JP2015517394A - 流量計測システム及び方法 - Google Patents

Abstract

本開示は、患者の脈管構造系内における流量を計測するシステム及び方法を提供する。いくつかのシステムは、流体のボーラスを患者の血管に注入するように構成された注入システムを含んでもよい。いくつかのシステムは、血管内計測装置によって生成された計測データを使用することにより、血管内の流体のボーラスを監視するように構成された計測エンジンを含んでもよい。計測エンジンは、流体のボーラスの移動距離と、流体のボーラスが移動距離を移動した経過時間と、を計測データに基づいて判定してもよい。血管の流速（例えば、速度、容積流量）は、移動距離及び経過時間を使用することにより、算出されてもよい。

Description

本発明は、患者の脈管構造系内における流量を計測するシステム及び方法を提供する。
（関連出願）
本出願は、２０１２年５月２５日付けで出願された米国仮特許出願第６１／６５１，９７２号及び２０１２年５月２５日付けで出願された米国仮特許出願第６１／６５１，９３０号の優先権を主張するものであり、これらの特許文献の内容は、引用により、そのすべてが本明細書に包含される。

診断値は、患者の脈管構造内における流量の理解に基づいており、診断値は、患者の血管内における閉塞の識別及び特定を支援することになる。熱希釈は、患者の血管を通じた流量を判定するべく使用してもよい１つの方法であり、且つ、一般には、心臓内においてのみ使用される肺動脈カテーテルとも呼ばれるスワンガンツカテーテルを使用して実行される。熱希釈は、加熱又は冷却された流体を心臓に導入した後に下流の温度の変化を計測することにより、心臓の心拍出量を判定する。心拍出量は、計測された温度の変化に基づいて判定される。血管内の流量を判定するその他の方法には、超音波及びドップラー効果を使用して血管を通じた血液の速度を判定するドップラー法が含まれる。但し、ドップラー法は、患者の脈管構造内において発生しうる逆流又はその他の荒い速度変動によって誘発される誤差の影響を受け易い。又、血管を通じた流量は、部分血流予備量（Ｆｒａｃｔｉｏｎａｌ Ｆｌｏｗ Ｒｅｓｅｒｖｅ：ＦＦＲ）法を使用することにより、推定されてもよい。ＦＦＲ法は、通常、血管内の損傷に跨って圧力を計測することによって流量を推定している。ＦＦＲ計測は、充血の際に（例えば、血管の薬剤によって誘発された膨張の際に）実行されることから、ＦＦＲ法は、血管を通じた流量を計測するのではなく、むしろ、流速を近似／推定している。

ＩＶＵＳは、受け取った電気信号に基づいて超音波エネルギーを放出すると共に様々な血管内構造によって反射された超音波エネルギーに基づいてリターン電気信号を送信する１つ又は複数の超音波トランスデューサを伴っている。ＩＶＵＳは、しばしば、画像を生成するべく使用されている。いくつかの例においては、高分解能ディスプレイを有するコンソールにより、リアルタイムでＩＶＵＳ画像を表示することができる。この結果、ＩＶＵＳを使用し、冠動脈管腔、冠動脈壁の形態、及び冠動脈壁の表面における又はその近傍におけるステントなどの装置を含む血管構造及び管腔の生体内視覚化を提供することができる。ＩＶＵＳ撮像を使用し、冠動脈疾病を含む罹病血管を視覚化してもよい。いくつかの例においては、１つ又は複数の超音波トランスデューサは、相対的に高い周波数（例えば、１０ＭＨｚ〜６０ＭＨｚであり、いくつかの好適な実施形態においては、４０ＭＨｚ〜６０ＭＨｚ）において動作することが可能であり、且つ、ＩＶＵＳカテーテルの遠位端近傍において担持することができる。いくつかのＩＶＵＳシステムは、３６０度の視覚化のためにＩＶＵＳカテーテルを機械的に回転させるステップを伴っている。

相対的に高い周波数のＩＶＵＳ撮像システム及び光干渉断層法（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴ）システムの出現に伴い、血管の画像の精度は、血液が血管の管腔から変位した際に、格段に改善される。従って、撮像システムは、血管の撮像の前に、洗浄剤を血管内に供給するように構成された注入システムを含んでもよい。

本開示は、一般に、撮像法を使用して血管を通じた流量を計測するべく使用しうるシステム及び方法に関する。特定の例においては、血管内超音波（ＩｎｔｒａＶａｃｕｌａｒ ＵｌｔｒａＳｏｕｎｄ：ＩＶＵＳ）、光干渉断層法（ＯＣＴ）、又はその他の適切な撮像法を利用した計測システムを使用し、血管を通じた流量を判定してもよい。一例においては、計測システムの注入器システムは、洗浄剤のボーラスを患者の血管内に供給してもよく、且つ、ボーラスは、例えば、超音波トランスデューサを使用して観察されてもよい。超音波トランスデューサから収集されたデータを使用し、血管内におけるボーラスの移動距離及びボーラスがこの距離を移動した経過時間を判定してもよい。次いで、移動距離及びボーラスが移動した経過時間に基づいて、血管の流速を判定してもよい。いくつかの例においては、血管の断面積及びボーラスの容積が判明するか又は算出された場合に、移動距離を導出してもよい。

本開示において開示されている例は、患者の脈管構造内の流速を判定するための既存のシステム及び方法との比較において、１つ又は複数の利点を提供することになろう。例えば、流量は、撮像カテーテル（例えば、ＩＶＵＳ又はＯＣＴカテーテル）を収容するべく十分に大きい任意の血管内において計測されてもよい。更には、いくつかの例は、流量の近似又は予測を提供するシステム及び方法との比較において、血管におけるボーラスの移動の速度を観察することにより、流量を実際に計測している。又、いくつかの例における流量計測は、流量を計測及び算出するべく、処置とは無関係の方法との比較において血管内撮像動作の際に流量計測を実行するという利点を提供する市販の撮像システムを使用することにより、実行されてもよい。更には、流量計測を必要としている潜在的な課題を別の手順のスケジューリングや更なる機器の使用を要することなしに即座に実行してもよいことから、撮像動作の際に流量を計測する能力は、診断時間を低減する。従って、患者及び医療提供者は、費用の節約及び時間の節約を享受することになろう。

添付の図面及び以下の説明には、１つ又は複数の例の詳細が述べられている。その他の特徴、目的、及び利点については、説明及び図面、並びに、請求項から明らかとなろう。

血流力学的計測を実行するように構成された例示用のシステムである。 血流力学的計測を実行するように構成された例示用のＩＶＵＳシステムのブロックダイアグラムである。 図２のＩＶＵＳシステムにおいて使用してもよい例示用のカテーテル組立体の側断面図である。 例示用のカテーテル組立体の遠位セクションの側断面図である。 患者の血管を通じた流速を判定する方法を示す流れ図である。 患者の血管内のカテーテル組立体の断面図である。 患者の血管内のカテーテル組立体の断面図である。 患者の血管内のカテーテル組立体の断面図である。 時間に伴って計測エンジンによって生成されたスペックル密度のプロットである。 撮像のために血管から血液を手動で除去する技法を示す。 撮像のために血管から血液を自動的に除去する技法を示す。

以下の詳細な説明は、その特性が例示を目的としており、且つ、本発明の範囲、適用性、又は構成を決して限定することを意図したものではない。むしろ、以下の説明は、本発明の例を実装するためのいくつかの実際的な例示を提供している。構造、材料、寸法、及び製造プロセスの例は、選択された要素のために提供されており、且つ、すべてのその他の要素は、当業者には既知のものを利用している。当業者は、の多くが、ことを認識することになろう。

