JP6134695B2 - 画質が高められた血管の画像を提供するためのシステム、及びその制御方法 - Google Patents

Description

本発明は一般に血管の作像に関する。特に、本発明は第１の形式のデータから与えられ
た第１の画像及び第２の形式のデータから与えられた第２の画像に関する複合表示を発生
させるための方法及び装置に関する。このような複合表示の特定の例はＩＶＵＳ画像と並
んで表示される血管撮影像である。

この出願は「カテーテル画像相互登録」という名称の２００５年１月１１日に出願され
た米国仮特許出願番号第６０／６４２，８９３号及び「血管診断及び療法のための三次元
相互登録」という名称の２００５年６月２４日に出願された米国仮特許出願番号第６０／
６９４，０１４号の優先権を主張し、そこに含まれるいかなる参照文献の内容及び教示を
含む、これら両者の内容はその全体を参照としてここに表現的に組み込む。

冠動脈においては、通常アテローム斑に起因する血管内腔狭窄症を含む血管の疾病は心
筋アンギナ（胸部の痛み）及び心筋梗塞／心発症を伴う血流の減少を招くことがある。心
臓血管疾病の種々のインターベンション処置は現在、血管内腔のこのような狭窄症を特定
し、処置するために利用される。このような処置の例はバルーン血管形成及び（又は）ス
テントの展開である。診断用作像はこのような閉塞の処置前及び（又は）処置中に血管内
の閉塞の程度及び（又は）形式を特定するために利用される。診断用作像は、医師が疾病
した血管の適正な処置を保証し、このような処置の効果を確認できるようにする。

一般に、血管構造内の心臓血管疾病の特定及び処置のための診断画像を発生させるため
の２つの別個の方法が存在する。診断用作像の第１の方法は血管内腔の外部から血管内腔
を通って流れるストリームの放射線画像を発生させることである。このような流れの画像
を発生させる目的は、血流を制限する疾病した血管内の閉塞を特定することである。血管
内腔広さは血管撮影法を使用して伝統的に作像されており、この撮影法は、そこを通して
放射線不透過性の対照媒体を射出した患者の血管構造の部分内の１又はそれ以上の血管の
二次元図を得る工程を含む。二次元血管撮影画像はまた蛍光透視法によりリアルタイムに
見ることができる。このような手順中、画像は種々のデジタル媒体において又は映画撮影
法（映画）において捕捉することができる。映画撮影法は、血管内腔の良質の画像を得る
ことができるが、高レベルのイオン放射線に患者を曝すことになる。

一般に血管撮影よりも実質上一層弱い放射線を使用する蛍光透視法は主として、１又は
それ以上の放射線不透過性のマーカーを含む診断及び治療用のカテーテル又はガイドワイ
ヤを、血管を通して可視的に案内するために医師により使用される。蛍光透視法中の放射
線の強度は典型的には映画撮影法中に患者に曝される放射線の強度の１／１０である。多
くのカテーテルは蛍光透視鏡で見ることのできる放射線不透過性のマーカーを有し、それ
によって、医師は患者に対してカテーテルを挿入及び（又は）引き出しする際にそのよう
なカテーテルの位置／経路を追うことができる。ガイドワイヤのプラチナバネコイルはま
た放射線不透過性のマーカーとして作用する。蛍光透視法の一層小さな放射線強度は診断
／処置手順中一層長期の使用を許容する。しかし、その一層長い使用時間のため、インタ
ーベンション処置手順中に蛍光透視方からの総合の放射線露出量は映画撮影法手順中の放
射線露出量を大幅に越えることがある。従って、診断及び（又は）インターベンション処
置手順中の蛍光透視鏡の使用時間期間を最少にするのが医師の責任である。

上述の作像の第１の方法は多数の欠点を有する。例えば、血管壁の近傍での対照媒体の
制限された流れ及び血管の横断面の極端な変化は十分な濃度の対照媒体での血管の不完全
な充填を生じさせることがある。その結果、血管セグメントの直径は血管撮影画像におい
て正しく表されないことがある。例えば、左側の主要な冠動脈の横断面はしばしば血管撮
影法により低く見積もられる。これは、血管内の閉塞の重大性を判断しようとする場合又
は処理バルーン又はステントの寸法を選択する場合に、問題となることがある。過小寸法
のバルーン又はステントは適正な寸法の装置と同じような有効な処置を提供しない。さら
に、血管撮影法においては、血管の横断面は血管の狭窄部の実際の程度を精確に表さない
ことのある二次元図により決定される。

更に、最適な処置結果を達成するためには、生の血管の真の標的直径即ち疾病していな
い血管の直径を正しく決定することが重要である。しかし、血管撮影法はその全長に沿っ
た疾病した血管の標的直径を決定するのに有効ではない。例えば、血管がその長さに沿っ
て直径を先細りさせる傾向を有するので、均一に狭窄された血管は血管撮影画像において
正常に見えることがある。

最後に、血管撮影法はアテローム斑において見られる異なる形式の組織間の識別を容易
にしない。例えば、心発症を生じさせることが分かっている冠動脈においては、壊死した
組織は純然たる繊維性組織よりも一層頻繁に存在するものと思われる。従って、いくつか
の閉塞を特定する良好な方法を提供するが、血管撮影法は、血管撮影画像データの不完全
な特性のため、最良の診断作像工具であるとは必ずしも限らない。
血管作像の第２の方法はカテーテルに装着された血管プローブを使用して血管自体を作像
する工程を有する。血管の血管作像は血管についての種々の情報を提供し：これらの情報
は、内腔の横断面、血管壁上の付着物の厚さ、血管の疾病していない部分の直径、疾病し
た区分の長さ及び血管壁上のアテローム斑の形成を含む。

いくつかの形式のカテーテル装置が血管壁上のアテローム斑付着物を作像するために血
管構造を通して移動するように設計されてきた。このような進歩した作像形態は、これら
に限定されないが、血管超音波（ＩＶＵＳ）カテーテル、磁気共振作像（ＭＲＩ）カテー
テル及び光学コヒーレンス断層撮影（ＯＣＴ）カテーテルを含む。更に、サーモグラフィ
カテーテル及びパルポグラフィカテーテルも血管プローブを介して血管画像データを発生
させるものとして証明されている。提案された他のカテーテル形態は赤外又は近赤外作像
を含む。

作動において、このような血管カテーテル装着プローブは作像を行いたい区域において
血管に沿って移動させられる。プローブが関連する領域を通過すると、血管、内腔及び取
り巻き組織の一連の「スライス」即ち横断面に対応する組をなす画像データが得られる。
上述のように、カテーテルは放射線不透過性のマーカーを有する。このようなマーカーは
カテーテルの末端の近傍に実質上位置する。それ故、作像プローブのおよその位置は、蛍
光透視鏡又は血管撮影画像上でのカテーテル操作手順を観察することにより、認識するこ
とができる。典型的には、作像カテーテルは、特殊化した信号処理ハードウエア及びソフ
トウエア並びにディスプレイを含む専用のコンソールに接続される。生の画像データはコ
ンソールにより受け取られ、関連する特性を含む画像を得るように処理され、専用のディ
スプレイ装置上に表示される。

例えば、血管の疾病を診断／処置するために使用されるＩＶＵＳ画像は一般に血管の組
をなす横断面画像「スライス」を有する。グレースケール横断面スライス画像は、作像プ
ローブにより受け取られた超音波エコーの強度に基づき血管に沿った一組の位置の各々に
おいて、得られる。比較的強力なエコーを生じさせるカルシウム又はステント支柱はグレ
ーの明るい影として示す。一層弱いエコーを生じさせる血液及び血管層はグレーの暗い影
として示す。

