JP2006518638A - 内腔を有する器官の断面積および圧力勾配を測定するシステムおよび方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、例えば血管などの任意の中空器官において断面積および圧力勾配を測定するシステム、カテーテル（２０）および方法を含む。かかるシステムの一実施形態は、目標部位に挿入されることが可能なインピーダンスカテーテル（２０）と、溶液送達源（１０６）と、定電流源と、バルーン膨張制御装置（１０５）と、カテーテル（２０）からコンダクタンスデータおよび／または圧力勾配データを受け取って、目標部位の断面積を算出するデータ取得および処理システム（１００）とを含む。一実施形態において、カテーテル（２０）は、その長軸に沿って膨張自在式バルーンを有し、これにより目標部位での狭窄を生ずる任意の物質の消散を可能にし、かつ／または任意に選択することができる要素のステントの目標部位での拡張および該部位への送達を可能にする。

Description

本発明は一般的には、医療診断および治療設備に関する。具体的には、本発明は好適には、血管、心臓弁および他の中空の内臓器官の内腔断面積を測定する方法および装置に関する。

冠動脈性心疾患
冠動脈性心疾患は、冠動脈のアテローム性動脈硬化による狭窄によって生ずる。冠動脈性心疾患は、狭心症、心臓発作またはこれら両方を起こしやすい。１９９７年に米国では冠動脈性心疾患によって４６６，１０１人が死亡しており、現在の米国における主な死因となっている。凡そ、現時点で生存している１２００万人が心臓発作、狭心症またはこれら両方の病歴を有している。男女の内訳は、男性４９％および女性５１％である。今年は推定で１１０万の米国人が新規または再発の冠動脈発作を生じ、これらの発作を経験した結果、患者の４０％超が死亡すると考えられる。毎年約２２５，０００人が、病院加療を受けることなく冠動脈発作で死亡している。これらの死亡は、通常は心室細動から生ずる心停止による急死である。毎年、米国で４０万人および全世界で８０万人を超える患者が、非外科的な冠動脈の侵襲処置を受ける。１９９０年代になってようやく導入されたものであるが、研究室によっては冠動脈内ステントがこれらの患者の９０％に用いられている。

Ｐａｌｍａｚ−Ｓｃｈａｔｚステントを用いた２回の無作為試験の結果によれば、ステントは、最小の冠動脈内腔径を経皮的経内腔冠動脈形成術（ＰＴＣＡ）単独の場合よりも高い度合いで増大させる。これらの試験は、ステント単独での治療、および必要に応じて「ステントのバックアップ」を用いたＰＴＣＡという２種の初期治療方針を比較したものである。ＳＴＲＥＳＳ試験では、成功したアンジオグラフィの結果に、ステント治療を優位とする有意差が存在した（９６．１％対８９．６％）。

脈管内超音波
現在、脈管内超音波は、ステントの太さを正確に選択するために罹患した血管の真の径を決定する卓抜した方法となっている。本明細書で用いられる「血管（ｖｅｓｓｅｌ）」という術語は、任意の中空の管状器官または内腔を有する器官を広く指す。超音波断層像の配向によって、血管壁の３６０°の全周の視覚化が可能になると共に、最小の径および断面積ならびに最大の径および断面積を含めた内腔寸法の直接的な測定を行うことができる。超音波からの情報はアンジオグラフィ法によって得られる情報と組み合わされる。ステントの格子型の性質のため、放射線撮像用造影剤がステントを包囲することができ、ステントの支柱が血管壁と完全には接触していない場合でも、アンジオグラフィによる広範囲の内腔の外観を生成することができる。アンジオグラフィのガイドによるステント展開の後の広範囲の観察用超音波研究から、最小ステント径と参照セグメント径とを比較して平均残留プラーク面積が５１％であることが明らかになり、また、不完全な管壁付着が頻繁に観察された。この集団では、最終的なアンジオグラフィ狭窄百分率は負であった（２０．７％）が、付加的なバルーン膨張によって最終的な平均残留プラーク面積が３４％となった。これらの研究者は超音波を用いて展開をガイドしていた。

しかしながら、以上に述べたような脈管内超音波を用いるためには、冠動脈形成術の前に超音波カテーテルを前進させる第１段階と、次いで、超音波カテーテルの引抜きが必要であり、これによりステント処置にさらなる時間が必要となる。さらに、この手法には超音波機械が必要である。このことから、処置にかなりの経費および時間がかかり、また危険性が高い。

大動脈狭窄
大動脈狭窄（ＡＳ）は、成人での弁交換の主因の１つとなっている。ＡＳは、大動脈弁の開口が弁の劣化に従って狭まる場合に生ずる。大動脈弁の面積は、通常の大きさの４分の１まで縮小した後に血行力学的な影響を顕す。健常な成人の弁開口の面積は典型的には、３．０から４．０ｃｍ^２であるので、０．７５〜１．０ｃｍ^２の面積は重症のＡＳとは通常は看做されない。狭窄が重症でありかつ心拍出量が正常である場合には、弁に跨がる平均圧力勾配は一般的には、＞５０ｍｍＨｇである。重症のＡＳを有していて無症候の患者もあれば、中程度の狭窄しか有さない患者が症候を顕す場合もある。治療判断、特に補正的手術に関わるものは多くの場合に、症候の有無に基づいて下される。

成人でのＡＳの自然経過は長い潜伏期間から成り、この期間の罹患率および死亡率はごく低い。狭窄患部の進行速度は多様な血行力学的研究で推定されており、これらの研究は中程度のＡＳを有する患者において大部分が行われている。心カテーテル法およびドプラ心エコー法の研究から、患者によっては、年当たり０．１〜０．３ｃｍ^２の弁面積の低下を呈し、平均の変化速度は年当たり０．１２ｃｍ^２である。弁に跨がる収縮期圧力勾配は、年当たり１０から１５ｍｍＨｇにも増大し得る。しかしながら、報告対象の患者の半数超が、３〜９年間にわたってほとんどまたはまったく進行を示さなかった。ＡＳの進行は、先天的な疾患またはリウマチ性疾患を有する患者よりも、変性石灰化疾患を有する患者の方が急速となる可能性があるが、個別の患者での進行速度を予測することは不可能である。

結局、アンジナ、失神または心不全の症候は、長い潜伏期間の後に発生し、予後が著しく変化する。症候の開始の後の平均生存年数は、２〜３年未満である。このように、症候の発生はＡＳの自然経過を見る中で重要な点となる。

重症のＡＳを有する多くの無症候患者が、数年以内に症候を顕して外科手術を必要とする。ドプラ流出速度が４ｍ／秒の無症候患者群でのアンジナ、呼吸困難または失神の発生は、２年後には３８％、かつ３年後には７９％にも上ると報告されている。したがって、重症のＡＳを有する患者は、症候の発生および進行性疾患の慎重な監視が必要となる。

心カテーテル法のための指標
ＡＳを有する患者では、心カテーテル法およびアンジオグラフィ法のための指標は、冠動脈循環を評価して（冠動脈疾患が存在しないことを確認するため）、ＡＳの重症性の臨床的診断を確認しまたは明確化するものである。心エコー法データが重症の孤立型ＡＳに典型的なものである場合には、大動脈弁置換（ＡＶＲ）の前に冠動脈アンジオグラフィ法を行いさえすればよい。完全な左心および右心カテーテル法は、付随する弁疾患もしくは先天的疾患、または肺高血圧症についての臨床的なデータや証拠と心エコー法によるデータや証拠との間に不一致が存在する場合に、ＡＳの血行力学的な重症性を評価するのに必要となる可能性がある。

狭窄した弁に跨がる圧力勾配は、ベルヌーイの原理によって弁開口面積および弁に跨がる流量に関係付けられる。このように、低下した心拍出量の存在下では、重症のＡＳを有する患者では相対的に低い圧力勾配が頻繁に得られる。一方、運動中または他の高流量状態では、最小限に狭窄した弁で収縮期勾配を測定することができる。これらの理由から、ＡＳの完全な評価には、（１）弁に跨がる流量の測定、（２）弁に跨がる圧力勾配の決定、および（３）実効弁面積の計算が必要である。心拍出量の小さい患者または弁に跨がる圧力勾配が小さい患者では特に、圧力および流量の正確な測定によって細部まで慎重に注意を払うことが重要である。

現状の大動脈弁面積測定の問題点
重症のＡＳおよび低心拍出量を有する患者はしばしば、弁に跨がって中程度の圧力勾配を示す程度に留まる（すなわち＜３０ｍｍＨｇ）。かかる患者を、低い心拍出量および軽度ないし中程度に留まるＡＳを有する患者と識別することは困難である可能性がある。いずれの状況でも、低流量の流動状態および低い圧力勾配が算出実効弁面積に寄与して、重症のＡＳの規準を満たし得る。標準的な弁面積の式（単純化したＨａｋｋｉの式。弁面積＝心拍出量／［圧力勾配］^１／２）は正確さに欠け、低流量の流動状態での弁面積を過小に推定することは公知である。かかる条件下では、弁面積を慎重に解釈しなければならない。弁抵抗は弁面積に対する感受性よりも流量に対する感受性の方が小さいが、抵抗計算が弁面積計算よりも実質的に良好であるとは実証されていない。