図１は、患者の脈管構造内における、例えば、流量などの血流力学的計測を実行するように構成されうるシステム１００の例示を目的とした例である。システム１００は、近位端１０４と、患者１４４の血管内に挿入されるように構成された遠位端１０６と、を有するカテーテル組立体１０２を含んでもよい。一例においては、カテーテル組立体１０２は、大腿動脈を介して患者１４４内に挿入されてもよく、且つ、患者１４４内の対象のエリアにガイドされてもよい。図１の破線は、患者１４４の内部におけるカテーテル組立体１０２の部分を表している。いくつかの例においては、カテーテル組立体１０２は、例えば、患者１４４内の対象のエリアを撮像するべく、波動に基づいたエネルギーを放出すると共に受け取り且つ計測データを生成するように構成された計測モジュールを有する血管内計測装置１０８を遠位端１０６内に含んでもよい。例えば、システム１００がＩＶＵＳシステムである場合には、血管内計測装置１０８は、超音波エネルギーを放出すると共に受け取り且つ超音波データを生成するように構成された超音波トランスデューサを含むＩＶＵＳ撮像プローブを有してもよい。別の例においては、システム１００は、ＯＣＴシステムであってもよく、この場合には、血管内計測装置は、光を放出すると共に受取り且つＯＣＴデータを生成するように構成された計測モジュールを含むＯＣＴ撮像プローブを有してもよい。

システム１００は、平行運動メカニズム１１９を含んでもよく、平行運動メカニズム１１９は、患者インターフェイスモジュール（Ｐａｔｉｅｎｔ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ Ｍｏｄｕｌｅ：ＰＩＭ）１２０と、線形平行運動システム（Ｌｉｎｅａｒ Ｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ：ＬＴＳ）１２２と、を有してもよい。以下に更に説明するように、ＬＴＳ１２２は、カテーテル組立体１２２と機械的に係合されてもよく、且つ、例えば、引戻し又は押出し動作などの平行運動動作の際に、カテーテル組立体１０２を患者１４４内において制御された距離だけ平行運動させるように構成されてもよい。この例においては、平行運動メカニズム１１９のＰＩＭ１２０は、カテーテル組立体１０２との間におけるインターフェイスとして機能することができる。

システム１００の演算装置１４０は、システムユーザー１４２からコマンドを受け取ると共に／又はユーザーインターフェイスを介してカテーテル組立体１０２から取得したデータを表示するように構成された１つ又は複数のプロセッサを有してもよい。一例においては、演算装置は、システムユーザー１４２から入力を受け取ると共にシステム情報及び／又はカテーテル組立体１０２から受け取った信号（例えば、描画された画像）を出力するべく、コンピュータ周辺装置（問えば、キーボード、マウス、電子ディスプレイ）を含むパーソナルコンピュータであってもよい。いくつかの例においては、演算装置のユーザーインターフェイスは、入力装置と出力装置の両方として機能するように構成されたタッチスクリーンディスプレイであってもよい。いくつかの例においては、演算装置１４０は、１つ又は複数のプロセッサによって実行可能である命令又はソフトウェアを保存するためのメモリモジュールを含んでもよい。例えば、演算装置１４０は、演算装置１４０が患者の脈管構造内において流量を計測するための計測エンジンとして動作するように、ソフトウェアを含んでもよい。

図２は、血流力学的計測を実行するべく使用されうるＩＶＵＳシステム２００の一例の概略ブロックダイアグラムである。ＩＶＵＳシステム２００は、計測エンジン２１０、ＰＩＭ２３０、ＬＴＳ２２０、及びカテーテル組立体２４０を含むことができる。計測エンジン２１０は、ＩＶＵＳシステム２００の中央コンポーネントであってもよく、且つ、例えば、血流力学的計算、画像生成、ＩＶＵＳ画像及びその他の情報の表示、システムコンポーネントの制御、画像データの保存及びエクスポート、システムを動作せるためのユーザーインターフェイス（例えば、ＧＵＩ）、分析ツール（例えば、面積計測、線形計測、及び付注）などを含む１つ又は複数の機能を実行してもよい。いくつかの例においては、計測エンジンは、１つ又は複数のプログラム可能なプロセッサを有する演算装置であってもよい。いくつかの例においては、計測エンジンは、１つ又は複数のプログラム可能なプロセッサによって実行されうる命令（例えば、ソフトウェア）を含む１つ又は複数のメモリモジュールを有してもよい。

ＰＩＭ２３０は、カテーテル組立体２４０と計測エンジン２１０の間の電気機械的インターフェイスを提供することができる。いくつかの実施形態においては、ＰＩＭ２３０は、カテーテル組立体２４０を固定するための機械的インターフェイスのみならず、カテーテル組立体２４０の撮像組立体を回転させるための機械的エネルギーをも、提供することができる。いくつかの実施形態においては、ＰＩＭ２３０は、統合された超音波生成器からカテーテル組立体２４０に信号を送信すると共にリターン信号を受け取る電気インターフェイスを提供することができる。

カテーテル組立体２４０は、最小限に侵襲的な血管内超音波撮像カテーテルであってもよい。カテーテル組立体２４０は、その遠位先端部におけるトランスデューサから超音波エネルギーを放出することが可能であり、超音波エネルギーは、例えば、心臓の冠動脈などの患者の対象のエリア内にガイドされてもよい。血管組織から反射された超音波は、トランスデューサによって受け取ることが可能であり、且つ、ＰＩＭ２３０を通じて計測エンジン２１０に送信することができる。カテーテル組立体２４０は、ユーザーの好み又は特定の用途に応じて、４０ＭＨｚ又は６０ＭＨｚなどの選択された周波数において動作させてもよい。いくつかの実施形態においては、カテーテル組立体２４０は、シースによって取り囲まれた駆動ケーブルを含むことができる。このようないくつかの実施形態においては、カテーテル組立体２４０の近位端は、ＰＩＭ２３０に接続することが可能であり、且つ、ＰＩＭ２３０によって機械的に回転させることができる。いくつかの実施形態においては、カテーテル組立体２４０の遠位端は、駆動ケーブルに接続されると共にこれによって３６０度にわたって回転される撮像要素を有する血管内計測装置を含んでもよい。撮像要素は、ユーザーによる選択が可能な設定に応じて、例えば、４０ＭＨｚ〜６０ＭＨｚの超音波エネルギーを放出すると共に受け取る広帯域超音波トランスデューサであってもよい。超音波トランスデューサが音響エネルギーを放出すると共に受け取る周波数は、用途に基づいて変化しうることが理解されよう。いくつかの駆動ケーブルは、ＰＩＭ２３０を超音波トランスデューサに対して電気的に接続する電気送信ラインを収容している。機械的に回転する駆動ケーブルを有する実施形態においては、撮像要素は、３６０度にわたって継続的にスキャン（回転）することができる。

画像の取得を開始するべく、ＰＩＭ２３０は、電気信号（例えば、高周波パルス）を送信ラインを通じて超音波トランスデューサに送信することができる。「ライブ」撮像の際には、この高周波パルスをトランスデューサに定期的且つ継続的に送信し、トランスデューサを励起することができる。トランスデューサは、電気信号を超音波エネルギーパルス又は圧力波に変換することができる。いくつかの例においては、圧力波は、カテーテルの細長い撮像ウィンドウを通じて、且つ、隣接する血管組織内に、送信される。血管組織は、圧力波と相互作用することが可能であり、且つ、撮像ウィンドウを通じて、且つ、トランスデューサ上に、圧力波を反射して戻すことができる。トランスデューサは、受け取った超音波エネルギーを電気エネルギーに変換して戻すことができる。次いで、電気エネルギーは、駆動ケーブルに埋め込まれた送信ラインを介してＰＩＭ２３０に返送することが可能であり、且つ、次いで、血流力学的計測のために計測エンジン２１０に返送することができる。