アテローム組織は内側の弾性層（ＩＥＬ）と外側の弾性層（ＥＥＬ）との間の横断面画
像の部分として特定される。血管内腔をシールしその寸法を計算する能力は、限られた二
次元血管撮影法よりも一層信頼性のある血管の直径及び横断面積の決定を許容する。ＩＶ
ＵＳが対照剤の分散に依存しないので、ＩＶＵＳは上述のような左側の主要な冠動脈の画
像を発生させるのに特に有用である。更に、ＥＥＬを図示しその寸法を計算する能力は、
閉塞／疾病した血管に適正な血流を回復させるときに使用するために、ＩＶＵＳ画像によ
る、バルーン又はステントの正しい直径及び長さの、血管撮影法よりも一層信頼ある決定
を許容する。組織の特徴化を遂行し、カラーコードで異なる形式の組織を示すような進歩
したＩＶＵＳ画像もまた描かれてきた。１つのこのような形態は米国特許第６，２００，
２６８号明細書に記載されている。ＩＶＵＳと同様、上述の他のカテーテルは、そこから
付加的な情報を得ることのできる一連の横断面画像を表示する。

カテーテル装着プローブ特にＩＶＵＳプローブは種々の二次元及び三次元画像を得るよ
うに形成することができる。上述の二次元の横断方向横断面画像に加えて、長手方向の平
坦な画像は横断面「スライス」の「スタック」を通して切断を行う平面から構成すること
ができる。更に、三次元「フライスルー」(flu-through)画像は血管の一連の横断面スラ
イス内の情報から構成することができる。このような三次元画像は視覚的に強い印象を与
えるが、二次元血管撮影画像は血管内のカテーテルの位置、及び、それを介して医師が処
置手順を計画し実行する「概略的な」基準を決定するための主要な基礎を保持する。

「スタック」又は「フライスルー」画像を生じさせる際、次のスライスに対する各スラ
イスの方位に関して、画像データ処理ソフトウエアによりある仮定を行う。多くの場合、
一連の横断方向の横断面スライスから得られた複合画像は直線の血管セグメントの形とし
て得られる。実際に、血管はかなり湾曲することがある。直線セグメントを得るセグメン
トの可視化においては、他のスライスに関する各横断面スライスの空間的な方位は測定さ
れない。更に、カテーテル装着プローブの回転方位は血管を通っているときのカテーテル
の捩りのため実質上分からない。それ故、隣接するスライス間の角度関係は実質上分から
ない。多くの場合、このような制限は疾病した血管の処置に重大な影響を与えない。その
理由は、典型的な処置形態（バルーン、ステント）が円周方向で特定のものではないから
である。例えば、バルーンは内腔のまわりで血管を３６０°膨らませる。
米国特許第６，２００，２６８号明細書

血管を作像する２つの上述の方法により提供される利点に関して、多くのカテーテル擬
乳酵素は患者を診断及び処置するために両方の方法を同時に使用する。しかし、対応する
ＩＶＵＳ画像（又はカテーテル装着プローブにより得られた他の画像）とは異なるディス
プレイモニター上で提供される血管撮影画像は疾病した血管の状態の包括的な理解を得る
ための挑戦を提示する。例えば、医師は処置を必要とする血管撮影ディスプレイ上に提示
された血管上の位置を決定するために横断面画像内の特定の構造（例えば供給血管）を特
定する。２つの別個のディスプレイ装置により得られた等位画像は、医師が２つの別個の
ディスプレイ装置上の２つの異なるスクリーン間で前後に参照するときに、扱いにくくな
ることがある。更に、ＩＶＵＳ画像のビデオループが機械上で後に再生するために記録さ
れるとき、対応する血管撮影画像はこれと同期して記録されない。それ故、再生中、見て
いる特定の横断面は普通別のファイル内にある血管撮影法と対比する必要がある。

既知の可視化ディスプレイは血管撮影図、ＩＶＵＳ横断方向面図及びＩＶＵＳ長手方向
面図を同時に提供する。赤い点は現在表示されているＩＶＵＳ横断方向面図に対応する血
管撮影図上に置かれる。青い線は現在表示されている長手方向面図に対応する血管撮影図
上に置かれる。基準点及び線はそれらの位置を血管撮影図上で登録させるプロセスの精度
と同じ程度の価値がある。

血管系の良好な全体図を提供するため、本発明によれば、装置及び方法は血管撮影画像
を含む患者の第１の図と、可撓性の細長い部材の末端に装着された作像プローブにより提
供される情報から得られる血管画像を含む第２の図とを同時に提供する単一のディスプレ
イを有する。作像プローブの近傍の放射線不透過性のマーカーにより提供される画像情報
から導き出される位置を有するカーソルは、作像プローブの位置を現在表示されている血
管画像と関連させるために血管撮影画像内に表示され、従って、現在表示されている血管
画像に対応する患者内の位置の容易に認識できる特定を提供する。結果としての複合表示
は、血管撮影図からは入手できない血管についての情報を含む血管画像、及び、そこから
血管画像を得る血管画像の源の血管内の現在の位置を同時に提供する。

カテーテル画像相互登録を履行するための装置の概略図である。 例示的な血管撮影画像を示す図である。 カテーテルに装着された放射線不透過性マーカーの例示的な蛍光透視画像を示す図である。 横断面ＩＶＵＳ画像と並んで例示的な画質が高められた放射線画像を示す図である。 横断面ＩＶＵＳ画像と並んで例示的な画質が高められた放射線画像を示す図であり、この場合、放射線画像は更に関連する血管内の計算された経路を含んでいる図である。 横断面ＩＶＵＳ画像と並んで例示的な画質が高められた放射線画像を示す図であり、この場合、放射線画像は更に図５とは異なる位置に位置するマーカーを備えた関連する血管内の計算された経路を含んでいる図である。 横断面ＩＶＵＳ画像と並んで例示的な画質が高められた放射線画像を示す図であり、この場合、放射線画像は更に関連する血管内の計算された経路及びマーカー位置の同期／較正地点を提供する基準マークを含んでいる図である。 単一の円筒状の放射線不透過性のマーカーバンドを含む例示的なカテーテルの末端を示す図である。 カテーテルシャフトを部分的に取り巻く、例示的な実施の形態において使用するのに適した放射線不透過性のマーカーバンド９００を示す図である。 図９ａに示す形式の２つの放射線不透過性のマーカーバンドを有する作像カテーテルを示す図であって、この場合、２つのバンドはカテーテルの軸線に沿った１／４回転により傾斜されている図である。 末端マーカーバンド９００の全表面上で直接見える図から図９ｂの作像カテーテルを示す図である。 カテーテルが図９ｃに示す位置から軸方向に９０度回転した状態での、図９ｃの作像カテーテルを示す図である。 図９ｃ及び図９ｄからは異なった回転位置での作像カテーテルを示す図である。 放射線及び血液力学画像情報の相互登録のための例示的なディスプレイを示す図である。 データ取得手順中に相互登録された図を取得し表示するための一組の工程を要約するフローチャートである。 先に取得した画像データの再生中に相互登録された図を取得し表示するための一組の工程を要約するフローチャートである。

特許請求の範囲は本発明の特徴を詳細に規定するが、本発明は、その目的及び利点と共
に、添付図面に関連して行う以下の詳細な説明から理解できよう。
本発明の実施の形態に従えば、画像データ取得装置及び（又は）可撓性の細長い部材（例
えばカテーテル、ガイドワイヤ等）に装着された作像プローブ（例えばＩＶＵＳトランス
デユーサプローブ）に関連する位置情報及び血管画像を同時に提供する単一のディスプレ
イ上で図を発生させるデータ／画像プロセッサを有する方法及び装置を、例として以下に
説明する。

