JP2021527484A - 血管の脈波速度を決定するシステム及び方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、それぞれの血管の遠位に接続された血管網から生じる反射の最小化された影響を持つ、血管に対する基本脈波速度値を決定するためのシステム及び方法を対象とする。

Description

本発明は、血管の領域における脈波速度の値を決定するシステム及び方法に向けられる。

高血圧及びその関連状態、慢性心不全（ＣＨＦ）並びに慢性腎不全（ＣＲＦ）は、重大で増加している世界的健康問題を構成する。これらの病態に対する現在の治療法は、非薬理学的、薬理学的、外科的、及び移植された機器に基づくアプローチをカバーする全範囲に及ぶ。膨大な治療オプションにもかかわらず、血圧の制御並びに心不全及び慢性腎臓病の進行を予防する努力は、不十分なままである。

血圧は、体内の電気、機械、及びホルモンの力の複雑な相互作用によって制御される。血圧制御の主な電気的要素は、意識的な制御なしに動作する、身体の自律神経系の一部である交感神経系である。交感神経系は、脳、心臓、腎臓、末梢血管をつなぎ、それぞれが、身体の血圧の調節に重要な役割を果たしている。

腎除神経は、抵抗性高血圧の治療オプションである。しかし、腎除神経の有効性は患者間で非常に変動する可能性がある。最近の研究（Finegold et al., Systematic evaluation of haemodynamic parameters to predict haemodynamic responders to renal artery denervation, EuroIntervention, Abstracts EuroPCR 2016）は、主腎動脈内部の脈波伝播速度（ＰＷＶ）が腎除神経の結果を示しうることを示している。

国際公開第９９／３４７２４号は、互いに離れた距離にある血管内の３つの点における圧力測定に基づいて、及びフーリエ変換を使用することによって、血管の圧力波速度を定量的に決定するための機器及び方法を開示している。圧力波速度は、処置中に及び時間と共に、治療選択の有効性及び成功を評価するために使用される。

米国特許出願公開第２０１０／０１１３９４９号は、血管内細長医療機器のような脈波速度決定機器を使用して、血管のような身体管腔内を伝播する脈波の速度の測定を可能にするシステム及び方法を記載している。細長医療機器は、管腔内の位置で脈波データを収集するように構成されたデータ収集機器を含むことができる。データ収集機器は、速度測定システムと通信可能に結合され、脈波速度の値を決定するために、収集されたデータを速度測定システムに出力するように構成される。速度測定システムは、収集データに基づいて脈波の速度を計算するように構成されている。

本発明の目的は、短い血管に対する脈波速度測定を改善することである。

本発明の第１の態様によれば、装置が提供され、前記装置は、

患者の血管の長さに沿って複数の測定値を受け取るように構成された入力ユニットと、

プロセッサであって、

複数の測定値に基づいて、血管の長さに沿った複数の空間的に分解された脈波速度値を確認し、

予測される治療効果に従って患者を分類するために、確認された脈波速度値の下限値を確認する、ように構成されたプロセッサと、を有する。

ＰＷＶは、血管内で又は血管外から得られる様々なパラメータの測定値から導出されることができる。大動脈のような主要動脈のような長い血管では、ＰＷＶの測定は、比較的容易である。血管の長さは、脈波の広い距離にわたる伝播に必要な時間遅延の測定を可能にする。測定されたＰＷＶ値は、通常、単一の値、例えば、比較的長い距離にわたる空間平均である。

本発明者らは、測定されたＰＷＶが、遠位血管網、例えば、分岐部、狭窄部、又は理想的でないインピーダンス整合を引き起こす他の構造からの波反射の影響のために、均一な血管の長さに沿ってさえ変化する可能性があるという洞察に到達した。これらの反射波は、測定したＰＷＶに影響する。典型的には、「基本」ＰＷＶ（反射の影響を伴わない血管のコンプライアンスによるＰＷＶ）からのこれらの逸脱が、波の反射を引き起こす構造からの測定の距離に依存する。測定が、強い反射点、例えば分岐点に近接して行われる場合、測定されたＰＷＶは、基本ＰＷＶから強く逸脱する。測定が、強い反射から離れて行われる場合、測定されたＰＷＶ と基本ＰＷＶ の逸脱は、無視できる。これは、典型的には、大動脈のような長い血管の場合であり、ここで、ＰＷＶは、一般に、強い反射の点から更に離れて測定される。しかしながら、比較的短い血管は、血管のほぼ全長に沿って変化するＰＷＶ値を示すかもしれない。したがって、血管の基本ＰＷＶ、特に予測される治療効果に従って患者を分類するために、血管の状態の改善された評価を可能にする最小の反射効果を有する値を決定することは、有益である。