いくつかの例は、カテーテルシースを運動させることなしに撮像組立体を前進又は退却させることにより、単一の手順において対象の複数の領域の撮像を許容するカテーテル組立体内に統合された望遠鏡組立体を含む。トランスデューサは、望遠鏡組立体を伸長及び圧縮することにより、撮像ウィンドウに沿って長手方向において平行運動させることができる。このシステムは、カテーテルシースを運動させることなしに、動脈の長さに沿った撮像を許容する。長手方向の平行運動は、システムユーザーによって手動で、或いは、モーター化された制御下において、実行することができる。動力化された長手方向の平行運動は、較正された３次元容積データの取得を可能にする。この結果、計測エンジン２１０は、調査対象である動脈の長さに沿った距離を正確に計測することができる。

いくつかの例においては、長手方向の平行運動は、制御された速度における撮像要素の引戻しを可能にするべくＰＩＭ及びカテーテル組立体２４０と結合している線形平行運動システム（ＬＴＳ）２２０により、提供されている。ＬＴＳ２２０は、長手方向の画像上における計測のために較正済みの線形平行運動を提供することができる。ＬＴＳ２２０は、ディスプレイを有してもよく、ディスプレイは、移動した線形距離及び引戻し速度のみならず、引戻しの起動／停止、引戻し速度の設定、移動した線形距離のゼロへのリセット、及び手動モードへの切り替えのためのコントロールをも、示している。手動モードにおいては、システムユーザーは、カテーテル撮像要素を前後に自由に運動させることができる。別の例においては、ＬＴＳ２２０は、制御された速度でカテーテル撮像要素の引戻し及び／又は押出しを可能にするように構成されてもよい。更に別の例においては、ＬＴＳ２２０は、引戻し及び押出し動作を交互に実行することにより、カテーテル撮像要素を振動させるように構成されてもよい。

また、いくつかの例においては、ＩＶＵＳシステム２００は、患者の血管内に流体を供給するように構成された注入システム２５０を含んでもよい。いくつかの例においては、注入システム２５０は、１つ又は複数の流体（例えば、造影剤又は生理食塩水）を患者内に供給するように構成された自動化された注入器ポンプを有してもよい。いくつかの例においては、自動化された注入器ポンプは、計測エンジン２１０との電気的通信状態にあってもよく、且つ、これによって制御されてもよい。いくつかの例においては、注入器システム２５０は、自動化された注入器ポンプを制御するように構成されたコントローラを有してもよい。特定の例においては、注入システム２５０は、ユーザーが１つ又は複数の流体を患者内に手動で供給することを許容するように構成された手動注入ポンプ（例えば、注射器注入）であってもよい。後述するように、注入システム２５０は、注入システムからの流体がカテーテル組立体２４０を介して患者の脈管構造内に供給されるように、カテーテル組立体２４０との流体連通状態にあってもよい。理解できるように、注入システム２５０は、ＩＶＵＳシステム２００の特定の用途のために、適宜、任意の数の流体及び任意の量の流体を供給するように構成されてもよい。

図３Ａは、図２のＩＶＵＳシステム２００において使用しうるカテーテル組立体３００の側断面図である。図３Ａを再度参照すれば、上述のように、駆動ケーブル３０４は、コネクタ３０２を介して、ＰＩＭ（図示されてはいない）に機械的に係合されてもよく、且つ、電気的に接続されてもよい。この結果、ＰＩＭを使用し、シース３０３内の駆動ケーブルを回転させてもよい。超音波トランスデューサ３０８を含む血管内計測装置３０９が、カテーテル組立体３００の遠位セクション３３０内に配置されてもよい。血管内計測装置３０９は、駆動ケーブルの回転によって超音波トランスデューサ３０８がシース３０３内において回転するように、駆動ケーブルに結合されてもよい。超音波トランスデューサ３０８は、超音波エネルギーを放出すると共に受取り且つ超音波データを生成するように構成されてもよい。いくつかの例においては、カテーテル組立体３００は、超音波トランスデューサ３０８によって放出される超音波エネルギーの周波数にとっては実質的に透明である撮像ウィンドウ３０６を含んでもよい。

いくつかの例においては、カテーテル組立体３００は、所定量の流体又は流体のボーラスを注入システムから患者の血管に供給するべく、注入システムとの流体連通状態にあってもよい。この例においては、カテーテル組立体３００は、地点３４０の上流において注入システムとの流体連通状態にある注入カニューレ３４２を含むことができる。注入カニューレ３４２は、流体を血管内に供給するための注入カニューレ管腔３４４と、注入ポート３４６と、を含むことができる。注入システムは、流体（例えば、生理食塩水又は造影剤）の小さなボーラスを注入カニューレ管腔３４４内に、注入ポート３４６から外へ、そして、血管内に、供給してもよい。注入ポート３４６は、注入されたボーラスが、血管内の血流と共に（即ち、図３Ａを参照した場合に、左から右へ）、超音波トランスデューサ３０８に向って移動するように、超音波トランスデューサ３０８の上流のカテーテル組立体の近位セクション３２０内に配置されてもよい。ボーラスは、超音波トランスデューサ３０８によって放出される波長にとっては実質的に透明であると共に血管の撮像を許容するべく血管から血液を除去するための洗浄剤として使用される流体を有してもよい。

図３Ｂは、カテーテル組立体の遠位セクション３５０の側断面図である。いくつかの例において、遠位セクション３５０は、図３Ａのカテーテル組立体３００内に含まれた遠位セクション３３０の代わりに使用されてもよい。遠位セクション３５０は、遠位セクション３５０が短いモノレールガイドワイヤシステム３５１を含むことができることを除いて、カテーテル組立体３００の遠位セクション３３０に類似している。モノレールガイドワイヤシステムは、カテーテル組立体を患者の血管システム内にガイドするためにガイドワイヤ３５４を受け入れるように構成されたガイドワイヤ管腔３５６を形成する遠位端３５２を含んでもよい。異なる例は、カテーテル組立体の用途に応じて、異なるガイドワイヤを受け入れるように構成されてもよいことが理解されよう。人間の冠動脈の病変の試験を目的として最小限に侵襲的な血管内超音波撮像のためにカテーテルが使用される例においては、カテーテルは、６Ｆガイドカテーテルに対応可能な装置あってもよく、且つ、ガイドワイヤ係合システムは、市販の０．３５５６ｃｍ（０．０１４インチ）のガイドワイヤに対応可能なものであってもよい。いくつかの例においては、モノレールは、遠位放射線不透過性マーカー（図示されてはいない）を遠位セクション３５０内に含んでもよい。いくつかの例においては、放射線不透過性マーカーは、遠位端３４２内に配置されてもよい。いくつかの例においては、遠位放射線不透過性マーカーは、カテーテルの遠位端から８ｍｍのところに配置されてもよい。いくつかの例においては、カテーテルの遠位先端部の進入プロファイルは、＜２．０Ｆであってもよく、カテーテルの断面プロファイルは、３．２Ｆであってもよく、且つ、カテーテルの作動長は、１４２ｃｍであってもよい。

