体充填
マノメータと、前記狭窄にかかる圧力測定に適合された移動圧力トランスデュー
サとを含み、前記移動圧力トランスデューサの圧力測定値は前記圧力測定値を同
期させるために使用される、狭窄管内の拡張期対収縮期速度比を判定する、請求
項３６に記載のセンサ装置。
【請求項４０】前記複数のセンサは、大動脈圧測定に適合された流体充填
マノメータと、前記狭窄にかかる圧力測定に適合された移動圧力トランスデュー
サとを含み、前記流体充填マノメータの圧力測定値は前記圧力測定値を同期させ
るために使用される、狭窄管内の拡張期対収縮期速度比を判定する、請求項３６
に記載のセンサ装置。
【請求項４１】管状導管内の、閉塞にかかる圧力を測定するよう適合され
た少なくとも１つのセンサを含む、センサシステム。
【請求項４２】血管内の血流比を測定するための手段を含む、請求項４０
に記載のセンサシステム。
【請求項４３】血管内の冠状動脈血流予備能を判定するための手段を含む
、請求項４１に記載のセンサシステム。
【請求項４４】狭窄管内の拡張期対収縮期速度比を判定するための手段を
含む、請求項４１に記載のセンサシステム。
【請求項４５】冠状動脈血流予備能を、狭窄のない同じ血管または管状導
管内の血流予備量比とともに判定し、かつそれらの相関を分析するための手段を
含む、請求項４１に記載のセンサシステム。
【請求項４６】冠状動脈血流予備能を、狭窄のない同じ血管内の血流予備
量比とともに判定し、かつそれらの相関を分析して血管床の状態または動脈瘤を
評価するための手段を含む、請求項４１に記載のセンサシステム。
【請求項４７】冠状動脈血流予備能を、狭窄のない同じ血管内の血流予備
量比とともに判定して、血管拡張の有効性を評価するための手段を含む、請求項
４１に記載のセンサシステム。
【請求項４８】信号を生成するよう動作する前記センサと、前記少なくと
も１つのセンサに動作的に接続されたプロセッサユニットと、該プロセッサユニ
ットを制御するためのプログラムとを含み、前記プロセッサユニットは前記プロ
グラムで動作して、前記センサ信号を受取り、前記センサ信号内の変化を識別し
、前記管状導管の特徴を検知し、ここで前記管状導管の前記特徴は前記センサ信
号における変化から導出され、前記ユニットはさらに、前記管状導管の前記特徴
を認識してそれにラベルを割当てる、請求項４１に記載のセンサシステム。
【請求項４９】前記プロセッサユニットは前記プログラムで動作して、血
管内の血流比を判定する、請求項４８に記載のセンサシステム。
【請求項５０】前記プロセッサユニットは前記プログラムで動作して、血
管内の冠状動脈血流予備能を判定する、請求項４８に記載のセンサシステム。
【請求項５１】前記プロセッサユニットは前記プログラムで動作して、狭
窄管内の拡張期対収縮期速度比を判定する、請求項４８に記載のセンサシステム
。
【請求項５２】前記プロセッサユニットは前記プログラムで動作して、冠
状動脈血流予備能を、狭窄のない同じ血管内の血流予備量比とともに判定し、か
つそれらの相関を分析する、請求項４８に記載のセンサシステム。
【請求項５３】前記プロセッサユニットは前記プログラムで動作して、冠
状動脈血流予備能を、狭窄のない同じ血管内の血流予備量比とともに判定し、か
つそれらの相関を分析して血管床の状態を評価する、請求項４８に記載のセンサ
システム。
【請求項５４】前記プロセッサユニットは前記プログラムで動作して、冠
状動脈血流予備能を、狭窄のない同じ血管内の血流予備量比とともに判定して、
血管拡張の有効性を評価する、請求項４８に記載のセンサシステム。
【請求項５５】前記プロセッサユニットは前記プログラムで動作して、血
管内の血流比を判定し、血管内の冠状動脈血流予備能を判定し、狭窄管内の拡張
期対収縮期速度比を判定し、冠状動脈血流予備能を狭窄のない同じ血管内の血流
予備量比とともに判定しそれらの相関を分析して血管床の状態を評価し、冠状動
脈血流予備能を狭窄のない同じ血管内の血流予備量比とともに判定して血管拡張
の有効性を評価する、請求項４８に記載のセンサシステム。
【請求項５６】前記少なくとも１つの圧力センサは、前記閉塞の遠位およ
び近位における圧力を測定するよう適合された複数の圧力センサを含む、請求項
４８に記載のセンサシステム。
【請求項５７】前記少なくとも１つの圧力センサは、大動脈圧および前記
閉塞の遠位における圧力をそれぞれ同時に測定するよう適合された、流体充填マ
ノメータおよび圧力トランスデューサを含む、請求項４８に記載のセンサ装置。
【請求項５８】前記少なくとも１つの圧力センサは、大動脈圧を測定する
よう適合された流体充填マノメータと、前記閉塞にかかる圧力を測定するよう適
合された圧力トランスデューサとを含む、請求項４８に記載のセンサ装置。