装置の実施形態において、限界値は、血管の長さに沿った複数の脈波速度値の漸近限界によって確認される、最も反射のない脈波速度値を表す。遠位分岐の前の短い均質な血管セグメントのＰＷＶは、波の反射によって強く影響される。この影響は、分岐からの距離が増加するにつれて減少する。限界値は、測定が利用可能である血管セグメントの長さに沿った複数の脈波速度値の漸近限界の計算によって確かめられうる。血管セグメントの長さに沿った脈波速度値の関数に基づいて、基本ＰＷＶ計算の精度を更に向上させるために、リコメンデーションが、プロセッサによって生成され、次いでユーザインタフェースに出力され、分岐点からより大きな距離でＰＷＶ測定を続行するようにユーザにアドバイスすることができる。

更なる実施形態では、受信された複数の測定値が、腎動脈に関連付けられ、プロセッサは、所定の閾値と比較された限界値に基づいて、腎除神経療法に適格な患者を推奨するように構成される。腎動脈の主枝は、比較的短く（典型的には長さ４〜６ｃｍ）、測定されたＰＷＶは、反射によって強く影響される。したがって、全長でないとしても腎動脈の長さの大部分について、ＰＷＶは、反射なしの場合とは実質的に異なる。臨床研究に基づく証拠は、腎除神経成功のための所定の閾値が、約１０ｍ／ｓの腎ＰＷＶであることを示す。腎動脈内のＰＷＶが閾値より低い患者は、腎除神経（ＲＤＮ）療法から十分な効果を得られず、これは、抵抗性高血圧（投薬によって制御されない高血圧）が、ＲＤＮ療法で十分に減少しなかったか、又は増加さえしたことを意味する。ＲＤＮ治療に対する患者の適格性の分類は、分岐部に近すぎるＰＷＶ測定、又は腎動脈に沿った複数のＰＷＶ値の空間平均に基づいて行われることができ、これらの場合、分類に使用されたＰＷＶ値は、おそらく基本ＰＷＶ値の過大評価である。したがって、ＲＤＮ治療に対する患者の不正確な適格性分類をもたらす可能性があった。基本ＰＷＶに基づく腎除神経療法に対する適格性についての患者のリコメンデーションは、腎動脈の一部のＰＷＶ値又は空間平均ＰＷＶ値が閾値を超過しうるという事実にもかかわらず、治療に関連するリスクが予測される治療効果を上回る場合には、患者がＲＤＮ治療を受けないという利点がある。閾値に対する±１０％の許容限界値は、患者間の変数、例えば年齢、性別、病状歴を考慮するのに適用可能であってもよい。

第２の態様では、予測される治療効果に従って患者を分類するためのシステムが提供され、前記システムは、

本発明の第１の態様による実施形態のいずれかの装置と、

患者の血管の長さに沿って複数の測定値を提供するように構成された測定装置と、

予測される治療効果に従って患者を分類するための脈波速度値の限界値を表示するように構成されたユーザインタフェースと、を有する。

システムの第１の例示的な実施形態では、測定装置が、

血管内の生理学的情報を測定するように構成された２つのセンサを有する血管内機器であって、第１のセンサを用いて血管内の固定位置での測定値を提供し、第２のセンサを用いて血管に沿った様々な位置での測定値を提供するように構成される血管内機器、を有する。

オプションとして、測定装置は、２つのセンサ間の距離を調整するように構成された血管内機器に接続された制御ユニットを有してもよい。

システムの第２の例示的な実施形態では、測定装置が、

血管内の生理学的情報を測定するように構成されたセンサを各々有する２つの血管内機器と、

２つの血管内機器に接続された制御ユニットであって、同期された形で２つの血管内機器を血管内で移動させるように構成された制御ユニットと、を有する。

オプションとして、第１及び第２の例示的な実施形態によるシステムでは、測定装置が、血管の形態学的情報を提供するように構成された体外撮像装置を更に有してもよく、プロセッサが、血管の形態学的情報を２つのセンサの時間的位置と位置合わせするように構成されてもよい。

システムの第１及び第２の例示的な実施形態における生理学的情報は、血管内の媒体の圧力及び流速のうちの少なくとも１つである。

システムの第３の例示的な実施形態では、測定装置が、血管の長さに沿って複数の測定値を提供するように構成された体内撮像機器を有する。体内撮像機器は、超音波センサ及びＯＣＴセンサのうちの少なくとも１つを有する。

システムの第４の例示的な実施形態では、測定装置が、

血管の形態学的情報を提供し、

患者の血管の長さに沿った複数の測定値を提供する、ように構成された体外撮像装置を有する。

システムの第５の例示的な実施形態では、測定装置が、

血管内の生理学的情報を測定するように構成されたセンサを持つ血管内機器であって、センサを用いて血管に沿った様々な位置で測定値を提供するように構成される血管内機器と、