いくつかの例においては、上述のシステム及び装置を使用し、患者の脈管構造の血流力学的計測を実行してもよい。図４は、患者の血管を通じた流速を判定する方法４００を示す流れ図である。いくつかの例においては、方法４００は、血液の速度及び／又は血管を通じた容積流速を判定するように構成されてもよい。図４の方法は、計測システムの計測エンジンによって完全に又は部分的に実装されてもよい。いくつかの例においては、計測システムは、図２のＩＶＵＳシステム２００に類似したＩＶＵＳシステムであってもよい。再度図４を参照すれば、方法４００は、所定量の流体を患者の血管内に供給するステップ４１０と、所定量の流体が血管内に存在している間にデータを生成するステップ４２０と、所定量の流体の移動距離を判定するステップ４３０と、データに基づいて経過時間を判定するステップ４４０と、移動距離及び経過時間に基づいて流速を算出するステップと、を含むことができる。計測される流速が容積流量である例においては、方法４００は、容積流速を算出するステップ４５０の前に血管の物理寸法を判定するように４４４、構成されてもよい。

例えば、注入器システムは、流体のボーラスを患者の血管内に供給してもよく４１０、且つ、血管内計測装置を使用し、ボーラスが血管内に存在している間にデータ４２０を生成してもよい。いくつかの例においては、血管内におけるボーラスの移動距離は、既知であってもよく、或いは、生成されたデータ４２０を使用し、移動距離を判定してもよい（４３０）。又、いくつかの例においては、生成されたデータ４２０を使用し、ボーラスがその距離を移動した経過時間を判定してもよい（４４０）。次いで、移動距離及び経過時間に基づいて、血管の流速を算出してもよい（４５０）。流速が血管内における流体の速度である例においては、流速は、以下の式を使用することにより、算出されてもよい（４５０）。

この例においては、速度ｖは、血管内におけるボーラスの移動距離をボーラスがその距離を移動した経過時間ΔＴによって除算することにより、算出されてもよい（４５０）。

いくつかの例においては、移動距離は、以下の式を使用することにより、血管の物理寸法及び所定量の流体の既知の容積に基づいて判定されてもよい４３０。

この例においては、移動距離Ｄは、所定量の流体の容積Ｖｏｌを血管の物理寸法Ａによって除算することにより、判定されてもよい。いくつかの例においては、物理寸法は、血管の断面積であってもよい。このような例においては、血管の断面積によって所定量の流体の容積を除算することにより、所定量の流体の長手方向の寸法又は長さを生成してもよい。多くの例においては、所定量の流体の長さは、先程参照された流速の式における移動距離Ｄであってもよい。２０１３年３月１５日付けで出願され、本譲受人に譲渡された米国特許出願第１３／８３４，０３１号明細書（Ｍｕｌｔｉｐｌｅ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ Ｄｅｌｉｖｅｒｙ Ｄｅｖｉｃｅ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ）は、例えば、ＩＶＵＳシステムを使用した血管の直径又は断面積に関する情報の収集について記述しており、且つ、この内容は、引用により、そのすべてが本明細書に包含される。いくつかの例においては、計測エンジンは、所定量の流体の物理寸法及び容積を自動的に判定すると共に移動距離Ｄを算出するように構成されてもよい。いくつかの例においては、血管内の流体の速度は、以下の式を使用することにより、所定量の流体の容積Ｖｏｌ、血管の物理寸法Ａ、及び経過時間ΔＴに基づいて、判定されてもよい。

流速が、血管を通じた容積流速である例においては、血管内計測装置を使用し、血管の断面積を判定してもよく４４４、且つ、流速は、断面積に血管内の流体の速度を乗算することにより、算出されてもよい（４５０）。

いくつかの例においては、計測エンジンは、経過時間を算出するべく、生成されたデータ４２０に基づいて開始時間及び／又は終了時間を判定するように構成されてもよい。例えば、超音波技術を利用する計測エンジンは、ボーラスが移動距離を移動する経過時間を判定するべく（４４０）、血管内の流体のスペックル密度を生成するように構成されてもよい。開始時間及び／又は終了時間を判定するべく、スペックル密度を使用し、血管内の所定量の流体の位置を検出してもよい。スペックルとは、物体内の構造が撮像システムによって解像されるには小さ過ぎるスケールである際に生成される斑点として一般に超音波画像内に出現する画像アーチファクトである。スペックルの密度（例えば、超音波画像内における斑点の密度）は、物体内の解像不能な構造の濃度と直接的に相関している。血液の内容物（例えば、赤血球、白血球、血小板）は、超音波トランスデューサによって解像されるには小さ過ぎることから、血液は、超音波画像内におけるスペックルの原因となる場合がある。一般に、スペックルは、小さいが潜在的に診断において重要である撮像特徴を隠蔽しうることから、望ましくない画像アーチファクトとして見なされている。血液によって引き起こされるスペックルを回避するために、多くの撮像システム（例えば、ＩＶＵＳ、ＯＣＴ）は、血管を撮像する前に血管内の対象のエリアから血液を除去するべく、洗浄剤（例えば、生理食塩水、造影剤、リンガー溶液、デキストラン、乳酸塩溶液）を使用するように構成することができる。洗浄剤は、超音波トランスデューサによって放出される波長にとっては実質的に透明な流体であってもよい。

計測エンジンは、超音波データ内のスペックルの検出に基づいて、血管内における洗浄剤を有するボーラスの位置を検出するように、構成されてもよい。この例においては、計測エンジンがスペックル密度を生成するように構成されており、スペックル密度がハイ（例えば、血液によって生成されたスペックル）からロー（例えば、洗浄剤におけるスペックルの不存在）に変化した際に、ボーラスのリーディングエッジが検出されてもよい。同様に、スペックル密度がロー（例えば、洗浄剤）からハイ（例えば、血液）に変化した際に、ボーラスのトレーリングエッジが検出されてもよい。いくつかの例においては、１つ又は複数のスペックル密度閾値を使用することにより、ボーラスのリーディングエッジ又はトレーリングエッジが超音波トランスデューサによって検出される瞬間に対応する開始及び／又は終了時間を判定してもよい。いくつかの例においては、スペックル密度閾値は、既定されてもよく、且つ／又は、ユーザーによって選択されてもよい。その他の例においては、計測エンジンは、システムの構成及び／又は用途の特定の撮像条件に基づいてスペックル密度を自動的に判定するように、構成されてもよい。

同様の方法を使用することにより、ＩＶＵＳ以外の撮像技術を使用してボーラスの位置を判定してもよい。例えば、上述の方法は、ＯＣＴ技術を利用した計測エンジン用に適合されてもよい。例えば、ボーラスは、光学的に透明な洗浄剤を有してもよい。スペックル密度を検出する代わりに、ＯＣＴは、ボーラスの位置を判定するべく、血管内の光学的透明度を検出してもよい。この結果、いくつかの例においては、光学透明度閾値を使用し、ボーラスの位置を検出してもよい。

以下、図５Ａ〜図６を参照し、方法４００について説明する。図５Ａ〜図５Ｃは、患者の血管５２０内のカテーテル組立体５００の断面図である。この例においては、カテーテル組立体５００は、注入ポート５０２と、超音波トランスデューサ５０４を含む血管内計測装置５０３と、を含んでもよい。カテーテル組立体５００は、流体のボーラスを注入ポート５０２を介して血管５２０内に供給するように構成されてもよい。流体のボーラスは、洗浄剤を有してもよい。図５Ａ、図５Ｂ、及び図５Ｃのシーケンスは、それぞれ、ボーラス５３０の注入の最中及び後の連続的な時点Ａ、Ｂ、及びＣにおける血管５２０内における流体のボーラス５３０の位置を示している。図５Ａは、時点Ａに対応しており、ここで、まず、ボーラス５３０が血管５２０に注入されている。時点Ａの後に、ボーラス５３０は、超音波トランスデューサ５０４に向って、血流５２２によって強制的に移動する。図５Ｂは、時点Ｂに対応しており、ここで、ボーラス５３０のリーディングエッジ５３２が超音波トランスデューサ５０４に到達している。時点Ｃの後に、ボーラス５３０は、超音波トランスデューサ５０４に跨って、血流５２２によって継続して強制的に移動する。図５Ｃは、時点Ｃに対応しており、ここで、ボーラス５３０のトレーリングエッジ５３４が超音波トランスデューサに到達している。いくつかの例においては、血管を通じた流速は、地点Ａ及びＢの間において、時点Ａ及びＣの間において、且つ／又は時点Ｂ及びＣの間において、算出されてもよい。

