JP6611959B2 - 血管圧力差の計算方法およびシステム - Google Patents

血管圧力差の計算方法およびシステム Download PDF

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Description

本発明は医療分野に関し、特に画像に基づく血管圧力差および血流予備量比（ＦＦＲ）の計算方法およびシステムに関する。
プラークによる血管狭窄は心筋血流の供給に影響し、人の健康を脅している。冠動脈造影により、冠動脈狭窄の重症度を示すことはできるが、血管の機能的変化を反映することはできない。血流予備量比（Ｆｒａｃｔｉｏｎａｌ Ｆｌｏｗ Ｒｅｓｅｒｖｅ，ＦＦＲ）とは、一般的に心筋血流予備量比を指し、病変冠動脈の心筋に供給可能な最大血流量と該冠動脈が完全に正常である場合の最大血流量との比に定義され、冠動脈の最大充血状態において、狭窄病変遠位部圧力と狭窄近位部圧力との比により算出することができる。
ＦＦＲは病変血管の血液供給の生理的機能を直接評価するため、病変部位に対する特異的診断を提供し、予後との関連性が高い。冠動脈造影により関心血管による心筋虚血が発生したか否かを決定しにくい場合、ＦＦＲは直接情報を提供するため診断および意思決定に有用である。ＦＦＲに基づく意思決定は、病変の予後をよくする。一般的に、ＦＦＲ≦０．０８を血管再構築の指標とし、ＦＦＲ＞０．０８は暫く関与しなくてもよい。この簡単な原則は、複雑な病変を治療する場合に依然として適用する。薬剤溶出性ステント時代の介入的放射線科医師はより多くの複雑な病変に直面し、ＦＦＲの価値がより目立つかも知れない。
冠動脈境界病変に対して、冠動脈造影により冠動脈狭窄の重症度を示すことはできるけれども、冠動脈虚血状態を正確に評価することはできない。現在、複数の研究結果により、ＦＦＲは冠動脈の機能学を評価する至適基準（ｇｏｌｄ ｓｔａｎｄａｒｄ）であることが検証された。
圧力センサにより血管に対する観血侵襲的圧力測定を行うことは、作業量が大きいだけでなく、血管を損傷するリスクもある。３次元または２次元の定量的冠動脈造影により、冠動脈系の幾何モデル（ｇｅｏｍｅｔｒｉｃ ｍｏｄｅｌ）を取得することができる。さらに、再構成された冠動脈系の幾何モデルに対してコンピュータによる流体力学解析を行い、複雑な流体力学方程式を解くには大量の計算が必要である。さらに、冠動脈狭窄の長さと狭窄率を一定値と見なす方法もあるが、それは計算結果の正確度を低下させ、特に弥漫性中等度病変の場合、狭窄の長さと狭窄率の決定に大きな主観性がある。
現在、冠動脈の直径または断面積などの幾何学的パラメータの変化により血流圧力の変化を計算する方法は、異なる程度の狭窄における幾何学的パラメータの変化の血流圧力に対する異なる影響を正確に区別し評価することができない。従来技術において、ＦＦＲ値を計算する典型的な方法には以下幾つかがある。
特許文献１：ＣＮ１０３９３２６９４Ａでは、心筋血流予備量比（ＦＦＲ）を正確に診断する方法を開示し、まず、「ＦＦＲ（ＣＴ＋超音波）非侵襲的診断法」を用いてＦＦＲ＞０．８およびＦＦＲ＜０．６の患者を除外し、その後、除外できない患者（０．６≦ＦＦＲ≦０．８の患者）に対しては、「ＦＦＲ診断システム」を用いて正確に介入し冠動脈狭窄部位のＦＦＲ値を測定する。「ＦＦＲ（ＣＴ＋超音波）非侵襲的診断法」のＦＦＲ計算プログラムは、まずＣＴ再構成プログラムにより決定された形態学的パラメータを読み込んで、心外膜冠動脈樹の幾何学的構造を構築する必要がある。本文献に採用されたＦＦＲ解析法によりＦＦＲを解く過程は以下の通りである。解法は、冠動脈の最大拡張条件における大動脈圧、ベルヌーイ方程式に基づいて決定した心外膜冠動脈樹の抵抗、冠動脈の最大拡張条件における出口抵抗に関し、まず各血管における血流、各血管における圧力を算出し、算出により得られた各血管における血流に基づき、心外膜冠動脈樹の抵抗を算出し、各血管における血流、各血管の入口と出口の圧力を再計算し、連続ステップにより算出された流速の相対誤差が＜１０−４であり連続ステップにより算出された圧力の相対誤差が＜１０−４の場合、所定の計算式を用いてＦＦＲの値を算出する。
特許文献２：ＣＮ１０２９０５６１４Ａでは、血管狭窄を介入的に計算し測定する方法を開示している。該方法は、血管の異なる位置に圧力センサ（例えば、プレッシャワイヤ）および速度センサを留置することにより、まず、血管における測定対象目標位置と異なる第１位置、第２位置の複数の圧力値および速度値を測定し、その後、圧力変化の２乗を速度変化の２乗で割ることにより、該流体媒体の波速度を決定し、上記第１位置および第２位置の前方向の圧力変化を算出し、上記圧力変化値を積分した後、上記積分した後の比に基づいてＦＦＲ値を算出することを含む。
特許文献３：ＣＮ１０３８２９９３３Ａでは、別の介入的方式により血内腔狭窄を検出する方法を開示している。該方法は、２つの圧力センサ（圧力センサ１および圧力センサ２）を人体血管に介入して、それぞれ２つの圧力センサの数値を測定し、この２つの圧力センサの測定値の圧力差に基づいて、この２つの圧力センサの間に血管狭窄が発生したか否かを判断することを含む。ある閾値Ｋより小さい場合、狭窄が発生していないと判断し、ある閾値Ｋより大きい場合、狭窄が発生したと判断する。または、この２つの圧力センサの測定値を基準値として、参考とするように医師に提供し、医師により診断を行う。
特許文献４：ＵＳ２０１５０２６８０３９Ａ１では、ある一部の血管の圧力降下を算出する方法を開示している。該方法は、まず、血管の異なる幾何学的端部における幾何学的データを受信することと、次に、該血管部分を通過する血液流体速度を受信することと、第１、２および３の幾何学的パラメータおよび第１位置の位置データに基づき、第１位置の基準幾何学的パラメータ値を決定することと、上記第１位置の基準幾何学的パラメータ値、第３幾何学的パラメータおよび血液流体速度に基づき、遠位部に位置する第１流体圧力と第１位置における第２流体圧力との圧力差を決定することと、を含み、上記幾何学的端部は近位部および遠位部を含み、上記幾何学的データは血管の遠位部の第１断面積を示す第１幾何学的パラメータと、血管の近位部の第２断面積を示す第２幾何学的パラメータと、上記近位部と遠位部との間の第１位置に位置する断面積を示す第３幾何学的パラメータとを含む。
特許文献５：ＷＯ２０１００３３９７１Ａ１では、ＦＦＲを計算する方法を開示している。該方法は、まず、少なくとも２つのセンサを含む装置を内腔（近接）狭窄部位に留置することと、上記少なくとも２つのセンサの長さ間隔Ｌを予め設計することと、少なくともそのうちの１つのセンサを用いて内腔における第１流体の第１のパラメータの第１パラメータ値を検出することと、内腔に第２流体を注射し、注射点のところで第１流体を一時的に完全に取り替えると判断し、少なくとも２つの間隔が既知のセンサを用いて第２流体の第２のパラメータの第２パラメータ値を記録することと、２つのセンサにより検出された第２パラメータ値の時間間隔Ｔを記録し、センサの長さ間隔Ｌおよび時間間隔Ｔに基づいて第２流体の平均速度を算出することと、さらに、狭窄部、狭窄近位部と狭窄遠位部の内腔の断面積および平均動脈圧を合わせて、血流予備量比（ＦＦＲ）を算出することと、を含み、上記第１のパラメータおよび第２のパラメータは流体のｐＨ値、温度、導電率などであってもよく、第１パラメータ値と第２パラメータ値は大きさが異なる。
文献６（非特許文献）：塗聖賢らは血流予備量比（ＦＦＲ）を算出する新型コンピュータモデルを提供している。まず、３次元定量的冠動脈造影法（ＱＣＡ）を利用して血管の幾何学モデルを取得し、３次元ＱＣＡおよびＴＩＭＩフレームカウント法を利用して充血状態における平均血流量を取得し、充血状態における平均血流量およびカテーテルにより測定された平均血流圧力を計算流体力学シミュレーションの流入境界条件とし、流体力学方程式を解いてＦＦＲの算出値を取得する。
文献７（非特許文献）：Ｔａｙｌｏｒらは計算流体力学をコンピュータ断層撮影冠動脈造影（ＣＴＡ）に適用して、ＦＦＲを算出する非侵襲的方法を取得した。ＣＴＡにより取得された冠動脈解剖データは、血管の心筋へ供給する血液の体積および質量などを含み、冠動脈の最大血流量を推定し、血管下流微小循環の抵抗をシミュレーションし、計算流体力学シミュレーションの境界条件として流体方程式を解き、ＦＦＲの算出値を取得する。
