JP2014523757A - 血流分布測定システム及び方法 - Google Patents

Abstract

本発明は動脈内（ＡＴ）の血液フローの最小侵襲性測定のための医療システムを提供する。動脈（ＡＴ）に挿入されるように構成される介入装置（ＩＶＤ）は、光ファイバ（ＦＢ）を含み、これは長手方向に沿って空間的に分布された複数の温度感受性センサ区画（セグメント）、例えばファイバブラッグ格子を含む。温度変化装置（ＴＣ）は、前記ＩＶＤに配置され、前記動脈内の血液ボーラスの局所温度変化（ΔＴ）を導入し、前記光ファイバ（ＦＢ）での熱の時間的追跡を可能にする。レーザー光源（ＬＳ）を持つ測定ユニット（ＭＵ）は、光を前記光ファイバ（ＦＢ）に送達し、前記光ファイバ（ＦＢ）からの反射された光を受け取り、かつ対応する時間変動出力シグナルを生成する。第１のアルゴリズム（Ａ１）は、この時間変動出力シグナルを、前記光ファイバ（ＦＢ）に沿ったそれぞれの位置での対応する一組の温度へ変換する。第２のアルゴリズム（Ａ２）は、前記組の温度の時間的挙動に従い、前記光ファイバ（ＦＢ）に沿ったそれぞれの位置での血流（ＢＦ）の測定値を計算する。かかるシステムは、引き戻しや毒性液体の注入を行うことなく迅速に動脈をスキャンして狭窄領域を診断するために使用され得る。優れた血流温度の空間分解能がリアルタイムで得られる。

Description

本発明は、医療装置の分野に関する。より具体的には、本発明は、最小侵襲性介入による血流の光学的測定のためのシステム及び方法に関する。

血管系の血流抵抗の正確な測定は、例えば心臓冠状動脈の狭窄領域診断のためなどの、狭窄領域診断及び治療をするために重要である。動脈中の狭窄領域は、通常は、放射線不透過性造影剤と組み合わせたＸ線透視を用いて識別され、及びそれらの機能的影響は、冠状動脈及び腎動脈を含む、多くの異なる臨床分野で冠血流予備量比（ＦＦＲ）方法で定量化される。ＦＦＲ方法では、ワイヤ尖端に設けられたセンサが圧力測定のために使用され、前記ＦＦＲは、前記狭窄の遠位と近位端での圧力比から計算され、この比が０．７から０．８より小さい場合狭窄領域は治療を必要とするとされる。しかし、これらの方法は欠点を持つ。ヨード造影剤は腎毒性であり、従って、腎臓機能が低下した患者への使用は特に問題となる。ＦＦＲプローブの製造は現在は高価であり、分布測定のために引き戻すことを必要とし、従ってむしろ複雑でかつ時間のかかる侵襲性手順を必要とする。

冠動脈システムの生理的条件を定量化するための方法は、冠予備能（ＣＦＲ）であり、即ち安静時流量と最大冠血流量（例えばアセチルコリンにより誘導され、即ちこれらの測定において人為的に誘導される増加血流量）の比である。ＣＦＲは、酸素や栄養素の需要増加に応じて心筋血流を増強する冠循環能力を定量化するものである。ＣＦＲは、冠状動脈冠状動脈と同様に心筋微小循環血管の内皮機能障害により影響される。高いＦＦＲ及びＣＦＲは健康被験者で測定される。低ＣＦＲを伴う低ＦＦＲは、強い狭窄を示唆しており、一方低ＣＦＲを伴う高いＦＦＲは微小血管疾患の兆候を示すものである。

最も通常は、血流速測定は、センサ付き超音波ドップラーガイドワイヤを用いて実施される。この方法で、局所血液速度は超音波伝搬ビーム方向で測定され、流速にアクセスするためにさらに立体形状情報を必要とするか、又は血管形状及び血行動態（例えば完全に発達した層流プロフィールを持つ循環断面）について仮定を行うことが必要である。血流測定の他の方法は、熱希釈及びホットフィルム流速計である。熱希釈では、注入カテーテルが、冠動脈に室温で生理食塩水ボーラスを投与するために使用される。この冷溶液は注入カテーテルの遠位の温度を下げ、これが温度感受性圧力ガイドワイヤで感知され得る。ホットフィルム流速計ではフィルムが電流で加熱される。他方で前記フィルムは血流で冷却される。フィルム温度はフィルムのオーム抵抗値を測定することで決定される。入力電力と血液の熱容量が与えられると、流速はフィルムの定常状態温度から評価される。熱希釈もホットフィルム流速計も流速を定量するものであり、ＦＦＲの圧力ワイヤと組み合わせることが可能である。しかし、これらは一点測定である。英国特許第２３０８８８８号明細書には、血圧をモニターするための光ファイバケーブルを持つ中空ニードル（針）を開示する。圧力とその変動は光ファイバケーブルを圧縮させ、その結果としてひずみが起こり、前記光ファイバケーブル内に設けられた格子（ｇｒａｔｉｎｇ）のブラッグ波長を変調させる。圧力測定は、測定システム内の前記格子から反射して戻される光波長をモニターすることで達成される。前記中空ニードルはカテーテル又は皮下注射針（ニードル）を含む。ガラス球が、前記光ファイバケーブルの端部に導入され得る。圧力変動により起こる前記球の変形は、前記ケーブルに書かれた格子に圧力を加える。又は、前記球の表面は圧力変動を測定するための干渉計を形成し、さらに格子が前記ファイバ中に設けられて温度測定を可能にする。しかし、静水圧に対するブラッグ格子の感受性は非常に低く、従ってかかるシステムは、動脈の部分的狭窄で生じる小さい圧力低下を検出することは可能ではない。さらになお、この方法は一点観測であり、かつ動脈の長さに沿って圧力変動をマッピングするためには、ニードルを引き戻すことが必要となる。

英国特許第２３０８８８８号明細書

例えば動脈の狭窄領域を検出するため、動脈の血圧の最小限の侵襲性測定のためのシステム及び方法であって、容易に実行することができ、動脈の長さに沿った圧力変動の迅速なマッピングを可能にする、システム及び方法を提供することは有益である。