患者に接続可能であり、患者の心臓の電気的活動測定値を提供するように構成された装置と、を有する。

システムの例示的な実施形態のいずれにおいて、体外撮像装置は、以下の撮像モダリティ、すなわち、心臓ＣＴ血管造影法、ＭＲ血管造影法、超音波撮像法のうちの少なくとも１つを使用してもよい。血管の形態学的情報は、血管の２Ｄ又は３Ｄ画像がレンダリングされうる、２次元又は３次元（２Ｄ又は３Ｄ）データを有してもよい。

本発明の第３の態様では、患者の分類のコンピュータ実施方法が提示され、この方法は、

患者の血管の長さに沿った複数の測定値を受信するステップと、

複数の測定値に基づいて、血管の長さに沿った複数の空間的に分解された脈波速度値を確認するステップと、

予測される治療効果に従って患者を分類するために、確認された脈波速度値の下限値を確認するステップと、を有する。本方法の利点は、本発明の第１の態様に関して説明されている。

更なる態様によれば、本発明の第１の態様による装置を制御するためのコンピュータプログラム要素が、提供され、コンピュータプログラム要素は、プロセッサ又は処理ユニットによって実行される場合に、本発明の第３の態様による方法ステップを実行するように構成される。プログラム要素を記憶したコンピュータ可読媒体が、提供される。

本発明のこれら及び他の態様は、以下に記載される実施形態から明らかになり、それを参照して説明される。

反射を避けるためにインピーダンス整合された、出口血管（outlet vessels）に接続された、異なる機械的特性を有する５つの同種血管（Ｖ１からＶ５）の長さに沿ったＰＷＶのシミュレーション結果を示す。 インピーダンス整合されておらず、したがって反射を示す、出口血管に接続された、異なる機械的特性を有する５つの同種血管（Ｖ１からＶ５）の長さに沿ったＰＷＶのシミュレーション結果を示す。 腎臓組織内に配置された血管内機器を示す概略図である。 血管の基本ＰＷＶを確認するための例示的なシステムの概略図である。 ２つの測定された圧力信号から遅延を確認する例である。 血管セグメントに沿った圧力測定について図４に従って確認された位置依存遅延を近似するために使用される区分的線形回帰の一例である。 血管セグメントの長さに沿って確認されたＰＷＶ値を、波反射体の位置と一緒に表す。 基本ＰＷＶの計算を例示的に示す。 血管の基本脈波速度の計算方法を示すフローチャートである。

脈波速度測定は、主要血管のコンプライアンスを測定するための十分に確立された方法である。特に、大動脈及び頸動脈のＰＷＶは、心血管イベントのリスクを評価するために使用される。

ＰＷＶは、メーンズ・コルテベークの式によって与えられ、
ＰＷＶ＝√（(Ｅ・ｈ)／(２ｒ・ρ)） （式１）
ここで、Ｅはヤング率であり、ｒは血管半径であり、ｈは壁厚であり、ρは血液密度である。この「基本」ＰＷＶは、血管及び流体の機械的特性にのみ依存する。

ＰＷＶを決定する複数の方法が存在する。最も一般的なものは、ある測定位置からのパルスから次の測定位置のパルスまでの間の到着時間の遅延を決定することである。この方法は、ＰＷＶ値が、主要動脈において比較的高い、したがって、距離が、時間遅延を正確に測定するために大きくなければならないので、大動脈のような長い血管に対して最良に機能する。この場合、測定されたＰＷＶ値は、単一の値であり、比較的長い長さにわたる空間平均ＰＷＶである。

測定されたＰＷＶは、分岐部、狭窄部、又は理想的でないインピーダンス整合を有する他の構造からの波反射の影響のために、一様な血管の長さに沿ってさえ変化することができる。これらの反射波は、測定されたＰＷＶに影響を与える。典型的には、基本ＰＷＶからのこれらの逸脱は、小さいが、測定が強い反射点に近接して実行される場合には、測定されたＰＷＶ値が、式１によって与えられる基本ＰＷＶから強く逸脱することができる。これは、典型的には、腎動脈のような短い血管の場合であり、強い反射点（動脈の遠位端における分岐）が、不可避的に測定点の近くでありうる。

腎動脈におけるＰＷＶ測定は、高血圧患者が腎除神経治療に反応する可能性が高いかどうかを決定するために使用される。約１０ｍ／ｓより大きいＰＷＶは、患者がＲＤＮに反応する可能性が高いという標示である。腎動脈の主枝は、比較的短い（典型的には長さ４〜６ｃｍ）ので、測定されたＰＷＶは、反射によって影響され、したがって、いかなる反射もない場合とは不自然に異なる。

心臓からの圧力及び流れのパルスは、分岐部及び血管特性が変化する位置（例えば、血管が狭くなっている場所、又はプラークが血管壁の弾性を変化させる場所）で様々な反射を受ける。しかし、典型的には、これらの反射が、反射に近接した血管のＰＷＶを変化させることは、考慮されていない。

