JP2003530544A - 血管内画像処理検出器 - Google Patents

血管内画像処理検出器

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JP2003530544A
JP2003530544A JP2001549534A JP2001549534A JP2003530544A JP 2003530544 A JP2003530544 A JP 2003530544A JP 2001549534 A JP2001549534 A JP 2001549534A JP 2001549534 A JP2001549534 A JP 2001549534A JP 2003530544 A JP2003530544 A JP 2003530544A
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catheter
scintillator
light
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detector array
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JP2001549534A
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ヤンス エス． イワンクジク
ブラッドリー イー． パット
エドワード ジェイ． ホフマン
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アイメトリクス インコーポレイティッド
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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting

Abstract

(57)【要約】 不安定な早期冠状動脈プラーク（14）を検出し且つ特徴付けるための血管内画像処理用器具。検出器は、プラークに結合するβ線放出放射性薬学的物質を検出および位置決めすることによって機能する。カテーテル（70）に取り付けられた検出器は、データ取得用電子機器（72）ならびにプラークの分布画像を表示するコンピュータおよびディスプレイ（74）に接続される。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 関連出願の相互参照 本願の特許請求の範囲は、2000年1月4日に出願された米国仮出願第60/174,440
号の37 C.F.R. 1.78節「血管内画像処理検出器（Intravascular Imaging Detect
or）」の恩典を主張するものであり、これはすべて参照として本明細書に組み入
れられる。
【０００２】 また、本願は、2000年9月26日に出願された同一出願人による米国特許出願第0
9/671,412号「血管内およびその他体内管腔内病変部を特徴づける方法および器
具（Methods and Apparatus for Characterizing Lesions in Blood Vessels an
d Other Body Lumens）」にも関連し、これはすべて参照として本明細書に組み
入れられる。
【０００３】 発明の背景 血管の管腔寸法の同定および計測には冠動脈造影が利用される。しかし、血管
造影ではプラーク含量に関する情報を得ることができない。
【０００４】 本発明は、不安定な早期冠状動脈プラークを検出および特徴付けるための画像
検出器を動脈内に挿入することによって、この欠点に対応する。心臓発作の70％
は、サイズが小さいため冠動脈造影で検出できない、閉塞性の低い不安定プラー
クに起因するものであり、本発明の方法によりこうした心臓発作の徴候を捉える
ことができる。
【０００５】 本発明は、18-フルオロデオキシグルコース（18-FDG）など、プラークに結合
するβ線放出放射性薬学的物質の全身投与とともに機能する血管内画像処理検出
器の構成を提供する。本発明の器具は、プラークに結合するか、β線または転換
電子を放出する、放射性薬学的物質を検出および位置決めすることによって、上
述の利益をもたらす。
【０００６】 本発明の原理に従って構成された血管内画像処理プローブからは、装置のサイ
ズ、必要感度、および血管内条件への適合という厳しい制約に対応した検出器が
得られる。
【０００７】 本発明の器具によって、不安定狭心症、急性心筋梗塞、および突然心臓死など
の急性冠状動脈疾患を防止するための、的を絞った、費用対効果の高い新しい治
療が可能になる。
【０００８】 発明の概要 本発明は、全体として、早期の脆弱な冠状動脈プラークを検出し特徴付けるた
めの血管内画像処理用器具を提供する。検出器は、プラークに結合するβ線放出
放射性薬学的物質を検出および位置決めすることによって機能する。
【０００９】 本発明の器具は、あらかじめ設定された固有空間解像度を備えた放射線検出器
を含み、検出器は典型的には1〜8mmであり、好ましくは1〜3mmである。いくつか
の態様では、検出器は検出器アレイの形状をとる。検出器アレイは、単独のチッ
プまたは複数の個別のチップに組み込まれた複数の検出器ユニットまたは画素を
含みうる。検出器は、体内管腔内で操作できるように、典型的には血管内カテー
テルに組み込み、選択的に血管形成術用のバルーンカテーテルと概ね同様の方法
でガイドワイヤを使用する。
【００１０】 選択的に、本発明の器具は、体内管腔内を誘導される際に畳まれるまたは収縮
される、バルーン内または他の軟性膜などの拡張可能な構造体内に組み込むこと
ができる。構造体はその後、検出器が動脈の内部壁に押し当てられてプラークに
接触するよう、標的部位で膨張してもよい。これにより、荷電粒子画像の粒子対
γ線比および信号対バックグラウンド比が最適化される。
【００１１】 動脈通過中は、検出器によって得られたデータを、ソフトウェアまたは他の分