本発明の第１の側面では、本発明は、動脈の血流の介入測定のための医療システムを提供し、前記医療システムは、
・介入装置を含み、前記介入装置は、少なくとも１つの光ファイバを含み、前記光ファイバはその長手延長に沿って分布された複数の温度感受性光学センサのセグメント（区画）を持ち、前記介入装置は、前記動脈内に、動脈の血流と熱接触され得るように、及び前記光ファイバの長手延長が前記動脈長手延長に従うように配置され、前記介入装置が、前記光ファイバの１つの端部から上流の位置で前記動脈中の血液ボーラスの温度を局所的に変動導入するように構成される温度変動装置を含み、
・測定ユニットを含み、前記測定ユニットは前記介入装置に操作的に接続され、前記測定ユニットが前記介入装置の前記光ファイバへ光を送達するための光源を含み、及び前記測定ユニットが前記光ファイバから反射される光を受け取り、及び対応する時間変動出力シグナルを生成し、及び
・前記測定ユニットへの操作的接続のためのプロセッサユニットを含み、前記プロセッサユニットが第１のプロセスアルゴリズムを実行し、それにより、前記測定ユニットからの前記時間変動出力シグナルを、前記光ファイバに沿ったそれぞれの位置での対応する一組の温度に変換し、及び前記プロセッサユニットは、前記組の温度の一時的挙動に従い前記光ファイバに沿ったそれぞれの位置での血流の測定値を計算するように構成される第２のプロセスアルゴリズムを実行するように構成される。

かかるシステムで、空間的に分布されかつ時間に分解されたフローについて測定することを可能にし、動脈内部の介入装置に沿った複数の位置で血流（フロー）の同時定量化を可能にする。従ってかかる複数点フロー測定は、例えばＦＦＲを用いてなされるような強い狭窄による機能的に重要な圧力低下を見つけるために使用され得る。前記システムは、光学検知は、光周波数領域反射率測定方法の空間的に分布され、かつ時間的に分解される性質を活用するために使用され得る、という洞察に基づく。ここでの光学検知の利点は、造影剤注射のための必要性、又は動脈の介入部分の引き戻しを必要とする不正確で時間を要する方法を排除できる、ということである。なお、単一／固定超音波ビーム方向への接線流を求めるドップラーフローワイヤとは異なり、本発明は、光ファイバにより全中心線通路に沿ったフローの特徴付けを可能にする。検知は電気的接続なしで実行されることから、本システムは、ＭＲ案内介入と比較し得る形として設計され得る。さらには、センサに基づく光ファイバは極端に小さいサイズであり、それによって、狭軌（ナローゲージ）ガイドワイヤ内に展開でき、前記フロー測定装置自体により起こる血液動態フローの歪みを最小限とする。これはまた、従来のシステムに比較してより細い動脈での狭窄領域を検出することを可能にする。さらなる利点は、本システムの介入装置は低コストで製造できるということであり、次にこれを簡単な光学インターフェースにより測定装置へ接続できるということである、というのは光ファイバは介入ガイドワイヤ内に統合化するために好適な薄形状で容易に製造され得るからである。これにより、前記介入装置は容易に交換することが可能となり、前記介入装置は消耗品とされ、かつ一回使用用として製造されて殺菌などの必要性を排除することとなる。さらに、本システムは、血管区画に沿った体積流量率、平均流速度の推定及び、特にフロー推定値が手順内定量化冠動脈造影と組み合わされ場合に（複数の）狭窄の圧力低下を推定することを可能にする。

まとめると、かかるシステムは、広い種類の既存の臨床手順の速度及び効率を改善し、かつ腎臓機能が十分ではない患者にも最小限の侵襲性介入を行うことが可能となる。

理解されるべきことは、本システムは、さらに、前記得られた血流測定値を処理するように構成される要素を含むということであり、例えば位置に対する血流測定値が表示スクリーンに表示され、これにより医療専門家がこれに基き診断を行うことを可能にする、ということである。

好ましい実施態様では、前記測定ユニットは干渉計を含み、これは、時間的に変動する導波路を持つ光を与える光源、即ち例えばレーザー光源に基づく掃引光源と組み合わせることで優れた空間分解能で正確なフロー測定値を得ることを可能にする。

ある実施態様は、温度制御装置を含み、前記温度変更装置の温度変更効果を時間的に制御するように構成され、それにより、前記ボーラスが動脈に沿って運ばれ、動脈に沿って流れる場合に前記光ファイバに沿って温度を時間的に追跡することを可能にする。具体的な実施態様では、前記温度制御装置は、前記温度変更装置を制御して、一定の周波数で血液の局所ボーラスを冷却又は加熱変調を与えるように構成され、前記測定ユニットが前記周波数で空間的に分布された温度を測定するように構成される。

ある実施態様では、前記温度変更装置は、動脈中の血液と熱接触するために構成される温度変更要素を含み、前記温度変更要素は血液の局所ボーラスを冷却又は加熱するように構成される。これは、前記光ファイバの遠位先端から上流に設けられる、電力による冷却又は加熱要素の形であり得る。他の実施態様では、前記温度変更装置は、前記動脈の血液温度とは異なる温度を持つ液体の時間的に限定されたボーラスを注入するように構成されるカテーテルを含む。

好ましい実施態様では、複数の温度感受性光学センサセグメントはファイバブラッグ格子又はレイリー系センサセグメントであるが、他のタイプの温度感受性光学センサセグメントも使用され得る。

ある実施態様では、前記介入装置はガイドワイヤを含み、その中に少なくとも１つの光ファイバが設けられ、例えば前記ガイドワイヤはその中心に光ファイバを実装し、前記光ファイバは熱伝導層で取り囲まれており、前記光ファイバ及び熱伝導層は金属チューブ内に設けられて適切な剛性をガイドワイヤに与える。

前記光源はレーザー光源を含み、特に好ましくは前記光源は異なる波長で光を与えるように構成されており、例えば波長又は周波数掃引光シグナルを与えるように制御されるものである。ひとつの実施態様では、前記光源からの光は第１部分と第２部分に分けられ、第１部分を前記介入装置の前記光ファイバへ送達し、第２部分を前記光源からの光を測定値又は波長を決定するように構成される波長測定ユニットへ適用される。特に、前記波長測定ユニットは、知られた光吸収スペクトルを持つガスセル及びマッハツエンダ（Ｍａｃｈ Ｚｅｈｎｄｅｒ）干渉計を持つ。かかる実施態様は、空間分解能及びそれぞれの位置でのフロー分解能に関して得られる血流測定値の高精度を与え得る。