低勾配の狭窄を有しかつ中程度ないし重症のＡＳらしきものを有する患者では、基準線状態にある間に１回、また運動負荷または薬物負荷（すなわちドブタミン注射）を受けている間に再度、弁に跨がる圧力勾配を決定して弁面積および弁抵抗を算出すると有用であろう。解剖学的に重症の真の狭窄を有さない患者は、心拍出量の増大時に弁面積の増大を示す。重症のＡＳを有する患者では、これらの変化によって、算出弁面積は基準線計算よりも高くなりつつも依然として重症の範囲内に収まり得るが、重症のＡＳを有さない患者では、算出弁面積はドブタミンを投与しても重症の範囲には入らず、重症のＡＳが存在しないことを示す。

心エコー法および心カテーテル法を用いて大動脈狭窄を有する患者の大動脈弁面積を推定する場合には、他の多くの制限が存在する。大動脈狭窄を有する患者での大動脈弁面積の正確な測定は、低心拍出量の環境、または付随する大動脈逆流もしくは僧帽弁逆流の環境では困難な場合がある。付随する大動脈逆流または低心拍出量によって、大動脈狭窄の重症度が過大に推定され得る。さらに、心拍出量に対する大動脈弁面積計算の依存性のため、心拍出量が少しでも過小または過大に推定されると、弁面積の測定が不正確になる。このことは、三尖弁逆流を有する患者で特に重要である。大動脈弁面積の測定が誤っていると、大動脈弁手術を必要としない患者に不適切な手術を施す恐れがある。

他の内臓器官
胃腸管や尿管などの内臓器官は、内腔内容物（体液）を、該当する器官の一端から他端へまたは吸収部位へ運ぶ役割を果たす。例えば食道は、嚥下した物質を咽頭から胃へ運ぶ。疾患は、内腔断面積や筋肉によって生成される蠕動を変化させることにより、または組織成分を変化させることにより、器官の輸送機能に影響を及ぼす可能性がある。例えば、食道および尿道の狭窄は器官を縮小させることとなり、この器官において壁の線維症が生じる可能性のある。狭窄および縮小は、冠動脈のプラークの治療によく似た拡張法によって治療することができる。

本発明は、内腔を有する器官の断面積および圧力勾配を測定するシステムを提供する。本発明はまた、例えば血管、心臓弁、他の中空の内臓器官などの内腔を有する器官の断面積および圧力勾配を測定する方法および装置を含む。

一態様において、このシステムは、治療部位に挿入されることが可能なインピーダンスカテーテルと、カテーテルを介して治療部位まで溶液を注入する溶液送達源と、治療部位への定電流の供給を可能にする定電流源と、治療部位での並列コンダクタンスの測定を可能にし、これにより治療部位での断面積の算出を可能にするデータ取得システムとを備える。

一態様において、カテーテルは、その長軸に沿って膨張自在式バルーンをさらに含んでいる。

一態様において、カテーテルは、カテーテルの末梢側端部の近くに圧力トランスデューサをさらに含んでいる。

１つの手法において、目標とする治療部位の断面積を測定する方法が、インピーダンスカテーテルを治療部位に挿入するステップと、治療部位に定電流を供給するステップと、第１の化合物の第１の溶液を注入するステップと、治療部位において第１のコンダクタンス値を測定するステップと、第２の化合物の第２の溶液を注入するステップと、治療部位において第２のコンダクタンス値を測定するステップと、第１および第２のコンダクタンス値、ならびに第１および第２の化合物の導電率に基づいて治療部位の断面積を算出するステップとを含む。

１つの手法において、治療部位の三次元モデルを構築する方法が、インピーダンスカテーテルを治療部位に挿入するステップと、第１の点において第１の断面積を測定するステップと、カテーテルの位置を調節するステップと、第２の点において第２の断面積を測定し、以下同様のステップと、多数の長手方向断面積測定値に基づいて長軸に沿って治療部位の三次元モデルを構築するステップとを含む。

本発明により、急性の閉塞またはステント留置状態での再狭窄を生じる可能性のあるステントを過小に展開し、または過大に展開し、およびステントをあまりに細く選択し、またはあまりに太く選択してしまうことを回避することによって臨床での結果を改善するため、許容限度内で器官狭窄の内腔断面積の正確な測定を行って正確かつ科学的にステントの太さを選択し、および配置することが可能となる。一実施形態において、血管形成術用バルーンまたはステントバルーンは、バルーンの前方にカテーテルによって支持されているインピーダンス電極を含む。これらの電極により、バルーン前進中の血管の断面積を即座に測定することが可能になる。これにより、狭窄を起こしていない部位の直接的な測定を行って、適切なステントの太さを選択することができる。１つの手法において、器官および周囲組織の壁面での電流損失による誤差は、既知の導電率を有するＮａＣｌ溶液または他の溶液の２種の溶液の注入によって補正される。もう１つの実施形態において、インピーダンス電極は、ステントを所望の断面積まで展開するため、バルーンの中心に配置される。これらの実施形態および手順は実質的に、ステント留置の精度および結果を改善すると共に、経費を節減する。

他の実施形態においては、弁全体にかかる流動条件にかかわらず、弁輪の断面積の直接的な正確な測定を行うことにより、より正確かつより科学的な弁狭窄の診断が下される。他の実施形態においては、胃腸管や尿管などの器官での断面積および流動の評価が改善する。

本発明の実施形態では、例えば冠動脈、頸動脈、大腿動脈、腎動脈、腸骨動脈、大動脈、胃腸管、尿道、尿管などの内腔を有する器官の太さ（断面積）の決定に関わる諸問題を克服するものがある。実施形態によってはまた、例えば、水腫や組織の急性の損傷によるものなどの壁面コンダクタンスの急激な変化の指示の方法、および筋肉痙攣／収縮の検出の方法を提供するものもある。

以下で述べるように、好適な一実施形態において、バルーン前進中の血管腔の断面積の即座の測定のためにカテーテルの末梢側端部１９の近くに（すなわちバルーンの前方に）インピーダンス電極を設けた血管形成術用カテーテルが提供される。このカテーテルは、器官内腔断面積の正確な検出のための電極および圧力勾配測定のためのポートを備えている。故に、現行の脈管内超音波の利用で行われているようなカテーテルを変更する必要はない。好適な一実施形態において、カテーテルは、狭窄を起こしていない部位の直接的な測定を行い、これにより適切な太さのステントを選択することが可能となる。もう１つの実施形態において、ステントを所望の断面積まで展開するために、付加的なインピーダンス電極をカテーテルに設けられているバルーンの中心に組み入れてもよい。本明細書に記載する手順により実質的に、ステント留置の精度を改善すると共に、経費および結果を改善することができる。

もう１つの実施形態において、インピーダンス電極はカテーテル内に埋め込まれて、直接的に、かつ心拍出量または圧力降下にかかわらず弁面積を測定し、これにより弁面積の測定誤差が最小限に抑えられる。したがって、面積測定は、仮定に基づいた計算によるものではなく、直接的なものとなる。もう１つの実施形態において、圧力センサをインピーダンス電極の基部側および末梢側に装着して、圧力勾配記録を同時に行うことが可能となる。

カテーテル
本発明者らは、図１（Ａ）〜図１（Ｆ）に示されているインピーダンスカテーテルまたはコンダクタンスカテーテルを設計して作成した。図１（Ａ）に示す実施形態の一例を参照すると、４本のワイヤが４Ｆｒカテーテルの２本の管腔の１本に通される。ここでは、電極２６および２８が１ｍｍだけ離隔して隔設されており、内側（検出）電極を形成している。また、電極２５および２７が内側電極の両側から４〜５ｍｍずつ離隔して隔設されており、外側（励起）電極を形成している。

１つの手法において、任意の所与の応用に用いられるべきカテーテルの寸法は、後述する有限要素法解析を用いたポテンシャル場の最適化に依存する。小さい器官または小児患者では、カテーテルの径は、０．３ｍｍと小さくてよい。大きい器官では、径は、有限要素法解析に基づく最適化の結果に従う限りかなり大きくてもよい。バルーンの大きさは典型的には、拡張後の器官の好ましい寸法に応じた大きさとなる。バルーンは、例えばポリエチレン、ラテックス、ポリエーテルウレタンまたはこれらの組合せなどの材料で製造されたものとすることができる。バルーンの厚みは典型的には、数ミクロン程度となる。カテーテルは典型的には、ＰＶＣまたはポリエチレンで製造されるが、他の材料も同等に良好に用いることができる。励起電極および検出電極は典型的には、環電極としてカテーテルを包囲するが、点電極であってもよいし他の適切な形状を有していてもよい。これらの電極は、任意の導電性材料で製造することができるが、白金イリジウム、またはフィブリン付着物を回避するカーボン皮膜付き表面とするのが望ましい。好適な実施形態において、検出電極は、小型のカテーテル上では各電極の間に０．５〜１ｍｍの間隔を隔てて、かつ励起電極との間に４〜７ｍｍの距離を隔てて設けられる。治療に選択されるカテーテルの寸法は血管の寸法に依存するが、有限要素法解析の結果に部分的に依存して決定されるのが望ましく、このことについては後述する。比較的太い血管および他の内臓中空器官に用いられる太いカテーテルでは、電極距離はさらに大きくてよい。