析手段によって解読し、探索モードで作動させてもよい。探索モードは典型的に
、検出器の画素をすべて合計して高速に総計数を求めることによって実行される
。閾値の総計数が検出されたら（例えば、計数値の高い領域が特定されたら）、
ソフトウェアによって、高解像度画像を生成できる画像処理モードに切り換え、
プラークのさらなる詳細を得ることができる。バルーンを使用する態様では、高
速で総計数を求めている間はバルーンを収縮状態に保ち、検出器を画像処理モー
ドに切り換えたときに膨張することができる。
【００１２】 例示的な放射線検出器には、1）シンチレータ、2）画像処理プレート、3）半
導体、および4）電離箱が含まれる。本明細書に記載の各態様では、装置のサイ
ズ、必要感度、および血管内条件への適合という厳しい制約に対応した検出器が
もたらされる。
【００１３】 本発明の器具は、血管内または他の医療用カテーテルチップで利用可能な非常
に小さな検出器容積であっても高いβ粒子検出効率と十分な感度とを提供するこ
とが好ましい。
【００１４】 材料ならびに画素素子の形状およびサイズの選択には、β線の軌跡と蓄積され
たエネルギーとを追跡するために開発されたモンテカルロ・シミュレーションを
用いた。検出器の体積は動脈管腔によって制限されるが、画素の適切な寸法（外
周）は、（特定の検出器において）β線域と同等である。F-18ポジトロンおよび
T1-204に対してモンテカルロ・シミュレーションを行った。また、シミュレーシ
ョンをもとに検出器を設計した。
【００１５】 作成された各プロトタイプ検出器のβ粒子に対する感度も直接計測した。これ
はT1-204 β線放出体およびF-18 β線放出体について実施した。
【００１６】 本発明の器具では、β線に対する効率は高いものの、511keVのγ線に対する検
出効率は非常に低い。概して、本発明者らは原子番号が大きい材料または高密度
の材料を除外した。気体、液体、軽量プラスチック、および薄い低Z半導体は、
高Z化合物半導体よりも好ましいことがわかっている。
【００１７】 γ線バックグラウンドに対する感度および耐性は、既知のF-18放射源（source activity）を含む濾紙ディスクを使用して確認できる。一連の計測値をもとに1
秒ごとの平均値および標準偏差の計数が計算される。また、厚さ0.2mmのステン
レス鋼を検出器正面の前方に配置し、その他は同一の構成で第二の一連の計測を
実施する。第一の計測の結果をディスクの放射能で割ることによって、（β線お
よび光子の）複合感度が算出される。β線感度は複合感度から純粋な光子感度を
引くことによって算出される。結果は、ノイズレベルから最高495keV（511keVの
コンプトンエッジ）までエネルギー閾値と対比して分析される。
【００１８】 本発明の器具では、検出器を動脈壁の内側に押し当てられる様式で装置を操作
することができる。本明細書に記載の3つの態様、すなわち、気体シンチレータ
、半導体検出器および電離箱検出器は、動脈または他の体内管腔の通過中では収
縮状態だがプラーク部位では膨張することができるバルーン内またはその他の拡
張可能な構造体内に組み込まれるように設計される。または、バルーンは、動脈
通過中は収縮状態とし、疑わしい部位に到達したときに膨張することができる。
さらに、血管内通過中は探索モードで検出器の画素応答をすべて合計して高速に
総計数を求めることにより、操作してもよい。計数の高い領域が位置決めされた
ら、器具を「画像処理」モードに切り換えてプラークの詳細を高解像度で得る。
【００１９】 本発明の器具は約1mmのオーダーで空間解像度を考慮しており、これはプラー
クからデータを得るのに十分な解像度である。これはβ線域と同程度の値でもあ
る。空間解像度は、点像分布関数およびβ粒子に対する画像取得装置の素子間ク
ロストークを測定することによって確認される。
【００２０】 本発明の器具によって、受動特性を最大限にする構造が可能となり、このこと
は操作中の安全性を高めるという利点がある。操作中の安全性が高いことから、
不活性材料で構成される検出器が支持されている。
【００２１】 本発明の器具の検出機構は、検出器の信号および感度が最高であることを考慮
している。この条件には、エネルギー輸送効率が最も高いアプローチである半導
体検出器が有利となる。
【００２２】 本発明の器具は、カテーテルおよびガイドワイヤに組み込みうることを考慮し
ている。
【００２３】 特定の態様の説明 図1において、血管12内を画像処理して早期の不安定な冠状動脈プラーク14を
検出し特徴付ける器具は、β線に反応する小型検出器を持つ画像プローブチップ
20から成る。器具は、β粒子16を放出するプラーク結合放射性薬学的物質を検出
して位置決めすることによって機能する。放射能検出器は約1〜3mmの固有空間解
像度を備える。検出器は、血管形成術のバルーンカテーテルとほぼ同じ方法でガ
イドワイヤ28によって動脈内で操作できるよう、動脈中のカテーテル70に組み込
まれる。カテーテル70に組み込まれた本発明の検出器は、データ取得用電子機器
72、ならびにプラークの分布画像を表示するコンピュータおよびディスプレイ74
に接続される。
【００２４】 本発明の原理に従って構成された血管内画像処理プローブチップ20の具体的な
態様の１つは、図2に示すように、透明な光ファイバー24に連結したシンチレー
ションファイバー22から成る。シンチレーションファイバー22は、最も主流なプ
ラスチック光ファイバーの芯を形成するポリスチレンに蛍光体を混合する（1〜2
％）ことによって作成される検出器である。蛍光体が芯にあることによって、最
大限のシンチレーション光26が透明な光ファイバー24を通じて光検出器28まで届
く。シンチレーションファイバー22は、放射線部位からある程度の距離まで光を
伝達するために、透明な光ファイバー24に連結される。血管内画像処理用の検出
器の最も単純な形状としては、シンチレーションファイバー22のセグメントが単
独の透明なファイバー24に連結され、ファイバー24が光検出器28に連結された形