前記第１プロセスアルゴリズムは、前記測定ユニットからの時間の関数として前記出力シグナルを、フーリエ分析手段により温度分布プロフィールに空間的に分解することを含む。それにより、かかるアルゴリズムは、リアルタイムで標準処理装置で実行されるよく知られたアルゴリズムコンポーネントを用いて実行され得る。

前記介入装置及び測定ユニットは、光学インターフェイス手段で相互接続されるように構成され得るものであり、それにより、前記測定ユニットと介入装置とを通常の使用の際に空間的に分けられるようになる。標準光ケーブルとコネクタが使用でき、従って、低製造コストで使い捨てとされ得る仕様に、前記介入装置を簡単に交換することを可能にする。

ＭＲスキャンと整合性を持たせるために、前記介入装置は好ましくは純粋に非磁性材料からなる。

本方法はさらに、動脈中の位置に対する測定された血流を可視化するためのグラフ表示手段を含み、例えば動脈の長手位置に対する血流を図表するための表示用ディスプレーを含む。例えば、前記測定血流データが、関連する動脈の概略図又はＸ線写真に重ねて表示され、医者のために得られたデータを可視化することができる。前記プロセッサユニットは表示スクリーンを駆動するために直接構成されるか、又は前記プロセッサユニットは、表示手段とコンピュータシステムを有線又は無線手段で前記測定されたフローデータと交信するように構成され得る。前記システムで得られた血流データに基き、医者又は他の専門家は診断することが可能になる。

第２の側面で、本発明は、動脈の血流の最小侵襲性測定のための方法を提供し、前記方法は、介入装置を含み、少なくとも１つの光ファイバを含み、その長手延長に沿って空間的に分布された複数の温度感受性光学センサセグメントを含み、前記介入装置が温度変更装置を含み、前記介入装置を動脈に挿入することを含み、前記光ファイバが前記動脈内に配置され、前記動脈の血流と熱接触し、及び前記光ファイバの長手延長が前記動脈の長手延長に従い、前記温度変更装置の手段により前記光ファイバの１つの端部から上流の位置で前記動脈の血液ボーラスの温度を局所的に変更させることを含み、前記介入装置の前記光ファイバへ光を送達することを含み、前記光ファイバから反射された光を受けることを含み、前記時間変動反射光を、前記光ファイバに沿ったそれそれの位置での温度に対応する一組の温度へ変換することを含み、及び前記組の温度の時間的挙動に従い前記光ファイバに沿ったそれぞれの位置での血流の測定値を計算することを含む。

本方法は、当業者が実施する上で好適であるが、医者により実施されることは必要としない。得られるデータは、それにより患者を診断する医者に提供され得る。例えば、前記方法は、グラフ的に表示される測定データを含み、例えば既に検査された動脈のＸ線と重ね合わせることでデータを可視化して可能な狭窄領域を指摘することが可能となる。

ひとつの実施態様では、血液の局所ボーラスの温度変更を導入する前にベースライン標準を得るために、前記介入装置からの温度較正測定が実施される。

ひとつの実施態様では、動的温度測定が血液局所ボーラスの温度変更を導入する直前に実施され、次に測定が複数の点で実施される。

理解されるべきことは、第１の側面と同様の利点及び実施態様が第２の側面においても適用される、ということである。一般的に、前記第１及び第２の側面は、組み合わせることができ、本発明の範囲内で結合され得る。本発明のこれらの及び他の側面、構成及び／又は利点は、以下説明される実施態様により明らかとなる。

本発明はいくつかの方法で実装され得る。ある実装では本システムはスタンドアロンシステムであり、例えばモバイルシステムであって、例えば医療超音波スキャナー装置のための測定データを可視化する表示スクリーンを持つ。他の実施態様では、システムは、純粋に測定ツールであり、従って前記システムのプロセッサユニットは例えば病院や診療所のコンピュータシステムと測定データと交信するための有線又は無線インターフェイスを含む。

本発明の実施態様は以下添付の図面を参照して例示の方法で説明される。

図１は、本発明のひとつの実施態様のブロックダイアグラムを示す。 図２は、他の実施態様の要素を示す。 図３は、液体ボーラス注入のために構成されるカテーテルを含む温度変更装置の実装を示す。 図４は、介入ガイドワイヤ内側に設けられた温度感受性光ファイバの実装を示す。 図５は本発明による方法のブロックダイアグラムを示す。 図６は本発明による方法のブロックダイアグラムを示す。

図１は、１つの医療システム実施態様の要素のブロックダイアグラムを示す。介入装置ＩＶＤは、当該技術分野で知られる空間的分配ファイバブラッグ格子の統合化ファイバＦＢを持つガイドワイヤを含む。例えば前記ファイバは１から２ｍの長さである。さらに、温度変更装置ＴＣは、前記ガイドワイヤと接続されて、前記ファイバＦＢから上流の血液局所ボーラスの冷却又は加熱を時間的に制御することを可能にする。例えば、前記温度変更装置ＴＣは、容器及び、前記動脈の血液とは異なる特定の温度の液体の一部分を送達することが可能な装置に接続されたカテーテルの形状であり得る。他の形では、前記温度変更装置は電気的に制御された小型ヒーターであり、これは前記動脈血液のボーラスの時間的に限定された局所加熱を与えるように、例えば一定の変調周波数で加熱を与えるように制御され得る。温度変更装置ＴＣで導入される局所加熱又は冷却は、前記ファイバＦＢに沿った動脈中の血流の温度変化を追跡することを可能にする。前記ガイドワイヤは好ましくは、血流を大きく妨げずに動脈に挿入され得る薄さとなるように構成される。