図１（Ａ）、図１（Ｂ）、図１（Ｃ）および図１（Ｄ）に、カテーテルのいくつかの実施形態を図示する。図示したカテーテルは、様々な電極、数および任意に選択することができる要素であるバルーン（１つまたは複数）を含んでいる。図１（Ａ）に示す実施形態を参照すると、同図には、４個の電極２５、２６、２７および２８をカテーテルの先端１９の近くに配置したインピーダンスカテーテル２０が示されている。これらの電極の基部側には、狭窄を治療するのに用いることが可能なアンジオグラフィ用またはステント留置用バルーン３０が配置されている。電極２５および２７は励起電極であり、電極２６および２８は検出電極であり、これらの電極がカテーテルの前進中に断面積の測定が可能である。この点は後に改めて詳述する。カテーテル２０のバルーン３０の内部に位置する部分は、注入ポート３５および圧力ポート３６を備えている。

カテーテル２０はまた、断面積を測定する対象部位の基部側の圧力勾配を決定するためにカテーテルによって担持されているいくつかの超小型圧力トランスデューサ（図示されていない）または圧力ポートを備えていても有用である。圧力は好ましくは、バルーン内部で、かつ断面積測定位置の基部側、末梢側およびこの断面積測定位置で、ならびにその基部側および末梢側の位置で測定されて、これにより、狭窄の部位での圧力記録の測定を可能にすると共に、狭窄に沿って、またはこの近くでの差圧の測定が可能になる。図１（Ａ）に示す一実施形態において、カテーテル２０は、断面積測定部位の基部側またはこの部位に圧力勾配の評価用の圧力ポート９０および圧力ポート９１を備えていると有用である。図２Ａ、図２Ｂおよび図３を参照して後述するように、一実施形態において、各圧力ポートは、カテーテル２０内のそれぞれの導管を介してデータ取得システム１００の圧力センサに接続されている。この圧力センサは本技術分野で周知であり、例えば光ファイバ系統、超小型歪み計および灌流型低コンプライアンス圧力計を備えている。

一実施形態において、流体充填シラスティック圧力監視カテーテルは圧力トランスデューサに接続される。内腔の圧力は、カテーテルの注入路に結合されている低コンプライアンスの外部の圧力トランスデューサによって監視することができる。圧力トランスデューサ較正は、静水カラムによって０ｍｍＨｇおよび１００ｍｍＨｇの圧力を加えることによって行った。

図１（Ｂ）に示す一実施形態において、カテーテル３９は、血管形成術用またはステント留置用バルーン３０の内部に配置されたもう１組の励起電極４０および４１ならびに検出電極４２および４３を含んでおり、血管形成術またはステント展開時にバルーン断面積の正確な決定を行う。これらの電極は、電極２５、２６、２７および２８に加えて設けられる。

一実施形態において、断面積は、二電極系を用いて測定され得る。図１（Ｆ）に示すもう１つの実施形態において、５個以上の電極のアレイを用いて何箇所かの断面積を測定することができる。ここでは、励起電極５１および５２を用いて電流を発生し、検出電極５３、５４、５５、５６および５７を用いてそれぞれの部位での電流を検出する。

カテーテルの先端は、直線であっても、曲線であってもよく、または冠動脈もしくは例えば胆管などの他の内腔への挿入を容易にする角度を成していてもよい。バルーンと電極との間の距離は通常は小さく、０．５〜２ｃｍの範囲であるが、関連する特定の応用または治療によってはさらに近接していても離隔していてもよい。

図１（Ｃ）に示すもう１つの実施形態において、カテーテル２１は、例えば断面積測定および壁厚測定用の超音波トランスデューサ５０などの１つまたは複数の撮像装置または記録装置を有する。本実施形態に示すように、トランスデューサ５０はカテーテル２１の末梢側先端１９の近くに配置される。

図１（Ｄ）は、血管形成術用またはステント留置用バルーンを有さないインピーダンスカテーテル２２の実施形態を示す。このカテーテルもまた、励起電極２５および圧力ポート３６に対して基部側に位置する注入ポート３５を有する。

図１（Ｅ）に示す実施形態を参照して述べると、電極２５、２６、２７および２８はまた、例えば圧力ワイヤなどのワイヤ１８を被覆して構築されて、ガイドカテーテル２３を通して挿入され、ここでガイドカテーテル３７の管腔を介してボーラス注入を行ってもよい。

図１（Ａ）、図１（Ｂ）、図１（Ｃ）、図１（Ｄ）、図１（Ｅ）および図１（Ｆ）に示す実施形態を参照して述べると、インピーダンスカテーテルは、器官の内容物の吸引または流体の注入のための任意に選択することができる要素のポート３５、３６および３７を備えていると有用である。吸引／注入ポート３５、３６および３７は、図示するようにバルーン内に配置されていてもよいし、あるいはカテーテル上でバルーンの基部側または末梢側の両方のいずれかの位置に配置されていてもよい。バルーンの内部の流体は、任意の生体適合性導電用流体であってよい。注入ポート（１つまたは複数）を介して注入される流体は、任意の生体適合性流体であってよいが、流体の導電性は、血液とは異なるように選択される（例えばＮａＣｌ）。

もう１つの実施形態（図示されていない）において、カテーテルは、挿入またはデータ記録中に可撓性のカテーテルを剛体化するガイドワイヤの挿入のための余分のチャネルを有している。さらに他の実施形態（図示されていない）において、カテーテルは体内器官の体液の流量を測定するセンサを備えている。

断面積および圧力勾配を決定するシステム
インピーダンスカテーテル２０の動作は以下に述べる通りである。電極２５、２６、２７および２８について図１（Ａ）に示す実施形態を参照すると、器官内腔および器官壁、ならびに周囲組織を流れる電流のコンダクタンスは並列であり、すなわち、

である。式中、Ｇ_ｐ（ｚ，ｔ）は体液の外部の構造（器官壁および周囲組織）の実効コンダクタンスであり、Ｃ_ｂは体液の比導電率であって、一般に血液の場合には温度、血球容積比、ならびに血球の配向および変形に依存し、Ｌは検出電極間の距離である。式１を変形して、断面積ＣＳＡ（ｔ）について解くことができ、補正ファクタをαとし、電界が非均一である場合には次のようになる。

式中、電界が完全に均一である場合にはαは１に等しくなる。並列コンダクタンスＧ_ｐは、電流漏洩に起因するオフセット誤差である。Ｇ_ｐは、電流のすべてが血液に閉じ込められており故に式［１０］によって与えられるような円筒モデルに対応していたとすると、０に等しくなる。１つの手法において、有限要素法解析を用いて、検出電極と励起電極との間の間隔を血管の寸法に対して適正に設計して、αが１に等しいと考えることができるように、略均一な電界を与える。本発明者らのシミュレーションによれば、均一なまたは実質的に均一な電界は、（１）各励起電極から実質的に等距離に各検出電極を配置すること、および（２）検出電極と励起電極との間に血管径と実質的に同等の距離を保つこと、によって形成される。１つの手法において、均一な電界は、上述の解析においてαを１に等しくするように上述の（１）および／または（２）の段階を踏むことにより達成される。

器官の長軸に沿った任意の所与の位置ｚにおいて、また心臓サイクルの任意の所与の時刻ｔにおいて、Ｇ_ｐは定数である。故に、異なる濃度および／または異なる導電率のＮａＣｌ溶液を２回注入すると、以下の２つの式が導かれる。
Ｃ_１・ＣＳＡ（ｚ，ｔ）＋Ｌ・Ｇ_ｐ（ｚ，ｔ）＝Ｌ・Ｇ_１（ｚ，ｔ）
［２］
および
Ｃ_２・ＣＳＡ（ｚ，ｔ）＋Ｌ・Ｇ_ｐ（ｚ，ｔ）＝Ｌ・Ｇ_２（ｚ，ｔ）
［３］
これらの式を連立させてＣＳＡおよびＧ_ｐについて次のように解くことができる。

および

式中、下付き文字の「１」および「２」は、異なるＮａＣｌ濃度および／または導電率の任意の２回の注入を示す。各回の注入ｋでは、Ｃ_ｋは、電流の二乗平均を電圧の自乗平均で除した比として測定されるＧ_ｋを生ずる。Ｃ_ｋは典型的には、様々なＮａＣｌ濃度および／または導電率についてｉｎ ｖｉｔｒｏ較正で決定される。用いられるＮａＣｌの濃度は通常は、０．４５から１．８％程度である。ＮａＣｌ溶液の容積は通常は、約５ｍｌであるが、局所的な脈管の血液容積全体を瞬間的に置換するのに十分な量とする。ＣＳＡ（ｔ）およびＧ_ｐ（ｔ）の値は、拡張末期もしくは収縮末期に（すなわち最小値および最大値として）決定されるか、またはその平均として決定されることができる。

一旦、血管のＣＳＡおよびＧ_ｐが以上の実施形態に従って決定されたら、式［１］を書き直すと血流の存在下での血液の比導電率の計算が可能になる。

このようにして、式［１ｂ］を用いて血液の存在下でＣＳＡを間断なく算出することができる（例えば心臓サイクルを通じてなどの時間変化）。

１つの手法では、牽引または推進を用いて、血管をその長さに沿って再構成する。長い注入の間に（例えば１０〜１５秒間）、カテーテルを一定の速度Ｕで後方に牽引し、または前方に推進することができる。式［１ｂ］を次のように表すことができる。