状が考えられる。装置はカテーテルシステム70中に挿入され、装置が血管内が前
進する際に計数率を計測することによって放射能の分布が「画像処理」される。
装置の重要なパラメータとしては、電子に対するシンチレーションファイバーの
阻止能、光収率、およびファイバーが動脈内に留置されるまたは血管を通じて挿
入される過程で屈曲した際の光収率の変化がある。
【００２５】 実験室では、光ファイバーおよび光電子増倍管に取り付けられたシンチレーシ
ョンファイバーによって、光電子増倍管で強い信号が生成される。例えば、18F
と類似したエネルギーでβ線を放出し、204T1線源で照射されて535nmで発光する
、3-HFシンチレーションファイバーによって、PMTで強い信号が生成された。直
径を漸減させながら光ファイバーをねじっていっても、曲率半径1.5cmまでは信
号の強さは実質的に変化しない。曲率半径1.0cmで光ファイバーは永久的に変形
する。小さい曲率半径に対応するには、小さなファイバーの束を使用してもよい
。
【００２６】 図3に、2MeVまでの電子に対する阻止能およびポリスチレン内における1.25MeV
までの電子域の計算結果を示す。本図面から、1mmのファイバーが300keVの電子
を阻止すること、および300を超えると1mmあたりの阻止能が約200keVであること
がわかる。
【００２７】 生成される光量は、異なるβ線源に対する最大電子エネルギーの関数として変
化する。300keVで生成される光は血管内の画像処理に十分である。直径1mm以上
のファイバーは、考えられるほぼすべての放射性同位元素に適している。装置は
、光ファイバーに接合した、シンチレーションファイバーの短いセグメントを使
用して構成してもよい。光は長さ数メートルまでファイバー内を伝達されうる。
光は400〜600nmの範囲で放出される。
【００２８】 種々のシンチレーションファイバーが本発明の目的に使用できる。阻止能はす
べてのファイバーで本質的に同じであるため、光収率は、シンチレータ、光ファ
イバーなどの選択によって最適化することができる。
【００２９】 本発明の原理に従って構成される血管内画像処理プローブチップ20の1つの態
様では、図4に示すように、シンチレーションファイバー22の束は透明な光ファ
イバー24に連結され、このときシンチレーションファイバー22はオフセットされ
る。このオフセットにより位置情報が提供される。
【００３０】 このような態様の1つでは、全径が1mm未満となるよう、0.3mmのシンチレーシ
ョンファイバー22を7本使用する。0.3mmの各ファイバー22の各々は、60keVを吸
収するのに十分な阻止能を持ち、これは血管内画像処理システムに適したもので
ある。
【００３１】 マルチファイバーシステムの解像度および感度はシンチレータのセグメント22
によって制御される。例えば、2mmのセグメントで構成したシステムは、解像度
が非常に高く感度が低く、14mmの範囲をカバーする一方で、7mmのセグメントで
構成したシステムは、解像度が低く感度が高く、約49mmの範囲をカバーする。本
システムの物理的設計は、先端が細いため１本のファイバーで構成されるシステ
ムよりも狭い部位に到達できるという面において実際的な意味を持っている。し
かし、他の構成において、シンチレータのアレイが約5〜50mmまたはそれ以上よ
りも短い長さにわたって分配されていてもよいことは理解されるべきである。
【００３２】 例示的な１つの構成において、位置検知型光電子増倍管（position sensitive
photomultiplier tube、PSPMT）に接続されたプラスチックファイバーに連結し
たシンチレーションファイバーがプローブに使用される。シンチレーションファ
イバーおよび透明なファイバーは、それぞれ長さ5〜7mm、1.5mで、直径は0.5mm
である。シンチレーションファイバーは6本あり、それぞれは6mmオフセットされ
、ガイドワイヤを取り巻く画像処理装置を構成する。検出器アセンブリは直径1.
9mm、長さ38mmである。ファイバーを外光から遮断するため、細く伸縮性のある
プラスチックチューブで覆う。ファイバーはスナップオンコネクタでPSPMTに接
続される。PSPMTをソフトウェアで解読して線形画像を得る。画像処理プローブ
は、検出された不安定プラークの総レベルに対応する音を出力するモードで作動
してもよい。装置の機能を検証するため、204Tl点放射源を検出器で測定するこ
とによって試験した。204Tl β線は、エネルギーが18F β線に近い。線源が検出
器から1mmのとき、システム解像度は6mmである。
【００３３】 本発明の原理に従って構成される血管内画像処理プローブチップ20の1つの態
様においては、図5に示すように、発光スペクトルの波長が互いにオフセットさ
れた複数の異なるシンチレーションファイバー22を使用する。適切な検出器は、
400nm未満〜600nmを超える範囲に対応する市販のシンチレーションファイバーで
構成してもよい。図5に示すように、一連のセグメント22は最も長い波長に対応
するセグメント（λ1）が先端に配置され、光ファイバー24に向かって次第に短
い波長に対応するよう並べられる（λ2〜λn）。波長の長い光は、短い波長に対
応したシンチレータを蛍光レベルまで励起できるだけのエネルギーを持たないた
め、後続のセグメント内を容易に通過できる。この光は、格子または他の波長分
散媒体を用いた分光計29に伝達され、位置検知型光検出器上に展開される。これ
により、シンチレーションファイバーから放出された光からスペクトルが生成さ
れ、較正により位置と波長との間に1対1対応が得られ、これにより動脈の線形画
像が得られる。分光計29として適したものの1つには、オーシャンオプティクス
社（Ocean Optics, Inc.）のCHEM2000-UV-VUS分光光度計（Spectrophotometer）
がある。
【００３４】 上述の3つの態様で説明した種類の検出器20は、電気接続が必要なく、危険性