【請求項５９】前記少なくとも１つの圧力センサは、大動脈圧を測定する
よう適合された流体充填マノメータと、前記閉塞にかかる圧力を測定するよう適
合された圧力トランスデューサと、圧力信号を同期させるために前記センサに協
働的に接続されたＥＣＧとを含む、請求項４８に記載のセンサ装置。
【請求項６０】前記少なくとも１つの圧力センサは、前記閉塞にかかる圧
力を測定するよう適合された移動圧力トランスデューサと、圧力信号を同期させ
るために前記センサに協働的に接続されたＥＣＧとを含む、請求項４８に記載の
センサ装置。
【請求項６１】前記少なくとも１つの圧力センサは、大動脈圧を測定する
よう適合された流体充填マノメータと、前記閉塞にかかる圧力を測定するよう適
合された圧力トランスデューサとを含み、前記移動圧力トランスデューサの圧力
測定値は前記圧力測定値を同期させるために使用される、請求項４８に記載のセ
ンサ装置。
【請求項６２】前記少なくとも１つの圧力センサは、大動脈圧を測定する
よう適合された流体充填マノメータと、前記閉塞にかかる圧力を測定するよう適
合された圧力トランスデューサとを含み、前記流体充填マノメータの圧力測定値
は前記圧力測定値を同期させるために使用される、請求項４８に記載のセンサ装
置。
【請求項６３】前記センサは前記閉塞の近端と遠端との間で移動可能であ
りかつ前記管状導管は血管であって、前記プロセッサユニットは前記プログラム
で動作して、前記センサが前記近端にありかつ前記血管が安静時にあるときに第
１のセンサ信号を受取り、前記センサが前記遠端にありかつ前記血管が安静時に
あるときに第２のセンサ信号を受取り、前記センサが前記遠端にありかつ前記血
管の拡張中に第３のセンサ信号を受取る、請求項４８に記載のセンサシステム。
【請求項６４】前記プロセッサユニットはさらに前記プログラムで動作し
て、前記第１、第２および第３のセンサ信号の振幅および位相を、周波数の関数
として判定する、請求項６３に記載のセンサシステム。
【請求項６５】前記プロセッサは前記プログラムにより、高速フーリエ変
換によって前記センサ信号の前記振幅および位相を判定する、請求項６４に記載
のセンサシステム。
【請求項６６】前記プロセッサは前記プログラムで動作して、前記第１、
第２および第３のセンサ信号の前記振幅および位相を計算するために周波数を判
定する、請求項６４に記載のセンサシステム。
【請求項６７】前記プロセッサは前記プログラムで動作して、前記第１、
第２および第３のセンサ信号の最大値が得られる時間を判定する、請求項６４に
記載のセンサシステム。
【請求項６８】前記プロセッサは前記プログラムで動作して、前記第１、
第２および第３のセンサ信号の最小値が得られる時間を判定する、請求項６７に
記載のセンサシステム。
【請求項６９】前記プロセッサは前記プログラムで動作して、前記センサ
信号から、薬の投与の影響を受けた圧脈拍（圧力パルス）を表わすセンサ信号を
除外する、請求項６８に記載のセンサシステム。
【請求項７０】前記プロセッサは前記プログラムで動作して、前記センサ
信号から冠状動脈血流予備能を判定する、請求項６９に記載のセンサシステム。
【請求項７１】前記プロセッサは前記プログラムで動作して、前記センサ
信号から血流予備量比を判定する、請求項６９に記載のセンサシステム。
【請求項７２】血管閉塞にかかる圧力を測定するよう適合された装置を提
供するステップを含む、血管内の血流予備量比を判定する方法。
【請求項７３】前記装置で前記閉塞の遠位および近位における圧力を測定
するステップを含む、狭窄管内の血流予備量比を判定する、請求項７２に記載の
方法。
【請求項７４】移動圧力トランスデューサを有する前記装置で前記閉塞に
かかる圧力を測定するステップを含む、狭窄管内の血流予備量比を判定する、請
求項７２に記載の方法。
【請求項７５】移動圧力トランスデューサを有する前記装置で前記閉塞に
かかる圧力を測定するステップと、ＥＣＧを有する前記装置で前記圧力測定を同
期させるステップとを含む、狭窄管内の血流予備量比を判定する、請求項７３に
記載の方法。
【請求項７６】移動圧力トランスデューサを有する前記装置で前記閉塞に
かかる圧力を測定するステップと、ＥＣＧを有する前記装置で前記圧力測定を同
期させるステップとを含む、狭窄管内の血流予備量比を判定する、請求項７３に
記載の方法。
【請求項７７】前記閉塞にかけて前記測定するステップを繰返すステップ
を含む、請求項７２から請求項７４のいずれかに記載の方法。
【請求項７８】前記閉塞の近位および遠位における前記複数の測定するス
テップを表わす平均値を計算するステップを含む、請求項７７に記載の方法。
【請求項７９】前記近位の平均値と遠位の平均値との比を判定するステッ
プを含む、請求項７８に記載の方法。