式中、軸方向位置ｚはカテーテル速度Ｕと時間ｔとの積であり、すなわちｚ＝Ｕ・ｔである。

下付き文字「１」および「２」で表される２回の注入について、それぞれ異なる時間点Ｔ_１およびＴ_２などを考えることができ、式［７］を

および

などのように書くことができる。式［８ａ］および式［８ｂ］、ならびに式［９ａ］および式［９ｂ］などの各組をそれぞれＣＳＡ_１およびＧ_ｐ１、ならびにＣＳＡ_２およびＧ_ｐ２について解くことができる。故に、様々な時間間隔で、したがって血管に沿った異なる位置でＣＳＡを測定して全長の血管を再構成することができる。一実施形態において、ＣＳＡおよび並列コンダクタンスについての血管に沿った長手方向位置の関数としてのデータを、例えばＥｘｃｅｌファイルなどの電子的スプレッドシートからＡｕｔｏＣＡＤにエクスポートすることができ、ＡｕｔｏＣＡＤにおいてはソフトウェアが座標を用いて３次元の血管をモニタに描写する。

例えば、アプローチの一例において、長い注入の間に後方牽引再構成を行い、この場合にはカテーテルを手動で一定の速度で後方に牽引した。カテーテルにその長さに沿って標識を付けて、後方牽引が２ｍｍ／秒で行われるようにした。故に、１０秒間の注入の間に、カテーテルを約２ｃｍにわたって後方に牽引した。データを間断なく測定して、２秒間隔毎に解析し、すなわち４ｍｍ毎に解析した。故に、ＣＳＡおよびＧ_ｐについて６種の異なる測定を行い、これらの測定値を用いて、２ｃｍセグメントの長さに沿ってＣＳＡおよびＧ_ｐを再構成した。

インピーダンスカテーテル３９の動作：図１（Ｂ）に示す実施形態を参照すると、検出電極４２と検出電極４３との間の電圧差は、電流の大きさ（Ｉ）に検出電極間の距離（Ｄ）を乗じて流体の導電率（Ｃ）およびカテーテルを挿入する動脈または他の器官の断面積（ＣＳＡ）で除したものに依存する。電流（Ｉ）、距離（Ｌ）および導電率（Ｃ）は通例では較正定数と看做してよいので、電圧差とＣＳＡとの間には次式によって示すような反比例関係が存在する。

または

式中、Ｇは電流対電圧比（Ｉ／ΔＶ）で表したコンダクタンスである。バルーン材料が絶縁体として作用するので血管壁および周囲組織を介した並列コンダクタンスを無視すると、式［１０］は式［１ｂ］と同一になる。この式は、コンダクタンス方法が用いられる円筒形モデルとなる。

図２Ａ、図２Ｂ、図３、図４および図５を参照して以下で述べるように、励起電極および検出電極は、電極をデータ取得システム１００に接続するカテーテルの導電性リードに電気的に接続される。

図２Ａおよび図２Ｂは、カテーテルの２つの実施形態２０Ａおよび２０Ｂを断面で示す。各実施形態は、バルーンを膨張させたり収縮させたりするための管腔６０と、吸引および注入のための管腔６１とを有する。これらの管腔の太さは様々であってよい。図２Ａの実施形態ではインピーダンス電極用電気リード７０Ａがカテーテルの材料に埋め込まれており、図２Ｂでは電極用電気リード７０Ｂがカテーテル２０Ｂの本体の内部に形成されている管腔７１を貫通している。

灌流圧力計用の圧力導管が、圧力ポート９０および９１を、データ取得システム１００に含まれているトランスデューサに接続している。図２Ａに示すように、圧力導管９５Ａを２０Ａに形成してよい。図２Ｂに示すもう１つの実施形態において、圧力導管９５Ｂはカテーテル２０Ｂに形成されたトンネル９６内で個別の導管を構成している。超小型圧力トランスデューサがカテーテルによって担持されている上述の実施形態において、これらの圧力導管の代わりに電気導体を代用してもよい。

図３を参照して述べると、一実施形態において、カテーテル２０は、データ取得システム１００、手動式または自動式のバルーン拡張のためのシステム１０５、および流体の注入または血液の吸引のためのシステム１０６に接続されている。流体は、加熱ユニット１０７によって３７〜３９℃または体温と等価な温度まで加熱される。インピーダンス面積測定システムは一般には、定電流ユニット、増幅器および信号調整器を備えている。圧力システムは通常は、増幅器および信号調整器を備えている。このシステムは、器官での流体の流量を記録する信号調整設備を任意に選択することができるように備えていてもよい。

好適な一実施形態において、システムは予め較正されており、プローブはパッケージとして利用可能である。ここで、パッケージはまた、注入される流体と共に滅菌注射器を含んでいることが望ましい。注射器は機械に取り付けられて、機械による流体の加熱およびプローブの関心のある器官への配置の後に利用者がボタンを押して注入を開始して、引き続き所望のパラメータの算出を行う。ＣＳＡおよび並列コンダクタンス、ならびに拡張性や張力などのその他関連する尺度が典型的には、ＰＣモジュール１６０の表示パネルに現れる。ここで、利用者は次いで、ステントの拡張または配置によって狭窄を除去することができる。

１箇所よりも多くＣＳＡが測定される場合には、システムはＣＳＡチャネル間にマルチプレクサユニットまたはスイッチを含んでいてよい。一実施形態において、各ＣＳＡ測定は、別個の増幅器ユニットを介して行われる。圧力チャネルについても同様である。

一実施形態において、インピーダンスデータおよび圧力データはアナログ信号であって、アナログからデジタルへの（Ａ−Ｄ）変換器１５０によって変換されコンピュータ１６０へ送信されて、オンライン表示、オンライン解析および記憶に供される。もう１つの実施形態において、すべてのデータ操作は、完全にアナログ方式で行われる。解析は、器官壁および周囲組織での電流のコンダクタンスによる誤差を小さくして、ＣＳＡ分布の２Ｄまたは３Ｄの幾何学的構成を血管の長さに沿って圧力勾配と共に表示するためのソフトウェアプログラムにより行われると有用である。ソフトウェアの一実施形態において、有限要素法アプローチまたは有限差アプローチを用いて、器官の流体、ならびに器官壁および周囲組織の導電率などのパラメータを考慮に入れながら器官狭窄のＣＳＡが導出される。もう１つの実施形態において、さらに単純な回路を用いる。例えば異なるＮａＣｌ溶液の２回以上の注入を行って血管内の流体の抵抗率を変化させて、２つの連立方程式［２］および式［３］をＣＳＡおよび並列コンダクタンスについて解く（それぞれ式［４］および式［５］）ことに基づいて動作する回路を用いる。もう１つの実施形態において、ソフトウェアは、流体の器官への注入などの侵襲処置中の信号を解析するか、または定電流増幅器からの電流の振幅もしくは周波数を変化させることにより、内腔のＣＳＡ測定の誤差を小さくする処理を備えている。特定の応用について所定のソフトウェアが選択された場合は、即座に、または医療処置中の許容時間内に、わずかな誤差のみでＣＳＡの計算を可能にすることが望ましい。

１つの手法では、壁厚は、空気または不伝導性組織によって包囲されている器官の並列コンダクタンスから決定される。これらのような場合には、並列コンダクタンスは、

に等しい。式中、ＣＳＡ_ｗは器官の壁面積であり、Ｃ_ｗは壁を通じた導電率である。この式を壁面ＣＳＡ_ｗについて解くことができる。

円筒形器官については、壁厚ｈは次のように表すことができる。

式中、Ｄは血管径であって、円形ＣＳＡから決定することができる（Ｄ＝［４ＣＳＡ／π］^１／２）。

ＣＳＡデータ、圧力データ、壁厚データおよび流量データが上で概略説明した実施形態に従って決定されたら、コンプライアンス（例えばΔＣＳＡ／ΔＰ）、張力（例えばＰ・ｒ。ここでＰおよびｒは腔内圧力および円筒形器官の半径）、応力（例えばＰ・ｒ／ｈ。ここでｈは円筒形器官の壁厚）、歪み（例えば（Ｃ−Ｃ_ｄ）／Ｃ_ｄ。ここでＣは内周長であり、Ｃ_ｄは心拡張期周長）、ならびに壁剪断応力（例えば４μＱ／ｒ^３。ここでμ、Ｑおよびｒは流体粘度、流量および完全に展開した流動についての円筒形器官の半径）を算出することが可能になる。これらの量を健康状態および疾患状態における系の機械的な特性を評価するときに用いることができる。

方法
１つの手法で、内腔断面積は、外部から到達可能な開口（例えばＧＩ応用の場合には口、鼻もしくは肛門、または例えば気道応用の場合には口もしくは鼻）から中空の系または目標とする内腔を有する器官にカテーテルを挿入することにより測定される。心血管応用の場合には、例えば従来の血管形成術と同様の様々な経路で器官にカテーテルを挿入することができる。一実施形態において、１８ゲージ穿刺針を大腿動脈に挿入して、イントロデューサを追従させる。次いで、ガイドワイヤをイントロデューサに挿入して、大腿動脈の内腔に前進させる。次いで、４Ｆｒまたは５Ｆｒのコンダクタンスカテーテルをワイヤを介して大腿動脈に挿入して、引き続きワイヤを引き抜く。次いで、コンダクタンス電極を含むカテーテル先端を、Ｘ線（すなわちフルオロスコピィ）の利用によって関心領域まで前進させることができる。もう１つの手法においては、この方法を小径ないし中径の血管（例えば大腿動脈、冠動脈、頸動脈および腸骨動脈など）に用いる。