上記特許文献は、異なる視点、異なる計算方法から血管の圧力降下を決定する方法を提供しているが、依然として下記１つまたは複数の技術的欠陥を有する。（１）プレッシャワイヤを血管に介入して血管の関連幾何学的パラメータを取得することは、コストが高く、病人に身体的損害を与える。（２）単一スケールの計算方法を用いて、通常の血管狭窄の場合の圧力降下状況を取得することができるが、異なる程度の（例えば、局在性および弥漫性病変が伴う血管）狭窄における幾何学的パラメータ変化の血流圧力に対する異なる影響を正確に区別し評価することができない。（３）冠動脈造影またはＣＴにより再構成された幾何学モデルに基づいて計算流体力学（ＣＦＤ）シミュレーションを行うことは、計算の複雑度が高く、計算量が大きく、長い時間がかかる。（４）病変の大きさ、例えば、病変長に対する評価を人に依存することは、大きな主観性および誤差があり、特に弥漫性病変の場合、顕著となる。（５）アデノシンで冠動脈の最大充血を誘導することにより充血の血流速度を算出しなければならないが、その操作が複雑であり、病人の苦痛が増す。（６）病変血管の分岐をいずれも３次元再構成しなければならず、作業量が大きい。
従って、上記一部または全ての技術的欠陥を解消し、ＦＦＲ数値を迅速かつ正確に算出することができる血管圧力降下の新しい計算方法を提供する必要がある。
本発明が解決しようとする技術的な問題は血管圧力差およびＦＦＲの新しい計算方法を提供することである。
上記の技術的問題を解決するための本発明に係る技術的解決手段は、血管圧力差数値を算出する方法を含み、該方法は、近位端部および遠位端部を含む一部の血管の、該血管部分の近位部断面の面積または直径を表す第１幾何学的パラメータ、該血管部分の遠位部断面の面積または直径を表す第２幾何学的パラメータ、および該血管部分の近位端部と遠位端部との間の第１位置に位置する断面の面積または直径を表す第３幾何学的パラメータを含む幾何学的パラメータを受信することと、該血管部分の平均血流速度を受信することと、前記第１幾何学的パラメータ、第２幾何学的パラメータ、第３幾何学的パラメータおよび第１位置の位置データに基づき、該血管の第１位置の基準内腔直径を算出することと、第３幾何学的パラメータおよび第１位置の基準内腔直径に基づき、第１位置の幾何学的パラメータの差分（ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ）を算出することと、第１位置の幾何学的パラメータの差分、平均血流速度Ｖおよび平均血流速度の２乗Ｖ２に基づき、前記血管近位端部の第１血流圧力と第１位置の第２血流圧力との圧力差△Ｐの数値を取得することと、を含む。
好ましくは、前記方法は、さらに、近位端部を基準点とし、第１幾何学的パラメータ、第２幾何学的パラメータ、および血管部分のある点から基準点までの距離ｘに基づき、該血管部分の異なる位置における基準内腔直径が該位置から基準点までの距離ｘに従って変化する関数を表す基準内腔直径関数を算出することを含み、好ましくは、基準内腔直径関数を算出することは、血管部分の血管部分の近位端部から遠位端部までの範囲内の位置パラメータに対して線形正規化処理を行うことを含む。
好ましくは、前記方法は、さらに、近位端部を基準点とし、第３幾何学的パラメータおよび基準内腔直径関数に基づき、基準内腔直径関数と受信された幾何学的パラメータとの差分が基準点までの距離ｘに従って変化する関数である幾何学的パラメータ差分関数を算出することを含む。
好ましくは、前記方法は、さらに、幾何学的パラメータ差分関数の異なるスケールにおける差分値（ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ）導関数（ｄｅｒｉｖａｔｉｖｅ ｆｕｎｃｔｉｏｎ）を算出することを含み、ここで、第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐは異なるスケールにおける差分値微分係数に基づいて算出し、前記スケールとは分解能を指し、即ち、数値で微分係数（ｄｅｒｉｖａｔｉｖｅ）を算出する際の隣接する両点の間の距離であり、前記異なるスケールは大きいスケールを有する第１スケールと、小さいスケールを有する第２スケールとを含み、前記異なるスケールにおける差分値導関数は第１スケール差分値導関数ｆ１（ｘ）および第２スケール差分値導関数ｆ２（ｘ）を含み、異なるスケールを採用することにより、血管損傷の異なる重症度（局在性および弥漫性）の狭窄の血流圧力差に対する異なる影響を反映することができ、前記第１スケール差分値導関数ｆ１（ｘ）は広範囲狭窄による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられ、局在性狭窄病変による幾何学的パラメータ差分は無視され、前記第２スケール差分値導関数ｆ２（ｘ）は病変血管の局所変化による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられる。
好ましくは、前記方法は、さらに、第１スケール差分値導関数ｆ１（ｘ）と第２スケール差分値導関数ｆ２（ｘ）の積分の重み付けおよび平均血流速度Ｖならびに平均血流速度の２乗Ｖ２により、第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐを算出することを含む。
好ましくは、前記方法は、さらに、前記第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐの計算式、
を含み、
ここで、Ｃ１、Ｃ２はそれぞれ平均血流速度Ｖおよび平均血流速度の２乗Ｖ２のパラメータ係数を表し、αおよびβはそれぞれ第１および第２スケール差分値導関数の重み付け係数である。
好ましくは、幾何学的パラメータ差分関数のｎ個のスケールにおける差分値導関数を算出し、ここで、第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐは前記ｎ個のスケールにおける差分値微分係数に基づいて算出し、前記スケールとは分解能を指し、即ち、コンピュータで微分係数を算出する際の隣接する両点の間の距離であり、前記ｎ個のスケールは異なるスケールを有する第１スケール、第２スケール、・・・、第ｎスケールであり、前記第１スケール差分値導関数ｆ１（ｘ）は第１病変特徴による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられ、その他の病変による幾何学的パラメータ差分は無視され、前記第２スケール差分値導関数ｆ２（ｘ）は第２病変特徴による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられ、・・・、前記第ｎスケール差分値導関数ｆｎ（ｘ）は第ｎの病変特徴による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられ、前記ｎは１より大きい自然数の値である。
好ましくは、前記方法は、さらに、前記ｎ個のスケールにおける差分値導関数ｆ１（ｘ）、・・・、ｆｎ（ｘ）の積分の重み付けおよび平均血流速度Ｖならびに平均血流速度の２乗Ｖ２により、第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐを算出することを含む。
好ましくは、前記方法は、さらに、前記第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐの計算式、
を含み、
ここで、Ｃ１、Ｃ２はそれぞれ平均血流速度Ｖおよび平均血流速度の２乗Ｖ２のパラメータ係数を表し、α１、α２…αｎはそれぞれ異なるスケールの差分値導関数ｆ１（ｘ）、ｆ２（ｘ）…ｆｎ（ｘ）の重み付け係数である。
好ましくは、前記第１位置の位置データは第１位置から血管近位端部までの距離であり、前記血管部分の平均血流速度は血流の近位端部から遠位端部までの平均速度である、ことを特徴とする。
好ましくは、該方法は、さらに、ある角度における２次元冠動脈造影を受信し、異なるフレーム数における関心領域に対して画像位置合わせ（Ｉｍａｇｅ ｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ）を行うことを含み、該血管部分の冠動脈造影の関心領域は血管近位端部から遠位端部までである。