最初に図１に戻ると、血管撮影／蛍光透視及び血管超音波画像の相互登録の形で本発明
を実行するための装置を概略的に示す。放射線及び超音波画像データ取得副装置は一般に
当業界で周知である。放射線画像データに関しては、患者１０は血管撮影テーブル１２上
に置かれる。血管撮影テーブル１２はテーブル１２上の患者１０に関して作動位置におけ
る血管撮影／蛍光透視ユニットＣアーム１４の位置決めにとって十分な空間を提供するよ
うに配置される。血管撮影／蛍光透視Ｃアーム１４により得られた放射線画像データは伝
達ケーブル１６を介して血管撮影／蛍光透視プロセッサ１８に送られる。血管撮影／蛍光
透視プロセッサ１８はケーブル１６を介して受け取った放射線画像データを血管撮影／蛍
光透視画像データに変換する。最初、血管撮影／蛍光透視（「放射線」）画像データはプ
ロセッサ１８内に貯蔵される。

超音波画像データの取得に関連する装置の部分に関しては、作像カテーテル２０特にＩ
ＶＵＳカテーテルは、診断プローブ２２（特にＩＶＵＳプローブ）を含むその末端が血管
の所望の作像位置の近傍に位置するように、患者１０内に挿入される。図１では特に特定
されないが、プローブ２２の近傍に位置する放射線不透過性の材料は放射線画像における
プローブ２２の現在の位置の表示を提供する。例えば、診断プローブ２２は超音波ウエー
ブを発生させ、診断プローブ２２の近傍の区域を表す超音波エコーを受け取り、超音波エ
コーを対応する電気信号に変換する。対応する電気信号は作像カテーテル２０の長さに沿
って基端コネクタ２４に伝達される。プローブ２２のＩＶＵＳバージョンは単一及び複数
のトランスデユーサ素子配列を含む種々の形態をとる。複数のトランスデユーサ素子配列
の場合、トランスデユーサの列（アレイ）は次のように配置することができる：作像カテ
ーテル２０の長手軸線に沿って直線的に配置する、カテーテル２０の長手軸線のまわりで
湾曲的に配置する、長手軸線のまわりで円周方向に配置する等。

カテーテル２０の基端コネクタ２４はカテーテル画像プロセッサ２６に連通結合される
。カテーテル画像プロセッサ２６は基端コネクタ２４を介して受け取った信号を、例えば
、血管セグメントの横断面画像に変換する。更に、カテーテル画像プロセッサ２６は血管
の長さに沿って取った血管の薄切り即ちスライスに対応する長手方向の横断面画像を発生
させる。カテーテル画像プロセッサ２６により得られたＩＶＵＳ画像データは最初にプロ
セッサ２６内に貯蔵される。

診断プローブ２２により得られカテーテル画像プロセッサ２６により処理された診断作
像データの形式は本発明の代わりの実施の形態に従って変わる。特定の代わりの実施の形
態に従えば、診断プローブ２２は機能流れ測定値としても参照される血液力学情報（例え
ば血液の流速及び圧力）を提供するための１又はそれ以上の（例えばドップラー及び（又
は）圧力）センサを具備する。このような代わりの実施の形態においては、機能流れ測定
値はカテーテル画像プロセッサ２６により処理される。従って、「画像」という用語は、
血液の圧力、血流の速度／体積、血管の横断面組成、血液にわたるせん断応力、血液／血
管壁の境界面におけるせん断応力等を含む血管情報を表す種々の方法を包含するように広
義に解釈すべきことを意図することに留意されたい。血管の特定の位置に対する血液力学
データの取得の場合、有効な診断は、心臓血管疾病を表す機能流れメトリックスを同時に
観察しながら、血管構造内の診断プローブ２２の現在の位置を可視化する能力に依存する
。血液力学及び放射線画像の相互登録は疾病した血管の精確な処置を容易にする。代わり
に、カテーテル装着センサに代えて、例えば直径０．０１８インチ（約０．４６ｍｍ）の
ガイドワイヤのようなガイドワイヤ上にセンサを装着することができる。従って、本発明
の実施の形態によれば、種々のプローブ形式が使用されるのみならず、末端でこのような
プローブを装着する種々の可撓性の細長い部材（例えばカテーテル、ガイドワイヤ等）も
使用される。

相互登録プロセッサ３０はライン３２を介してカテーテル画像プロセッサ２６からＩＶ
ＵＳ画像データを受け取り、ライン３４を介して放射線画像プロセッサ１８から放射線画
像データを受け取る。代わりに、センサとプロセッサとの間の連通は無線媒体を介して実
行される。相互登録プロセッサ３０は受け取った画像データから導き出される放射線及び
ＩＶＵＳ画像のフレーム即ち駒の双方を含む相互登録画像を得る。本発明の実施の形態に
よれば、目印（例えば放射線不透過性のマーカーアーチファクト）は同時に表示されたＩ
ＶＵＳ画像データに対応する位置の放射線画像上に提供される。相互登録プロセッサ３０
は、最初、画像データメモリー４０の第１の部分３６においてライン３４を介して放射線
画像プロセッサ１８から受け取った血管撮影画像データをバッファする。その後、カテー
テル導入手順の過程中、ライン３２、３４を介して受け取ったＩＶＵＳ画像データ及び放
射線不透過性マーカー画像データは画像データメモリー４０の第２の部分３８及び第３の
部分４２にそれぞれ貯蔵される。貯蔵された画像データの個々に得られた駒は、ＩＶＵＳ
画像駒及び対応する放射線（放射線不透過性マーカー）画像データ駒と関連させるように
、適当に札付け即ち識別化（例えば時間付け、連番等）される。ＩＶＵＳデータではなく
血液力学データが得られるような実施の形態においては、血液力学データは第２の部分３
８に貯蔵される。

更に、血管撮影／蛍光透視作像装置の視界内で、患者の表面上又は患者の近傍内に付加
的なマーカーを配置することができる。次いで、このようなマーカーの位置は正確な位置
において血管撮影画像上で放射線不透過性マーカーアーチファクトを位置決めするために
使用される。

相互登録プロセッサ３０は画像データメモリー４０の第１の部分３６、第２の部分３８
及び第３の部分４２内に先に貯蔵されたデータから相互登録画像を得る。例として、特定
のＩＶＵＳ画像駒／スライスは第２の部分３８から選択される。相互登録プロセッサ３０
は第２の部分３８からの選択されたＩＶＵＳ画像データに対応する第３の部分４２内の蛍
光透視画像データを特定する。その後、相互登録プロセッサ３０は第３の部分４２からの
蛍光透視画像データを第１の部分３６から検索された血液撮影画像駒上に重ね合わせる。
その後、相互登録された放射線及びＩＶＵＳ画像駒は図形ディスプレイ装置５０上で互い
に並んで同時に表示される。また、ディスプレイ装置５０を駆動する相互登録された画像
データ駒は、画像データメモリー４０に貯蔵された放射線及びＩＶＵＳ画像データを取得
した手順とは別の活動における後の再吟味のために長期間貯蔵装置６０に貯蔵される。

図１には示さないが、制御され／測定された方法で患者からカテーテル２０を引き出す
引き戻し装置が組み込まれる。このような装置は当業界で周知である。このような装置の
組み込みは、蛍光透視法が不活動の場合に、時間の時点において視界内のプローブ２２の
現在の位置の計算を容易にする。

図２に戻ると、血管撮影／蛍光透視プロセッサ１８は所望の投影（患者／血管方位）及
び倍率で血管撮影「ロードマップ」画像２００を捕捉する。例として、画像２００は最初
患者の血管構造内の関連する区域へＩＶＵＳカテーテルを移動させる前に遂行される血管
撮影手順により捕捉される。血管内にカテーテル２０が無い状態での血管撮影手順の遂行
は最大の対照流れ、良好な血管充填及びそれ故良好な全体血管撮影画像を提供する。従っ
て、側分岐部２１０のような側分岐部及び他の血管構造目印部は、図形ディスプレイ装置
５０上に表示された相互登録した画像の放射線画像部分上に表示することができ、明確に
見ることができる。