１つの手法において、２つの未知数のＣＳＡおよびＧ_ｐについての解を求めるために最少で２回の注入（異なるＮａＣｌ濃度および／または導電率とする）が必要とされる。もう１つの手法において、３回の注入を行うと、ＣＳＡおよびＧ_ｐの３組の値が得られ（ただし、必ずしも線形独立ではない）、４回の注入を行うと６組の値が得られる。１つの手法において、少なくとも２種の溶液（例えば０．５％および１．５％のＮａＣｌ溶液）を目標とする内腔を有する器官または血管に注入する。本発明者らの研究によれば、冠動脈では、注入速度を５秒間にわたって約１ｍｌ／秒とすると血液容積を置換するのに十分であり、１０ｍｍＨｇ未満の局所的圧力上昇が生ずることが示されている。この圧力変化は注入速度に依存し、注入速度は器官流量に匹敵したものでなければならない。

式［４］および式［５］の応用に関わる１つの好ましい手法において、血管は２回の注入にわたって同一または極めて類似した条件にある。故に、例えば注入速度およびボーラス温度などの変数は２回の注入で類似する。一般的には、血管が恒常状態に回復することができるように、２回の注入と注入との間に短い時間間隔（１〜２分間）が認められるものとする。この時間は、図４または図５に示すような基準線コンダクタンスから決定できる。並列コンダクタンスは、２回の注入にわたって同じかまたは極めて類似していることが望ましい。１つの手法において、デキストラン、アルブミンまたは他の高分子量の分子をＮａＣｌ溶液に加えて、溶液のコロイド浸透圧を維持して、血管壁を通しての流体交換またはイオン交換を減少させるまたは防ぐことができる。

１つの手法において、電流導電率は温度依存性であるため、ＮａＣｌ溶液を注入前に体温まで加熱する。もう１つのアプローチにおいて、注入されたボーラスは室温にするが、導電率は線形の態様で温度に関係するので温度補正を施す。

１つの手法において、シースを、大腿動脈または頸動脈のいずれかを介して流動方向に挿入する。より低い位置の前方下行（ＬＡＤ）動脈に接近するために、シースは上行大動脈に挿入される。頸動脈の場合には、径が典型的には５〜５．５ｍｍ程度であるので、有限要素法解析で決定すると径が１．９ｍｍのカテーテルを用いることができる。この点は、後に改めて詳述する。大腿動脈および冠動脈の場合には、径が典型的には３．５〜４ｍｍの範囲であるので、約０．８ｍｍ径のカテーテルが適当であろう。カテーテルは、特定の治療に適したシースを通して、大腿動脈、頸動脈またはＬＡＤ動脈に挿入することができる。全３種の血管についての測定は、類似した態様で行うことができる。

本明細書には、ほとんどの動脈血管に一般に適用可能な手法の一例についての手順および結果を記載する。コンダクタンスカテーテルを特定の関心のある血管に向けてシースを通して挿入した。電圧基準線示度を間断なく記録した。０．５％ＮａＣｌおよび１．５％ＮａＣｌを収容した２個の容器を恒温槽に配置して３７°に保った。５秒間にわたって５〜１０ｍｌの１．５％ＮａＣｌの注入を行った。５秒間の注入を含めて１０秒間にわたって検出電圧を間断なく記録した。数分の後に、同様の容積の１．５％ＮａＣｌ溶液を同様の速度で注入した。データを再び記録した。Ｍａｔｌａｂを用いて高い通過周波数および低い遮断周波数（１２００Ｈｚ）での濾波を含めてデータを解析した。Ｍａｔｌａｂを用いてデータを表示して、それぞれの溶液の通過中の電圧信号の平均を記録した。また、対応する電流を測定して、コンダクタンス（Ｇ＝Ｉ／Ｖ）を求めた。各溶液の導電率を、体温において既知のＣＳＡを有する６本の異なる試験管で較正した。式［１０］を用いたモデルをデータにフィッティングさせて導電率Ｃを算出した。ＳＰＳＳで非線形回帰フィッティングを用いて解析を行った。２回の注入の各々についてＣおよびＧが与えられたので、Ｅｘｃｅｌのシートファイルを書式調整して、式［４］および式［５］にそれぞれ従ってＣＳＡおよびＧ_ｐを計算した。これらの測定を数回繰り返して、手法の再現性を判定した。データの再現性は５％以内であった。超音波（ＵＳ）を用いて、本発明者らのコンダクタンス測定と同時に血管の径を測定した。検出電極をＵＳによって視覚化して、検出電極の中心において径測定を行った。コンダクタンス測定法とＵＳ測定法との間の最大の差は１０％以内であった。

図４Ａ、図４Ｂ、図５Ａおよび図５Ｂは、左頸動脈での血流の電圧測定を示す。ここでは、データ取得は７５ＫＨｚのサンプリング周波数を有し、チャネルを２本すなわちそれぞれ注入電流および検出電圧とした。注入電流は周波数が５ＫＨであるので、検出電圧はボーラス注入を介したインピーダンス変化によって振幅変調されて５ＫＨｚの近くにスペクトルを有する。

図４Ａには、低い遮断周波数（１２００Ｈｚ）の高域フィルタで処理された信号が示されている。上側部分２００および下側部分２０２はピーク間包絡線検出電圧を示しており、検出電圧を図４Ｂ（下図）に示す。最初の７秒間は基準線に対応しており、すなわち血流内の電極に対応する。次の７秒間は高浸透圧性ＮａＣｌ溶液（１．５％ＮａＣｌ）の注入に対応する。電圧が低下しており、コンダクタンスが上昇していることを意味している（注入電流は一定であるから）ことが分かる。一旦、ＮａＣｌ溶液が洗い流されたら、図４Ａおよび図４Ｂの最後の部分に見られるように基準線に戻る。図５Ａおよび図５Ｂは、０．５％ＮａＣｌ溶液に対応する同様のデータを示す。

基準線と注入溶液との間の差は明らかでありかつ系統的であるため、電圧信号は理想的となる。さらに、０．５％ＮａＣｌ注入および１．５％ＮａＣｌ注入において血管径の脈動を観察することができる（それぞれ図４および図５）。このことにより、上記で概略説明したように心臓サイクル全体にわたるＣＳＡの変化の決定が可能となる。

ＮａＣｌ溶液は、手動で注入するか、または機械的注入器を用いることにより注入して、関心のある血管セグメントでの血液または体液の全容積を瞬間的に置換することができる。注入によって発生される圧力は、順行性（血流の方向）の血液を置換するばかりでなく、逆行性の血液も置換する（血液を瞬間的に後方に押し戻す）。正常状態で虚脱し得る他の内臓器官では、ＮａＣｌ溶液は血管の場合のように血液を置換しないで、単に器官を開いて流体の流動を生成する。１つの手法において、第１の溶液の治療部位または測定部位への注入の後に、センサは第２の溶液の治療部位への注入に先立ってコンダクタンスの基準線を監視して確認する。

上述の注入は、少なくとも１回繰り返して、例えば注入が血液を完全には置換しない場合または血液とのかなりの混合が存在する場合などの注入の投与に関わる誤差を小さくすることが望ましい。目標とする内腔を有する器官の近くの任意の二分岐（１つまたは複数）（分岐角度が９０°に近いもの）によって算出ＣＳＡの過大推定が生じる可能性のあることが理解されよう。したがって、一般的には、カテーテルをわずかに後退または前進させて測定を繰り返すべきである。多数の検出電極または注入中の後方牽引または前方推進による付加的応用が同じ目標を達成する。ここでは、検出電極のアレイを用いて、測定部位または治療部位での二分岐または枝分かれから生じる可能性のある誤差を最小限に抑えるかまたは解消することができる。

１つの手法において、電極または他の撮像装置の偏心位置による誤差を、カテーテルに設けられたバルーンの膨張によって小さくすることができる。測定中のバルーンの膨張は、電極または他の撮像装置を壁面から離隔して血管の中心に配置する。インピーダンス電極の場合には、バルーンの膨張をボーラスの注入と同期させることができ、この場合には、バルーン膨張はボーラス注入の直前に行われる。ただし、本発明者らの結果によれば、カテーテル偏心率による誤差は小さいことが判明している。

式［４］によって予測されるＣＳＡは、カテーテルに対して外部の血管または器官の面積に対応する（すなわち血管のＣＳＡからカテーテルのＣＳＡを差し引いたもの）。ＮａＣｌ溶液の導電率が、既知のＣＳＡを有する様々な試験管によって式［１０］から較正によって決定される場合には、所望に応じて較正にカテーテルの寸法を盛り込んで、算出されるＣＳＡを全血管腔のＣＳＡに対応させる。一実施形態において、ＣＳＡ測定システムの較正は、３７℃において７．０６５ｍｍ^２（径が３ｍｍ）から１０１７ｍｍ^２（ｍｍ単位で３６）にわたる既知のＣＳＡを有する孔を備えた固形ポリフェノレンオキシドのブロックにおいて１００ｍｍＨｇを加えることにより行われる。しかしながら、溶液の導電率がカテーテルとは独立の導電率測定器から得られた場合には、カテーテルのＣＳＡは一般的には、式［４］から算出されたＣＳＡに加算されて血管の所望の総ＣＳＡを与える。