測定ユニットＭＵは、前記介入装置ＩＶＤに例えばケーブルで接続され、前記測定ユニットＭＵが試験中の患者から遠隔的に配置され得る。かかる接続ケーブルは好ましくは、前記介入装置ＩＶＤのコネクターと共に構成されて、低コスト仕様で製造され一回使用とされ得る介入装置との容易な交換を可能にする。前記測定ユニットＭＵは場合により前記介入装置ＩＶＤの前記ファイバＦＢに接続される。レーザー光源ＬＳは、前記ファイバＦＢの１端部、通常は血流の上流に設けられる前記ファイバＦＢの端部に適用される光を生成する。前記ファイバＦＢの同じ端部からの光、即ち前記ファイバＦＢのブラッグ格子から反射される光は、前記測定ユニットの光学伝達システムＯＴで受け取られる。制御システムＣＳは、前記レーザー光源ＬＳ及び前記光学伝達システムＯＴを制御し、時間に対して前記ファイバに沿った空間位置に対する好ましくは前記制御システムは、当該技術分野で知られる干渉計の実装を含む。

前記測定ユニットＭＵで生成される２次元温度データは次にプロセッサユニットＰＵに、有線又は無線で渡され、前記プロセッサユニットＰＵは、前記測定ユニットＭＵからの時間変動出力シグナルを、前記ファイバＦＢに沿ったそれぞれの位置での温度に対応する一組の温度に変換する第１のアルゴリズムを実行させるプロセッサを含む。この結果を次に第２のアルゴリズムに渡し、これは前記組の温度の時間的挙動により前記ファイバＦＢに沿ってそれぞれの位置で血流ＢＦの測定値を計算する。前記ファイバＦＢの位置に対する血流ＢＦのこの測定値はさらに処理され及び／又は表示されて、医療関係者が前記患者をそれにより診断することを可能にする。

理解されるべきことは、前記システムは、測定ユニットＭＵ及びプロセッサユニットＰＵの両方、及びまた可能な場合表示スクリーンとユーザーインターフェイスを、１つの単一の可搬性ユニットを含む、スタンドアロン装置として実装され得る、ということである。他の形では、前記測定ユニットＭＵのみを可搬性スタンドアロン装置として提供され、前記プロセッサユニットＰＵ機能は、遠隔に設けられるコンピュータシステムにより実装される。

図２は、前記測定ユニットのより詳細を示し；前記介入装置は再びファイバブラッグ格子（ＦＢＧ）を持つ光ファイバＦＢに基づく。ファイバブラッグ格子（ＦＢＧ）の操作の基本的原理は、屈折率が変化する境界のそれぞれでのフレネル反射である。ある波長について、種々の周期の反射光はお互いに、反射のために強め合う干渉と、その結果透過のために弱め合う干渉が存在する相となる。前記ブラッグ波長は歪と同様に温度に敏感である。このことは、ブラッグ格子が光ファイバセンサで感知要素として使用され得ることを意味する。ＦＢＧセンサでは、前記測定量（例えば温度）はブラッグ波長をシフトさせる。通信波長の領域では前記感度は約１０ｐｍ／Ｋである。約０．５ｐｍ／Ｋの波長シフトが普通に決定されるという事実に照らすと、温度精度は０．１℃よりもよい。

光ファイバＦＢは、ガイドワイヤに組み込まれ、希釈カテーテルと組み合わせて使用され得るか、又は前記装置に組み込まれた、流体のボーラス注入を可能にする装置に組み込まれる小型流体チャンネルを持ち得る。前記カテーテルにより、冷生理食塩水のボーラスが注入される。前記ガイドワイヤに沿った温度が時間の関数として測定される。空間的及び時間的に分解された血流の温度プロフィールから、血流の流速（熱希釈も同様）及び血液流速度が導き出される。

前記ファイバＦＢ、ｚ方向に沿った温度分布が、図２で例示される干渉計測定技術を用いることで高空間分解能で得られる。示される光学要素はバランス検出器ＢＤ、ファイバカップラーＦＣ、偏光制御ＰＣ、循環装置ＣＲＣ、同じくミラーＭＲを含む。掃引光源レーザーシステムＳＳからの光は光学アイソレータＩを通過させ後反射を防止し、２つの画分に分けられる。小さい画分は、前記光源ＳＳの波長を、ガスセルＧＣ及びクロックシステムＭＺＩＣを持つマッハツエンダー干渉計手段でモニターするために使用される。前記ガスセルは知られておりかつ較正された吸収スペクトルを持つ。マッハツエンダー干渉計は、その２つのアームのアンバランスの量に依存して高周波数出力シグナルを与え、かつ前記データ取得システムのためのトリガーシグナルとして作用する（図２には示されていない）。掃引光源ＳＳからの光の主要部は、前記主干渉計に向けられ、そこで分けられて、一部分は高反射率ミラーを持つ標準アームへ向かい、一部分がブラッグ格子を持つファイバＦＢに向けられる。両方のアームの反射光は、２ｘ２結合装置／分離装置で組み合わされる。そのＡＣ出力シグナルは１８０°位相がずれており、従って前記バランスレシーバーで測定された差はＤＣシグナルを含まない。前記ファイバＦＢからの光は、前記ファイバＦＢの、即ちｚ方向に沿って前記反射装置の位置に依存して光路長を飛行する。その結果、前記ファイバＦＢのそれぞれの位置ｚは、前記標準アームミラーＭＲに関して異なる路長を持つ。前記波長をスキャンする間、それぞれの位置ｚは、それ自体の周波数で時間的に変動するシグナルを与える。フーリエ分析により、前記周波数成分を個別化し、それにより前記波長シフトの空間分解測定、即ち前記ファイバＦＢに沿った温度分布プロフィールを可能にする。

図３は例えば図２に示される測定実施態様と組み合わされる、ひとつの実施態様１によるシステムを示す。分布ＦＢＧを含む統合化ファイバＦＢを持つガイドワイヤは、動脈ＡＴ内、即ち血流中にカテーテルＣで挿入される。カテーテルは統合化されたマルチモードファイバであり、レーザー光を、短時間間隔で前記先端の周りの血へ送達する。前記光は血に吸収され、時短ｔ＝ｔ１で温度を増加させ、やや高温度Ｔ＋ΔＴを持つ血液ボーラスを生成させ、ここでＴは血液の正常温度である（通常は中核体温約３７℃）。前記ボーラスは血流と共に動脈ＡＴを迅速に流れ下り伝搬し、後に時間ｔ＝ｔ２で示されるように、増加温度を持つボーラスは血液方向に移動する。伝搬するにつれて、これは前記ガイドワイヤ、従って前記ファイバＦＢに沿って異なる位置と接触し、過渡的なそれぞれは異なる時点で温度を増加させる。これらの過渡的な温度は、前記分布されたＦＢＧを含む光ファイバに迅速に伝達される。