のある物質を使用せず、高い圧力もかけないという点において、患者に対する安
全性が高い。
【００３５】 本発明の原理に従って構成された血管内画像処理プローブチップ20の1つの態
様においては、図6に示すように、バルーン30は収縮状態で動脈12の中を前進す
る。図6および図7に示すように、透明なファイバー24に取り付けられた長さ5〜1
0cmのシンチレーションファイバー22がバルーン30内部に構成される。バルーン3
0が疑わしいプラーク14を含む関心領域に到達すると、図7に示すように、液体シ
ンチレーション溶液32でバルーンが膨張される。一次液体シンチレータ32によっ
て、阻止能のための質量がより多く提供される。
【００３６】 一次液体シンチレータ32は、β粒子16を吸収して波長の短い一次シンチレーシ
ョン光34を放出する一次発光体（fluor）を含む。図8に示すように、シンチレー
ション光ファイバー22の芯は、一次発光体34から効率的に光子を吸収して波長の
長い光26を放出する二次発光体を含む。波長の長い光26は透明な光ファイバー24
の中を通過する。図7に示すように、スライディング遮光シールド38によって位
置検出が可能となる。総計数モードのときは、放射線が光ファイバー全体と相互
作用できるよう、スライディング遮光シールド38は光ファイバー22から離れてい
てもよい。画像処理モードのときは、位置感受性を提供するため光ファイバー22
上でスライディング光シールド38を移動させてもよい。膨張したバルーンの横断
面によって、β線に対する幾何学的効率が2〜3倍向上し、厚さが増すことにより
、図2〜5記載のシンチレーションファイバーの態様と比較して高エネルギーのβ
線をより多く阻止できる。バルーン30は、強度があり、かつ、液体シンチレータ
の製造で通常使用されるトルエンなどの溶剤で溶解しない材料で構成される。
【００３７】 本発明の原理に従って構成された血管内画像処理プローブチップ20の1つの態
様においては、図9に示すように、シンチレーション蛍光体画像処理プレート40
が、透明な光ファイバー24を取り囲む、〜5cm長のチューブ形状に形成される。
画像処理プレート40は、プレートに記録されたβ線の分布を読み取るために使用
される。検出器は、β粒子16を阻止するように最適化され、動脈12の中を移動で
きるよう機械的な可撓性を備える。本発明の原理に従って構成された血管内画像
処理プローブチップ20は、蓄積蛍光体40内で生じた多数のβ線事象からの信号を
統合する能力を有する。蓄積されたエネルギーは、透明な光ファイバー24を介し
てレーザー光42で走査されるまで安定に保たれる。図9および図10に示すように
、レーザー光42の伝達と、記憶された画像に対応する読み取り光46の伝達とに同
じ光ファイバー24が使用される。このことは、レーザー励起光42の波長（630nm
）とレーザー励起によって放出された光46の波長（400nm）とを分けるフィルタ4
4を使用することによって実現される。図9および図10に示すように、環49に集光
して特定の望ましい位置で励起および読み取りの過程を増強させるため、透明な
光ファイバー24の前方で円錐形の凹面鏡48を使用してもよい。画像の走査は、光
ファイバー24とそれに組み込まれた鏡48とを画像処理プレート40に沿って動かす
ことによって実施してもよい。
【００３８】 本発明の原理に従って構成された血管内画像処理プローブ20の1つの態様にお
いては、シリコン（または他の半導体）を基礎としたβ線検出器を血管内の画像
処理に使用する。この基礎となる検出器の概念は、図11に示すように、ストリッ
プ53として構成される、個々のSi-PIN検出器52の列である。
【００３９】 図12に示すように、個々の検出素子52を直列に接続して可撓性の線形アレイ50
を形成し、このアレイを、図11に示すようにバルーン30の内部層54と外部層55と
の間に設置してもよい。図11に示すように、バルーン30は動脈12を通過してプラ
ークに到達するまでの間は圧縮されている。この移動中、心臓病医は検出器52の
全信号の合計をモニターする。信号から多量の薬剤取り込みと不安定プラークの
可能性とが示唆されたら、図12に示すように、動脈壁12のプラーク14に検出器を
押し当てるようにバルーンを膨張してもよい。この検出器の1つの態様において
は、種々のフレンチ（径）のカテーテル70の中にストリップ53が1〜4個収納され
る。図13に、ストリップ53を4つ持つ、膨張したバルーン30の1つの態様の縮尺図
を示す。臨床設定においては、心臓病医は患者の動脈の状態に関する特定の情報
に基づいてカテーテルルーメンを選択する。
【００４０】 図14Aおよび14Bに示すように、半導体検出器を基礎とした血管内プローブチッ
プ20には、検出器を接続する抵抗器鎖56（またはコンデンサ鎖56’）を使用して
もよい。検出器およびその読み取り鎖（厚膜技術）は、薄く可撓性があるPCボー
ド上に設置してもよい。信号は鎖のいずれかの端（ラダー 1 57およびラダー 2
58）から読み出される。共通信号と鎖からの信号との比率によって、β相互作用
が生じた画素に関する情報が提供される。
【００４１】 本発明の検出器52は、内蔵の接合部電位を使用して、検出器を受動的に作動さ
せる光起電性モードで操作してもよい。
【００４２】 図14に示すように、本発明の検出器52はバイアス電圧59で作動してもよい。検
出器は、検出器の空乏化に必要な印加電圧を最小限にするため超高抵抗の出発材
料を使用して作製される。抵抗＞10キロオームcmの材料で作製された Si-PIN検
出器は、印加バイアスわずか8ボルトと漏洩電流＜800 pA/cm2で完全に空乏化さ
れる。Si出発材料は、厚さ200ミクロン以下まで研磨される。この場合、作用面
積0.5 x 0.5mm2のダイオードでは（体温付近であっても）、暗電流は＜5 pAでも
よい。
【００４３】 本発明の検出器52は、電流を減少させる保護環構造で作製される。このため、
各装置の端でいくらかの空間が必要となる。作用面積0.5 x 0.5mm2の装置は、0.