その効果が、図１Ａ及び１Ｂに示される。グラフは、シミュレーションに基づく５つの同種血管（Ｖ１からＶ５）の長さに沿ったＰＷＶを示し、これらの血管は、異なる機械的特性を持つ。図１Ａでは、血管Ｖ１乃至Ｖ５が、インピーダンス整合された出口血管に接続されている。結果として、波の反射は存在せず、ＰＷＶは、血管の長さに沿ってほぼ一定である。図１Ｂでは、血管が、インピーダンス整合されていない出口血管に接続されている。これは、分岐又は狭窄が存在する場合に、血管の端部で典型的に起こることである。血管Ｖ１〜Ｖ５が、依然として同種であり、それらの特性が、２つのシミュレーションの間で変更されていないにもかかわらず、血管の端部において反射が存在し、ＰＷＶは、血管の長さに沿って変化している。修正された唯一の条件は、シミュレートされた下流血管系の特性に関連する。

これは、測定されたＰＷＶが、短い血管の長さに沿って有意に変化することができるという洞察をもたらし、この場合、血管のコンプライアンスは、単一のＰＷＶ測定から決定されることができないが、反射がない場合に測定されたものであろう基礎となる基本ＰＷＶから決定されるべきである。反射のない基本ＰＷＶは、例えば漸近限界値を決定することによって、血管の長さに沿った空間分解された一連のＰＷＶ測定値から決定されることができる。

図２は、人間の腎臓組織内に導入された血管内機器１０を示す。人間の腎臓組織は、左右の腎動脈２によって酸素化された血液を供給される腎臓１を含み、左右の腎動脈２は、腎口で腹部大動脈３から分岐して腎臓１の門４に入る（単純さの理由で、腎臓組織の１つの側面のみが図示されている）。腹部大動脈３は、腎動脈２を心臓につないでいる（図示されない）。脱酸素化された血液は、腎臓１から腎静脈５及び下大静脈６を介して心臓に流れる。具体的には、血管内機器１０の可撓性細長部材が、腹部大動脈を通って左腎動脈２内に延びるように示されている。代替の実施形態では、血管内機器１０が、下腎血管７を通るようにサイズ決定され、構成されてもよい。左右の腎神経叢又は神経（図示されない）が、それぞれ、左右の腎動脈２を取り囲んでいる。

解剖学的には、腎神経が、腎動脈２を囲む外膜組織内で１つ以上の叢を形成する。この開示の目的のために、腎神経は、腎臓１へ及び／又は腎臓１から神経信号を伝導する神経及び神経節の任意の個々の神経又は神経叢として定義され、解剖学的には腎動脈２を囲む外膜組織、腎動脈２が大動脈から分岐する腹部大動脈３の一部、及び／又は腎動脈の下枝に位置する。神経叢に寄与する神経線維は、腹腔神経節、最下内臓神経、皮質腎神経節、大動脈神経叢から生じる。腎神経は、それぞれの腎動脈と密接に関連して、それぞれの腎臓１の物質内に延びている。神経は、腎臓１の血管、糸球体、及び尿細管に対する腎動脈の分枝とともに分布する。各腎神経は、一般に、腎門４の領域内の各腎臓１に入るが、腎動脈２又は腎動脈の分枝が腎臓１に入る位置を含む、いずれかの位置において腎臓１に入りうる。

適切な腎機能は、高血圧状態を避けるために心血管恒常性の維持に不可欠である。ナトリウムの排泄は、適切な細胞外液量及び血液量を維持し、最終的には動脈圧に対するこれらの容量の影響を制御する鍵である。定常状態条件下では、動脈圧が、尿排出量と水及びナトリウム摂取量との間のバランスをもたらす圧力レベルまで上昇する。腎機能の異常が、腎神経を通る腎臓の交感神経過剰刺激で起こるような、腎臓の過剰なナトリウム及び水分保持を引き起こす場合、動脈圧は、摂取量に等しいナトリウム排出量を維持するレベルまで上昇するであろう。高血圧患者では、ナトリウム摂取量と排出量のバランスが、部分的に腎神経を通る腎臓の交感神経刺激の結果として動脈圧上昇を犠牲にして達成される。腎除神経は、腎臓１の遠心性及び求心性交感神経活動を遮断又は抑制することによって、高血圧の症状及び続発症を緩和するのを助けうる。

予測される治療効果に従って患者を分類するシステムは、図３を参照して記載される。様々な例示的な実施形態では、システムの素子のいくつかが、欠けていてもよく、又は同様の機能を有する代替素子で置き換えられてもよい。血管２は、図２を参照して説明された右腎動脈又は左腎動脈２であってもよく、下腎血管７内に遠位に分岐している。