前記過渡的な温度差は、前記ガイドワイヤに沿った、従って前記ファイバＦＢの長さの局所的変化を与え、これは非常に小さいが、前記光ファイバＦＢから反射された光学的光の特徴において検出可能な差である。当該技術分野で知られるプロセスアルゴリズムは、前記コンソールからの光学反射測定値を、温度分布測定（ファイバＦＢに沿った長さの関数としての温度）に変換するために使用される。好ましくは、反射率測定は、例えば図２で示されるシステムを用いて干渉計的に実施される。

図４は、どのようにして光ファイバＦＢがガイドワイヤに統合化されるかの例を示し、即ち、前記中心にファイバＦＢ、及び金属チューブＭＴ内部に設けられる熱伝導性材料の中間層ＴＣＬを持つ。

又は前記ガイドワイヤは光ファイバからのみであってよい。場合により、機械的強度を与える金属コーティングを持つ前記ファイバに直接適用され得る。又は前記ＦＢＧ分布を持つ光ファイバは、前記ガイドワイヤに直接隣接して配置され得る。好ましくは、それは、その長さに沿って複数の点又は連続的に前記ガイドワイヤに設けられる。

正確な血流測定値を得るために前記システムは好ましくは較正手順により較正される。前記ファイバセンサからの光学測定値のかかる較正は、前記介入装置を前記血管内及び全ての温度変化の前に興味の対象となる標的サイトに配置してベースライン状態として実行する。これは、前記ベースライン形状構成の確立と同様に、前記ファイバセンサが暴露される前記ベースライン温度を各確立する。理想的には前記較正はまた、例えば心電図（ＥＣＧ）又は呼吸ゲーティングなどの任意の周期的運動にゲーティングされる方法で確立される。全てのさらなる測定値は、次に、任意の他の生理解剖学的変化よりもむしろ前記ボーラス注入及び血液動態的フローから起こることを保証されることとなる。

図５は、温度分布測定からフロー分布測定を得るための実施態様１についての前記プロセススキームを示す。このスキームは光学測定ＯＭ、温度分布測定ＤＴＭ、フロー測定ＦＭ及び最後に例えば興味対象領域で得られた蛍光スペクトルの重なりなどの結果の表示Ｄを含む。

前記プロセス（処理）は：
（ａ）所与の点につき、長さの関数として温度プロフィールを時間的追跡すること、及び／又は
（ｂ）所与の位置につき時間の関数として温度プロフィールを追跡すること、を含み得る。

比較的長い時間間隔で熱ボーラスを投与することは定常状態条件を生じさせることになる。定常状態温度プロフィール下流に従うことにより、流速は前記標準熱希釈方法と同様に決定され得る。短い熱ボーラスを投与し、温度プロフィールの前面を測定することで、フロー速度を得る。位置の関数としてのフロー速度の変動は、可能な狭窄の位置を明らかにする。好ましくは、前記ボーラスの生成は、心周期（例えばＥＣＧシグナルを用いて）に合わせて（ゲートされ）、ボーラスが毎回類似の軌道に従うことを保証する。複数のボーラスは、複数フロー測定を駆動するために実施され、これは平均化されて精度を上げることが可能となる。

実施態様２は、光学経路に熱ボーラスを投与する他の方法を提供し、これは分布されたファイバブラッグ格子近くに長周期ブラッグ格子（ＬＰＧ）を加え、及びその点で前記ファイバに金属コーティングを追加することによる。ＬＰＧにより、光はクラッドモードに結合（カップル）されることができ、その結果前記金属に吸収され、それにより前記構造を局所的に加熱する。かかる実施の例は、Ｐ．Ｃａｌｄａｓらの、「Ｆｉｂｒｅ Ｏｐｔｉｃ Ｈｏｔ−Ｗｉｒｅ Ｆｌｏｗｍｅｔｅｒ ｂａｓｅｄ ｏｎ ａ Ｍｅｔａｌｌｉｃ Ｃｏａｔｅｄ Ｈｙｂｒｉｄ ＬＰＧ−ＦＢＧ Ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ」（Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ｔｈｅ Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｗｏｒｋｓｈｏｐ ｏｎ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｆｉｂｅｒ Ｓｅｎｓｏｒｓ（Ｐｏｒｔｏ，２０１０）ＳＰＩＥ Ｖｏｌ．７６５３，ｐ．１３２）が参照できる。

実施態様３は、実施態様と同様のシステムを提供するが、違いは、高温度血液ボーラスが、前記カテーテルに組み込まれた又はカテーテル内に挿入され得る類似の装置である非光学的（例えば電気的）加熱要素で生成される、ということである。温度を過剰に上げることに注意するべきであり、というのは加熱されて血液が凝集し得るからである。加熱の代わりに、冷却（室温）生理食塩水ボーラスを投与することによる冷却も使用し得る。熱希釈のために、前記注入速度は、２０ｍｌ／分の程度であり、これは動脈の流速のわずかな部分である。

実施態様４は、実施態様１と同じシステムであるが、違いは、高温度血液ボーラスが、レーザー光で送達され、これは分布されたＦＢＧを持つ前記ファイバ内に送達されることである。好ましくは、前記光は前記ファイバのクラッド内に送達され、ＦＢＧを調べる光学路を邪魔しないようにする。

実施態様５は、実施態様１と同じシステムであるが、違いは、追加の光ファイバが前記ガイドワイヤ又はカテーテル内に導入され、温度追跡に加えて形状追跡も可能にする、ことである。形状追跡情報は、フロー測定情報を表示するため、例えば蛍光画像を重ねて表示するために使用され得る。非光学的形状及び位置追跡も同様に実施され得る（例えばＥＭセンサを用いて）。前記形状追跡情報はまた、多重ボーラスが平均化のために多重フロー測定を駆動し、それぞれの測定で動脈内のガイドワイヤ／カテーテルの空間位置を共レジストレーションするために使用され得る。