75 x 0.75mm2のダイ（die）上に実装することができる。
【００４４】 1つの態様においては、図15および図16に示すように、血管内画像処理プロー
ブチップ20は、バルーン30にキセノンガス60を充填することにより、本発明の原
理に従って構成される。検出器は、図17に示すように、バルーン30の中心を通る
ワイヤ64で形成される陽極とバルーン内に包理されたワイヤ（またはワイヤ網目
）で形成される陰極62とにより、電離箱として作動する。グランド電位にある陰
極ワイヤ64は、バルーン内部に物理的に取り付けてもよく、絶縁網目66は、陰極
内部に取り付けても陽極を取り囲むように取り付けてもよい。システムに位置情
報を伝えるため、絶縁されたスリーブ68を使用してもよい。スリーブ68を完全に
引き戻すと、画像処理を行わない高効率の計数器として検出器を作動させること
ができる。
【００４５】 検出器は、陽極電圧10ボルトおよび20ボルトで操作してもよい。電流が1ナノ
アンペアなど危険レベルに達した場合に供給電圧を即座に遮断できるよう、保護
回路図を設計してもよい。本発明の原理に従って構成されたガス検出器では、蓄
積されたエネルギーの転換効率は第二の閃光過程よりもはるかに高い。したがっ
て、キセノンガスの阻止能は固体または液体より低いが、イオン対の数は有効数
に達する。図18に、1mmの検出器において種々の気圧下で電子エネルギーの関数
として生成されたイオン対の数を示す。10atmでは、すべてのエネルギー値に対
して少なくとも200のイオン対が生成されることがわかる。バルーンが拡張した
場合は、イオン対の数は600まで増加しうる。RMS電子数20〜100の低ノイズ前置
増幅器であれば、これだけの数の電子を扱うことができ、良好な信号対ノイズ比
を得ることができる。図18に示すように、ガス圧が高いとそれに伴って信号が強
くなる。10atmまたはそれ以上の圧力が実用的である。
【００４６】 別の局面として、本発明はカテーテル、使用に関する説明書およびパッケージ
を含むキットを提供する。カテーテルは通常、前述のとおりのものであり、使用
に関する説明書（IFU）には前述のいずれかの方法が記載される。パッケージは
、任意の従来の医療用装置の包装であってもよく、これには、パウチ、トレイ、
箱、チューブなどが含まれる。使用に関する説明書は通常、別の紙に印刷される
が、全体または一部がパッケージの一部に印刷されていてもよい。選択的に、キ
ットはガイドワイヤ、不安定プラークに付着させるための放射性薬学的物質など
を含んでいてもよい。
【００４７】 当業者に理解されるとおり、本発明は、その本質的特質から逸脱することなく
他の特定の形状で具体化されうる。例えば、画像処理検出器のいくつかの態様は
、バルーン上に配置するものとして図示および説明したが、バルーンを使用せず
に他の態様のカテーテルを作成することも可能である。したがって、前述の説明
は特許請求の範囲に記載される本発明の範囲を説明することを目的としたもので
あり、これを限定するものではない。
【図面の簡単な説明】
本発明の前述およびその他の特徴は、添付の図面とともに本発明の詳細な説明
を参照することによって十分に理解されるであろう。図面において、類似の参照
記号は類似する要素を示す。
【図１】 不安定な早期冠状動脈プラークを検出し且つ特徴付けるために血
管内を画像処理するための、本発明に基づいて構成された器具の略図である。
【図２】 光ファイバーに連結したシンチレーションファイバーを使用する
単一ファイバーシンチレーション「カメラ」の部分的な断面略図である。
【図３】 最大2MeVまでの電子の阻止能およびポリスチレン内における最大
1250keVまでの電子域を算出して示したグラフである。1mmのファイバーによって
300keVの電子が阻止され、300を超える場合の阻止能は1mmにつき約200keVである
。
【図４】 光ファイバーに各々連結したシンチレータファイバー束を使用す
るマルチファイバーシンチレーション「カメラ」の部分的な断面略図である。フ
ァイバー間の物理的オフセットを用いて位置情報が提供される。
【図５】 発光スペクトルが互いにオフセットされた複数の異なるシンチレ
ータを用いたシンチレーションファイバー「カメラ」を使用する、本発明に基づ
いて構成された器具の1つの態様を簡易化して示した断片的な透視図である。検
出器は、波長分散分光計によって読み取られる。
【図６】 液体の一次シンチレーションとファイバーの二次シンチレーショ
ンとを対にした検出器を使用する、本発明に基づいて構成された器具の1つの態
様を簡易化して示した断片的な透視図である。本図では、プラークに向かって動
脈内を誘導中、バルーンは収縮している。
【図７】 液体の一次シンチレーションとファイバーの二次シンチレーショ
ンとを対にした検出器を使用する、本発明に基づいて構成された器具の1つの態
様を簡易化して示した断片的な透視図である。本図では、動脈内のプラークがあ
る部位でバルーンが膨張している。
【図８】 液体の一次シンチレータ／ファイバーの二次シンチレータ対の作
動原理を示した断片的な透視図である。
【図９】 画像記憶蛍光体検出器の作動原理を示した断片的な透視図である
。
【図１０】 画像記憶蛍光体検出器の作動原理を示した断片的な透視図であ
る。光ファイバー前部の特別な形状の鏡は画像記憶蛍光体検出器からの励起およ
び読み取り過程を増強させるために使用される。
【図１１】 半導体粒子検出器のストリップを使用する、本発明に基づいて
構成された器具の1つの態様を簡易化して示した断片的な透視図である。本図で
は、プラークに向かって動脈内を誘導中、バルーンは収縮している。
【図１２】 半導体粒子検出器のストリップを使用する、本発明に基づいて
構成された器具の1つの態様を簡易化して示した断片的な透視図である。本図で
は、動脈内のプラークがある部位でバルーンが膨張している。
【図１３】 膨張したバルーン内に配置されたシリコン検出器のストリップ
を4つ有する、膨張したバルーンの作動原理を示した断片的な透視図である。
【図１４Ａ】 信号取得に使用される検出器を接続する抵抗鎖の作動原理を
示した断片的な透視図である。信号対共通信号の比によって位置情報が得られる
。
【図１４Ｂ】 信号取得に使用される検出器を接続するコンデンサ鎖の作動
原理を示した断片的な透視図である。信号対共通信号の比によって位置情報が得
られる。
【図１５】 カテーテルを前進させる際にバルーンが畳まれているときの装
置の様子を示す、電離箱検出器の作動原理を示した断片的な透視図である。
【図１６】 関心領域に到達した際にバルーンをキセノンガスで膨張させる
様子を示す、電離箱検出器の作動原理を示した断片的な透視図である。
【図１７】 バルーン内に平行なワイヤのセットを組み込むことによって形
成される陰極を持つ電離箱の作動原理を示した断片的な透視図である。
【図１８】 1mmの検出器について、種々の圧力下で電子エネルギーの関数