図３に戻ると、カテーテル２０はその出発位置（例えば、ＩＶＵＳ引き戻し手順を開始
する位置）へ移動される。典型的には、カテーテル２０は先に前進させたガイドワイヤ（
図示せず）上で移動される。その後、蛍光透視画像が得られる。画像においては、カテー
テルの放射線不透過性のマーカー３００が可視化されるが、対照流れが無いため、血管内
腔は見ることができない。しかし、血管撮影及び蛍光透視画像の双方内に存在する一組の
位置決めマークは先に得られた血管撮影画像内でのマーカー画像の適正な位置決め（重ね
合わせ）を可能にする。血管撮影画像の視野内で放射線不透過性のマーカー画像を適正に
位置決めする他の方法はここでの教示を考慮すれば当業者にとって知ることができよう。
更に、マーカーアーチファクトはトランスデユーサ基端位置に対応するように重ね合わせ
た画像駒上で（寸法及び位置の双方を）自動的に調整することができる。血管撮影画像上
での放射線不透過性のマーカーアーチファクトの畳重／重ね合わせの結果は、例として、
図４に示す例示的な相互登録画像内に示す。

図４に戻ると、（関連する放射線及びＩＶＵＳ画像を含む）例示的な相互登録ディスプ
レイ４０１は血管の選択された横断面ＩＶＵＳ画像４００を示す。放射線画像４１０はデ
ィスプレイ５０上でＩＶＵＳ画像４００と並んで同時に表示される。放射線画像４１０は
メモリー４０の第１の部分３６から得られた血管撮影背景上に重ね合わされた蛍光透視画
像駒により得られた放射線画像データから発生されたマーカーアーチファクト４２０を含
む。蛍光透視画像駒は観察中の血管内の診断プローブ２２の現在の位置に対応する。血管
撮影及び蛍光透視画像の双方内に表される視界の精確な適合（２つの画像の正確な投影及
び倍率）は図４に表示された相互登録画像の右側区画内の表示されたＩＶＵＳ画像４００
に対応するＩＶＵＳプローブの現在の位置の特定を許容する。

代わりに、複合放射線画像４１０は１つの工程で得られる。このような場合、元のロー
ドマップ血管撮影画像は、カテーテルが既にその出発位置にある状態で、得られる。しか
し、得られた後、ＩＶＵＳプローブが血管から引き出されるときに、血管撮影画像は再使
用される。

装置はまた、放射線及びＩＶＵＳ画像データを発生させ／取得する際に、心臓の動きを
考慮する。例として、ＥＫＧのピークＲ波中にのみ血管撮影（背景）及び放射線不透過性
のマーカーの双方のための画像データを取得することにより、心臓の動きは一層小さな因
子となり、良好な畳重関係が血管撮影視界と蛍光透視視界との間に存在する。ピークＲ波
が選択される理由は、これが、その間に心臓が最少量の運動を行う拡張終期を表し、従っ
て、放射線画像データをそこから得る一層一貫した状態を表すからである。ピークＲ波は
また装置のためのＥＫＧにおける検出を容易にする地点である。

図４を参照し続けると、例示的な実施の形態においては、ＩＶＵＳカテーテル２０が作
像を開始するとき、ＩＶＵＳカテーテルからの横断面画像４００は血管撮影背景及び重ね
合わせたマーカーアーチファクト４２０の双方を含む画質が高められた放射線画像４１０
と並んで表示される。画質が高められた放射線画像４１０及び横断面ＩＶＵＳ画像４００
はディスプレイ５０上で互いに近接して（並んで）表示され、そのため、オペレータは、
画質が高められた放射線画像４１０の状態を実質上同時に観察しながら、横断面画像４０
０内の情報に全力を注ぐことができる。

複合／画質が高められた放射線画像及び横断面画像の双方の同時の表示は、患者内の血
管セグメントの疾病した状態及び血管セグメントの位置の双方の瞬時の知覚を許容する。
このような包括的な情報は三次元フライスルー画像又は重なった長手方向の画像において
は容易に識別できない。フライスルー画像も重なった画像も、単独では、１）横断面にお
けるすべての情報、２）血管の形状のための感触及び３）血管の長さに沿った横断面の位
置の同時の認識を許容しない。画質が高められた血管撮影（マーカーアーチファクトを含
む）及び血管横断面画像／情報の上述の「相互登録」は、平均的な視野及び空間能力を備
えたオペレータに対して簡単な提示においてこれら３つのすべての事項を実現する。相互
登録表示は例えばＩＶＵＳコンソールディスプレイ上で提示されるか、または、相互登録
表示は手順を行っている室内か又は遠隔位置において１又はそれ以上の血管撮影モニター
上で提示される。例えば、手順室内のテーブル上の１つのモニターは、従事している医師
が手順を見るのを許容し、一方、同時に、この症例のために手洗いしていない第２の顧問
医師も別の制御室から相互登録表示を含む第２のモニターを介してその症例をみることが
できる。制御室からの視察はまた、有鉛服を着ることなく、可能である。

画質が高められた放射線画像４１０の背景血管撮影（「ロードマップ」）画像部分の持
続性に関して、単一の血管撮影画像は、例えば、与えられた手順／患者位置に対して得ら
れ／発生され、メモリー４０の第１の部分３６に貯蔵される。視界が変化するか又は患者
の位置が変化した場合、更新された背景血管撮影画像が発生され、第１の部分３６に貯蔵
される。代わりに、背景血管撮影画像は存続するか又は例えば血管撮影法を遂行する各工
程において連続的に更新される。画質が高められた放射線画像４１０の血管撮影ロードマ
ップ／背景画像部分の投影は好ましくは、蛇行した／巻き付いた血管内に存在する縮小を
考慮して、見るべき全体の血管を最良に表示する方位及び倍率とされる。代わりに、２つ
のロードマップ画像（又は２つの画質が高められた放射線画像４１０でさえ）は１つの画
像４１０の代わりに使用／表示できる。このような複数の図は双面血管撮影法の状況にお
いて提供される。

作像カテーテル２０上の放射線不透過性のマーカーに少なくとも部分的に基づく、画質
が高められた放射線画像の視野内でのマーカーアーチファクトのための位置の確立は種々
の方法で達成することができる。以下に更に説明する例は：（地点を確立するためにマー
カーの近くの位置でクリックすることにより）ユーザーが特定する地点；画像パターン認
識（視界内のマーカーのユニークな記号の自動特定）；及び経路の手動計算と自動計算と
の組み合わせを含む。

画像４１０を得るための背景／ロードマップ血管撮影画像の向上は多数の異なる方法で
達成される。上述のように、図示の実施の形態においては、（カテーテル２０の末端に装
着されたプローブ２２の近傍の放射線不透過性のマーカーの蛍光透視画像から導き出され
る）マーカーアーチファクト４２０は画質が高められた放射線画像４１０の血管撮影／ロ
ードマップ背景の上に重ね合わされ／畳重される。画像４１０の存続／マーカーアーチフ
ァクト位置がカテーテル運動（例えば引き戻し）の全時間にわたって蛍光透視法を遂行す
ることを必要とするので、代わりの実施の形態においては、マーカーアーチファクトは、
蛍光透視鏡が活動しているときに、このような期間中にのみ画像４１０上に表示される。
蛍光透視鏡が不作動の場合は、血管撮影背景のみがディスプレイ５０の画質が高められた
画像４１０上に提示される。

図５、６に戻ると、本発明の実施の形態において、蛍光透視鏡が不作動の場合、相互登
録プロセッサ３０はその最新の登録された位置及びカテーテル運動の他のインジケータ（
例えば、引き戻し距離センサ／メーター）に基づき放射線不透過性のマーカーのおよその
位置を計算する。およその位置は、ディスプレイ５０１内で対応するＩＶＵＳ横断面画像
５００と並んで表示される画質が高められた放射線画像５１０上のマーカーアーチファク
ト５２０を得るために、放射線不透過性のマーカー画像の代わりに利用される。特定の例
示的な例として、蛍光透視鏡が不作動の期間中、マーカーアーチファクト５２０の位置は
、現在の背景血管撮影画像により提供される現在の画像の視野内の放射線不透過性のマー
カーの現在の／変化した位置を表すセンサデータから、相互登録プロセッサ３０内のソフ
トウエア／ハードウエアにより計算される。本発明の実施の形態においては、マーカーア
ーチファクト５２０の視覚特徴（例えば、色、記号、強度等）は、蛍光透視鏡が作動か／
不作動かを区別するために使用され、従って、マーカーアーチファクトの位置が実際のも
のか／計算されたものかを示すために使用される。更に、一層進歩した装置においては、
マーカー（従って診断プローブ２２）の変位及び角度方位の双方は、画像５００を発生さ
せるためのデータを取得するときに、血管内の診断プローブ２２の現在の位置の精確な近
似を得るように決定される。