実施態様６は、実施態様１と同じシステムであるが、違いは、温度分布測定からフロー測定を駆動するアルゴリズムは、処置前及び／又は処置中の画像からの解剖学的情報を取り込む、ことである。これらの画像の区画化は、局所組織の熱条件性質の評価を得ることを可能にする（例えばルックアップテーブルを用いて）。血管内超音波（ＩＶＵＳ）は処置中画像を生成する技術の一つである。実際ＩＶＵＳと本発明のフロー測定技術は、実施態様１から５のいずれか１つの光ファイバを前記ＩＶＵＳカテーテルに追加することで、１つの同じ装置に組み込むことができる。

実施態様７は、実施態様１と同じシステムであるが、違いは、レイリー散乱がＦＢＧの代わりに使用されることである。この測定原理は同じである。レイリー散乱は小さい屈折率変化のランダムな分布から起こる。これらの変動はランダムブラッグ周期として見ることができる。差は、シグナル強度が弱くなるが費用対効果の点で製造が容易となるということである。

実施態様８は、実施態様１から７と同じシステムであり、カテーテル又はガイドワイヤが上流に向けられている。この場合において、前記ボーラスは遠位端部に生成されるべきである。

実施態様９は、実施態様１から５又は７、８のいずれか１つと同じであるが、ＦＢＧが単調チャープされている。このことは、前記共鳴波長が位置依存性であるということを意味する。温度変化なしで、反射波長は前記位置の直接測定となる。簡単で非常に費用対効果のよい光学システム（発光ダイオード、小型分光装置とマルチエレメント検出器）の連続的測定により、温度分布は時間的にモニターされ得る。

実施態様１０は、実施態様１から９のいずれかひとつと同じシステムを提供するが、圧力検知要素が前記ガイドワイヤ又はカテーテルの先端に追加されている。これにより、体積流量率、フロー速度及び圧力測定を同時に行うことを可能にするが、しかし圧力勾配を得るためには引き戻しを必要とする。

以下の説明は記載された実施態様への追加説明であり、動脈血流の簡単な説明と、本発明の方法及びシステムに関する計算について説明される。

動脈血流の簡単な説明は、流体フローの種々のパラメータ、例えば流量率、フロー速度及び圧力勾配などの間の関係を説明することで与えられる。チューブ内の層流粘性流について、流速はオーム的記載、Ｄａｒｃｙの法則で説明され得るものである。

ここでＱは、流量率（時間あたりの体積）、Δｐは前記チューブの長さにわたる圧力変化、及びＲは流れ抵抗を示し、Ｈａｇｅｎ Ｐｏｉｓｅｕｉｌｌｅ式で表される。

ここでｌはチューブの長さ、ａは半径、及びηは粘度を表す。前記速度は前記チューブの直径にわたる放物線プロフィールを表す。境界近くで前記速度はゼロとなり、中心では最大となる。ここで平均フロー速度を用いる。

動脈の種々のパラメータの典型的値は以下の表に示される。狭窄の大きな圧力低下は、２０％から３０％、即ち約３ｋＰａである。約１ｃｍの狭窄長さを仮定すると、これは狭窄による圧力勾配は３００ｋＰａ／ｍに増加し、平均値の２００倍となる。流速は、狭窄の前、中及び後で同じ（狭窄内に枝分かれがないとして）であることから、圧力勾配は、簡単に、断面の変化により生じる流れ抵抗の変化によるものとなる。前記Ｈａｇｅｎ Ｐｏｉｓｅｕｉｌｌｅ式によると、圧力勾配で２００倍は、チューブの半径の３．８倍、従ってフロー速度でｓｑｒｔ（２００）＝１４と関連する。従って、動脈に沿って複数の点でのフロー速度を測定すること、及び強い狭窄で予想される大きな変化をモニターすることで、圧力差を測定するＦＦＲの優れた代替方法が開発される。

上で、狭窄内でも血管は環状対称的であると仮定した。これは形状の極端な例である。他の極端な例は、血管の幅が高さよりもずっと大きい長方形である。この場合流れ抵抗は次式に等しい。

従って長方形パイプの平均フロー速度は次式で与えられる。

この場合、２００倍の圧力勾配の増加は、高さの変化が５．８倍となり、平均フロー速度が同じ程度変化することとなる。実際には、正常値から狭窄への平均フロー速度の変化は、直線（長方形）と二次曲線（円形チューブ）の間で依存した挙動を示す。

前記の例は動脈流の単純化したモデルであることは強調されるべきである。大動脈圧は、収縮期で１６ｋＰａから拡張期で１０ｋＰａへ心鼓動の間変化する。動脈流は、左心室の収縮に起因して拡張期において最大値となる。さらに、血管の直径は弾性的であり、従って心臓サイクル間で一定ではない。

実際の計算では次のデータが観察され得る。

距離Ｌについて熱の指数関数的減衰時間は次に与えられる。

３ｍｍ直径の容器で流体として水を満たした場合、具体的な減衰時間は約１．５秒である。これは温度プロフィールを得るためには十分な時間であり；言い換えると、血液に吸収される全ての熱は、血液ボーラスが１０ｃｍ（血液速度が２５ｃｍ／秒と仮定）の長さを動くために要する時間内で周りに組織に大きく拡散することはないと考えられる。

３００ミクロン直径及び１０ｃｍ長さを持つファイバの熱容量は１６ｍＪ／Ｋに等しい。これは、前記注入熱量は、これよりずっと大きく、例えば０．１Ｊ／Ｋ（これは水の０．０２４ｃｃに対応する）であるべきことを意味する。

血液速度を２５ｃｍ／秒及び血管直径を３ｍｍと仮定すると、０．０２４ｃｃの血液が１３ミリ秒で運ばれることとなる。０．３ｍｍ直径のファイバでは、前記熱の具体的な減衰時間は５ミリ秒となる。このことは、前記ファイバが熱を吸収するための時間は、より高温度の血液ボーラスと接触する時間よりも小さい、ということを意味する。従って、本発明により実施され得る温度計は、十分速いということになる。

前記カテーテルの一部分を加熱する場合、エネルギー量は、水０．０２４ｃｃを００１４秒で１度上げるエネルギーに等しい。これは０．０１４秒で０．１Ｊ即ち７ワットに等しい。これは、電気的方法同様、光学的に送達する合理的なパワー量である。