として生成されたイオン対を算出して示したグラフである。
【手続補正書】
【提出日】平成１４年７月８日（２００２．７．８）
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】特許請求の範囲
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ，ＴＲ)，ＯＡ(ＢＦ ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ， ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，Ｇ Ｍ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＭＺ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ， ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＧ，ＡＬ，ＡＭ， ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，Ｃ Ａ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ ，ＤＺ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ， ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，Ｋ Ｅ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ， ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，Ｓ Ｄ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ， ＺＷ (72)発明者 ホフマン エドワード ジェイ． アメリカ合衆国 カリフォルニア州 ロサ ンジェルス サウス ベントリー アベニ ュー 232 Ｆターム(参考） 2G088 EE01 FF05 GG15 GG18 JJ09 KK31

Claims (88)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 以下の段階を含む、体内管腔における放射性薬学的マーカー
    を位置決めする方法： 体内管腔内で検出器アレイを前進させる段階； 検出器アレイを総計数率により操作する段階；および 閾値計数率が検出された場合に検出器アレイを高解像度の画像処理モードで操
    作する段階。
  2. 【請求項２】 検出器アレイの操作が、放射性薬学的マーカーの総計を求め
    るよう検出器アレイの画素応答をすべて合計する段階を含む、請求項1に記載の
    方法。
  3. 【請求項３】 検出器アレイが1〜3mmの空間解像度を提供する、請求項1に
    記載の方法。
  4. 【請求項４】 放射性薬学的マーカーがβ粒子を放出する、請求項1に記載
    の方法。
  5. 【請求項５】 放射性薬学的マーカーが不安定プラークに結合する、請求項
    1に記載の方法。
  6. 【請求項６】 検出器アレイを前進させる段階が、遠位部分に検出器アレイ
    を有するカテーテルを前進させる段階を含む、請求項5に記載の方法。
  7. 【請求項７】 前進させる段階が、体内管腔内でガイドワイヤに沿ってカテ
    ーテルを動かす段階を含む、請求項6に記載の方法。
  8. 【請求項８】 高解像度の画像処理モードの際に、検出器アレイを体内管腔
    壁に押し当てる段階をさらに含む、請求項5に記載の方法。
  9. 【請求項９】 血管内カテーテルの遠位端にある可膨張性バルーン上に検出
    器アレイが配置され、且つ、押し当てる段階が、可膨張性バルーンを拡張する段
    階を含む、請求項8に記載の方法。
  10. 【請求項１０】 検出器アレイが半導体検出器アレイを含む、請求項9に記
    載の方法。
  11. 【請求項１１】 検出器アレイが電離検出器を含む、請求項9に記載の方法
    。
  12. 【請求項１２】 検出器アレイが気体シンチレータを含む、請求項9に記載
    の方法。
  13. 【請求項１３】 検出器アレイがシンチレータおよび光ファイバーを含む、
    請求項1に記載の方法。
  14. 【請求項１４】 検出器アレイが画像処理プレートを含む、請求項1に記載
    の方法。
  15. 【請求項１５】 近位部分と遠位部分とを含むカテーテル本体；ならびに 放射線検出器が総計数率モードおよび画像処理モードの双方で操作可能であり
    、カテーテル本体の遠位部位に取り付けられた放射線検出器アレイを含む、血管
    内画像処理カテーテル。
  16. 【請求項１６】 少なくとも総計数率モードおよび画像処理モードで選択的
    に放射線検出器アレイを操作する手段をさらに含む、請求項15に記載のカテーテ
    ル。
  17. 【請求項１７】 探索モードの放射線検出器アレイによって放射線検出器の
    画素が合計され、体内管腔の一部における放射性薬学的物質の総計数が求められ
    る、請求項15に記載のカテーテル。
  18. 【請求項１８】 画像処理モードの放射線検出器アレイによって高解像度の
    体内管腔詳細が得られる、請求項15に記載のカテーテル。
  19. 【請求項１９】 放射線検出器アレイが1〜3mmの空間解像度を提供する、請
    求項15に記載のカテーテル。
  20. 【請求項２０】 放射線検出器アレイが、 カテーテル本体の溝に取り付けられたシンチレータ； 遠位端がシンチレータに連結され、カテーテル本体の溝内に取り付けられた光
    ファイバー； 光ファイバーの近位端に連結された光検出器；および 光検出器に連結されたデータ取得アセンブリを含む、請求項15に記載のカテー
    テル。
  21. 【請求項２１】 放射線検出器アレイが、カテーテル本体の長さに沿って分
    配されたシンチレータアレイを含む、請求項15に記載のカテーテル。
  22. 【請求項２２】 シンチレータアレイが約5〜50mmの長さで分配される、請
    求項21に記載のカテーテル。
  23. 【請求項２３】 シンチレータアレイの各シンチレータが個々の光ファイバ
    ーに連結される、請求項21に記載のカテーテル。
  24. 【請求項２４】 シンチレータアレイが、直列に並べられた複数のシンチレ
    ータを含み、各シンチレータが、アレイの他のシンチレータからオフセットされ
    た波長の発光スペクトルをもつ、請求項21に記載のカテーテル。
  25. 【請求項２５】 アレイの近位シンチレータが、波長分散媒体に連結可能な
    光ファイバーへ光学的に取り付けられる、請求項24に記載のカテーテル。