好ましくは、前記方法は、さらに、位置合わせられた後の関心領域内のグレースケールヒストグラムの心周期に従って変化するグレースケール時間あてはめ関数を算出することを含む。
好ましくは、該方法は、さらに、グレースケール時間あてはめ関数から該血管部分の冠動脈造影過程における造影剤の平均流動速度を取得することを含む。
好ましくは、該血管部分の平均血流速度Ｖはグレースケール時間あてはめ関数から算出された造影剤の平均流動速度にほぼ等しい。
本発明は、さらにある一部の血管の血流予備量比（ＦＦＲ）を算出する方法を提供する。該方法は、病人の安静状態における血管部分の平均血流速度Ｖを取得し、通常の造影（微小循環を十分に拡張させる必要がない）方法により該血管部分の平均血流速度Ｖを取得することと、該平均血流速度Ｖに基づいて病人の心筋微小循環が十分に拡張された際の最大血流速度Ｖｍａｘを取得することと、前記最大血流速度に対応する圧力差△Ｐｍａｘを求めることと、ＦＦＲ＝（Ｐ１−△Ｐｍａｘ）／Ｐ１の式を利用してＦＦＲ数値を取得することと、を含み、ここで、Ｐ１はある一部の血管の近位端部の第１血流圧力を表し、心臓の拡張期圧および収縮期圧で近似的に推定し、または造影用カテーテルにより正確に測定して前記Ｐ１の値を取得することができる。
好ましくは、該方法は、さらに、対応表を調べることにより最大血流速度を取得することを含み、前記対応表は病人の安静状態における冠動脈の平均血流速度および心筋微小循環が十分に拡張された場合の対応する最大血流速度リストである。
好ましくは、該方法は、さらに、前記いずれかの方法を用いてある一部の血管の最大血流速度に対応する圧力差△Ｐｍａｘを取得することを含む。
好ましくは、１つの一定の最大血流速度Ｖｍａｘを与え、ＦＦＲを求める。
本発明は、さらにある一部の血管の血流予備量比（ＦＦＲ）を算出する方法を提供する。該方法は、近位端部および遠位端部を含む該血管部分の、該血管部分の近位部断面の面積（または直径）を表す第１幾何学的パラメータ、該血管部分の遠位部断面の面積（または直径）を表す第２幾何学的パラメータ、および該血管部分の近位端部と遠位端部との間の第１位置に位置する断面の面積（または直径）を表す第３幾何学的パラメータを含む幾何学的パラメータを受信することと、近位端部を基準点とし、前記幾何学的パラメータおよび血管部分における点から基準点までの距離に基づき、基準内腔直径関数および幾何学的パラメータ差分関数を算出することと、複数のスケールの場合の幾何学的パラメータ差分関数を求め、複数のスケールに対応する差分値導関数を取得することと、該血管部分の通常の冠動脈造影の平均血流速度を受信し、テーブルを調べる方式で該血管部分を通過可能な最大平均血流速度を取得することと、多重スケール差分値導関数および最大平均血流速度に基づき、前記血管の第１位置の第２血流圧力と近位端部の第１血流圧力との比、即ち、血流予備量比を取得することと、を含み、前記スケールとは分解能を指し、即ち、数値で微分係数を算出する際の隣接する両点の間の距離である。
同時に、本発明は、さらに前記のような方法を実現可能な血管圧力差数値を算出するシステムを提供し、該システムは、近位端部および遠位端部を含む血管の、該血管部分の近位部断面の面積または直径を表す第１幾何学的パラメータ、該血管部分の遠位部断面の面積または直径を表す第２幾何学的パラメータ、および該血管部分の近位端部と遠位端部との間の第１位置に位置する断面の面積または直径を表す第３幾何学的パラメータを含む幾何学的パラメータを取得する幾何学的パラメータデータ取得モジュールと、前記第１位置の位置データを取得する位置データ取得モジュールと、該血管部分の平均血流速度および平均血流速度の２乗値を取得する速度取得モジュールと、前記第１幾何学的パラメータ、第２幾何学的パラメータ、第３幾何学的パラメータおよび第１位置の位置データに基づき、該血管の第１位置の基準内腔直径を算出する基準内腔直径計算モジュールと、第３幾何学的パラメータおよび第１位置の基準内腔直径に基づき、第１位置の幾何学的パラメータ差分を算出する幾何学的パラメータ差分計算モジュールと、幾何学的パラメータ差分計算モジュールより出力された第１位置の幾何学的パラメータ差分データ、速度取得モジュールより出力された平均血流速度および平均血流速度の２乗値を取得し、前記血管の近位端部の第１血流圧力と第１位置部位の第２血流圧力との圧力差△Ｐの数値を算出する圧力差計算モジュールと、を含む。
好ましくは、前記基準内腔直径計算モジュールは、近位端部を基準点とし、第１幾何学的パラメータ、第２幾何学的パラメータ、および血管部分のある点から基準点までの距離ｘに基づき、該血管部分の異なる位置における基準内腔直径が該位置から基準点までの距離ｘに従って変化する関数を表す基準内腔直径関数を算出し、好ましくは、該システムは、さらに、基準内腔直径関数を算出する過程において、血管部分の血管部分の近位端部から遠位端部までの範囲内の位置パラメータに対し線形正規化処理を行う正規化モジュールを含む。
好ましくは、前記幾何学的パラメータ差分計算モジュールは、近位端部を基準点とし、第３幾何学的パラメータおよび基準内腔直径関数に基づき、基準内腔直径関数と受信された幾何学的パラメータとの差分が基準点までの距離ｘに従って変化する関数である幾何学的パラメータ差分関数を算出する。
好ましくは、該システムは、さらに、幾何学的パラメータ差分関数の異なるスケールにおける差分値導関数を算出する多重スケール差分値微分係数計算モジュールを含み、前記圧力差計算モジュールは、多重スケール差分値微分係数計算モジュールにより取得した複数のスケールにおける差分値導関数の積分の重み付けおよび速度取得モジュールより出力された平均血流速度Ｖと平均血流速度の２乗Ｖ２により、第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐを算出し、前記複数のスケールは２つまたは２つ以上のスケールを含み、前記スケールとは分解能を指し、即ち、数値で微分係数を算出する際の隣接する両点の間の距離である。
好ましくは、該システムは、さらに、血管のある角度において２次元冠動脈造影を行い、異なるフレーム数における関心領域に対して画像位置合わせを行う２次元冠動脈造影モジュールを含み、該血管部分の冠動脈造影の関心領域は血管近位端部から遠位端部までである。
好ましくは、前記速度取得モジュールは、前記２次元冠動脈造影モジュールにより出力された異なるフレーム数における関心領域に基づいて画像位置合わせを行い、位置合わせられた後の関心領域内のグレースケールヒストグラムの心周期に従って変化するグレースケール時間あてはめ関数を算出し、グレースケール時間あてはめ関数から該血管部分の冠動脈造影過程における造影剤の平均流動速度を取得する。
本発明は、さらにある一部の血管の血流予備量比（ＦＦＲ）を算出するシステムを提供する。該システムは、近位端部および遠位端部を含む該血管部分の、該血管部分の近位部断面の面積（または直径）を表す第１幾何学的パラメータ、該血管部分の遠位部断面の面積（または直径）を表す第２幾何学的パラメータ、および該血管部分の近位端部と遠位端部との間の第１位置に位置する断面の面積（または直径）を表す第３幾何学的パラメータを含む幾何学的パラメータを取得する幾何学的パラメータデータ取得モジュールと、前記第１位置の位置データを取得する位置データ取得モジュールと、近位端部を基準点とし、前記幾何学的パラメータおよび血管部分における点から基準点までの距離に基づき、基準内腔直径関数を算出する基準内腔直径計算モジュールと、基準内腔直径関数および第３幾何学的パラメータに基づき、パラメータ差分関数を算出する幾何学的パラメータ差分計算モジュールと、複数のスケールの場合の幾何学的パラメータ差分関数を求め、複数のスケールに対応する差分値導関数を取得する多重スケール計算モジュールと、該血管部分の通常の冠動脈造影における平均血流速度を取得する平均血流速度取得モジュールと、該モジュールに記憶された対応表に基づき、テーブルを調べる方式で該血管部分を通過可能な最大平均血流速度を取得する最大平均血流速度計算モジュールと、多重スケール差分値導関数および最大平均血流速度に基づき、前記血管の第１位置の第２血流圧力と近位端部の第１血流圧力との比、即ち、血流予備量比を取得する血流予備量比計算モジュールと、を含み、前記スケールとは分解能を指し、即ち、数値で微分係数を算出する際の隣接する両点の間の距離である。