図６は、前記記載されたシステム実施態様のひとつを持つ本発明の実施態様による動脈中の血流の最小侵襲性測定方法のブロックダイアグラムを示す。この方法は、初期較正手順ＣＬを含み、これは、前記血液とは異なる温度（血液温度に比較して冷又は熱生理食塩水ボーラスのいずれか）で流体のボーラス注入に先立つベースライン標準を得るための温度較正測定を実施することを含む。前記光ファイバを持つ介入装置は次に、前記光ファイバの長手延長方向が動脈の長手延長方向に従うように動脈に挿入される。次に、温度変化の手段で前記光ファイバの１つの端部から上流の位置で前記動脈内の血液ボーラスの温度の局所変化ＬＴＣが与えられる。光ＤＬが、前記介入装置内の光ファイバに送達され、前記光ファイバからの反射が受け取られるＲＬ。受け取られた光に基き、時間変動反射光は、アルゴリズムＡ１を用いて、前記光ファイバに沿ったそれぞれの位置での温度に対応する一組の温度に変換される。続いて、Ａ１から得られる前記組の温度の時間挙動に従って、前記光ファイバに沿ったそれぞれの位置での血液フロー測定ＢＦが、第２のアルゴリズムＡ２を用いて計算される。

理解されるべきことは、前記方法は２つに分けられるということであり、１つは、医療従事者などの訓練された人が前記最初のステップＣＬ及びＩＮＳを行い、一方前記方法の残る部分は別方法と考え主に装置により実行され得る。従って、前記システムが較正され、介入装置が患者の動脈に挿入されると、残る方法ステップが自動的に、装置又はシステムにより前記説明されたように実行されるのに適している。

まとめると、本発明は、動脈内（ＡＴ）の血液フローの最小侵襲性測定のための医療システムを提供する。動脈（ＡＴ）に挿入されるように構成される介入装置（ＩＶＤ）は、光ファイバ（ＦＢ）を含み、これは長手方向に沿って空間的に分布された複数の温度感受性センサ区画（セグメント）、例えばファイバブラッグ格子を含む。温度変化装置（ＴＣ）は、前記ＩＶＤに配置され、前記動脈内の血液ボーラスの局所温度変化（ΔＴ）を導入し、前記光ファイバ（ＦＢ）での熱の時間的追跡を可能にする。レーザー光源（ＬＳ）を持つ測定ユニット（ＭＵ）は、光を前記光ファイバ（ＦＢ）に送達し、前記光ファイバ（ＦＢ）からの反射された光を受け取り、かつ対応する時間変動出力シグナルを生成する。第１のアルゴリズム（Ａ１）は、この時間変動出力シグナルを、前記光ファイバ（ＦＢ）に沿ったそれぞれの位置での対応する一組の温度へ変換する。第２のアルゴリズム（Ａ２）は、前記組の温度の時間的挙動に従い、前記光ファイバ（ＦＢ）に沿ったそれぞれの位置での血流（ＢＦ）の測定値を計算する。かかるシステムは、引き戻しや毒性液体の注入を行うことなく迅速に動脈をスキャンして狭窄領域を診断するために使用され得る。優れた血流温度の空間分解能がリアルタイムで得られる。

本発明は前記記載及び図面により説明されたが、かかる図示及び説明は、本発明を示し、説明するためだけのものであり、本発明を開示された実施態様に限定するものではない。開示された実施態様の他の変更実施態様は、当業者により、開示された内容、図面、特許請求の範囲から理解され実施され得るものである。特許請求の範囲において用語「含む」は他の要素又はステップを排除するものではなく、「ひとつの」は複数の場合を排除するものではない。単一のプロセッサ又は他のユニットは、特許請求の範囲に記載されるいくつかの事項の機能を満たすことができる。ある手段が相互に異なる従属請求項に引用されているという単なる事実は、これらの手段のいかなる組み合わせが利点を持たないということを意味するものではない。特許請求の範囲での記号は本発明の範囲を限定するものではない。

最も通常は、血流速測定は、センサ付き超音波ドップラーガイドワイヤを用いて実施される。この方法で、局所血液速度は超音波伝搬ビーム方向で測定され、流速にアクセスするためにさらに立体形状情報を必要とするか、又は血管形状及び血行動態（例えば完全に発達した層流プロフィールを持つ循環断面）について仮定を行うことが必要である。血流測定の他の方法は、熱希釈及びホットフィルム流速計である。熱希釈では、注入カテーテルが、冠動脈に室温で生理食塩水ボーラスを投与するために使用される。この冷溶液は注入カテーテルの遠位の温度を下げ、これが温度感受性圧力ガイドワイヤで感知され得る。ホットフィルム流速計ではフィルムが電流で加熱される。他方で前記フィルムは血流で冷却される。フィルム温度はフィルムのオーム抵抗値を測定することで決定される。入力電力と血液の熱容量が与えられると、流速はフィルムの定常状態温度から評価される。熱希釈もホットフィルム流速計も流速を定量するものであり、ＦＦＲの圧力ワイヤと組み合わせることが可能である。しかし、これらは一点測定である。英国特許第２３０８８８８号明細書には、血圧をモニターするための光ファイバケーブルを持つ中空ニードル（針）を開示する。圧力とその変動は光ファイバケーブルを圧縮させ、その結果としてひずみが起こり、前記光ファイバケーブル内に設けられた格子（ｇｒａｔｉｎｇ）のブラッグ波長を変調させる。圧力測定は、測定システム内の前記格子から反射して戻される光波長をモニターすることで達成される。前記中空ニードルはカテーテル又は皮下注射針（ニードル）を含む。ガラス球が、前記光ファイバケーブルの端部に導入され得る。圧力変動により起こる前記球の変形は、前記ケーブルに書かれた格子に圧力を加える。又は、前記球の表面は圧力変動を測定するための干渉計を形成し、さらに格子が前記ファイバ中に設けられて温度測定を可能にする。しかし、静水圧に対するブラッグ格子の感受性は非常に低く、従ってかかるシステムは、動脈の部分的狭窄で生じる小さい圧力低下を検出することは可能ではない。さらになお、この方法は一点観測であり、かつ動脈の長さに沿って圧力変動をマッピングするためには、ニードルを引き戻すことが必要となる。
米国特許第５２０７２２７号明細書には、流速計技術の使用による血流をモニターするための熱拡散フローモニターを持つマルチプローブが開示されている。カテーテルには、マルチセンサチップが設けられて異なる組織サイトでの血流を同時にモニターする。温度勾配は、センサチップアレイのセンサチップ機能を周期的に変更することでモニターされる。ひとつの実施態様では、前記アレイの単一点センサチップが熱源として機能する。
米国特許第４３９７３１４号明細書には、温熱システムの操作を制御するための複数温度センサを持つ温熱システムが開示されている。温度センサプローブは、複数の半導体センサを含み、プラスチックカテーテルの異なる長手方向位置に設けられる。それぞれの半導体センサは、単色放射エネルギーを送達するために、及び前記反射光線を送達するためそれぞれのケーブルで接続されており、その強度は前記半導体センサーの温度の関数である。