  26. 【請求項２６】 カテーテル本体の遠位部分に配置された軟性膜をさらに含
    み、放射線検出器アレイがバルーン内に配置された、請求項15に記載のカテーテ
    ル。
  27. 【請求項２７】 放射線検出器アレイが、 光ファイバーに連結され、軟性膜内に配置されたシンチレーションファイバー
    ； シンチレーションファイバーの一部に被せて配置された可動画像処理シールド
    ；および 軟性膜内に注入された液体シンチレータを含む、請求項26に記載のカテーテル
    。
  28. 【請求項２８】 放射線検出器アレイが、軟性膜に連結された半導体検出器
    の可撓性アレイ（flexible array）からなり、膨張状態のバルーンによって放射
    線検出器アレイが管腔壁に近接する、請求項26に記載のカテーテル。
  29. 【請求項２９】 軟性膜内に配置された陽極； 陽極の上に配置された可動絶縁スリーブ； 軟性膜に付着した陰極；および 軟性膜に注入されたキセノンガスをさらに含む、請求項26に記載のカテーテル
    。
  30. 【請求項３０】 放射線検出器アレイが、 カテーテル本体内に可動式に配置された光ファイバー； 第一の波長をもつレーザー光を送達するレーザー； β粒子を受け取る光ファイバーの遠位部分周囲に取り付けられた画像処理プレ
    ートであって、読み取られた光が画像処理プレートから放出されて光ファイバー
    を通じて伝達されるようレーザー光が画像処理プレートと相互作用し、読み出さ
    れた光が第一の波長とは異なる第二の波長をもつ画像処理プレートを含む、請求
    項15に記載のカテーテル。
  31. 【請求項３１】 光ファイバーの近位端に連結されたフィルタをさらに含む
    、請求項30に記載のカテーテル。
  32. 【請求項３２】 レーザー光および読み取り光を集光するために光ファイバ
    ーの遠位端に連結された鏡をさらに含む、請求項30に記載のカテーテル。
  33. 【請求項３３】 カテーテル本体； 第一の発光スペクトルで光を生成する第一のシンチレータ； 第一の発光スペクトルの波長が第二の発光スペクトルからオフセットされ、第
    一および第二のシンチレータがカテーテル本体に取り付けられた、第二の発光ス
    ペクトルで光を生成する第二のシンチレータ；ならびに、 第一および第二のシンチレータから光検出器に光を伝達できる光伝達装置を含
    む、血管内画像処理カテーテル。
  34. 【請求項３４】 光伝達装置で光学的に整列化された軸に沿って、第一およ
    び第二のシンチレータが整列化される、請求項33に記載のカテーテル。
  35. 【請求項３５】 第一のシンチレータと第二のシンチレータとの間に少なく
    とも1つの中間シンチレータをさらに含み、第一および第二のスペクトルからオ
    フセットされた波長の発光スペクトルで中間シンチレータが発光できる、請求項
    34に記載のカテーテル。
  36. 【請求項３６】 第一の発光スペクトルの波長が第二の発光スペクトルより
    も長い、請求項33に記載のカテーテル。
  37. 【請求項３７】 第一のシンチレータから放出された光が第二のシンチレー
    タを励起することなく第二のシンチレータを通過する、請求項36に記載のカテー
    テル。
  38. 【請求項３８】 第一および第二の発光スペクトルの波長が約400〜600nmで
    ある、請求項33に記載のカテーテル。
  39. 【請求項３９】 光伝達装置の近位端に連結された分光光度計をさらに含む
    、請求項33に記載のカテーテル。
  40. 【請求項４０】 分光光度計が、伝達された光を位置検知型光検出器上に展
    開する格子を含む、請求項39に記載のカテーテル。
  41. 【請求項４１】 光送達アセンブリが、第一のシンチレータに連結された第
    一の光ファイバーと第二のシンチレータに連結された第二の光ファイバーを含む
    、請求項33に記載のカテーテル。
  42. 【請求項４２】 第一および第二のシンチレータが、カテーテル本体の長さ
    に沿って分配され、相互に円周性（circumferentially）にオフセットされる、
    請求項41に記載のカテーテル。
  43. 【請求項４３】 少なくとも1つの中間シンチレータを含み、中間シンチレ
    ータが、第一および第二のシンチレータから放出される光からオフセットされた
    スペクトルで発光する、請求項42に記載のカテーテル。
  44. 【請求項４４】 ガイドワイヤを受容できる管腔からなる、請求項33に記載
    のカテーテル。
  45. 【請求項４５】 カテーテル本体が、先細りの遠位先端を含む、請求項33に
    記載のカテーテル。
  46. 【請求項４６】 シンチレータが閃光発光体（scintillating phosphor）お
    よびポリスチレンからなる、請求項33に記載のカテーテル。
  47. 【請求項４７】 第一および第二のシンチレータの長さが各々約2〜7mmであ
    る、請求項33に記載のカテーテル。
  48. 【請求項４８】 光検出器が光電子増倍管である、請求項33に記載のカテー
    テル。
  49. 【請求項４９】 第一および第二のシンチレータが、各々少なくとも約60ke
    Vを吸収する阻止能を有する、請求項33に記載のカテーテル。
  50. 【請求項５０】 シンチレータの直径が約1mm未満である、請求項33に記載
    のカテーテル。
  51. 【請求項５１】 以下の段階を含む、体内管腔の不安定プラークを特徴付け
    る方法： 第一および第二のシンチレータを体内管腔における標的部位に配置する段階； 第一のシンチレータで生成された光は第一の発光スペクトルを有し、第二のシ
    ンチレータで生成された光は第二の発光スペクトルを有し、第一の発光スペクト
    ルの波長が第二の発光スペクトルからオフセットされており、不安定プラークに
    付着した放射線に応じて少なくとも1つのシンチレータが光を生成する段階；な
    らびに、 第一および第二のシンチレータで生成された光を光ファーバーまで伝達する段
    階。
  52. 【請求項５２】 光ファイバーから異なる波長の光を選別する段階を含む、
    請求項51に記載の方法。
  53. 【請求項５３】 選別した光を光検出器に伝達する段階を含む、請求項52に
    記載の方法。
  54. 【請求項５４】 配置する段階が体内管腔内でカテーテルを前進させる段階
    を含み、カテーテルによって第一および第二のシンチレータが運搬される、請求
    項51に記載の方法。
  55. 【請求項５５】 第一および第二のシンチレータが軸に沿って配置される、
    請求項51に記載の方法。