一具体的な実施例において、本発明は、さらにある一部の血管の血流予備量比（ＦＦＲ）を算出する別のシステムを提供する。該システムは、該血管部分の通常の冠動脈造影における平均血流速度Ｖを取得し、好ましくは、通常の造影（微小循環を十分に拡張させる必要がない）方法により該血管部分の平均血流速度Ｖを取得可能な平均血流速度取得モジュールと、該平均速度Ｖに基づいて病人の心筋微小循環が十分に拡張された際の最大血流速度Ｖｍａｘを取得する最大血流速度取得モジュールと、前記最大血流速度に対応する圧力差△Ｐｍａｘを求める圧力差計算モジュールと、前記血管の近位端部の第１血流圧力、最大血流速度に対応する圧力差△Ｐｍａｘに基づき、ＦＦＲ＝（Ｐ１−△Ｐｍａｘ）／Ｐ１の式を利用して血流予備量比（ＦＦＲ）の数値を取得する血流予備量比計算モジュールと、を含み、ここで、Ｐ１はある一部の血管の近位端部の第１血流圧力を表し、心臓の拡張期圧および収縮期圧で近似的に推定し、または造影用カテーテルにより正確に測定して前記Ｐ１の値を取得することができる。
好ましくは、前記最大血流速度取得モジュールは、対応表を調べることにより最大血流速度を取得し、前記対応表は病人の安静状態における冠動脈の平均血流速度および心筋微小循環が十分に拡張された場合の対応する最大血流速度リストであり、該最大血流速度取得モジュールまたは該システムの別の独立した記憶モジュールに記憶される。
本発明は、血管圧力降下の新しい計算方法を提供し、ＦＦＲを迅速かつ正確に算出するために実行可能性および操作性を提供し、最大平均血流速度を取得する新しい方法を提供することによって、操作全過程をより便利かつ迅速にする。多重スケールの計算方法により、同じ血管に異なる程度（局在性および弥漫性病変が伴う血管）の病変が存在する場合の血管圧力差の計算を実現する。
本発明の実際の血管内腔と基準血管内腔の構造を比較した図である。 本発明の血管部分の基準内腔および実際内腔の幾何学的パラメータ差分関数を示す図である。 本発明の第１スケール差分値導関数ｆ１（ｘ）を示す図である。 本発明の第２スケール差分値導関数ｆ２（ｘ）を示す図である。 本発明の血管圧力降下システムの構造を示す図である。
以下、本発明の実施例における図面を合わせ、本発明の実施例における技術的解決手段を明瞭かつ完全に説明する。明らかに、説明される実施例は本発明の一部の実施例に過ぎず、全ての実施例ではない。本発明における実施例に基づき、当業者が取得した全てのその他の実施例は、いずれも本発明の保護範囲に属する。
（実施例１）
本発明は一部の血管の圧力差を算出する方法を提供し、上記方法は、近位端部および遠位端部を含む一部の血管の、該血管部分の近位部断面の面積（または直径）を表す第１幾何学的パラメータ、該血管部分の遠位部断面の面積（または直径）を表す第２幾何学的パラメータ、および該血管部分の近位端部と遠位端部との間の第１位置に位置する断面の面積（または直径）を表す第３幾何学的パラメータを含む幾何学的パラメータを受信することと、上記第１幾何学的パラメータ、第２幾何学的パラメータ、第３幾何学的パラメータおよび第１位置の位置データに基づき、第１位置の血管の基準（病変なし）内腔直径を算出することと、上記第３幾何学的パラメータおよび第１位置の基準内腔直径に基づき、第１位置の実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を算出することと、好ましくは、実際の内腔直径と基準内腔直径とを比較することによって幾何学的パラメータ差分を算出することと、を含む。
また、近位端部を基準点とし、第１幾何学的パラメータ、第２幾何学的パラメータ、および血管部分のある点から基準点までの距離ｘに基づき、該血管部分の異なる位置における基準内腔直径が該位置から基準点までの距離ｘに従って変化する関数を表す基準内腔直径関数を算出することと、第３幾何学的パラメータおよび基準内腔直径関数に基づき、基準内腔直径関数と受信された幾何学的パラメータのデータとの差分が基準点までの距離ｘに従って変化する関数を表す幾何学的パラメータ差分関数を算出することと、を含む。
一具体的な実施例において、基準内腔直径関数を算出することは、血管部分の血管部分の近位端部から遠位端部までの範囲内の位置パラメータに対して線形正規化処理を行うことを含む。
一具体的な実施例において、近位端部を基準点とし、第３幾何学的パラメータおよび基準内腔直径関数に基づき、基準内腔直径関数と受信された幾何学的パラメータとの差分が基準点までの距離ｘに従って変化する関数である幾何学的パラメータ差分関数を算出する。
一具体的な実施例において、上記幾何学的パラメータ差分関数に基づき、幾何学的パラメータ差分関数の異なるスケールにおける差分値導関数を算出する。ここで、第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐは異なるスケールにおける差分値微分係数に基づいて算出する。
ここで、上記スケールとは分解能を指し、即ち、数値で微分係数を算出する際の隣接する両点の間の距離であり、上記異なるスケールは大きいスケールを有する第１スケールと、小さいスケールを有する第２スケールとを含み、異なるスケールを採用することにより、血管の異なる重症度（局在性および弥漫性）の狭窄の血流圧力差に対する異なる影響を反映することができる。
一具体的な実施例において、上記異なるスケールは大きいスケールを有する第１スケールと、小さいスケールを有する第２スケールとを含み、上記異なるスケールにおける差分値導関数は第１スケール差分値導関数ｆ１（ｘ）および第２スケール差分値導関数ｆ２（ｘ）を含み、異なるスケールを採用することにより、血管の異なる重症度（局在性および弥漫性）の狭窄の血流圧力差に対する異なる影響を反映することができ、上記第１スケール差分値導関数ｆ１（ｘ）は広範囲狭窄による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられ、局在性狭窄病変による幾何学的パラメータ差分は無視され、上記第２スケール差分値導関数ｆ２（ｘ）は病変血管の局所変化による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられる。
第１スケール差分値導関数ｆ１（ｘ）および第２スケール差分値導関数ｆ２（ｘ）の積分の重み付けおよび平均血流速度Ｖならびに平均血流速度Ｖの２乗Ｖ２により、第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐを算出することができる。
好ましくは、上記第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐの計算式は、
である。
ここで、Ｃ１、Ｃ２はそれぞれ平均血流速度Ｖおよび平均血流速度の２乗Ｖ２のパラメータ係数を表し、αおよびβはそれぞれ第１および第２スケール差分値導関数の重み付け係数である。
好ましくは、様々な異なる場合のある一部の血管の圧力差をより正確に算出するために、幾何学的パラメータ差分関数のＮ個の異なるスケールにおける差分値導関数を算出し、該ｎ個のスケールにおける差分値導関数に基づいて第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差を算出することを考慮することができる。
すなわち、幾何学的パラメータ差分関数のｎ個のスケールにおける差分値導関数を算出し、第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐは上記ｎ個のスケールにおける差分値微分係数に基づいて算出し、上記スケールとは分解能を指し、即ち、コンピュータで微分係数を算出する際の隣接する両点の間の距離であり、上記ｎ個のスケールは異なるスケールを有する第１スケール、第２スケール、・・・、第ｎスケールである。
上記第１スケール差分値導関数ｆ１（ｘ）は第１病変特徴による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられ、その他の病変による幾何学的パラメータ差分を無視する。