いくつかの例においては、図４の方法４００を使用し、時点Ａ及びＢの間において血管を通じた流量を判定してもよい。図４及び図５Ａ及び図５Ｂを参照すれば、流体のボーラス５３０は、カテーテル組立体５００の注入ポート５０２を介して血管５２０内に供給されてもよい（４１０）。次いで、血管内計測装置５０３が、血管を撮像してもよく、且つ、計測エンジンによって受け取られることになる超音波データを生成してもよい（４２０）。計測エンジンは、注入ポート５０２と超音波トランスデューサ５０４の間において移動距離５５０を判定するように（４３０）、構成されてもよい。いくつかの例においては、カテーテル組立体５００が、注入ポートと超音波トランスデューサの間の距離が固定されるように構成されている場合には、移動距離５５０は、既定のものであってもよい。いくつかの例においては、カテーテル組立体が線形平行運度（即ち、引戻し及び押出し動作）のために構成されている場合には、注入ポート５０２と超音波トランスデューサ５０４の間の距離が変化してもよい。このような例においては、計測エンジンは、線形平行運動システムと通信して注入ポートとの関係における超音波トランスデューサの物理的位置を取得及び／又は算出することにより、移動距離５５０を判定するように、構成されてもよい。

計測エンジンは、ボーラス５３０が移動距離５５０を移動する経過時間を判定するように（４４０）、構成されてもよい。上述のように、経過時間は、開始時間及び終了時間を判定することにより、算出されてもよい。この例においては、開始時間は、時点Ａに対応しており、ここで、ボーラスが血管内に導入されている。計測システムが手動注入システム（例えば、注射器）を含む例においては、開始時間は、システムのユーザーによって判定及び記録されてもよい。いくつかの例においては、計測エンジンは、ボーラスが供給された際に計測エンジンが注入の時間を判定することができるように、注入システムとの通信状態にあってもよい。計測システムが、自動化／同期化された注入システムを含む例においては、計測エンジンは、ボーラスの供給を自動的にトリガすると共に供給の時間を記録するように構成されてもよい。

この例においては、終了時間は、時点Ｂに対応しており、ここで、ボーラスのリーディングエッジ５３２が超音波トランスデューサ５０４に到達している。上述のように、計測エンジンは、生成された超音波データ４２０に基づいてスペックル密度を生成すると共に生成されたスペックル密度の変化に基づいてボーラスのリーディングエッジ５３２を識別するように、構成されてもよい。例えば、時点Ａにおいて図５Ａにおいて生成された超音波データは、高いスペックル密度と関連していてもよく、その理由は、超音波トランスデューサ５０４が血液によって取り囲まれているからである。対照的に、時点Ｂにおいて図５Ｂにおいて生成された超音波データは、超音波トランスデューサ５０４が洗浄剤と血液の混合物を有する流体によって取り囲まれていることから、相対的に低いスペックル密度と関連していてもよい。上述のように、いくつかの例においては、リーディングエッジ５３２は、生成されたスペックル密度がとハイ（例えば、血液）からロー（例えば、洗浄剤）の方へ向かって既定のスペックル密度閾値を超えるときに基づいて検出されてもよい。この結果、終了時間、即ち、この例においては、時点Ｂは、スペックル密度がハイからローの方へ向かって既定のスペックル密度閾値を超える（渡る）ときである。次いで、開始時間と終了時間の間の時間を算出することにより、経過時間が判定されてもよい（４４０）。次いで、移動距離５５０を経過時間によって除算することにより、時点Ａと時点Ｂの間における血管を通じた流速が算出されてもよい（４５０）。

いくつかの例においては、図４の方法４００を使用し、時点Ｂ及びＣの間における血管を通じた流量を判定してもよい。図４及び図５Ｂ及び図５Ｃを参照すれば、流体５３０のボーラスが供給されてもよく（４１０）、且つ、時点Ａ及びＢの間における流量の判定との関連において上述したステップに類似したステップを使用することにより、データが生成されてもよい（４２０）。但し、この例においては、開始時間は、リーディングエッジ５３２が超音波トランスデューサ５０４に到達する時点Ｂに対応することになり、且つ、終了時間は、トレーリングエッジ５３４が超音波トランスデューサに到達する時点Ｃに対応することになろう。いくつかの例においては、リーディングエッジ５３２は、生成されたスペックル密度がハイ（例えば、血液）からロー（例えば、洗浄剤）の方へ向かって既定のスペックル密度閾値を超えるときに基づいて検出されてもよく、且つ、開始時間は、リーディングエッジが検出された際に基づいて判定されてもよい。同様に、トレーリングエッジ５３４は、生成されたスペックル密度がロー（例えば、洗浄剤）からハイ（例えば、血液）の方へ向かって既定のスペックル密度閾値を超えるときに基づいて検出されてもよく、且つ、終了時間は、トレーリングエッジが検出された際に基づいて判定されてもよい。いくつかの例においては、第１既定スペックル密度閾値を使用して開始時間を判定してもよく、且つ、第２既定スペックル密度閾値を使用して終了時間を判定してもよい。

更には、この例においては、移動距離５５２が、流体のボーラスの長手方向の寸法又は長さに対応しており、且つ、血管の物理寸法（例えば、血管の断面積）及び流体のボーラスの既知の容積に基づいて判定されてもよい（４３０）。上述のように、計測エンジンは、血管の断面積又は直径を算出するように構成されてもよい。更には、計測エンジンは、血管内に注入されたボーラスの容積を自動的に判定及び／又は計測するように構成されてもよい。移動距離５５２は、流体のボーラスの既知の容積及び血管の断面積に基づいて判定されてもよい。いくつかの実施形態においては、時点Ｂと時点Ｃの間において、ボーラス５３０の全体長が超音波トランスデューサ５４０を通過していることから、移動距離５５２は、ボーラス５３０の容積を血管５２０の断面積によって除算したものであってもよい。この結果、時点Ｂと時点Ｃの間における血管を通じた流速は、移動距離５５２を経過時間によって除算することにより、算出されてもよい（４５０）。いくつかの例においては、流速は、流体の既知の容積を血管の断面積と経過時間の積によって除算することにより、算出されてもよい（４５０）。