図５、６を参照し続けると、計算された経路５５０／６５０はディスプレイ５０１／６
０１内の相互登録プロセッサ３０により決定される。マーカーアーチファクト５２０／６
２０は計算された経路路５５０／６５０の頂部に配置される。マーカーアーチファクト５
２０／６２０は非視覚位置データ（例えば、引き戻し距離、空間位置センサ、角度方位セ
ンサ等）から計算された位置において血管撮影画像上に重ね合わされる。例えば、画質が
高められた放射線画像５１０／６１０内の放射線不透過性のマーカーの初期の位置が知ら
れており、カテーテルが既知の時間量だけ特定の割合で自動引き戻し装置により引っ張ら
れる場合、装置により、カーソルは引っ張り量及び時間期間の積を表す計算された経路５
５０／６５０に沿った初期の位置からの距離に配置することができる。更に、蛍光透視鏡
が作動され、放射線不透過性のマーカーが取得され、相互登録プロセッサ３０に対して提
示されるような各引き続きの時間において、実際の放射線不透過性マーカーの位置と計算
されたマーカーアーチファクト５２０／６２０の現在の位置との間の誤差は、計算された
位置を、放射線不透過性マーカー画像により計算された位置と交換することにより、取り
除かれる。修正された位置とマーカーアーチファクト５２０／６２０の計算された位置と
の間の誤差は取り除かれる。例示的な実施の形態においては、誤差／合計進行距離の比は
、蛍光透視鏡が不作動であった全体の先の期間に対して、画質が高められた放射線画像５
１０／６１０の取得／貯蔵されたコピー上のすべての先の計算／取得／提示されたマーカ
ーアーチファクトの畳重位置を再計算し、調整するための尺度因子として使用される。

同様に、再計算はまた計算された経路５５０／６５０の曲線の形状を更新することがで
きる。図５、６に示すように、計算された経路５５０／６５０は、表示された血管を通る
中心線により表される、プローブ２２がそこを通過する血管のねじれに適合する曲線とし
て示される。代わりに、血管内のカテーテル経路は、このような血管を通して引っ張られ
るときに、血管の中心線よりも一層真っ直ぐで一層短い経路をとる。しかし、カテーテル
が引っ張りの代わりに押し込みにより並進される場合、計算された経路５５０／６５０は
血管の曲率に一層緊密に適合するか、または、一層長い経路をとることにより血管のねじ
れを一層誇張する。倍率係数（例えば、押し込みに対して１．０５、引っ張りに対して０
．９５）は、血管を通して押し込まれ／引っ張られるときのプローブがとる経路のこの一
般的な観察に基づき経路を計算する際に、導入することができる。代わりに、経路は異な
る投影（面）において取られた２つの異なる血管撮影画像から計算することができる。こ
れは、それから真の中心線を計算できる三次元血管撮影画像を許容する。

図７に示すディスプレイ７０１内の相互登録されたＩＶＵＳ画像７００及び画質が高め
られた放射線画像７１０により表される、更に別の実施の形態によれば、オペレータは計
算された経路７５０上の１又はそれ以上の地点で基準マーク７６０を生じさせる。基準マ
ーク７６０は種々の可能性ある使用に役に立つ。例として、基準マーク７６０は画質が高
められた放射線画像７１０内のマーカーアーチファクト７２０の位置を更新するためのベ
ンチマーク（位置同期地点）として作用することができる。図７に示す実施の形態におい
ては、相互登録プロセッサ３０は計算を遂行する前に基準マーク７６０の位置情報の手動
入力まで待機する。ユーザーは放射線不透過性のマーカーを含む視界の蛍光透視鏡により
提供される画像データから得られたマーカーアーチファクト７２０と一致する基準マーク
７６０を生じさせる。その初期の進入期間を越えて持続できる基準マーク７６０はプロー
ブ２２の現在／見積もられた位置を追従するマーカーアーチファクト７２０から区別され
る。更に、例示的な実施の形態においては、基準マークは経路５５０／５６０上の単に計
算された位置の見積もり値からの計算された地点（例えば５５０／５６０である経路上の
地点）上の見積もられた地点と対照的に、（放射線不透過性のマーカーの蛍光透視画像に
より得られた）プローブ２２の実際の位置を強調する／目立たせるために使用される。更
に他の実施の形態においては、基準マーク７６０は診断／処置手順中に関連する特定の地
点を強調するために使用される。ブックマークはディスプレイ７０１のＩＶＵＳ画像７０
０部分に関連する一連の横断面画像内に置かれる。ブックマークはディスプレイ７０１内
の基準マーク７６０に対応する特定の達成された画像駒への迅速なアクセス許容する。

本発明の実施の形態によれば、図４−７において提供される表示された画像に関連する
ユーザーインターフェイスは、オペレータが血管内の横断経路に沿って順々に取得された
データを表す一連の貯蔵された駒を通して追跡するのを許容する「スライダ」制御子を有
する。スライダ制御子はキーボード上の一組の矢印、血管セグメントを横断するようにマ
ウス又は他のユーザーインターフェイスを使用して再生中にオペレータにより操作できる
画質が高められた放射線画像上に表示されたバー／カーソル等とすることができる。例と
して、図７と同様の表示は先のデータ取得活動の再生中に相互登録プロセッサ３０により
得られる。基準マーク７６０と同様のカーソルは再生中に画質が高められた放射線画像７
１０上に表示される。ユーザーはカーソルを選択し、計算された経路７５０と同様の経路
に沿ってカーソルをドラッグする。ユーザーが経路に沿ってカーソルをドラッグし、ドロ
ップしたとき、相互登録プロセッサ３０は対応する相互登録された画像を取得し、提示す
る。ユーザーは例えば矢印キー、マウスボタン等を使用して貯蔵された画像を通して順々
に先に進む。

蛍光透視鏡が不作動の場合に、（現在表示されているＩＶＵＳ横断面画像に対応する血
管内の位置を表す）マーカーアーチファクトの位置の相互登録プロセッサ３０の計算を改
善／最適化する種々のカテーテルマーキング体系が考えられることに留意されたい。図８
に戻ると、単一の放射線不透過性のマーカーバンド８００はＩＶＵＳプローブの近傍でカ
テーテル８２０に取り付けられる。放射線不透過性のバンド８００は基端縁部８０２と末
端縁部８０４とを有する。バンド８００は円筒状であり、基端縁部８０２における直径は
末端縁部８０４における直径に等しい。更に、バンド８００は既知の長さを有する。

カテーテル２０の基端コネクタ２４がカテーテル画像プロセッサ２６（又はプロセッサ
２６に連通接続された介在する患者インターフェイスモジュール）の出口に接続したとき
、プロセッサ２６はカテーテル２０を特定するためのＥＰＲＯＭ、ＲＦＩＤ、光学リーダ
ー又は任意の他の適当な方法を介してカテーテル２０から特定化情報を受け取る。図示の
実施の形態においては、カテーテルの長さ及び直径寸法（又は寸法比）は受け取られる特
定化情報に含まれる。更に、放射線画像プロセッサ１８からの倍率及び（又は）投影角度
のような画像視野情報は相互登録プロセッサ３０に提供される。マーカーバンド画像のほ
ぼ４辺多角形の隅部における４つの地点を特定することにより、相互登録プロセッサ３０
は画質が高められた放射線画像図内の血管の縮小及び計算された経路のセグメントの真の
長さを自動的に計算する。