上記第２スケール差分値導関数ｆ２（ｘ）は第２病変特徴による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられ、・・・、上記第ｎスケール差分値導関数ｆｎ（ｘ）は第ｎ病変特徴による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられ、上記ｎは１より大きい自然数の値であり、上記ｎ個のスケールにおける差分値導関数ｆ１（ｘ）、・・・、ｆｎ（ｘ）の積分の重み付けおよび平均血流速度Ｖならびに平均血流速度Ｖの２乗Ｖ２により、第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐを算出することができる。
好ましくは、上記第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐの計算式は、
である。
ここで、Ｃ１、Ｃ２はそれぞれ平均血流速度Ｖおよび平均血流速度の２乗Ｖ２のパラメータ係数を表し、α１、α２…αｎはそれぞれ異なるスケールの差分値導関数ｆ１（ｘ）、ｆ２（ｘ）…ｆｎ（ｘ）の重み付け係数である。
好ましくは、上記第１位置の位置データは第１位置から血管の近位端部までの距離であり、上記血管部分の平均血流速度は血流の近位端部から遠位端部までの平均速度である。
好ましくは、該方法は、さらに、ある角度における２次元冠動脈造影を受信し、異なるフレーム数における関心領域に対して画像位置合わせを行うことを含み、該血管部分の冠動脈造影の関心領域は血管の近位端部から遠位端部までである。
好ましくは、上記方法は、さらに、位置合わせられた後の関心領域内のグレースケールヒストグラムの心周期に従って変化するグレースケール時間あてはめ関数を算出することを含む。
好ましくは、該方法は、さらに、グレースケール時間あてはめ関数から該血管部分の冠動脈造影過程における造影剤の平均流動速度を取得することを含む。
好ましくは、該血管部分の平均血流速度Ｖはグレースケール時間あてはめ関数から算出された造影剤の平均流動速度にほぼ等しい。
以下、図１〜２に合わせて、上記計算方法をさらに詳しく説明する。図１に示すように、上記方法は、一部の血管の、（１）血管近位端部Ｐの幾何学的パラメータ（断面積または直径）、（２）血管遠位端部Ｄの幾何学的パラメータ（断面積または直径）、（３）Ｐ点を基準点として、取得したＰとＤとの間に位置する血管点の幾何学的パラメータ（断面積または直径）を含む幾何学的パラメータを受信することと、該点から基準点Ｐまでの距離ｘを取得することと、を含む。
ここで、様々な方法で幾何学的パラメータを取得することができ、２次元または３次元冠動脈造影、コンピュータ断層撮影冠動脈造影（ＣＴＡ）、ＩＶＵＳまたはＯＣＴを含む。血管の幾何学的パラメータは、主に血管の断面積と直径を考慮する。２次元血管直径を取得する場合、血管の断面を円形と想定し、計算により血管の断面積を取得することができる。
上記３つの幾何学的パラメータ（１）〜（３）に基づき、血管基準（血管に病変がない場合）幾何学的パラメータを取得し、それを基準点Ｐまでの距離の線形関数に示すことができる。図１に示すように、実線は実際の血管内腔であり、点線は基準血管内腔である。基準内腔と実際の内腔の幾何学的パラメータを比較することにより、基準点Ｐまでの距離に関する幾何学的パラメータ差分関数を取得する。
図２に示すように、図１における血管部分の基準内腔および実際の内腔の幾何学的パラメータ差分関数Ｆ（ｘ）を示す。説明すべきことは、分析により、単一スケールの場合の該幾何学的パラメータ差分関数Ｆ（ｘ）を算出する際、求められた第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差の上記血管が単一性病変の場合の数値は正確であるが、血管に複数の病変状況が伴う場合、特に弥漫性病変の場合、上記方法により算出された圧力差に大きな誤差が発生し、上記単一スケールが小さい場合、血管の狭窄が深刻な部位の差分値導関数値と狭窄が軽い部位の差分値導関数値は近似し、このように深刻な狭窄の血流圧力差に対する影響を過小評価する恐れがあり、上記単一スケールが大きい場合、血管の狭窄が軽い部位の差分値導関数値はゼロであり、即ち、軽い狭窄の血流圧力差に対する影響を検出することができないことが分かった。
従って、上記従来の単一スケールにおける計算方法による技術的欠陥を解決するために、血管に複数の病変状況が伴う場合、好ましくは、幾何学的パラメータ差分関数のｎ個のスケールにおける差分値導関数を算出し、異なるスケールにおける差分値微分係数に基づいて第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差を算出することを採用する。
例えば、好ましい一実施例において、幾何学的パラメータ差分関数の２つのスケールにおける差分値導関数を算出することを採用し、第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差は上記２つのスケール（大きいスケールを有する第１スケールと小さいスケールを有する第２スケールを含む）における差分値微分係数に基づいて算出し、上記第１スケール差分値導関数ｆ１（ｘ）は広範囲狭窄による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられ、局在性狭窄病変による幾何学的パラメータ差分値は無視され、上記第２スケール差分値導関数ｆ２（ｘ）は局所変化による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられる。
図２における差分値関数Ｆ（ｘ）に対し、異なるスケールの場合の導関数を求め、異なるスケールの差分値導関数を取得する。
大きいスケール差分値導関数：
小さいスケール差分値導関数：
ここで、△ｈ１＞△ｈ２である。
図３Ａおよび図３Ｂに示すように、大きいスケール△ｈ１の場合、局在性狭窄病変Ａ、ＢのＦ（Ｘ＋△ｈ１）−Ｆ（Ｘ）が約零であるため、ｆ１（ｘ）は広範囲狭窄による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を反映するのに用いられ、局在性狭窄病変による幾何学的パラメータ差分を無視する。小さいスケール△ｈ２の場合、局在性狭窄病変Ａ、Ｂおよび広範囲狭窄Ｃの幾何学的パラメータ差分を同時に見つけることができる。しかし、小さいスケール差分値導関数ｆ２（ｘ）の場合、異なる程度の狭窄による差分値微分係数が関数値的にほぼ同じであるため、差分値導関数ｆ２（ｘ）の関数値的に異なる程度の狭窄の圧力差に対する異なる影響を反映することができない。異なるスケール差分値導関数ｆ１（ｘ）およびｆ２（ｘ）に対して重み付けする場合、異なる程度の狭窄の圧力差に対する異なる影響を反映することができる。
（実施例２）
本発明は、さらにある一部の血管の血流予備量比（ＦＦＲ）を算出する方法を提供する。該方法は、近位端部および遠位端部を含む該血管部分の、該血管部分の近位部断面の面積（または直径）を表す第１幾何学的パラメータ、該血管部分の遠位部断面の面積（または直径）を表す第２幾何学的パラメータ、および該血管部分の近位端部と遠位端部との間の第１位置に位置する断面の面積（または直径）を表す第３幾何学的パラメータを含む幾何学的パラメータを受信することと、近位端部を基準点とし、上記幾何学的パラメータおよび血管部分における点から基準点までの距離に基づき、基準内腔直径関数および幾何学的パラメータ差分関数を算出することと、複数のスケールの場合の幾何学的パラメータ差分関数に対する導関数を求め、複数のスケールに対応する差分値導関数を取得することと、該血管部分の通常の冠動脈造影における平均血流速度を受信し、テーブルを調べる方式で該血管部分を通過可能な最大平均血流速度を取得することと、多重スケール差分値導関数および最大平均血流速度に基づき、上記血管の第１位置の第２血流圧力と近位端部の第１血流圧力との比、即ち、血流予備量比（ＦＦＲ）を取得することと、を含み、上記スケールとは分解能を指し、即ち、数値で微分係数を算出する際の隣接する両点の間の距離である。