いくつかの例においては、図４の方法４００を使用し、時点Ａ及びＣの間において血管を通じた流量を判定してもよい。図４及び図５Ａ及び図５Ｃを参照すれば、流体のボーラス５３０が供給されてもよく（４１０）、且つ、時点Ａ及びＢ並びに時点Ｂ及びＣの間における流量の判定との関連において上述したステップと類似したステップを使用することにより、データが生成されてもよい（４２０）。ボーラス５３０の移動距離５５４は、移動距離５５０と移動距離５５２の合計に等しい。移動距離５５０及び移動距離５５２は、それぞれ、時点Ａ及びＢの間における並びに時点Ｂ及びＣの間における流量の判定との関連において上述したステップを使用することにより、判定されてもよい。この例においては、経過時間は、ボーラス５３０のトレーリングエッジ５３４が超音波トランスデューサ５０４に到達する時点Ｃに対応している終了時間に基づいて判定されてもよい（４４０）。いくつかの例においては、トレーリングエッジ５３４は、生成されたスペックル密度がロー（例えば、洗浄剤）からハイ（例えば、血液）の方へ向かって既定のスペックル密度閾値を超えるときに基づいて検出されてもよい。この結果、終了時間、即ち、この例においては、時点Ｃは、スペックル密度がローからハイの方へ向かって既定のスペックル密度閾値を超えるときである。後述するように、流体の乱流及び／又は血管内における血液の再循環により、ボーラス５３０のトレーリングエッジ５３４との比較において、リーディングエッジ５３２の形状の不一致が生じる場合があり、且つ、従って、流量が時点Ａ及びＢ又は時点Ａ及びＣの間のいずれにおいて計測されるのかに応じて、異なる既定のスペックル密度閾値を使用してもよいことを理解されたい。

いくつかの例においては、計測エンジンは、上述の例のうちの１つ又はすべてを使用することにより、複数の流速を算出するように構成されてもよい。例えば、計測エンジンは、時点Ａ及びＢ、Ａ及びＣ、並びに、Ｂ及びＣの間において流速を算出するように構成されてもよい。算出された複数の流速は、潜在的な誤差を均一にするべく平均化されてもよく、或いは、範囲外の結果を除去するべく比較されてもよい。

図６は、時間に伴って計測エンジンによって生成されるスペックル密度６０２のプロット６００である。図６及び図５Ａ〜図５Ｃを参照すれば、プロット６００は、それぞれ、図５Ａ及び図５Ｃに対応する時点Ａ及びＢと、図５Ｃに対応する時点Ｃ１及びＣ２と、を含む。スペックル密度６０２は、ボーラス５３０のリーディングエッジ５３２に対応する第１部分６０４と、ボーラスのトレーリングエッジ５３４に対応する第２部分６０６と、を含む。又、プロット６００は、それぞれ、第１及び第２既定スペックル密度閾値６２０及び６２２を含み、これら第１及び第２既定スペックル密度閾値６２０及び６２２は、リーディングエッジ５３２及びトレーリングエッジ５３４が超音波トランスデューサ５０４に到達したときを判定するべく、単独で又は組合せにおいて、使用されてもよい。

この例においては、時点Ａは、血管５２０への流体のボーラス５３０の初期注入に対応している。この時点において、超音波トランスデューサ５０４は、血液によって取り囲まれており、従って、時点Ａにおけるスペックル密度６０２は高い。プロット６００に示されているように、ボーラスのリーディングエッジ５３２が超音波トランスデューサ５０４に接近するのに伴って、トランスデューサは、血液と洗浄剤の混合物によって取り囲まれることになる。この結果、スペックル密度６０２は、ボーラス５３０のリーディングエッジが超音波トランスデューサ５０４に接近するのに伴って、継続的に低下する。この例においては、計測エンジンは、スペックル密度６０２がハイからローへ第１既定スペックル密度閾値６２０を超える（渡る）ときに、ボーラス５３０のリーディングエッジが時点Ｂにおいて超音波トランスデューサ５０４に到達したと判定してもよい。同様に、いくつかの例においては、計測エンジンは、スペックル密度６０２がローからハイへ第１既定スペックル密度閾値６２０を超えるときに、ボーラス５３０のトレーリングエッジ５３４が時点Ｃ１において超音波トランスデューサに到達したと判定してもよい。

いくつかの例においては、計測エンジンは、複数の既定のスペックル密度閾値を使用するように構成されてもよい。例えば、計測エンジンは、それぞれ、第１及び第２既定スペックル密度閾値６２０及び６２２を使用してボーラスのリーディングエッジ及びボーラスのトレーリングエッジが超音波トランスデューサ５０４に到達した際を判定するように構成されてもよい。この結果、計測エンジンは、スペックル密度６０２がローからハイへ第２既定スペックル密度閾値を超えるときに、ボーラス５３０のトレーリングエッジ５３４が時点Ｃ２において超音波トランスデューサと交差したと判定してもよい。ボーラスのリーディングエッジとトレーリングエッジの間の不一致を生成しうる血液の再循環が血管内に存在している場合には、複数の既定スペックル密度閾値の使用が有利であろう。

いくつかの例においては、計測システムは、注入システムとの通信状態にあると共に／又はこれに対して同期化された計測エンジンを含んでもよい。上述のように、患者の血管内に供給された流体は、血管内の血液を変位させてもよい。多くの例においては、流体が血管内において血液を変位させる時間量を低減するべく、注入される流体の量を極小化することが有益であろう。血液の変位の期間の長期化は、酸素欠乏症状を出現させる場合があり、この結果、変位の下流の組織がストレスを経験する場合がある。図７Ａは、血管内の対象のエリアから血液を手動で除去すると共に計測エンジンを使用して対象のエリアを撮像する一般的な方法を示している。ステップ７０２において、計測エンジンは、スキャニングを開始してもよい。ステップ７０４において、対象のエリア内において血液を変位させるべく、流体が血管に手動で注入されてもよい。血液が変位した後に、ユーザーは、ステップ７０８において、計測エンジンを使用した対象のエリアの撮像を開始してもよい。

図７Ａに示されているように、ユーザーは、血液が変位するや否や、ステップ７０８において撮像を即座に開始しない場合があることから、ユーザーの遅延により、対象のエリアの撮像を実行するために必要とされるものを上回る長期にわたって血液が血管から変位する場合がある。更には、ユーザーは、撮像が完了した後に、即座に、血液を変位させた手動注入を停止させない場合もある。この結果、撮像が開始される前に期間７１０にわたって、且つ、撮像が完了した後に期間７１２にわたって、画像の品質に対するなんらかの利益の提供をも伴うことなしに、不必要に血液が血管から変位されることになる。

図７Ｂは、撮像の際に血液の変位が極小化されている一例を示している。この例においては、計測エンジンは、注入システムとの通信状態にあってもよく、且つ、／又は、これと同期化されていてもよい。図７Ｂに示されているように、計測エンジンは、ステップ７３２においてスキャニングを開始してもよく、且つ、血管内において血液を変位させるべく、流体がステップ７３４において血管に自動的に注入されてもよい。いくつかの例においては、注入のトリガと流体による血管からの血液の実際の除去の間の遅延を考慮するべく、計測エンジンは、撮像を遅延させるように構成されてもよい。遅延の期間は、流体が注入システムから対象のエリアまで移動するのに所要する時間の長さであってもよい。遅延の後に、計測エンジンは、ステップ７３８において、対象のエリアの撮像を開始してもよい。適切に同期化された際に、計測エンジンは、血液が血管から変位した直後に、撮像を開始することになる。図示のように、血液が変位しており、且つ、撮像が発生していない期間７１０が大幅に低減されることになろう。又、同様の遅延は、撮像の終了時点において使用されてもよい。例えば、注入システムは、計測エンジンが撮像を停止する前に、ステップ７４０において流体の供給を停止するように、構成されてもよい。既定の遅延の後に、計測エンジンは、ステップ７４４において撮像を停止してもよい。適切に同期化された際に、計測エンジンは、血液が対象のエリアに戻る直前に、撮像を停止することになる。

いくつかの例においては、計測エンジンは、流体を自動的に供給するように注入システムをトリガするべく構成されてもよい。いくつかの例においては、計測エンジンは、流体の供給を停止するように注入システムに対して通信するべく構成されてもよい。