図９ａ−ｅに簡単に戻ると、カテーテル２０は図８を参照して上述した計算を行うのを
容易にする既知の直線分離距離を有する２つのマーカーバンドを担持する。図９ａはカテ
ーテルシャフトを部分的に取り巻く、例示的な実施の形態に使用するのに適する放射線不
透過性のマーカーバンド９００を示す。例示的な実施の形態においては、マーカーバンド
９００はカテーテルシャフトの円周の約１８０°（１／２）を延びる。バンドは例えば１
００％のプラチナ又は９０％のプラチナ／１０％のイリジウム、タンタル、金又は任意の
他の放射線不透過性の材料又はその組み合わせ／アマルガムから作ることができる。

図９ｂは図９ａに示す形式の２つの放射線不透過性のマーカーバンド９１０、９２０を
有する作像カテーテル２０を示す。基端バンド９１０は末端バンド９２０に関して９０°
（カテーテル２０の円周の１／４）傾斜する。この実施の形態においては、バンド９１０
／９２０は診断プローブ２２の両側で等間隔離間した状態で示してある。このカテーテル
２０はまた例えば０．０１４インチ（約０．３６ｍｍ）のガイドワイヤのようなガイドワ
イヤを通過させるためのガイドワイヤ内腔９３０を有する。ガイドワイヤは末端ガイドワ
イヤポートから出る。ガイドワイヤの基端は血管内の基端ポートから出ることができる（
短内腔迅速交換カテーテル）か又は案内カテーテル内の基端ポートから出ることができる
（長内腔迅速交換カテーテル）か又は患者の外部へ出ることができる(ワイヤ上カテーテ
ル）。

図９ｃは末端マーカーバンド９２０の全表面上で直接見られる図からの作像カテーテル
２０を示す。基端マーカーバンド９１０の精確に１／２が９０度だけ傾斜していることが
分かる。図９ｃに示すように見た場合、２つのマーカーバンドの血管撮影画像はバンド９
１０の画像の厚さの２倍である厚さを有するバンド９２０を現す。更に、マーカーバンド
９１０／９２０の画像長さ「Ｌ」はバンド９１０／９２０を含む画像におけるカテーテル
２０の部分の角度位置に依存する。完全な側面図においては、長さＬはマーカーバンドの
実際の長さに等しい。片寄り量Ｏはバンド９２０の厚さとバンド９１０の厚さとの間の差
に等しい。

図９ｄでは、画像は、カテーテル２０が図９ｃに示す位置から９０度軸方向に回転した
状態で、示される。バンド９２０の厚さはバンド９１０の厚さの半分である。また、カテ
ーテル２０の軸線に関するバンド９１０／９２０の相対位置の位置はカテーテル２０の実
際の角度方位を決定するために使用される。その理由は、片寄り量のみではカテーテル２
０の現在の回転位置を確立するのに不十分だからである。

図９ｅは図９ｃ及び図９ｄとは異なる回転位置でのカテーテル２０及びバンド９１０／
９２０の画像を示す。カテーテルの方位はバンド９１０、９２０の画像の厚さの相対厚さ
（例えば片寄り比）を比較することにより決定できる。

相互登録プロセッサ３０に関連する他の制御は種々の付加的な仕事の遂行を容易にする
。例えば、カテーテルの引き戻し中、プロセッサ３０に組み込まれた評価機能は、ユーザ
ーが「ルックマーク」ボタンを選択するのを可能にする。これに応じて、相互登録プロセ
ッサ３０は画質が高められた放射線画像上の計算された経路に沿った特定の横断面及び（
又は）位置に対して注意／評価を加える。

上述のように、相互登録画像体系の代わりのバージョンは、標準の単一図血管撮影画像
に代えて、双面血管撮影法を組み込んでいる。双面血管撮影法においては、２つの放射線
投影図、例えば共通回転軸線上で９０度だけ傾いた２つの図は、ユーザーに同時に提示さ
れる。このような装置においては、２つの画質が高められた放射線画像は横断面画像と並
んで提示される。蛍光透視鏡の不作動期間中、マーカーアーチファクト（カーソル）の位
置が既知の引き戻し量に関連する計算により決定された場合、２つのカーソル位置は、２
つの画質が高められた放射線画像の各々上でそれぞれ決定される。蛍光透視鏡が不作動の
期間中のある期間において、一方の双面画像上で見られる血管の短縮は他方のものよりも
少ないことを期待できる。三次元の血管のねじれに応じて、他方の双面画像は、マーカー
アーチファクトが実際の蛍光透視画像ではなく計算に基づくような他の期間で、反対側の
双面画像が一層少ない短縮を有することを期待できる。誤差は２つの異なる双面画像にお
いて独立に計算され、対応する尺度因子は修正のために発生される。上述のように、導き
出された三次元ロードマップは異なる面からの２つの画像の情報に基づき生じる。この場
合、２つの異なる面は９０°の双面画像である。導き出された三次元画像上のマーカーア
ーチファクトの位置決めは２つの直交する双面画像の各々のマーカーアーチファクトの位
置から計算される。

ＩＶＵＳカテーテルを使用する図示の実施の形態に関連する上述のすべての説明は種々
の別の形式の作像カテーテルに適用できる。同様に、画質が高められた放射線画像は、横
断面のスライスの代わりに、長手方向のスタックと組み合わせることができる。事実、画
質が高められた放射線の横断方向横断面及び長手方向横断面画像は一緒に表示することが
できる。更に他の実施の形態においては、画質が高められた放射線画像は、組織及び血管
内の付着物を特徴とするグレースケール及び色画像物の双方と並んで提示される。更に、
長手方向のＩＶＵＳグレースケール画像及び（又は）色（事実上の組織学）画像は二次元
血管撮影画像又は導き出された三次元画像上で畳重される。

相互登録の上述の例は主として扱われたＩＶＵＳの例である。しかし、上述のように、
相互登録は、代わりに、血流の速度及び圧力のような血液力学画像情報を提供する機能的
流れ測定装置に組み込まれる。図１０に簡単に戻ると、相互登録プロセッサ３０により得
られる例示的な相互登録ディスプレイ１００１はグラフ１０００において提示される機能
的流れ測定値と並んで表示される画質が高められた放射線画像１０１０を含む。図１０に
おいて、機能的流れリザーブ即ち蓄え（ＦＦＲ）は血管の長さに沿った変位の関数として
グラフ１０００に示す。画質が高められた放射線画像１０１０は血管撮影画像に重ね合わ
されたマーカーアーチファクト１０２０を含む。マーカーアーチファクト１０２０は、ガ
イドワイヤ又はカテーテル２０のような可撓性の細長い部材の末端に装着されたプローブ
２２上のセンサ／トランスデユーサにより先に取得された測定値に基づいて現在表示され
ている機能的流れ測定値を表す地点を示す。更に別の例示的な実施の形態においては、相
互登録画像は更に画質が高められた放射線画像１０１０上のマーカーアーチファクト１０
２０により示される血管セグメントに対応するＩＶＵＳ横断面画像（図示せず）を含む。

表示はまたマーカーアーチファクト１０２０により特定された血管の断面に関連する種
々の付加的なテキスト情報を含む。血管寸法１０３０は画質が高められた放射線画像１０
１０上のマーカーアーチファクト１０２０の現在位置により示される特定の横断面のおよ
その直径及び内腔面積を特定する。更に、ＩＶＵＳ情報１０４０はプラーク負担百分率及
びマーカーアーチファクト１０２０により示される現在の横断面スライスのためのプラー
ク面積を特定する。ＦＦＲ情報１０５０はマーカーアーチファクト１０２０の現在の位置
に関連する現在のＦＦＲ値を特定する。マーカーアーチファクト１０２０は現在表示され
ているデータ値を得るためにデータを取得した時点でのプローブ（例えばプローブ２２）
の位置に近似することに留意されたい。本発明の例示的な実施の形態によれば、マーカー
アーチファクト１０２０の位置はガイドワイヤ又はカテーテル２０に装着されたプローブ
２２のような可撓性の細長い部材に装着されたプローブの近傍に位置する放射線不透過性
の素子／マーカーにより提供される画像データから導き出される。