第１の例示的な実施形態では、システムは、血管内機器１０がガイドワイヤ１３（例えば、Philips Volcano社のVerrata又はVarsity圧力ワイヤ）及びガイドカテーテル１４からなる、測定装置を有する。ガイドワイヤは、その遠位部分に配置された第１の圧力センサ１１を有し、測定（機械的引き戻し）中に血管２に沿って機器の動きを制御するように構成された患者インタフェースモジュール（ＰＩＭ）１３０に接続される。ガイドカテーテル１４上に配置された第２の圧力センサ１２は、近くに静止して配置されている。ＰＩＭ １３０は、ガイドワイヤの機械的な引き戻しを制御し、第１のセンサからの圧力信号をコンソールに送信し、コンソールは、入力ユニット２１及びプロセッサ２２を有する処理装置２０である。第２のセンサ１２からの圧力測定信号は、ＰＩＭ １３０又は第２のＰＩＭ １４０を介して、入力ユニット２１に直接的に送信されてもよい。圧力信号は、直接的に血管内機器１０から処理装置２０へ、又はＰＩＭ１３０、１４０から処理装置へのいずれかで、有線又は無線接続を介して送信されてもよい。第１の圧力センサ１１は、血管内の様々な距離Ｄで第２の圧力センサ１２の遠位に配置され、測定データは、ＰＩＭ １３０によって制御されるガイドワイヤの機械的な引き戻しによって、２つのセンサ間の距離を変化させるために、連続的に収集される。一旦機械的引戻しが起動されると、ガイドワイヤは、ゆっくりと引き戻され（例えば、１ｍｍ／秒の一定速度で）、その間、処理装置は、高サンプリングレート（例えば、１０ｋＨｚ）で両方の圧力信号を同時に記録し、２つのセンサの相対位置を圧力測定データと位置合わせする。

代替の実施形態では、第２のセンサ１２の感知位置は、センサ１１の連続する測定位置がある血管（例えば、腎動脈）に血液を供給する血管（例えば、大動脈）内にあってもよい。これは、１つの血管内機器１３のみが、短い血管内に導入される必要があり、第２の血管内機器１４が、短い血管内の血流に更に影響を及ぼさないので、短い血管にとって有利である。更なるオプションは、圧力センサ自体が、対象の身体の外側に配置され、血管内機器内の管腔が、単に止血圧を変換するように、一方又は両方の血管内機器を構成することである。

圧力センサ１１及び１２（又は対象の身体の外側に配置された圧力センサに接続する血管内機器の管腔の開口部）が、血流中の異なる位置にあるという事実のために、センサ１１及び１２からの圧力信号は、位置に依存する時間遅延Δｔ（ｘ）を示す。図４は、典型的な圧力信号（１心拍にわたる圧力対時間）を示す。２つの曲線は、それぞれ、静止圧力センサ１２及び移動圧力センサ１１による測定信号を表す。圧力センサは、異なる場所にあるので、圧力信号は、多少異なり、圧力信号の上昇に遅延が存在する。グラフは、トリガレベルと信号がトリガレベルを超えるタイミングとを定義することにより、信号からこの遅延Δｔを抽出する１ つの方法を示している。当技術分野で周知である、遅延を抽出する代替的な方法が、存在する。値Δｔ（ｘ）は、引き戻し中の各心拍について決定される。

ＰＷＶが一定であった場合、遅延Δｔと位置ｘとの間の関係は、線形であり、 傾きｍ及び切片ｂを用いて、
Δｔ（ｘ）＝ｍｘ＋ｂ （式２）

である。しかしながら、たとえＰＷＶが一定ではない場合であっても、引き戻し速度が十分遅い場合には、近似的に線形であるグラフの断片を見つけることができる。図５は、どのようにして区分的線形回帰が、測定データを近似し、局所的な傾きｍ（ｘ）を決定するのに使用されることができるかを示している。連続的な線セグメントは、区分的線形回帰である。この例では、最も遠位の測定点から３．５ｃｍに強い反射点８が、存在した。局所的な線形の傾きｍ（ｘ）から、によってPWVを決定することができる。
ＰＷＶ（ｘ）＝１／ｍ（ｘ） （式３）

式３を使用することにより計算された血管セグメントの長さに沿ったＰＷＶ値は、強い波反射体（例えば分岐部）の位置と一緒に図６に示される。

処理装置２０は、血管の長さ（ｘ）に沿って位置依存ＰＷＶを決定し、医師による評価のためにディスプレイ５０にグラフを出力してもよい。

処理装置は、更に、内挿グラフ及び外挿グラフのような追加情報、並びに外挿からの推定された基本ＰＷＶ値（ＰＷＶ_f）を、導出し、ディスプレイに出力してもよい。この関数は、例えば、指数曲線によって記述されることができ、
ＰＷＶ＝ａｅ^b(x-x0)＋ＰＷＶ_f （式４）
であり、ここで、ｘは、血管セグメントに沿った位置であり、ＰＷＶは、測定されたＰＷＶであり、ＰＷＶ_fは、基本又は最も反射のないＰＷＶであり、ａ、ｂ、ｘ０は、曲線の勾配を決定するパラメータである。強い反射からの距離を知る必要はなく、単一の強い反射である必要もないことに留意することが重要である（代わりに、強い反射点に対する複数の媒体が合計されることができる）。