計測エンジンと注入システムの間における通信及び／又は同期化に伴うその他の利点には、血管を通じた流量の相対的に高い計測精度が含まれよう。例えば、開始時間は、手動注入システムの使用との比較において、計測エンジンと注入システムの間における同期化及び／又は通信に基づいて、相対的に正確に判定されることになろう。血流は、患者の脈管構造内において最大で１メートル／秒の速度に到達する場合があることから、開始時間の記録の遅延は、大きな誤差を流量計測に導入することになろう。いくつかの例においては、計測エンジンは、計測動作において画像フィルタリング機能を自動的に無効化するべく、注入システムと同期化されてもよい。例えば、多くのＩＶＵＳ撮像システムは、超音波画像内においてスペックルによって生成される画像アーチファクトを低減するためのフィルタリング機能を含む。スペックルの低減は、撮像のために有利である一方で、血液と洗浄剤の間のスペックル密度のコントラストを低減し、且つ、ボーラスのリーディング及びトレーリングエッジの検出を妨げる場合がある。従って、計測エンジンが注入システムと同期化されると共に／又はこれとの通信状態にあるシステムにおいて、相対的に高い計測精度が実現されることになろう。

当業者は、本開示において記述されている技法は、少なくとも部分的に、ハードウェア、ソフトウェア、ファームウェア、或いは、これらの任意の組合せにおいて、実装されてもよいことを理解するであろう。例えば、記述されている技法の様々な態様は、１つ又は複数のマイクロプロセッサ、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）、又は任意のその他の等価な集積された又は別個の論理回路、並びに、これらのコンポーネントの任意の組合せを含む１つ又は複数のプロセッサにおいて実装されてもよい。「プロセッサ」という用語は、一般に、単独の、或いは、その他の論理回路との組合せにおける、上述の論理回路のいずれか、或いは、任意のその他の等価な回路を意味してもよい。又、ハードウェアを有する制御ユニットも、本開示の技法のうちの１つ又は複数を実行してもよい。

このようなハードウェア、ソフトウェア、及びファームウェアは、本開示において記述されている様々な動作及び機能をサポートするべく、同一の装置において、又は別個の装置において、実装されてもよい。更には、記述されているユニット、モジュール、又はコンポーネントのうちのいずれかは、別個であるが相互運用可能である論理装置として、一緒に又は別個に、実装されてもよい。モジュール又はユニットとしての異なる特徴の表現は、異なる機能的な側面の強調を意図したものであり、且つ、必ずしも、そのようなモジュール又はユニットが別個のハードウェア又はソフトウェアコンポーネントによって実現されなければならないことを意味するものではない。むしろ、１つ又は複数のモジュール又はユニットと関連付けられている機能は、別個のハードウェア又はソフトウェアコンポーネントによって実行されてもよく、或いは、共通の又は別個のハードウェア又はソフトウェアコンポーネント内において統合されてもよい。

更には、本開示において記述されている技法は、命令を収容するコンピュータ可読ストレージ媒体などの一時的ではないコンピュータ可読媒体内において実施又は符号化されてもよい。コンピュータ可読ストレージ媒体内に埋め込まれた又は符号化された命令は、プログラム可能なプロセッサ又はその他のプロセッサに、例えば、命令が実行された際に、方法を実行させてもよい。一時的ではないコンピュータ可読ストレージ媒体は、例えば、ランダムアクセスメモリ（Ｒａｍｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ：ＲＡＭ）、読出し専用メモリ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ：ＲＯＭ）、プログラム可能な読み出し専用メモリ（Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ：ＰＲＯＭ）、消去可能なプログラム可能な読出し専用メモリ（Ｅｒａｓａｂｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ：ＥＰＲＯＭ）、電子的に消去可能なプログラム可能な読出し専用メモリ（Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃａｌｌｙ Ｅｒａｓａｂｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ：ＥＥＰＲＯＭ）、フラッシュメモリ、ハードディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、フロッピーディスク（登録商標）、カセット、磁気媒体、光媒体、又はその他のコンピュータ可読媒体を含む揮発性及び／又は不揮発性メモリの形態を含んでもよい。

以上、本発明の様々な例について説明した。特定の開示されている実施形態を参照し、本発明について、かなり詳細に説明したが、これらの実施形態は、限定ではなく、例示を目的として提示されたものである。本発明を内蔵するその他の実施形態が可能である。当業者は、本発明の精神及び添付の請求項の範囲を逸脱することなしに、様々な変更、適合、及び変形が実施されてもよいことを理解するであろう。

Claims (48)