一具体的な実施例において、本発明は、さらにある一部の血管の血流予備量比（ＦＦＲ）を算出する別の方法を提供する。該方法は、具体的に、病人の安静状態における血管部分の平均血流速度Ｖを取得し、通常の造影（微小循環を十分に拡張させる必要がない）方法により該血管部分の平均血流速度Ｖを取得することと、該平均速度Ｖに基づいて病人の心筋微小循環が十分に拡張された際の最大血流速度Ｖｍａｘを取得することと、上記最大血流速度に対応する圧力差△Ｐｍａｘを求めることと、ＦＦＲ＝（Ｐ１−△Ｐｍａｘ）／Ｐ１の式によりＦＦＲ数値を取得することと、を含み、ここで、Ｐ１はある一部の血管の近位端部の第１血流圧力を表し、心臓の拡張期圧および収縮期圧で近似的に推定し、または造影用カテーテルにより正確に測定して上記Ｐ１の値を取得することができる。
好ましくは、対応表を調べることにより最大血流速度を取得し、上記対応表は病人の安静状態における冠動脈の平均血流速度および心筋微小循環が十分に拡張された場合の対応する最大血流速度リストである。
好ましくは、実施例１に記載の方法である一部の血管の最大血流速度に対応する圧力差△Ｐｍａｘを取得する。
好ましくは、１つの一定の最大血流速度Ｖｍａｘを与え、ＦＦＲを求める。
（実施例３）
本発明は、上記実施例に示された一部の血管の圧力差を算出する方法を実現可能な、一部の血管の圧力差を算出するシステムを提供する。該システムは、近位端部および遠位端部を含む血管の、該血管部分の近位部断面の面積または直径を表す第１幾何学的パラメータ、該血管部分の遠位部断面の面積または直径を表す第２幾何学的パラメータ、および該血管部分の近位端部と遠位端部との間の第１位置に位置する断面の面積または直径を表す第３幾何学的パラメータを含む幾何学的パラメータを取得する幾何学的パラメータデータ取得モジュールと、上記第１位置の位置データを取得する位置データ取得モジュールと、該血管部分の平均血流速度および平均血流速度の２乗値を取得する速度取得モジュールと、上記第１幾何学的パラメータ、第２幾何学的パラメータ、第３幾何学的パラメータおよび第１位置の位置データに基づき、該血管の第１位置の基準内腔直径を算出する基準内腔直径計算モジュールと、第３幾何学的パラメータおよび第１位置の基準内腔直径に基づき、第１位置の幾何学的パラメータ差分を算出する幾何学的パラメータ差分計算モジュールと、幾何学的パラメータ差分計算モジュールより出力された第１位置の幾何学的パラメータ差分データ、速度取得モジュールより出力された平均血流速度および平均血流速度の２乗値を取得し、上記血管の近位端部の第１血流圧力と第１位置の第２血流圧力との圧力差△Ｐの数値を算出する圧力差計算モジュールと、を含む。
好ましくは、上記基準内腔直径計算モジュールは、近位端部を基準点とし、第１幾何学的パラメータ、第２幾何学的パラメータ、および血管部分のある点から基準点までの距離ｘに基づき、該血管部分の異なる位置における基準内腔直径が該位置から基準点までの距離ｘに従って変化する関数を表す基準内腔直径関数を算出する。
好ましくは、該システムは、さらに、基準内腔直径関数を算出する過程において、血管部分の血管部分の近位端部から遠位端部までの範囲内の位置パラメータに対して線形正規化処理を行う正規化モジュールを含む。
好ましくは、上記幾何学的パラメータ差分計算モジュールは、近位端部を基準点とし、第３幾何学的パラメータおよび基準内腔直径関数に基づき、基準内腔直径関数と受信された幾何学的パラメータとの差分が基準点までの距離ｘに従って変化する関数である幾何学的パラメータ差分関数を算出する。
好ましくは、該システムは、さらに、幾何学的パラメータ差分関数の異なるスケールにおける差分値導関数を算出する多重スケール差分値微分係数計算モジュールを含み、上記圧力差計算モジュールは、多重スケール差分値微分係数計算モジュールにより取得した複数のスケールの場合の差分値導関数の積分の重み付けおよび速度取得モジュールより出力された平均血流速度Ｖと平均血流速度Ｖの２乗Ｖ２により、第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐを算出する。
上記複数のスケールは２つまたは２つ以上のスケールを含み、上記スケールとは分解能を指し、即ち、コンピュータで微分係数を算出する際の隣接する両点の間の距離である。
第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐは異なるスケールにおける差分値微分係数に基づいて算出し、上記スケールとは分解能を指し、即ち、数値で微分係数を算出する際の隣接する両点の間の距離であり、上記異なるスケールは大きいスケールを有する第１スケールと、小さいスケールを有する第２スケールとを含み、上記異なるスケールにおける差分値導関数は第１スケール差分値導関数ｆ１（ｘ）および第２スケール差分値導関数ｆ２（ｘ）を含み、異なるスケールを採用することにより、血管の異なる重症度（局在性および弥漫性）の狭窄の血流圧力差に対する異なる影響を反映することができ、上記第１スケール差分値導関数ｆ１（ｘ）は広範囲狭窄による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられ、局在性狭窄病変による幾何学的パラメータ差分は無視され、上記第２スケール差分値導関数ｆ２（ｘ）は病変血管の局所変化による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられる。
この場合、圧力差計算モジュールは、多重スケール差分値微分係数計算モジュールにより取得した第１スケール差分値導関数ｆ１（ｘ）および第２スケール差分値導関数ｆ２（ｘ）の積分の重み付けおよび速度取得モジュールより出力された平均血流速度Ｖと平均血流速度の２乗Ｖ２により、第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐを算出する。
好ましく、上記圧力差計算モジュールは、上記第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐを算出する次の関数式を実行する。
ここで、Ｃ１、Ｃ２はそれぞれ平均血流速度Ｖおよび平均血流速度の２乗Ｖ２のパラメータ係数を表し、αおよびβはそれぞれ第１および第２スケール差分値導関数の重み付け係数である。
好ましくは、様々な異なる場合のある一部の血管の圧力差をより正確に算出するために、幾何学的パラメータ差分関数のＮ個のスケールにおける差分値導関数を算出し、該ｎ個のスケールにおける差分値導関数に基づいて第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差を算出することを考慮することができる。即ち、幾何学的パラメータ差分関数のｎ個のスケールにおける差分値導関数を算出し、第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐは上記ｎ個のスケールにおける差分値微分係数に基づいて算出し、上記スケールとは分解能を指し、即ち、数値で微分係数を算出する際の隣接する両点の間の距離であり、上記ｎ個のスケールは異なるスケールを有する第１スケール、第２スケール、・・・、第ｎスケールである。
上記第１スケール差分値導関数ｆ１（ｘ）は第１病変特徴による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられ、その他の病変による幾何学的パラメータ差分は無視され、上記第２スケール差分値導関数ｆ２（ｘ）は第２病変特徴による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられ、・・・、上記第ｎスケール差分値導関数ｆｎ（ｘ）は第ｎ病変特徴による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられ、上記ｎは１より大きい自然数の値である。
この場合、上記圧力差計算モジュールは、上記第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐを算出する次の関数式を実行する。
ここで、Ｃ１、Ｃ２はそれぞれ平均血流速度Ｖおよび平均血流速度の２乗Ｖ２のパラメータ係数を表し、α１、α２…αｎはそれぞれ異なるスケール差分値導関数ｆ１（ｘ）、ｆ２（ｘ）…ｆｎ（ｘ）の重み付け係数である。
上記第１位置の位置データは第１位置から血管近位端までの距離であり、上記血管部分の平均血流速度は血流の近位端部から遠位端部までの平均速度である。