図７は、基本ＰＷＶの計算を例示的に示しており、ここで、円は、血管セグメントに沿った測定位置依存ＰＷＶを表し、換言すれば、血管セグメントに沿った血圧測定によって直接的に取得されたＰＷＶを表す。実線は、式４に従って、データに対する指数関数的フィッティングである。黒い点線は、基本脈波速度ＰＷＶ_fの最良の推定値である。

システムの第１の例示的な実施形態の代替例において、ガイドカテーテル上の圧力センサ１２は、大動脈３内に静止して配置されてもよく、一方、ガイドワイヤ上の圧力センサ１１は、腎動脈のセグメントに沿ってＰＩＭ １３０によって機械的に引き戻されてもよい。腎動脈の基本ＰＷＶを得るための信号伝送及び処理は、図３乃至図７に関連する説明と同一である。

システムの第２の例示的な実施形態では、２つの圧力センサが、並行して引き戻される。これは、２つの圧力センサを有するガイドワイヤを使用することにより容易に行われるが、機械的な引き戻しのために同じＰＩＭ １３０内にワイヤをクランプすることによって２つの単一センサ圧力ワイヤで行われることもできる。両方の場合で、センサ間の距離Ｄは、既知である。

血管内機器の機械的引き戻しは、両方のセンサを並列して用いて、ゆっくりと生じ、一方、処理装置は、高いサンプリングレートで両方の圧力信号を同時に記録する。上述したように、両方のセンサからの圧力信号間の局所的な時間遅延Δｔ（ｘ）は、心拍毎に計算される。この位置ｘは、引き戻し速度から既知である。局所的なＰＷＶは、この場合、次式を使用することにより計算される。
ＰＷＶ（ｘ）＝Ｄ／Δｔ（ｘ） （式５）
この後に、基本ＰＷＶは、式４を使用することにより決定される。

オプションとして、第１及び第２の例示的な実施形態によるシステムのいずれかにおいて、測定装置は、患者の身体６０の内側の血管の形態学的情報を提供するように構成された体外撮像装置３０を更に有してもよく、プロセッサは、血管の形態学的情報を２つのセンサの時間的位置と位置合わせするように構成されてもよい。センサの引き戻し速度は、撮像モダリティとの位置合わせを介して、例えば、それぞれの撮像モダリティによるセンサの位置の視覚化によって、決定されることができる。これは、ＰＩＭによって制御される機械的な引き戻しの代わりに、ユーザによる手動の引き戻しを可能にする。体外撮像装置は、心臓ＣＴ血管造影、ＭＲ血管造影、超音波撮像の少なくとも１つの撮像モダリティ使用してもよい。血管の形態学的情報は、血管の２Ｄ又は３Ｄ画像がレンダリングされうる、２次元又は３次元（２Ｄ又は３Ｄ）データを有してもよい。血管内のセンサの位置を特定するための、列挙された撮像モダリティに対する特定のマーカ、より具体的には、超音波撮像に対するエコー源性マーカ、Ｘ線ベースの撮像に対する放射線不透過性マーカ、及び磁気共鳴ＣＴに他薄るマーカが、当技術分野において既知である。

システムの第１及び第２の例示的な実施形態における生理学的情報の測定に対して圧力センサのみを使用する代わりに、代替のオプションは、結合された流量及び圧力センサを持つ血管内機器（例えば、Philips Volcano社のCombowire)を使用することである。この場合には、第２の基準センサを必要としない。流量−圧力センサは、ゆっくりと引き戻されながら、局所的な圧力ｐ（ｘ，ｔ）及び流速ｕ（ｘ，ｔ）を測定する。これらの測定値から局所的なＰＷＶを導出する複数の方法が存在する。例えば、以下の式を使用することができ、
ＰＷＶ（ｘ）＝（１／ρ）√（Σｄｐ²／Σｄｕ²） （式６）
ここで、ｄｐ及びｄｕは、１つの測定点から次の測定点への圧力及び流量の時間的変化であり、ρは、液体（典型的には血液）の密度である。合計は、各心周期にわたる。

ＰＷＶを決定する際の代替的な方法は、ｐ−ｕ曲線の反射なし部分に対する傾きである。ＰＷＶは、この場合、
ＰＷＶ（ｘ）＝（１／ρ）（ｄｐ／ｄｕ） （式７）
この後に、基本ＰＷＶは、式４を使用することにより決定される。