1. エネルギーを放出すると共に受取り且つ計測データを生成するように構成された計測モジュールを有する血管内計測装置を含むカテーテル組立体であって、所定量の流体を患者の血管に導入するように構成されたカテーテル組立体と、
   少なくとも１つのプロセッサを有する、前記血管内計測装置との通信状態にある計測エンジンであって、
   前記血管内計測装置から前記計測データを受け取り、
   前記血管の既定の部分への前記所定量の流体の導入と関連付けられた開始時間を判定し、
   前記少なくとも１つのプロセッサを使用し、前記計測データに基づいて終了時間を判定し、
   前記少なくとも１つのプロセッサを使用し、前記開始時間及び前記終了時間に基づいて経過時間を算出し、且つ、
   前記少なくとも１つのプロセッサを使用し、前記経過時間及び前記経過時間における前記所定量の流体の移動距離に基づいて前記血管を通じた流速を算出する、
   ように構成された計測エンジンと、
   を有するシステム。
2. 前記計測エンジンは、前記少なくとも１つのプロセッサを使用し、前記計測データに基づいて前記血管の物理寸法を判定すると共に前記血管の前記物理寸法に基づいて前記流速を算出するように、更に構成されている請求項１に記載のシステム。
3. 前記物理寸法は前記血管の断面積である請求項２に記載のシステム。
4. 前記計測エンジンは、前記所定量の流体の既知の容積及び前記血管の前記断面積に基づいて前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離を判定するように構成されている請求項３に記載のシステム。
5. 前記計測エンジンは、前記血管の前記断面積と、前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離と前記経過時間の比とを乗算することにより、前記流速を算出するように構成されている請求項３に記載のシステム。
6. 前記計測エンジンは、前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離を前記経過時間によって除算することにより、前記流速を算出するように構成されている請求項１に記載のシステム。
7. 前記開始時間は前記所定量の流体が前記血管に導入された時である請求項１に記載のシステム。
8. 前記血管内計測装置はＩＶＵＳ撮像プローブである請求項１に記載のシステム。
9. 前記計測エンジンは前記計測データに基づいてスペックル密度を生成するように更に構成されており、且つ、前記終了時間は前記スペックル密度が既定のスペックル密度閾値を超えるときである請求項８に記載のシステム。
10. 前記終了時間は、前記スペックル密度が相対的に高いスペックル密度から相対的に低いスペックル密度の方へ向かって前記既定のスペックル密度閾値を超えるときである請求項９に記載のシステム。
11. 前記終了時間は、前記スペックル密度が相対的に低いスペックル密度から相対的に高いスペックル密度の方へ向かって前記既定のスペックル密度閾値を超えるときである請求項９に記載のシステム。
12. 前記計測エンジンは、前記計測データに基づいてスペックル密度を生成するように更に構成されており、前記開始時間は、前記スペックル密度が第１の相対的に高いスペックル密度から第１の相対的に低いスペックル密度の方へ向かって第１既定スペックル密度閾値を超えるときであり、且つ、前記終了時間は、前記スペックル密度が第２の相対的に低いスペックル密度から第２の相対的に高いスペックル密度の方へ向かって第２既定スペックル密度閾値を超えるときである請求項８に記載のシステム。
13. 前記血管内計測装置はＯＣＴ撮像プローブである請求項１に記載のシステム。
14. 前記計測エンジンは、前記所定量の流体が前記患者の前記血管に導入されるところと前記計測モジュールが配置されているところの間の距離に基づいて前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離を判定するように構成されている請求項１に記載のシステム。
15. 前記所定量の流体は造影剤である請求項１に記載のシステム。
16. 前記所定量の流体は生理食塩水溶液である請求項１に記載のシステム。
17. 前記血管内計測装置は４０ＭＨｚ以上の周波数において超音波エネルギーを放出すると共に受け取るように構成されている請求項１に記載のシステム。
18. 前記所定量の流体を前記患者の前記血管内に供給するように構成された注入システムを更に有し、前記計測エンジンは、前記注入システムによる前記所定量の流体の供給に応答して前記患者の前記血管内における流速を自動的に計測するように構成されている請求項１に記載のシステム。
19. 患者の血管内における流量容積を計測する方法であって、
    計測モジュールを有する血管内計測装置によって取得された計測データを受け取るステップと、
    所定量の流体を前記血管に導入するステップと、
    前記血管の既定の部分への前記所定量の流体の導入と関連付けられた開始時間を判定するステップと、
    前記計測データに基づいて終了時間を判定するステップと、
    前記開始時間及び前記終了時間に基づいて経過時間を算出するステップと、
    前記経過時間及び前記経過時間における前記所定量の流体の移動距離に基づいて前記血管を通じた流速を算出するステップと、
    を有する方法。
20. 前記計測データに基づいて前記血管の物理寸法を判定するステップを更に有し、且つ、前記流速を算出するステップは前記血管の前記物理寸法に更に基づいている請求項１９に記載の方法。
21. 前記物理寸法は前記血管の断面積である請求項２０に記載の方法。
22. 前記所定量の流体の既知の容積及び前記血管の前記断面積に基づいて前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離を判定するステップを更に有する請求項２１に記載の方法。
23. 前記流速を算出するステップは、前記血管の前記断面積と、前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離と前記経過時間の比を乗算するステップを更に有する請求項２１に記載の方法。
24. 前記流速を算出するステップは、前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離を前記経過時間によって除算するステップを更に有する請求項１９に記載の方法。
25. 前記開始時間を判定するステップは前記所定量の流体が前記血管に導入される際に基づいている請求項１９に記載の方法。
26. 前記血管内計測装置はＩＶＵＳ撮像プローブである請求項１９に記載の方法。
27. 前記計測データに基づいてスペックル密度を生成するステップを更に有し、且つ、前記終了時間を判定するステップは、前記スペックル密度が既定のスペックル密度閾値を超えるときに基づいている請求項２６に記載の方法。
28. 前記終了時間を判定するステップは、前記スペックル密度が相対的に高いスペックル密度から相対的に低いスペックル密度の方へ向かって前記既定のスペックル密度閾値を超えるときに基づいている請求項２７に記載の方法。
29. 前記終了時間を判定するステップは、前記スペックル密度が相対的に低いスペックル密度から相対的に高いスペックル密度の方へ向かって前記既定のスペックル密度閾値を超えるときに基づいている請求項２７に記載の方法。
30. 前記計測データに基づいてスペックル密度を生成するステップを更に有し、前記開始時間を判定するステップは、前記スペックル密度が第１の相対的に高いスペックル密度から第１の相対的に低いスペックル密度の方へ向かって第１既定スペックル密度閾値を超えるときに基づいており、且つ、前記終了時間を判定するステップは、前記スペックル密度が第２の相対的に低いスペックル密度から第２の相対的に高いスペックル密度の方へ向かって第２既定スペックル密度閾値を超えるときに基づいている請求項２６に記載の方法。
31. 前記血管内計測装置はＯＣＴ撮像プローブである請求項１９に記載の方法。
32. 前記所定量の流体が前記患者の前記血管に導入されるところと前記計測モジュールが配置されているところの間の距離に基づいて、前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離を判定するステップを更に有する請求項１９に記載の方法。
33. 前記所定量の流体は造影剤である請求項１９に記載の方法。
34. 前記所定量の流体は生理食塩水溶液である請求項１９に記載の方法。
35. 保存されたコンピュータ実行可能命令を有する一時的ではないコンピュータ可読ストレージ物品であって、
    前記コンピュータ実行可能命令は、少なくとも１つのプログラム可能プロセッサが、
    計測モジュールを有する血管内計測装置によって取得された患者の血管の計測データを受け取り、
    前記血管の既定の部分への所定量の流体の導入と関連付けられた開始時間を判定し、
    前記計測データに基づいて終了時間を判定し、
    前記開始時間及び前記終了時間に基づいて経過時間を算出し、且つ、
    前記経過時間及び前記経過時間における前記所定量の流体の移動距離に基づいて前記血管を通じた流速を算出する、
    コンピュータ可読ストレージ物品。
36. 前記少なくとも１つのプログラム可能プロセッサが、前記計測データに基づいて前記血管の物理寸法を判定すると共に前記血管の前記物理寸法に基づいて前記流速を算出するようにさせる実行可能命令を更に有する請求項３５に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
37. 前記物理寸法は前記血管の断面積を有する請求項３６に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
38. 前記少なくとも１つのプログラム可能プロセッサが、前記所定量の流体の既知の容積及び前記血管の前記断面積に基づいて前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離を判定するようにさせる実行可能命令を更に有する請求項３７に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
39. 前記流速は、前記血管の前記断面積と、前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離と前記経過時間の比と、を乗算することにより算出される請求項３７に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
40. 前記流速は前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離を前記経過時間によって除算することにより算出される請求項３５に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
41. 前記開始時間は前記所定量の流体が前記血管に導入されるときである請求項３５に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
42. 前記血管内計測装置はＩＶＵＳ撮像プローブである請求項３５に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
43. 前記少なくとも１つのプログラム可能プロセッサが、計測データに基づいてスペックル密度を生成するようにさせる実行可能命令を更に有し、前記終了時間は、前記スペックル密度が既定のスペックル密度閾値と超えるときである請求項４２に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
44. 前記終了時間は、前記スペックル密度が相対的に高いスペックル密度から相対的に低いスペックル密度の方へ向かって前記既定のスペックル密度閾値を超えるときである請求項４２に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
45. 前記終了時間は、前記スペックル密度が相対的に低いスペックル密度から相対的に高いスペックル密度の方へ向かって前記既定のスペックル密度閾値を超えるときである請求項４３に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
46. 前記少なくとも１つのプログラム可能プロセッサが、前記計測データに基づいてスペックル密度を生成するようにさせる実行可能命令を更に有し、前記開始時間は、前記スペックル密度が第１の相対的に高いスペックル密度から第１の相対的に低いスペックル密度の方へ向かって第１既定スペックル密度閾値を超えるときであり、且つ、前記終了時間は、前記スペックル密度が相対的に低いスペックル密度から相対的に高いスペックル密度の方へ向かって第２既定スペックル密度閾値を超えるときである請求項４２に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
47. 前記血管内計測装置はＯＣＴ撮像プローブである請求項３５に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
48. 前記少なくとも１つのプログラム可能プロセッサが、前記所定量の流体が前記患者の前記血管に導入されるところと前記計測モジュールが配置されるところの間の距離に基づいて前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離を判定するようにさせる実行可能命令を更に有する請求項３５に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。

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