好ましくは、該システムは、さらに、血管のある角度から２次元冠動脈造影を行い、異なるフレーム数における関心領域に対して画像位置合わせを行う２次元冠動脈造影モジュールを含み、該血管部分の冠動脈造影の関心領域は血管近位端部から遠位端部までである。
好ましくは、上記速度取得モジュールは、上記２次元冠動脈造影モジュールにより出力された異なるフレーム数における関心領域に基づいて画像位置合わせを行い、位置合わせられた後の関心領域内のグレースケールヒストグラムが心周期に従って変化するグレースケール時間あてはめ関数を算出し、グレースケール時間あてはめ関数から該血管部分の冠動脈造影過程における造影剤の平均流動速度を取得する。
好ましくは、該血管部分の平均血流速度Ｖはグレースケール時間あてはめ関数から算出された造影剤の平均流動速度にほぼ等しい。
（実施例４）
本発明はある一部の血管の血流予備量比（ＦＦＲ）を算出するシステムを提供する。該システムは、近位端部および遠位端部を含む該血管部分の、該血管部分の近位部断面の面積（または直径）を表す第１幾何学的パラメータ、該血管部分の遠位部断面の面積（または直径）を表す第２幾何学的パラメータ、および該血管部分の近位端部と遠位端部との間の第１位置に位置する断面の面積（または直径）を表す第３幾何学的パラメータを含む幾何学的パラメータを取得する幾何学的パラメータデータ取得モジュールと、上記第１位置の位置データを取得する位置データ取得モジュールと、近位端部を基準点とし、上記幾何学的パラメータおよび血管部分における点から基準点までの距離に基づき、基準内腔直径関数を算出する基準内腔直径計算モジュールと、基準内腔直径関数および第３幾何学的パラメータに基づき、パラメータ差分関数を算出する幾何学的パラメータ差分計算モジュールと、複数のスケールの場合の幾何学的パラメータ差分関数に対する導関数を求め、複数のスケールに対応する差分値導関数を取得する多重スケール計算モジュールと、該血管部分の通常の冠動脈造影における平均血流速度を取得する平均血流速度取得モジュールと、該モジュールに記憶された対応表に基づき、テーブルを調べる方式で該血管部分を通過可能な最大平均血流速度を取得する最大平均血流速度計算モジュールと、多重スケール差分値導関数および最大平均血流速度に基づき、上記血管の第１位置の第２血流圧力と近位端部の第１血流圧力との比、即ち、血流予備量比を取得する血流予備量比計算モジュールと、を含み、上記スケールとは分解能を指し、即ち、数値で微分係数を算出する際の隣接する両点の間の距離である。
一具体的な実施例において、本発明は、さらにある一部の血管の血流予備量比（ＦＦＲ）を算出する別のシステムを提供する。該システムは、該血管部分の通常の冠動脈造影における平均血流速度Ｖを取得し、好ましく、通常の造影（微小循環を十分に拡張させる必要がない）方法により該血管部分の平均血流速度Ｖを取得可能な平均血流速度取得モジュールと、該平均血流速度Ｖに基づいて病人の心筋微小循環が十分に拡張された際の最大血流速度Ｖｍａｘを取得する最大血流速度取得モジュールと、上記最大血流速度に対応する圧力差△Ｐｍａｘを求める圧力差計算モジュールと、上記血管の近位端部の第１血流圧力、最大血流速度に対応する圧力差△Ｐｍａｘに基づき、ＦＦＲ＝（Ｐ１−△Ｐｍａｘ）／Ｐ１の式で血流予備量比（ＦＦＲ）の数値を取得する血流予備量比計算モジュールと、を含み、ここで、Ｐ１はある一部の血管の近位端部の第１血流圧力を表し、心臓の拡張期圧および収縮期圧で近似的に推定し、または造影用カテーテルにより正確に測定して上記Ｐ１の値を取得することができる。
上記最大血流速度取得モジュールは、対応表を調べることにより最大血流速度を取得し、上記対応表は病人の安静状態における冠動脈の平均血流速度および心筋微小循環が十分に拡張された場合の対応する最大血流速度リストであり、該最大血流速度取得モジュールまたは該システムの別の独立した記憶モジュールに記憶される。
好ましくは、上記圧力差計算モジュールは実施例３に記載の圧力差計算システムの構造であってもよく、実施例１に記載の方法である一部の血管の最大血流速度に対応する圧力差△Ｐｍａｘを取得する。
好ましくは、該ＦＦＲ値を算出する場合、１つの一定の最大血流速度Ｖｍａｘを与え、該ＦＦＲを求める。
指摘すべきことは、上記システムおよび機能モジュールは該解決手段を実現する基本構造を例示的に提供しているが、唯一の構造ではない。
本発明は好ましい実施例により上記のように開示されたが、それらの実施例に限定されず、如何なる当業者であっても、本発明の主旨および範囲を逸脱しない限り、幾つかの変動や改善を行うことができ、そのため、本発明の保護範囲は特許請求の範囲に限定されたものに準ずる。

Claims (20)

  1. 血管圧力差数値の計算方法であって、
    近位端部および遠位端部を含む一部の血管の、該血管部分の近位部断面の面積または直径を表す第１幾何学的パラメータ、該血管部分の遠位部断面の面積または直径を表す第２幾何学的パラメータ、および該血管部分の近位端部と遠位端部との間の第１位置に位置する断面の面積または直径を表す第３幾何学的パラメータを含む幾何学的パラメータを受信することと、
    該血管部分の平均血流速度を受信することと、
    前記第１幾何学的パラメータ、第２幾何学的パラメータ、第３幾何学的パラメータおよび第１位置の位置データに基づき、該血管の第１位置の基準内腔直径を算出することと、
    第３幾何学的パラメータおよび第１位置の基準内腔直径に基づき、第１位置の幾何学的パラメータ差分を算出することと、
    第１位置の幾何学的パラメータ差分、平均血流速度Ｖおよび平均血流速度の２乗Ｖ２に基づき、前記血管近位端部の第１血流圧力と第１位置の第２血流圧力との圧力差△Ｐの数値を取得することと、
    を含むことを特徴とする方法。
  2. さらに、近位端部を基準点とし、第１幾何学的パラメータ、第２幾何学的パラメータおよび血管部分のある点から基準点までの距離ｘに基づき、該血管部分の異なる位置における基準内腔直径が該位置から基準点までの距離ｘに従って変化する関数を表す基準内腔直径関数を算出することを含み、
    前記基準内腔直径関数を算出することは、血管部分の血管部分の近位端部から遠位端部までの範囲内の位置パラメータに対して線形正規化処理を行うことを含む、
    ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
  3. さらに、近位端部を基準点とし、第３幾何学的パラメータおよび基準内腔直径関数に基づき、基準内腔直径関数と受信された幾何学的パラメータとの差分が基準点までの距離ｘに従って変化する関数である幾何学的パラメータ差分関数を算出することを含む、
    ことを特徴とする請求項２に記載の方法。
  4. さらに、幾何学的パラメータ差分関数の異なるスケールにおける差分値導関数を算出することを含み、
    第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐは異なるスケールにおける差分値微分係数に基づいて算出し、
    前記スケールとは分解能を指し、即ち、数値で微分係数を算出する際の隣接する両点の間の距離であり、前記異なるスケールは大きいスケールを有する第１スケールと、小さいスケールを有する第２スケールとを含み、前記異なるスケールにおける差分値導関数は第１スケール差分値導関数ｆ１（ｘ）および第２スケール差分値導関数ｆ２（ｘ）を含み、異なるスケールを採用することにより、血管損傷の異なる重症度として局在性および弥漫性の狭窄の血流圧力差に対する異なる影響を反映することができ、
    前記第１スケール差分値導関数ｆ１（ｘ）は、広範囲狭窄による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられ、局在性狭窄病変による幾何学的パラメータ差分は無視され、
    前記第２スケール差分値導関数ｆ２（ｘ）は、病変血管の局所変化による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられる、
    ことを特徴とする請求項３に記載の方法。