システムの第１及び第２の例示的な実施形態の更なる代替形態では、圧力センサの代わりに、流量センサを持つ血管内機器が、使用される。測定情報から、流速の変形が第１のセンサから第２のセンサに伝播するのにかかる時間遅延が、決定され、流速の変形は、心拍によって引き起こされ、拍動性血液運動を作成する。

システムの第３の例示的な実施形態では、血管内機器が、血管の長さに沿って血管内超音波（ＩＶＵＳ）又は光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）測定値を提供するように構成された体内撮像機器である。体内撮像機器は、遠位部分に結合された第１の撮像素子１１及び第２の撮像素子１２を有してもよく、第１の撮像素子は、第１の位置において血管内の測定値を監視するように構成され、第２の撮像素子は、第１の位置から離間された第２の位置において血管内の測定値を監視するように構成される。脈波速度は、血管の直径の変化、血管の壁までの距離の変化、又は第１及び第２の撮像素子によって測定されるべき血管壁の厚さの変化にかかる時間遅延から決定される。

システムの第４の例示的な実施形態では、測定装置が、患者の血管の長さに沿った複数の測定値及び血管の形態学的情報を提供するように構成された体外撮像装置３０を有する。体外撮像装置３０は、測定データを処理装置２０に直接的に提供してもよく、又は形態情報を処理する制御ユニット３１を有してもよい。制御ユニット３１は、撮像モダリティに依存する様々な機能、例えば体外超音波プローブを用いた超音波撮像のためのビーム形成を有してもよく、血管形態の撮像は、ＰＷＶが決定される、血管直径又は血管壁厚の変化の伝播と一緒に、単一の大きな開口で取得されることができる。体外撮像装置３０が、ＣＴ血管造影法及びＭＲ血管造影法のいずれかに適している場合、制御ユニット３１は、それぞれの撮像モダリティに対する造影剤の投与を制御し、撮像された組織のセグメント化を提供し、ＰＷＶが処理装置２０によって決定される、流れ及び／又は血管形態の変化の伝播を計算してもよい。

システムの第５の例示的な実施形態では、測定装置は、流速及び／又は圧力である、血管内の生理学的情報を測定するように構成されたセンサを有する血管内機器を有し、血管内機器は、ＰＩＭ １３０によって制御される引き戻しによってセンサを用いて血管に沿った様々な位置における測定値を提供するように構成され、更に、患者に接続可能であり、患者の心臓の電気活動測定値を提供するように構成された装置、例えばＥＣＧ機器４０を有する。システムの第１の例示的実施形態に反して、システムの第５の例示的実施形態は、静止した圧力又は流量センサを使用する必要がない。代わりに、患者の身体から発生するＥＣＧ（心電図）信号の測定値を使用する。システムは、ＥＣＧ信号の立ち上がりからトリガ信号を導出する。血管のセグメントに沿った様々な位置においてセンサによって測定された生理学的信号とＥＣＧ信号との間の時間遅延Δｔは、２つの信号間のタイミングの差から導出される。ＰＷＶ及び基本ＰＷＶは、システムの第１の例示的な実施形態と同様の方法で決定される。

図８は、予測される治療効果に従って患者を分類する方法２００を示すフローチャートである。ステップ２０２において、処理装置は、患者の血管の長さに沿った複数の測定値を測定装置から受信する。測定装置は、システムの例示的な実施形態のいずれか、又はそれらの代替物であってもよい。ステップ２０４で、処理装置２０は、複数の測定値に基づいて、血管の長さに沿った複数の脈波速度値を確認する。ステップ２０６において、処理装置２０は、予測される治療効果に従って患者を分類するための脈波速度値の限界値を確認する。限界値は、最も反射のない脈波速度値を表し、これは、例えば、血管の長さに沿った複数の脈波速度値の漸近限界によって確認されることができる。オプションとして、ステップ２０８において、処理装置は、所定の閾値と比較される限界値に基づいて、治療に適格な患者を推薦してもよい。

処理装置２０を制御するためのコンピュータプログラム要素が、提供されることができ、このコンピュータプログラム要素は、プロセッサ２２又は処理ユニットによって実行される場合に、方法２００に従ってステップを実行するように構成される。プログラム要素を記憶したコンピュータ可読媒体も、提供されることもできる。

予測される治療効果に従って患者を分類するための方法及びシステムは、腎動脈及び対応する腎除神経処置を参照して記載されるが、本発明は、例示的に記載される臨床的応用に限定されず、対応する遠位血管網が、血管（例えば、冠状血管系、大脳血管系、肝血管系）に沿ったＰＷＶ値の変動をもたらす波反射を引き起こす、血管状態の任意の評価に適用可能である。単一のＰＷＶ値に基づく予測される治療効果に従った患者の分類及び／又は血管の状態の評価は、強い反射源（例えば、分岐、狭窄）の近接性によって損なわれ得る。基本ＰＷＶは、血管の状態の評価及び／又は予測される治療効果に従った患者の分類を改善するための解決策を提供する。