信号は一般的には、非静的、非線形でかつ確率的である。非静的で確率的な関数を扱うためには、分光法、ウェーブレット解析、Ｗｉｇｎｅｒ−Ｖｉｌｌｅ分布、展開型スペクトル（ｅｖｏｌｕｔｉｏｎａｒｙ ｓｐｅｃｔｒｕｍ）、モーダル解析、または好ましくは固有モード関数（ＩＭＦ）法などのいくつかの方法を利用することができる。平均値またはピーク間の値は、上述の信号解析によって系統的に決定することができ、これを式［４］で用いてＣＳＡを算出する。

図６に示す実施形態を参照すると、血管形成術用バルーン３０が狭窄の治療のために冠動脈１５０の内部で拡張されているのが示されている。図１（Ｂ）を参照して上述したように、１組の励起電極４０および４１ならびに検出電極４２および４３が血管形成術用バルーン３０の内部に配置されている。図７に示すもう１つの実施形態においては、血管形成術用バルーン３０を用いて血管１５０の内部でステント１６０を拡張している。

弁面積の決定については、心臓の全容積を置換することは一般に容易ではない。したがって、血液の導電率を過渡的に変化させる高浸透圧のＮａＣｌ溶液の肺動脈への注入によって血液の導電率を変化させる。測定された総コンダクタンスをグラフで血液導電率に対してプロットすると、ゼロ導電率でのコンダクタンスの補外値が並列コンダクタンスに対応する。２個の内側電極が弁輪の平面（２〜３ｍｍ）に確実に配置するようにするために、好適な一実施形態において、２個の圧力センサ３６を検出電極またはいくつかの組の検出電極（例えば図１（Ｄ）および図１（Ｆ）を参照）にごく近接して基部側および末梢側に（それぞれ１〜２ｍｍ上下）配置すると有用である。すると、圧力示度は、所望の測定部位に対する検出電極の位置を示す（大動脈弁：大動脈−心室圧、僧帽弁：左室−左房圧、三尖弁：右房−右室圧、肺動脈弁：右室−肺動脈圧）。弁輪の部位での並列コンダクタンスは一般に小さいと予測される。というのは、弁輪は主として、導電率が低いコラーゲンから成るからである。もう１つの応用においては、心空間を通じた後方牽引または前方推進が、幾何学的構成および並列コンダクタンスの変化によって異なるコンダクタンスを呈する。このことは、健常の患者について確定することができ、次いでこれらのコンダクタンスを用いて弁狭窄を診断することができる。

１つの手法において、食道または尿道について、この手順を、既知のコンダクタンスを有する流体を食道に嚥下させることにより、また既知のコンダクタンスを有する流体の膀胱への注入に続いて内容物を排泄させることにより簡便に行うことができる。もう１つのアプローチでは、流体を嚥下させるかまたは尿を排泄させて、続いて流体の標本から流体コンダクタンスの測定を行うことができる。後者の方法は、尿管に応用することができ、この場合には、カテーテルを尿管内まで前進させて、流体をプローブの基部側ポートから注入する（腸にも応用可能である）こともできるし、または尿生成を増大させて、ボーラスの通過中に尿管の末梢側からまたは膀胱から標本を採取することもできる。

１つの手法において、治療部位または測定部位において断面積およびまたは圧力勾配を測定することに付随して、バルーンを膨張させるかまたはカテーテルからステントを解放することにより機械的な刺激を導入し、これにより器官の狭窄部分からの流動を促す。もう１つのアプローチにおいては、治療部位において断面積およびまたは圧力勾配を測定することに付随して、１つまたは複数の狭窄診断用または狭窄治療用薬物を治療部位に注入する。例えば、１つの手法において、注入される物質は平滑筋作用薬または拮抗薬であってよい。さらに他のアプローチにおいては、治療部位において断面積およびまたは圧力勾配を測定することに付随して、膨張性流体を治療部位内部に放出して、器官または治療部位のあらゆる狭窄または狭窄をもたらす物質を解放させる。

この場合にも、本明細書に記載した方法、システムおよびカテーテルを任意の体腔または治療部位に応用することができることを特記しておく。例えば、本明細書に記載した方法、システムおよびカテーテルを、心臓を含めた心血管系、消化系、呼吸系、生殖形および尿生殖路などの体内の中空系の例の任意のものに応用することができる。

有限要素法解析：１つの好ましい手法において、有限要素法解析（ＦＥＡ）を用いて式［４］および式［５］の有効性を検証する。モデルを定義する際、２つの主に考慮すべき点がある。すなわち幾何学的構成および電気的特性である。電気的スカラーポテンシャル分布Ｖを支配する一般式は、次のポアソンの方程式によって与えられる。
∇・（Ｃ∇Ｖ）＝−Ｉ
［１３］
式中、Ｃ、Ｉおよび∇はそれぞれ導電率、駆動電流密度およびｄｅｌ演算子である。Ｆｅｍｌａｂまたは任意の標準的な有限要素法パッケージを用いて、式［１３］を用いて節点電圧を算出することができる。一旦、Ｖが決定されたら、Ｅ＝−∇Ｖから電界を得ることができる。

ＦＥＡは、電界の性質、ならびに異なる電極距離、駆動電極間の距離、壁厚および壁面導電率に応じた電界の性質の変化の決定を可能にする。血管腔での総電流の百分率（％Ｉ）を漏洩および電界均一性の両方の指標として用いることができる。したがって、様々な幾何学的特性および電気的物性を変化させて、最適な設計を得ることができ、すなわち電界の不均一性を最小限に抑えることができる。さらに、本発明者らは、ＮａＣｌの２種の溶液の注入によって実験手順をシミュレートし、式［４］の精度を検証した。最後に、本発明者らは、血管腔における電極およびカテーテルの存在の影響を評価した。電界の電極に向かう引力、および電界の抵抗性カテーテル本体からの斥力に起因する測定コンダクタンスの変化を表す誤差項を定量化した。

本発明者らは、印加電流の大きさ、電流駆動電極および検出電極の位置、ならびに血管壁および周囲組織を含めたモデルにおける導電率および幾何学的形状を考慮に入れてポアソンの方程式をポテンシャル場について解いた。この解析によれば、以下の諸条件が円筒形モデルに最適であることが示唆された。（１）各検出電極は各励起電極から等距離に配置する、（２）電流駆動電極間の距離は、電圧感知電極間の距離よりも遥かに大きくすべきである、ならびに（３）検出電極と励起電極との間の距離は血管径に匹敵するか、または血管径は駆動電極間の距離に対して小さいものとする。これらの条件が満たされた場合、等ポテンシャル線はカテーテルの軸に垂直な直線にさらによく似たものとなり、壁面で測定される電圧降下は中心での電圧降下と略同じになる。等ポテンシャル線の曲率は電界の均一性に反比例で関係するので、設計を最適化して電界線の曲率を最小化することが可能である。結果的に、１つの好ましい手法において、上述の各条件（１）〜（３）の１つまたは複数を満たして、円筒形モデルの精度が高まる。

理論的には、血管壁を通る周囲組織への電流漏れが与えられるので、完全に均一な電界を保証することは不可能である。本発明者らは、円筒形モデルによって規定すると血管に沿って半径方向外側に進むにつれて等ポテンシャル線が一定にならなくなることを見出した。一実施形態において、本発明者らは半径が０．５５ｍｍのカテーテルを考察しており、２種の異なるＮａＣｌ溶液（それぞれ０．５％および１．５％）について検出された電圧を図８Ａおよび図８Ｂに示す。原点はカテーテルの中心に対応する。第１の縦線２２０は、カテーテルを包囲している電極の内側部分を表し、第２の縦線２２１は、溶液に接触している電極の外側部分を表す（電極の径は約０．２５ｍｍである）。６本の異なる曲線は、上から順に、それぞれ半径が３．１ｍｍ、２．７ｍｍ、２．３ｍｍ、１．９ｍｍ、１．５ｍｍおよび０．５５ｍｍの６種の異なる血管に対応する。「山」が検出電極２２０および２２１において生じ、続いて血管腔においてかなり一様な平坦部があり、続いて周囲組織に至る指数関数的減衰があることが分かる。ポテンシャル差は検出電極２２０および２２１において測定されるので、本発明者らのシミュレーションは、式［４］において用いられたような血管における等価ポテンシャルに対応する値の「山」を生成する。したがって、各カテーテルの太さ毎に、本発明者らは、式［４］が厳密に満たされるように血管の寸法を変化させた。結果的に、分布モデルが集中（ｌｕｍｐｅｄ）方程式（式［４］および式［５］）を満たしているような所与の血管径に最適なカテーテルの太さを得た。このようにして、血管径とカテーテル径との間の関係を、ＣＳＡ測定の誤差が５％未満となるように生成することができる。一実施形態において、異なる径のカテーテルを予めパッケージ化して、何らかの太さの血管での最適な利用のためにラベルを付す。例えば、４〜５ｍｍ、５〜７ｍｍまたは７〜１０ｍｍの血管寸法については、本発明者らの解析によれば、最適径のカテーテルはそれぞれ０．９〜１．４ｍｍ、１．４〜２ｍｍまたは２〜４．６ｍｍとなることが判明している。医師は、推定された関心のある血管径に基づいて適切な径のカテーテルを選択することができる。この決定は、処置に先立って行われて、内腔ＣＳＡの決定における誤差を最小限に抑えるのに役立つ。