例として、マーカーアーチファクト１０２０は、ユーザーが図１０に表示される形式の
情報を含む一組の貯蔵されたデータ記録を順々に考察できるようにするスライダ制御子と
して作動する。更に、特定の例においては、マーカーアーチファクト１０２０により指定
される特定の位置に関連するＦＦＲ値はマーカーアーチファクト１０２０の近傍で表示さ
れる。また、マーカーアーチファクト１０２０の位置にリンクされ、従ってマーカーアー
チファクト１０２０と同期して移動する第２のスライダ１０６０も設けられる。スライダ
１０６０又はマーカーアーチファクト１０２０の一方の移動が他方の運動を生じさせる。
この相互登録装置を利用する心エコー図法のような他の形式のインターベンション超音波
作像も想定される。例えば、末端に直線状のアレイ即ち列、湾曲状の列、円周方向の列又
は他の超音波列を備えた操縦可能なカテーテルが心室内又はその近傍に配置され、その位
置は画質が高められた超音波画像に組み込まれる。

本発明を具体化した例示的な装置を説明したが、上述の装置の作動に関連する一組の例
示的な工程（ステップ）を要約する図１１に注目されたい。最初に、ステップ１１００に
おいて、血管撮影画像が発生され、画像データメモリー４０の第１の部分３６内に貯蔵さ
れる。プローブ２２が血管の長さ内で移動するときにプローブ２２から取得した多数のデ
ータセットの相互登録表示を支持するために、単一の血管撮影画像を使用することができ
る。作像カテーテル２０上のプローブ２２の近傍に位置する放射線不透過性のマーカーに
少なくとも部分的に基づいて決定される位置を有する可視アーチファクト（例えばマーカ
ーアーチファクト４２０）は血管撮影画像上に重ね合わされる。プローブ２２が血管内を
移動すると、可視アーチファクトは血管の血管撮影画像に沿って進行し、それによって、
プローブ２２により提供された情報に従って得られた現在表示されているデータに関連す
るプローブ２２のおよその位置を提供する。

その後、ステップ１１０５において、初期の計算された経路（例えば経路５５０）が相
互登録プロセッサ３０により発生される。経路のこの見積もり値は次のものを含む種々の
方法のうちの任意の方法に従って発生させることができる：すなわち、自動化二次元及び
三次元経路計算；手動経路仕様；及びユーザーアシスト自動化経路計算（自動化経路計算
とユーザーが指定するオーバーライドとの組み合わせ）。計算された経路はステップ１１
００中に発生された血管撮影画像上に重ね合わされ、プローブ２２の引き戻しが開始され
るときに、プローブ２２の投影経路を表す。

例示的な実施の形態においては、相互登録装置の作動は、蛍光透視鏡が作動（プローブ
２２の近傍に位置する放射線不透過性のマーカーの生の画像を提供する）してしまってい
るか否かにより決定される。蛍光透視鏡が活動している場合、制御はステップ１１１５へ
進み、このステップでは、放射線不透過性のマーカーの蛍光透視画像（例えば図３参照）
が取得され、時間付けされ、貯蔵される。その後、ステップ１１２０において、プローブ
２２に関連する画像データが取得され、時間付けされ、貯蔵される。図示の例では、画像
データは作像カテーテル２０に装着された超音波トランスデユーサプローブにより発生さ
れたＩＶＵＳ画像を有する。

ステップ１１２５において、相互登録プロセッサ３０は上述の画質が高められた放射線
画像を得るために先に貯蔵された血管撮影画像上にマーカーアーチファクトを重ね合わせ
る／畳重させる。マーカーアーチファクトは先に取得され貯蔵された放射線不透過性のマ
ーカーの位置データから少なくとも部分的に位置を導き出す。その後、画質が高められた
放射線（例えば血管撮影）画像は、ステップ１１３０中に、放射線不透過性のマーカーの
位置データに関連する時間付けを伴って貯蔵される。

その後、ステップ１１３５において、相互登録プロセッサ３０は先に発生された画質が
高められた血管撮影画像及び対応するプローブ（ＩＶＵＳ）画像を取得し、同時に、これ
をディスプレイ／モニター上に提示する。画質が高められた血管撮影画像及び対応するプ
ローブ画像はディスプレイ／モニター上で互いに並んで表示される。対応する画像の選択
は選択されたＩＶＵＳプローブ画像に関連する時間付けに基づく。相互登録された表示の
放射線及びプローブ要素のそれぞれの時間付けは同一である必要はない。本発明の実施の
形態においては、最も近い適合基準が選択プロセスに適用される。次いで、制御は相互登
録作像プロセスの別の反復のためにステップ１１１０へ戻る。

代わりに、引き戻し機構が関連する血管セグメントを通してプローブ２２を引き出して
いる期間中蛍光透視鏡が不作動の場合、制御はステップ１１１０から１１５０へ進む。ス
テップ１１５０においては、相互登録プロセッサ３０は引き戻し機構のための引き戻し量
を取得し／登録する。ステップ１１５５において、プローブ２２に関連する画像データが
取得され、時間付けされ、貯蔵される。図示の例においては、画像データは作像カテーテ
ル２０に装着された超音波トランスデユーサプローブにより発生されるＩＶＵＳ画像を有
する。ステップ１１６０において、プロセッサ３０はアーチファクトマーカー位置の先の
計算からの経過時間を決定する。経過時間が一定の場合、経過時間定数が決定された後、
このステップは繰り返す必要がない。ステップ１１６５において、相互登録プロセッサ３
０はプローブ２２の現在の位置の見積もり値及び画質が高められた放射線画像上の対応す
るマーカーアーチファクトの位置を発生させる。例として、引き戻し量及び先のマーカー
アーチファクト位置決定と現在の位置決定との間の経過時間はマーカーアーチファクトの
ための現在の位置見積もり値を発生させるために使用される。

その後、ステップ１１７０において、相互登録プロセッサ３０は計算された経路及びス
テップ１１６５中に得られた距離計算値に基づく新たな計算された位置での血管撮影画像
上にマーカーアーチファクトを重ね合わせる／畳重させる。ステップ１１７５において、
画質が高められた放射線（例えば血管撮影）画像は計算されたマーカーアーチファクト位
置データに関連する時間付けを伴って貯蔵される。その後、ステップ１１８０において、
結果としての画質が高められた放射線画像は、画質が高められた血管撮影画像及び対応す
る（時間付けに基づく）先に貯蔵されたプローブ画像の双方を含む相互登録された表示を
取得し、提示するために利用される。その後、制御はステップ１１１０へ戻る。

上述のステップは、可撓性の細長い部材（例えばカテーテル、ガイドワイヤ等）に装着
された血管プローブが血管の長さに沿って進行するときに、相互登録した表示の提供に関
連する。相互登録された表示はまた再生モードにおいて得られる。図１２に戻ると、ステ
ップ１２００において、最初に、相互登録プロセッサ３０は、例えば血管撮影画像を含む
画質が高められた放射線画像、計算された経路、及び、画質が高められた放射線画像上の
表示された位置でプローブ２２により取得されたデータから導き出された現在提供されて
いる画像に関連する位置を示す計算された経路上に位置するカーソル／スライダマークを
表示する。