  56. 【請求項５６】 近位部分と遠位部分とを含むカテーテル本体； カテーテル本体の遠位部分に取り付けられ、収縮状態と膨張状態とに可動でき
    る軟性膜；および 軟性膜に連結された放射能検出器アレイを含む、画像処理カテーテル。
  57. 【請求項５７】 放射線検出器アレイが、 β粒子を吸収して第一のシンチレーション光を放出でき、軟性膜内に注入され
    た液体シンチレータ；および 液体シンチレータから第一のシンチレーション光を吸収し、且つ第二のシンチ
    レーション光を光ファイバーに伝達するよう軟性膜内に取り付けられ、光ファイ
    バーの遠位端に光学的に連結されたシンチレータを含む、請求項56に記載のカテ
    ーテル。
  58. 【請求項５８】 シンチレータに被せて配置された可動シールドを含む、請
    求項57に記載のカテーテル。
  59. 【請求項５９】 第二のシンチレーション光を受容するよう光ファイバーの
    近位端に連結された光検出器をさらに含む、請求項57に記載のカテーテル。
  60. 【請求項６０】 カテーテル本体が、軟性膜内に液体シンチレータを送達す
    るための管腔を含む、請求項57に記載のカテーテル。
  61. 【請求項６１】 膨張状態の軟性膜の直径が収縮状態の軟性膜の直径より約
    2〜3倍大きい、請求項57に記載のカテーテル。
  62. 【請求項６２】 シンチレータの長さが約5〜10cmである、請求項57に記載
    のカテーテル。
  63. 【請求項６３】 第一のシンチレーション光の波長が、光ファイバーに伝達
    される第二のシンチレーション光の波長よりも短い、請求項57に記載のカテーテ
    ル。
  64. 【請求項６４】 放射線検出器が、軟性膜に付着した一連の半導体放射線検
    出器を含む、請求項56に記載のカテーテル。
  65. 【請求項６５】 半導体検出器がSi-PINダイオードである、請求項64に記載
    のカテーテル。
  66. 【請求項６６】 体内管腔壁に連結した放射性薬学的物質に半導体放射線検
    出器が膨張状態の軟性膜によって押し当てられる、請求項64に記載のカテーテル
    。
  67. 【請求項６７】 軟性膜が内部層と外部層とを含み、半導体放射線検出器が
    内部層と外部層との間に配置される、請求項64に記載のカテーテル。
  68. 【請求項６８】 膨張状態の軟性膜がキセノンで充填されている、請求項64
    に記載のカテーテル。
  69. 【請求項６９】 軟性膜内に配置された内部電極； 内部電極に被せて配置された可動絶縁スリーブ； 軟性膜に付着した外部電極；および 軟性膜内に注入されたキセノンガス、 をさらに含む、請求項56に記載のカテーテル。
  70. 【請求項７０】 外部電極と内部電極との間に取り付けられた網目状の絶縁
    体をさらに含む、請求項69に記載のカテーテル。
  71. 【請求項７１】 近位部分と遠位部分とを含む本体； 本体内に可動式に配置された光ファイバー； 本体の遠位部分または光ファイバーの遠位部分に取り付けられ、β線放射線を
    安定したエネルギーとして吸収および保持する画像処理プレート；ならびに、 光ファイバーに光を放出するために、光ファイバーを通じてレーザー光を伝達
    し、画像処理プレート内で安定したエネルギーを励起するレーザーを含む、血管
    内画像処理プローブ。
  72. 【請求項７２】 画像処理プレートが蛍光体を含む、請求項71に記載のカテ
    ーテル。
  73. 【請求項７３】 光ファイバーを通過し放出された光を濾光するフィルタを
    含む、請求項72に記載のプローブ。
  74. 【請求項７４】 レーザー光を方向づけ、且つ画像処理プレートと光ファイ
    バーとの間で光を放出する、光ファイバーの遠位端に配置された凹面鏡をさらに
    含む、請求項71に記載のプローブ。
  75. 【請求項７５】 レーザー光の波長が630nmである、請求項71に記載のプロ
    ーブ。
  76. 【請求項７６】 放出される光の波長が約400nmである、請求項71に記載の
    プローブ。
  77. 【請求項７７】 以下の段階を含む、体内管腔における放射性薬学的物質を
    位置決めし、特徴付ける方法： 体内管腔内でカテーテルを前進させる段階；および 体内管腔において放射線検出器を放射性薬学的物質に接近させるためにカテー
    テルの軟性膜を拡張する段階。
  78. 【請求項７８】 体内管腔において放射性薬学的物質の存在を確定するため
    に放射線検出器を探索モードで操作する段階を含む、請求項77に記載の方法。
  79. 【請求項７９】 体内管腔部分において放射性薬学的物質の集中が探索モー
    ドから確定された場合に、拡張する段階が実行される、請求項78に記載の方法。
  80. 【請求項８０】 放射性薬学的物質を高解像度で得るために放射線検出器を
    画像処理モードに切り換える段階を含む、請求項79に記載の方法。
  81. 【請求項８１】 放射性薬学的物質を不安定プラークに付着させる段階を含
    む、請求項77に記載の方法。
  82. 【請求項８２】 放射線検出器が、半導体放射線検出器、シンチレータ、電
    離箱、または画像処理プレートを含む、請求項77に記載の方法。
  83. 【請求項８３】 前進させる段階において軟性膜が収縮状態である、請求項
    77に記載の方法。
  84. 【請求項８４】 放射能検出器が1〜3mmの空間解像度を提供する、請求項77
    に記載の方法。
  85. 【請求項８５】 前進させる段階が、ガイドワイヤ上でカテーテルを動かす
    段階を含む、請求項77に記載の方法。
  86. 【請求項８６】 放射線検出器からデータ取得用電子機器に情報を伝達する
    段階を含む、請求項77に記載の方法。
  87. 【請求項８７】 探索モードと画像処理モードとの切り換えが可能な少なく
    とも1つの放射線検出器を含むカテーテル； 体内管腔内移動中に探索モードで放射線検出器を操作する段階、および探索モ
    ードで高い計数率を位置決めした後に画像処理モードへ切り換える段階での使用
    に関する説明書；および 装置および使用説明書を収容するのに適したパッケージを含む、キット。
  88. 【請求項８８】 拡張可能な軟性膜上に配置された少なくとも1つの放射線
    検出器を含むカテーテル； 標的部位へカテーテルを前進させる段階、および収縮状態から拡張した状態へ
    バルーン拡張する段階を含む使用に関する説明書；ならびに 装置および使用説明書を収容するのに適したパッケージを含む、キット。
JP2001549534A 2000-01-04 2001-01-03 血管内画像処理検出器 Pending JP2003530544A (ja)

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