以上の記載は、本発明によるいくつかの特徴、態様および利点を有する好ましい構成に関するものである。特許請求の範囲によって定義される本発明の精神および範囲から逸脱せずに、上述の構成に様々な変形および改変を施すことができる。

（Ａ）は、ステント留置用バルーンの前方にインピーダンス測定電極を支持したバルーンカテーテルを示す図である。（Ｂ）バルーンの内部および前方にインピーダンス測定電極を有するバルーンカテーテルを示す図である。（Ｃ）バルーンの内部および前方に超音波トランスデューサを有するカテーテルを示す図である。（Ｄ）ステント留置用バルーンを有さないカテーテルを示す図である。（Ｅ）ワイヤおよびインピーダンス電極を有するガイドカテーテルを示す図である。（Ｆ）多数の検出電極を有するカテーテルを示す図である。 センサの位置の近傍で断面としてカテーテルを示しており、プローブの材料に埋め込まれたリードを示す図である。 センサの位置の近傍で断面としてカテーテルを示しており、別々の管腔を通るリードを示す図である。 断面積測定のためにデータ取得設備および励起ユニットに接続されたインピーダンス測定電極を担持するカテーテルを示すシステムの一実施形態の概略図である。 １．５％ＮａＣｌ溶液の注入の前後に血流において測定された検出された濾波後の電圧降下を示す図である。 図４Ａに示す検出された電圧のピーク間包絡線を示す図である。 ０．５％ＮａＣｌ溶液の注入の前後の血流において測定された検出された濾波後の電圧降下を示す図である。 図５Ａに示す検出された電圧のピーク間包絡線を示す図である。 冠動脈の内腔のバルーン拡張を示す図である。 冠動脈の内腔でのステントのバルーン拡張を示す図である。 ０．５％ＮａＣｌボーラスを治療部位に注入したときに、様々な太さの血管（６本の曲線についてそれぞれ血管半径は３．１ｍｍ、２．７ｍｍ、２．３ｍｍ、１．９ｍｍ、１．５ｍｍおよび０．５５ｍｍ）について、半径が０．５５ｍｍのコンダクタンスカテーテルによって記録された電圧を示す図である。 １．５％ＮａＣｌボーラスを治療部位に注入したときに、様々な太さの血管（６本の曲線についてそれぞれ血管半径は３．１ｍｍ、２．７ｍｍ、２．３ｍｍ、１．９ｍｍ、１．５ｍｍおよび０．５５ｍｍ）について、半径が０．５５ｍｍのコンダクタンスカテーテルによって記録された電圧を示す図である。

Claims (49)