【０００５】
【特許文献】
【特許文献１】 英国特許第２３０８８８８号明細書
【特許文献２】 米国特許第５２０７２２７号明細書
【特許文献３】 米国特許第４３９７３１４号明細書

Claims (15)

1. 動脈血流の介入測定のための医療システムであり、前記医療システムが、
   − 介入装置を含み、前記介入装置は少なくとも１つの光ファイバを持ち、前記光ファイバはその長手延長に沿って空間的に分布された複数の温度感受性光学センサを含み、前記介入装置は動脈内に挿入され、前記光ファイバが前記動脈内に配置されて前記動脈内の血流と接触するように、及び前記光ファイバの長手延長が前記動脈の長手延長に従うように構成され、前記介入装置が温度変更装置を含み、前記温度変更装置が、前記光ファイバの１つの端部から上流の位置で前記動脈血のボーラスの温度の局所的変動を導入するように構成され、
   − 前記介入装置に操作的に接続されるように構成される測定ユニットを含み、前記測定ユニットが光を前記介入装置の光ファイバに送達するための光源を含み、及び前記測定ユニットが前記光ファイバから反射される光を受けて対応する時間変動出力シグナルを生成するように構成され、及び
   − 前記測定ユニットに操作的に接続されたプロセッサユニットを含み、前記プロセッサユニットは、第１のアルゴリズムを実行して、前記測定ユニットからの前記時間変動出力シグナルを、前記光ファイバに沿ったそれぞれの位置での温度に対応する一組の温度に変換し、前記プロセッサユニットは、第２のアルゴリズムを実行して、前記組の温度の時間的挙動に応じて前記光ファイバに沿ったそれぞれの位置での血流の測定値を計算するように構成される、システム。
2. 請求項１に記載のシステムであり、前記測定ユニットが干渉計を含む、システム。
3. 請求項１に記載のシステムであり、前記温度変更装置の温度変化効果を時間的に制御するように構成される、温度制御ユニットを含む、システム。
4. 請求項３に記載のシステムであり、前記温度制御ユニットが前記温度変更装置を制御して、一定の周期で前記血液の局所ボーラスを冷却又は加熱するように変調し、及び前記測定値ユニットが前記周期で空間的温度分布を測定するように構成される、システム。
5. 請求項１に記載のシステムであり、前記温度変更装置が、前記動脈の血液温度は異なる温度を持つ液体の時間的に限定されたボーラスを注入するように構成されるカテーテルを含む、システム。
6. 請求項１に記載のシステムであり、前記温度変更装置が、前記動脈血液に熱接触するように構成される温度変更要素を含み、前記温度変更要素が血液の局所ボーラスを冷却又は加熱するように構成される、システム。
7. 請求項１に記載のシステムであり、前記複数の、温度感受性光学センサセグメントが：ファイバブラッグ格子、及びレーリー系センサセグメントの少なくとも１つを含む、システム。
8. 請求項１に記載のシステムであり、前記介入装置が、少なくとも１つの光ファイバが設けられるガイドワイヤを含む、システム。
9. 請求項１に記載のシステムであり，前記光源が、異なる波長の光を与えるように構成されるレーザー光を含む、システム。
10. 請求項９に記載のシステムであり、前記光源からの光が、前記介入装置の前記光ファイバへ送達される第１の部分と、前記光源からの前記光の波長の測定値を決定するように構成される波長測定ユニットに適用される第２の部分とに分けられる、システム。
11. 請求項１０に記載のシステムであり、前記波長測定ユニットが、既知吸収スペクトルを持つガスセルと、マッハツェンダ干渉計を含む、システム。
12. 請求項１に記載のシステムであり、前記第１のプロセスアルゴリズムが、前記測定ユニットからの時間の関数として前記出力シグナルを、フーリエ分析の手段により温度分布プロフィールに空間的に分解することを含む、システム。
13. 請求項１に記載のシステムであり、前記介入装置及び測定ユニットが、光学的インターフェイスの手段で相互接続されるように構成され、前記測定ユニットと前記介入装置が、通常の使用の際に、空間的に分離される、システム。
14. 請求項１に記載のシステムであり、前記介入装置が非磁性材料からなる、システム。
15. 動脈の血流の最小侵襲性測定の方法であり、前記方法は、
    − 介入装置を提供し、少なくとも１つの光ファイバを含み、その長手延長に沿って空間的に分布された複数の温度感受性光学センサセグメントを含み、前記介入装置が温度変更装置を含み、
    − 前記介入装置を動脈に挿入することを含み、前記光ファイバが前記動脈内に配置され、前記動脈の血流と熱接触し、及び前記光ファイバの長手延長が前記動脈の長手延長に従い、
    −前記温度変更装置の手段により前記光ファイバの１つの端部から上流の位置で前記動脈の血液ボーラスの温度を局所的に変更させることを含み、
    − 前記介入装置の前記光ファイバへ光を送達することを含み、
    − 前記光ファイバから反射された光を受けることを含み、
    − 前記時間変動反射光を、前記光ファイバに沿ったそれそれの位置での温度に対応する一組の温度へ変換することを含み、及び
    − 前記組の温度の時間的挙動に従い前記光ファイバに沿ったそれぞれの位置での血流の測定値を計算することを含む、方法。

Images