当業者は、本開示によって包含される実施形態が、上述の特定の例示的な実施形態に限定されないことを理解するであろう。この点に関して、例示的な実施形態が、図示され、説明されてきたが、広範囲の修正、変化、及び置換が、前述の開示において企図される。このような変形は、本開示の範囲から逸脱することなく、上記になされ得ることが理解される。したがって、添付の特許請求の範囲は、本開示と一致する形で広く解釈されることが適切である。

Claims (15)

1. 患者の血管の長さに沿って複数の測定値を受信するように構成された入力ユニットと、
   プロセッサと、
   を有する装置において、前記プロセッサが、
   前記複数の測定値に基づいて、前記血管の長さに沿った複数の空間的に分解された脈波速度値を確認し、
   予測される治療効果に従って患者を分類するために、前記確認された脈波速度値の下限値を確認する、
   ように構成される、装置。
2. 前記限界値が、前記血管の長さに沿った前記複数の脈波速度値の漸近限界によって確定される、反射なしの脈波速度値を表す、請求項１に記載の装置。
3. 前記受信された複数の測定値が、腎動脈に関連し、前記プロセッサが、所定の閾値と比較される前記限界値に基づいて、腎除神経療法に適格な患者を推薦するように構成される、請求項１又は２に記載の装置。
4. 前記所定の閾値が、約１０ｍ／ｓである、請求項３に記載の装置。
5. 予測される治療効果に従って患者を分類するシステムにおいて、
   請求項１乃至４のいずれか一項に記載の装置と、
   前記患者の血管の長さに沿った複数の測定値を提供するように構成された測定装置と、
   前記予測される治療効果に従って前記患者を分類するための前記脈波速度値の限界値を表示するように構成されたユーザインタフェースと、
   を有する、システム。
6. 前記測定装置が、
   前記血管内の生理学的情報を測定するように構成された２つのセンサを有する血管内機器であって、第１のセンサを用いて前記血管内の固定位置において測定値を提供し、第２のセンサを用いて前記血管に沿った様々な位置において測定値を提供するように構成される、前記血管内機器、
   を有する、請求項５に記載のシステム。
7. 前記測定装置が、前記血管内機器に接続された制御ユニットを有し、前記制御ユニットが、前記２つのセンサ間の距離を調整するように構成される、請求項６に記載のシステム。
8. 前記測定装置が、
   前記血管内の生理学的情報を測定するように構成されたセンサを各々有する２つの血管内機器と、
   前記２つの血管内機器に接続された少なくとも１つの制御ユニットであって、前記２つの血管内機器を前記血管内で同期された形で移動させるように構成される、前記少なくとも１つの制御ユニットと、
   を有する、請求項５に記載のシステム。
9. 前記測定装置が、前記血管の形態学的情報を提供するように構成された体外撮像装置を更に有し、
   前記プロセッサが、前記血管の前記形態学的情報を前記血管内の前記２つのセンサの時間的位置と位置合わせするように構成される、
   請求項６乃至８のいずれか一項に記載のシステム。
10. 前記生理学的情報が、前記血管内の媒体の圧力及び流速のうちの少なくとも１つである、請求項６乃至９のいずれか一項に記載のシステム。
11. 前記測定装置が、前記血管の長さに沿って前記複数の測定値を提供するように構成された体内撮像機器を有する、請求項５に記載のシステム。
12. 前記体内撮像機器が、超音波センサ及びＯＣＴセンサのうちの少なくとも１つを有する、請求項１１に記載のシステム。
13. 前記測定装置が、
    前記血管の形態学的情報を提供し、
    前記患者の血管の長さに沿った前記複数の測定値を提供する、
    ように構成された体外撮像装置を有する、請求項５に記載のシステム。
14. 前記測定装置が、
    前記血管内の生理学的情報を測定するように構成されたセンサを有する血管内機器であって、前記センサを用いて前記血管に沿った様々な位置において測定値を提供するように構成される、前記血管内機器と、
    前記患者に接続可能であり、前記患者の心臓の電気的活動測定値を提供するように構成される装置と、
    を有する、請求項５に記載のシステム。
15. 予測される治療効果に従って患者を分類するコンピュータ実施方法において、前記方法が、
    患者の血管の長さに沿った複数の測定値を受信するステップと、
    前記複数の測定値に基づいて前記血管の長さに沿った複数の空間的に分解された脈波速度値を確認するステップと、
    前記予測される治療効果に従って前記患者を分類するために、前記確認された脈波速度値の下限値を確定するステップと、
    を有する方法。

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