1. 血管、心臓弁および他の中空の内臓器官の内腔断面積を測定し、適切な太さのステントまたは他の医療装置の選択を可能にして、前記ステントまたは他の医療装置が過小に展開され、または過大に展開され、および過大に細くまたは過大に太く選択されることを回避するインピーダンスカテーテルであって、
   外面を有し、基部側本体端部から末梢側本体端部まで延在する細長い管状本体であって、前記本体の長軸に沿って第１の管腔を画定し、よって前記カテーテルの治療部位への挿入を可能にする細長い管状本体と、
   前記本体の長軸に沿って設けられ、前記末梢側本体端部の近くに配置された第１の励起インピーダンス電極および第２の励起インピーダンス電極であって、前記第１の励起電極は、前記第１の励起電極から前記基部側本体端部の近くに設けられたデータ取得システムまで延在する第１の励起インピーダンスリードを含んでおり、前記第２の励起電極は、前記第２の励起電極から前記データ取得システムまで延在する第２の励起インピーダンスリードを含んでいる、第１の励起インピーダンス電極および第２の励起インピーダンス電極と、
   前記本体の長軸に沿って設けられ、前記第１の励起電極と前記第２の励起電極との間に配置された第１の検出インピーダンス電極および第２の検出インピーダンス電極であって、前記第１の検出電極は、前記第１の検出電極から前記データ取得システムまで延在する第１の検出インピーダンスリードを含んでおり、前記第２の検出電極は、前記第２の検出電極から前記データ取得システムまで延在する第２の検出インピーダンスリードを含んでいる、第１の検出インピーダンス電極および第２の検出インピーダンス電極と、
   前記末梢側端部の近くに配置されて、前記第１の管腔と連通しており、よって２種以上の溶液の前記治療部位への注入を可能にする第１の吸引／注入ポートと
   を備えており、前記第１および第２の励起電極の少なくとも一方が定電流源と連絡しており、よって定電流の前記治療部位への供給を可能にして、前記治療部位での２種以上のコンダクタンス値の測定を可能にし、また、よって前記治療部位での断面積の算出を可能にすることを特徴とするインピーダンスカテーテル。
2. 血管、心臓弁および他の中空の内臓器官の内腔断面積を測定し、適切な太さのステントまたは他の医療装置の選択を可能にして、前記ステントまたは他の医療装置が過小に展開され、または過大に展開され、および過大に細くまたは過大に太く選択されることを回避するシステムであって、
   基部側カテーテル端部から末梢側カテーテル端部まで延在しており、治療部位まで挿入されることが可能なインピーダンスカテーテルであって、
   前記末梢側カテーテル端部の近くに設けられている吸引／注入ポート、
   ２個以上の励起電極、および
   ２個以上の検出電極
   を含んでいるインピーダンスカテーテルと、
   前記カテーテルを介して、前記吸引／注入ポートを通って前記治療部位まで溶液を注入し、よって２種以上の溶液の前記治療部位への注入を可能にする溶液送達源と、
   前記励起電極の少なくとも１個と連絡しており、よって定電流の前記治療部位への供給を可能にする定電流源と、
   前記検出電極と連絡しており、よって前記治療部位での２種以上のコンダクタンス値の測定を可能にし、また、よって前記治療部位での断面積の算出を可能にするデータ取得および処理システムと
   を備えたことを特徴とするシステム。
3. 外面を有し、基部側本体端部から末梢側本体端部まで延在する細長い管状本体であって、前記本体の長軸に沿って第１の管腔を画定している細長い管状本体と、
   前記本体の長軸に沿って設けられ、前記末梢側本体端部の近くに配置された第１の励起インピーダンス電極および第２の励起インピーダンス電極であって、前記第１の励起電極は、前記第１の励起電極から前記基部側本体端部の近くに設けられたデータ取得システムまで延在する第１の励起インピーダンスリードを含んでおり、前記第２の励起電極は、前記第２の励起電極から前記データ取得システムまで延在する第２の励起インピーダンスリードを含んでいる、第１の励起インピーダンス電極および第２の励起インピーダンス電極と、
   前記本体の長軸に沿って設けられ、前記第１の励起電極と前記第２の励起電極との間に配置された第１の検出インピーダンス電極および第２の検出インピーダンス電極であって、前記第１の検出電極は、前記第１の検出電極から前記データ取得システムまで延在する第１の検出インピーダンスリードを含んでおり、前記第２の検出電極は、前記第２の検出電極から前記データ取得システムまで延在する第２の検出インピーダンスリードを含んでいる、第１の検出インピーダンス電極および第２の検出インピーダンス電極と、
   前記末梢側端部の近くに配置されており、前記第１の管腔と連通している第１の吸引／注入ポートと
   を備えたことを特徴とするインピーダンスカテーテル。
4. 前記第１の管腔は、前記第１の管腔を介して、前記第１の吸引／注入ポートを通って目標とする治療部位まで注入されるべき溶液の供給源と連通していることを特徴とする請求項３に記載のインピーダンスカテーテル。
5. 前記溶液は、ＮａＣｌ溶液を含むことを特徴とする請求項４に記載のインピーダンスカテーテル。
6. 前記細長い本体の長軸に沿って、前記末梢側端部の近くに配置された第１の圧力ポートをさらに備えており、前記第１の圧力ポートは少なくとも１本の圧力導管と連通しており、前記圧力導管は圧力トランスデューサと連絡していることを特徴とする請求項３に記載のインピーダンスカテーテル。
7. 前記本体により画定され、前記本体の長軸に沿って配置された第２の管腔と、
   前記細長い本体の長軸に沿って、前記第１の吸引／注入ポートの近くに前記ポートに対して基部側に配置された膨張自在式バルーンであって、前記膨張自在式バルーンは、バルーン基部側端部からバルーン末梢側端部まで延在しており、前記第２の管腔と連通している膨張自在式バルーンと
   をさらに備えたことを特徴とする請求項３に記載のインピーダンスカテーテル。
8. 前記第２の管腔は、バルーン膨張制御装置と連絡していることを特徴とする請求項７に記載のインピーダンスカテーテル。
9. 長軸に沿って設けられ、前記基部側バルーン端部と前記末梢側バルーン端部との間に配置された第３の励起インピーダンス電極および第４の励起インピーダンス電極であって、前記第３の励起電極は、前記第３の励起電極から前記基部側本体端部まで延在する第３の励起インピーダンスリードを含んでおり、前記第４の励起電極は、前記第４の励起電極から前記基部側本体端部まで延在する第４の励起インピーダンスリードを含んでいる、第３の励起インピーダンス電極および第４の励起インピーダンス電極と、
   前記本体の長軸に沿って設けられ、前記第３の励起電極と前記第４の励起電極との間に配置された第３の検出インピーダンス電極および第４の検出インピーダンス電極であって、前記第３の検出電極は、前記第３の検出電極から前記基部側本体端部まで延在する第３の検出インピーダンスリードを含んでおり、前記第４の検出電極は、前記第４の検出電極から前記基部側本体端部まで延在する第４の検出インピーダンスリードを含んでいる、第３の検出インピーダンス電極および第４の検出インピーダンス電極と
   をさらに備えたことを特徴とする請求項７に記載のインピーダンスカテーテル。
10. 前記基部側バルーン端部と前記末梢側バルーン端部との間に配置されており、前記第１の管腔と連通している第２の吸引／注入ポートをさらに備えたことを特徴とする請求項７に記載のインピーダンスカテーテル。
11. 前記細長い本体の末梢側端部の近くに超音波トランスデューサをさらに備えたことを特徴とする請求項３に記載のインピーダンスカテーテル。
12. 前記バルーンの上に配置されており、拡張されて前記治療部位に埋め込まれることが可能なステントをさらに備えたことを特徴とする請求項７に記載のインピーダンスカテーテル。
13. 目標とする治療部位の断面積を測定するシステムであって、
    基部側カテーテル端部から末梢側カテーテル端部まで延在しており、前記末梢側カテーテル端部の近くに吸引／注入ポートを含むインピーダンスカテーテルと、
    前記カテーテルを介して、前記吸引／注入ポートを通って前記治療部位に溶液を注入する溶液送達源と、
    定電流源と、
    前記カテーテルからコンダクタンスデータを受け取って、前記治療部位の断面積を決定するデータ取得および処理システムと
    を備えたことを特徴とするシステム。
14. 前記データ取得および処理システムは、処理ユニットを含むことを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
15. 前記データ取得および処理システムは、パーソナルコンピュータを含むことを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
16. 前記溶液は、ＮａＣｌ溶液を含むことを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
17. 前記治療部位は、体腔を含むことを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
18. 前記流体送達源と連通している流体加熱ユニットをさらに備えたことを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
19. 前記カテーテルは、その長軸に沿って膨張自在式バルーンをさらに含むことを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
20. 前記カテーテルは、前記末梢側カテーテル端部の近くに圧力トランスデューサをさらに含むことを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
21. 前記データ取得および処理システムは、前記圧力トランスデューサから圧力データを受け取って、前記治療部位の断面積を決定することを特徴とする請求項２０に記載のシステム。
22. 目標とする治療部位の断面積を測定する方法であって、
    インピーダンスカテーテルを治療部位に挿入するステップと、
    前記カテーテルを介して前記治療部位まで定電流を流すステップと、
    第１の導電率を有する第１の化合物の既知の容積の第１の溶液を前記治療部位に注入するステップと、
    前記治療部位において第１のコンダクタンス値を測定するステップと、
    前記第１の導電率と等しくない第２の導電率を有する第２の化合物の第２の溶液を、前記第１の化合物の既知の容積に等しい容積だけ前記治療部位に注入するステップと、
    前記治療部位において第２のコンダクタンス値を測定するステップと、
    前記第１および第２のコンダクタンス値ならびに前記第１および第２の化合物の各導電率に基づいて前記治療部位の断面積を算出するステップと
    を備えたことを特徴とする方法。
23. 前記治療部位は、体腔を含むことを特徴とする請求項２２に記載の方法。
24. 前記体腔は、血管を含むことを特徴とする請求項２３に記載の方法。
25. 前記体腔は、胆管を含むことを特徴とする請求項２３に記載の方法。
26. 前記体腔は、食道を含むことを特徴とする請求項２３に記載の方法。
27. 前記第１の化合物の第１の溶液を注入するステップは、前記第１の溶液を患者に経口投与するステップを含むことを特徴とする請求項２６に記載の方法。
28. 前記第２の化合物の第２の溶液を注入するステップは、前記第２の溶液を患者に経口投与するステップを含むことを特徴とする請求項２６に記載の方法。
29. 前記第１の化合物は、ＮａＣｌであることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
30. 前記第２の化合物は、ＮａＣｌであることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
31. 前記治療部位における前記測定された第１のコンダクタンス値および第１の電流密度に基づいて前記治療部位に挿入されるべきカテーテルを選択するステップをさらに備えたことを特徴とする請求項２２に記載の方法。
32. 前記第１のコンダクタンスおよび前記第１の電流密度に基づいて第１の節点電圧および第１の電界を算出するステップをさらに備えたことを特徴とする請求項３１に記載の方法。
33. 前記第１の節点電圧値および第１の電界値に有限要素法解析を適用するステップと、
    前記治療部位での非平行電界線を最小限に抑えるのに適切なカテーテル寸法を決定するステップと、
    前記治療部位への挿入のために適切な太さを有するカテーテルを選択するステップと
    をさらに備えたことを特徴とする請求項３２に記載の方法。
34. 前記有限要素法解析のステップは、有限要素法ソフトウェアパッケージを用いて実行されることを特徴とする請求項３３に記載の方法。
35. 前記カテーテルは、前記カテーテルの長軸に沿って膨張自在式バルーンを含むことを特徴とする請求項２２に記載の方法。
36. 前記治療部位において狭窄を生ずる任意の物質を消散するように前記バルーンを膨張させるステップをさらに備えたことを特徴とする請求項３５に記載の方法。
37. 前記カテーテルは、前記バルーンの上に配置されており、所望の内腔太さまで拡張されて前記治療部位に埋め込むことが可能なステントをさらに含むことを特徴とする請求項３５に記載の方法。
38. 前記下方に位置するバルーンを膨張させることにより前記ステントを拡張するステップと、
    前記治療部位において前記ステントを解放して前記治療部位に埋め込むステップと
    をさらに備えたことを特徴とする請求項３７に記載の方法。
39. 前記治療部位の断面積の値に基づいて適切な太さのステントを選択するステップと、
    前記ステントを前記治療部位に埋め込むステップと
    をさらに備えたことを特徴とする請求項２２に記載の方法。
40. 前記カテーテルは、圧力トランスデューサを含むことを特徴とする請求項２２に記載の方法。
41. 前記治療部位の近くに設けられた前記圧力トランスデューサから第１の圧力勾配値を測定するステップと、
    前記第１の勾配圧力値に部分的に基づいて前記治療部位の断面積を算出するステップと
    をさらに備えたことを特徴とする請求項４０に記載の方法。
42. 治療部位の三次元モデルを構築する方法であって、
    前記治療部位にインピーダンスカテーテルを挿入するステップと、
    長軸に沿って位置する第１の点において第１の断面積を測定するステップと、
    前記長軸に沿って位置する第１の点に対して基部側に沿って位置し、長軸に沿って位置する第２の点まで、第１の速度で前記カテーテルを後方に牽引するステップと、
    前記長軸に沿って位置する第２の点において第２の断面積を測定するステップと、
    前記第１および第２の断面積測定に部分的に基づいて、長軸に沿って前記治療部位の三次元モデルを構築するステップと
    を備えたことを特徴とする方法。
43. 前記第１の速度に等しい第２の速度で、長軸に沿って位置する前記第２の点に対して基部側に位置し、長軸に沿って位置する第３の点まで前記カテーテルを後方に牽引するステップと、
    長軸に沿って位置する前記第３の点において第３の断面積を測定するステップと、
    前記第３の断面積測定に部分的に基づいて、長軸に沿って前記治療部位の三次元モデルを構築するステップと
    をさらに備えたことを特徴とする請求項４２に記載の方法。
44. 前記治療部位は、体腔を含むことを特徴とする請求項４２に記載の方法。
45. 前記体腔は、血管を含むことを特徴とする請求項４４に記載の方法。
46. 治療部位の三次元モデルを構築する方法であって、
    前記治療部位にインピーダンスカテーテルを挿入するステップと、
    長軸に沿って位置する第１の点において第１の断面積を測定するステップと、
    前記長軸に沿って位置する第１の点に対して末梢側に位置し、長軸に沿って位置する第２の点まで、第１の速度で前記カテーテルを前方に推進するステップと、
    前記長軸に沿って位置する第２の点において第２の断面積を測定するステップと、
    前記第１および第２の断面積測定に部分的に基づいて、長軸に沿って前記治療部位の三次元モデルを構築するステップと
    を備えたことを特徴とする方法。
47. 前記第１の速度に等しい第２の速度で、前記長軸に沿って位置する第２の点に対して末梢側に位置し、長軸に沿って位置する第３の点まで前記カテーテルを前方に推進するステップと、
    長軸に沿って位置する前記第３の点において第３の断面積を測定するステップと、
    前記第３の断面積測定に部分的に基づいて、長軸に沿って前記治療部位の三次元モデルを構築するステップと
    をさらに備えたことを特徴とする請求項４６に記載の方法。
48. 前記治療部位は、体腔を含むことを特徴とする請求項４６に記載の方法。
49. 前記体腔は、血管を含むことを特徴とする請求項４８に記載の方法。
    

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