  5. さらに、第１スケール差分値導関数ｆ１（ｘ）と第２スケール差分値導関数ｆ２（ｘ）の積分の重み付けおよび平均血流速度Ｖならびに平均血流速度の２乗Ｖ２により、第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐを算出することを含む、ことを特徴とする請求項４に記載の方法。
  6. さらに、前記第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐの計算式は、
    であることを含み、
    ここで、Ｃ１、Ｃ２はそれぞれ平均血流速度Ｖおよび平均血流速度の２乗Ｖ２のパラメータ係数を表し、αおよびβはそれぞれ第１および第２スケール差分値導関数の重み付け係数である、
    ことを特徴とする請求項４または５に記載の方法。
  7. さらに、幾何学的パラメータ差分関数のｎ個のスケールにおける差分値導関数を算出することを含み、
    第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐは前記ｎ個のスケールにおける差分値微分係数に基づいて算出し、
    前記スケールとは分解能を指し、即ち、コンピュータで微分係数を算出する際の隣接する両点の間の距離であり、前記ｎ個のスケールは異なるスケールを有する第１スケール、第２スケール、・・・、第ｎスケールであり、
    前記第１スケール差分値導関数ｆ１（ｘ）は、第１の病変特徴による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられ、その他の病変による幾何学的パラメータ差分は無視され、
    前記第２スケール差分値導関数ｆ２（ｘ）は、第２の病変特徴による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられ、・・・、前記第ｎスケール差分値導関数ｆｎ（ｘ）は、第ｎの病変特徴による実際の内腔直径と基準内腔直径との間の幾何学的パラメータ差分を検出するのに用いられ、
    前記ｎは１より大きい自然数の値である、
    ことを特徴とする請求項３に記載の方法。
  8. さらに、前記ｎ個のスケールにおける差分値導関数ｆ１（ｘ）、・・・、ｆｎ（ｘ）の積分の重み付けおよび平均血流速度Ｖならびに平均血流速度Ｖの２乗Ｖ２により、第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐを算出することを含む、
    ことを特徴とする請求項７に記載の方法。
  9. さらに、前記第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐの計算式は、
    であることを含み、
    ここで、Ｃ１、Ｃ２はそれぞれ平均血流速度Ｖおよび平均血流速度の２乗Ｖ２のパラメータ係数を表し、α１、α２…αｎはそれぞれ異なるスケールの差分値導関数ｆ１（ｘ）、ｆ２（ｘ）……ｆｎ（ｘ）の重み付け係数である、
    ことを特徴とする請求項７または８に記載の方法。
  10. 前記第１位置の位置データは第１位置から血管近位端部までの距離であり、前記血管部分の平均血流速度は血流の近位端部から遠位端部までの平均速度である、ことを特徴とする請求項１〜９のいずれか一項に記載の方法。
  11. さらに、ある角度における２次元冠動脈造影を受信し、異なるフレーム数における関心領域に対して画像位置合わせを行うことを含み、
    該血管部分の冠動脈造影の関心領域は血管近位端部から遠位端部までである、
    ことを特徴とする請求項１〜９のいずれか一項に記載の方法。
  12. さらに、位置合わせられた後の関心領域内のグレースケールヒストグラムが心周期に従って変化するグレースケール時間あてはめ関数を算出することを含む、ことを特徴とする請求項１１に記載の方法。
  13. さらに、グレースケール時間あてはめ関数から該血管部分の冠動脈造影過程における造影剤の平均流動速度を取得することを含む、ことを特徴とする請求項１２に記載の方法。
  14. 該血管部分の平均血流速度Ｖはグレースケール時間あてはめ関数から算出された造影剤の平均流動速度Ｖにほぼ等しい、ことを特徴とする請求項１３に記載の方法。
  15. 請求項の１〜１４のいずれか一項に記載の方法を実現可能な血管圧力差数値の計算システムであって、
    近位端部および遠位端部を含む血管の、該血管部分の近位部断面の面積または直径を表す第１幾何学的パラメータ、該血管部分の遠位部断面の面積または直径を表す第２幾何学的パラメータ、および該血管部分の近位端部と遠位端部との間の第１位置に位置する断面の面積または直径を表す第３幾何学的パラメータを含む幾何学的パラメータを取得する幾何学的パラメータデータ取得モジュールと、
    前記第１位置の位置データを取得する位置データ取得モジュールと、
    該血管部分の平均血流速度および平均血流速度の２乗値を取得する速度取得モジュールと、
    前記第１幾何学的パラメータ、第２幾何学的パラメータ、第３幾何学的パラメータおよび第１位置の位置データに基づき、該血管の第１位置の基準内腔直径を算出する基準内腔直径計算モジュールと、
    第３幾何学的パラメータおよび第１位置の基準内腔直径に基づき、第１位置の幾何学的パラメータ差分を算出する幾何学的パラメータ差分計算モジュールと、
    幾何学的パラメータ差分計算モジュールより出力された第１位置の幾何学的パラメータ差分データ、速度取得モジュールより出力された平均血流速度および平均血流速度の２乗値を取得し、前記血管近位端部の第１血流圧力と第１位置の第２血流圧力との圧力差△Ｐの数値を算出する圧力差計算モジュールと、
    を含むことを特徴とするシステム。
  16. 前記基準内腔直径計算モジュールは、近位端部を基準点とし、第１幾何学的パラメータ、第２幾何学的パラメータ、および血管部分のある点から基準点までの距離ｘに基づき、該血管部分の異なる位置における基準内腔直径が該位置から基準点までの距離ｘに従って変化する関数を表す基準内腔直径関数を算出し、
    該システムは、さらに、基準内腔直径関数を算出する過程において、血管部分の血管部分の近位端部から遠位端部までの範囲内の位置パラメータに対して線形正規化処理を行う正規化モジュールを含む、
    ことを特徴とする請求項１５に記載のシステム。
  17. 前記幾何学的パラメータ計算モジュールは、近位端部を基準点とし、第３幾何学的パラメータおよび基準内腔直径関数に基づき、基準内腔直径関数と受信された幾何学的パラメータとの差分が基準点までの距離ｘに従って変化する関数である幾何学的パラメータ差分関数を算出する、ことを特徴とする請求項１５に記載のシステム。
  18. さらに、幾何学的パラメータ差分関数の異なるスケールにおける差分値導関数を算出する多重スケール差分値微分係数計算モジュールを含み、
    前記圧力差計算モジュールは、多重スケール差分値微分係数計算モジュールにより取得した複数のスケールにおける差分値導関数の積分の重み付けおよび速度取得モジュールより出力された平均血流速度Ｖと平均血流速度Ｖの２乗Ｖ２により、第１血流圧力と第２血流圧力との圧力差△Ｐを算出し、
    前記複数のスケールは２つまたは２つ以上のスケールを含み、前記スケールとは分解能を指し、即ち、数値で微分係数を算出する際の隣接する両点の間の距離である、
    ことを特徴とする請求項１５に記載のシステム。
  19. さらに、血管のある角度から２次元冠動脈造影を行い、異なるフレーム数における関心領域に対して画像位置合わせを行う２次元冠動脈造影モジュールを含み、
    該血管部分の冠動脈造影の関心領域は血管近位端部から遠位端部までである、
    ことを特徴とする請求項１５に記載のシステム。
  20. 前記速度取得モジュールは、前記２次元冠動脈造影モジュールより出力された異なるフレーム数における関心領域に対して画像位置合わせを行うデータに基づき、位置合わせられた後の関心領域内のグレースケールヒストグラムが心周期に従って変化するグレースケール時間あてはめ関数を算出し、グレースケール時間あてはめ関数から該血管部分の冠動脈造影過程における造影剤の平均流動速度を取得する、ことを特徴とする請求項１９に記載のシステム。
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