ステップ１２０５において、ユーザーは計算された経路上でカーソル／スライダマーク
を位置決めする。このような再位置決めは多数の方法のうちの任意の方法で行うことがで
きる。例として、ユーザーはマウスを使用してカーソル／スライダをドラッグし、ドロッ
プさせる。代わりに、キーボード入力はステップ１２００中に提供された画質が高められ
た血管撮影画像内に表示された計算された経路に沿った一連の先に指定され／ブックマー
クされた地点を通してカーソル／スライダを前進させ／バックアップすることができる。
更に他のキーは計算された経路に沿ったプローブ２２の前進に関連する一組の貯蔵された
記録を通して記録／記録基礎でカーソル／スライダを前進させるために使用することがで
きる。計算された経路及びその関連するプローブ２２（例えばＩＶＵＳ）画像上で関連す
る位置を選択する更に他の方法は、ここで提供された記述に照らして、当業者なら考えら
れよう。

ステップ１２１０において、画質が高められた放射線画像上のカーソル／スライダの現
在の位置に関連する特定の位置／時間付けに応答して、相互登録プロセッサ３０はプロー
ブ２２により提供されたデータから導き出された一組の記録内の対応する記録にアクセス
する。例として、このようなデータセットは血管に沿った特定位置での横断面ＩＶＵＳ画
像又は代わりにＦＦＲ値を含む。その後、ステップ１２１５において、相互登録された図
が提示され、この場合、計算された経路及び（データ取得中に放射線不透過性のマーカー
により提供された位置情報から少なくとも部分的に導き出された）カーソル／スライダを
含む画質が高められた放射線画像は、画質が高められた放射線画像内の現在のカーソル／
スライダ位置により示される位置でプローブ２２により提供されたデータから導き出され
た画像（例えばＩＶＵＳ横断面）と並んで表示される。図１２に示すステップは、カーソ
ル／スライダの新たな位置及び、指定されたカーソル／スライダ位置でプローブ２２によ
り提供されたデータから導き出された対応する画像（例えば横断面ＩＶＵＳ画像）を示す
ために表示を更新するように、カーソル／スライダの位置の検出された変化に応答して繰
り返される。

上述の構造、技術及び利点は本発明の単なる実施の形態である。本発明の原理を適用で
きる多くの可能な実施の形態を考慮して、図面に関してここで述べた実施の形態は例示の
みを意図するものであり、本発明の要旨を限定するものとすべきでないことを認識すべき
である。例えば、本発明の特定の態様を実行するために別個のプロセッサを示したが、代
わりの実施の形態においては、複数のプロセッサの機能性は単一のプロセッサ内に組み込
むことができ、または、更に多くのプロセッサ内で分配することができる。それ故、ここ
で説明したような本発明は、すべてのこのような実施の形態が特許請求の範囲及びその等
価物の範囲内に入ることを想定する。

１４ 蛍光透視ユニットＣアーム
１８ 蛍光透視プロセッサ
２０ カテーテル
２２ 診断プローブ
３０ 相互登録プロセッサ

Claims (21)

1. 画質が高められた血管の画像を提供するためのシステムにおいて、
   前記システムは、圧力検知プローブ及びディスプレイと通信する処理システムを備え、
   前記処理システムが、
   前記血管の血管撮影画像データを受け取り、
   前記圧力検知プローブが前記血管内に配置されて前記血管の長さに沿って動いている間に得られた前記血管と放射線不透過性のマーカーを含んでいる前記圧力検知プローブとの蛍光透視画像データを受け取り、
   前記圧力検知プローブが前記血管の長さに沿って動いているときに前記圧力検知プローブから得られた圧力測定データを受け取り、
   画質が高められた放射線画像を前記ディスプレイに出力するように構成されており、画質が高められた前記放射線画像が、
   受け取られた前記蛍光透視画像データ内の前記放射線不透過性のマーカーの位置に基づいて前記血管の長さに沿った前記圧力検知プローブの位置を示すマーカーと重ね合わされた前記血管の血管撮影画像、及び
   前記血管の長さに沿った前記圧力検知プローブの位置と関係する圧力測定値を含む、システム。
2. 前記圧力検知プローブが、カテーテル及びガイドワイヤのうちの少なくとも１つを含んでいる、請求項１に記載のシステム。
3. 画質が高められた前記放射線画像の前記血管の長さに沿った前記圧力検知プローブの位置と関係する前記圧力測定値が、機能的流れリザーブ即ち蓄え（ＦＦＲ）値である、請求項１に記載のシステム。
4. 前記処理システムがグラフを前記ディスプレイに出力するように更に構成され、前記グラフが、前記圧力検知プローブが前記血管の長さに沿って動いているときに前記圧力検知プローブから得られた前記圧力測定値を示す、請求項１に記載のシステム。
5. 前記グラフ内に示された前記圧力測定値が、機能的流れリザーブ即ち蓄え（ＦＦＲ）値である、請求項４に記載のシステム。
6. 前記グラフが、前記血管の長さに沿った前記圧力検知プローブの位置を示すマーカーを含む、請求項４に記載のシステム。
7. 前記グラフの前記マーカー及び画質が高められた前記放射線画像の前記マーカーが、同期して動くように、リンクされている、請求項６に記載のシステム。
8. 画質が高められた前記放射線画像及び前記グラフが、前記ディスプレイに同時に表示される、請求項４に記載のシステム。
9. 前記マーカーがスライダ制御子として機能して、前記マーカーが動いているとき画質が高められた前記放射線画像の表示された圧力測定値が前記マーカーの位置及び前記血管の長さに沿った前記圧力検知プローブの関係する位置に基いて更新される、請求項１に記載のシステム。
10. 前記放射線画像が、血管撮影画像及び蛍光透視画像のうちの少なくとも１つを含んでいる、請求項１に記載のシステム。
11. 画質が高められた血管の画像を提供するためのシステムを制御する方法において、
    前記システムは、圧力検知プローブ及びディスプレイと通信する処理システムを備え、前記処理システムが、
    前記血管の血管撮影画像データを撮影後に入手するステップと、
    前記血管内に配置されている前記圧力検知プローブが前記血管の長さに沿って動いている間に取得された前記血管と放射線不透過性のマーカーを含んでいる前記圧力検知プローブとの蛍光透視画像データを撮影後に入手するステップと、
    前記圧力検知プローブが前記血管の長さに沿って動いているときに前記圧力検知プローブから圧力測定データを得るステップと、
    画質が高められた放射線画像を前記ディスプレイに出力するステップとを行い、画質が高められた前記放射線画像が、
    受け取られた前記蛍光透視画像データ内の前記放射線不透過性のマーカーの位置に基づいて前記血管の長さに沿った前記圧力検知プローブの位置を示すマーカーと重ね合わされた前記血管の血管撮影画像、及び
    前記血管の長さに沿った前記圧力検知プローブの位置と関係する圧力測定値を含む、方法。
12. 前記圧力検知プローブが、カテーテル及びガイドワイヤのうちの少なくとも１つを含んでいる、請求項１１に記載の方法。
13. 画質が高められた前記放射線画像の前記血管の長さに沿った前記圧力検知プローブの位置と関係する前記圧力測定値が、機能的流れリザーブ即ち蓄え（ＦＦＲ）値である、請求項１１に記載の方法。
14. 前記方法がグラフを前記ディスプレイに出力するステップを更に有し、前記グラフが、前記圧力検知プローブが前記血管の長さに沿って動いているときに前記圧力検知プローブから得られた前記圧力測定値を示す、請求項１１に記載の方法。
15. 前記グラフ内に示された前記圧力測定値が、機能的流れリザーブ即ち蓄え（ＦＦＲ）値である、請求項１４に記載の方法。
16. 前記グラフが、前記血管の長さに沿った前記圧力検知プローブの位置を示すマーカーを含む、請求項１４に記載の方法。
17. 前記グラフの前記マーカー及び画質が高められた前記放射線画像の前記マーカーが、同期して動くように、リンクされている、請求項１６に記載の方法。
18. 画質が高められた前記放射線画像及び前記グラフが、前記ディスプレイに同時に表示される、請求項１４に記載の方法。
19. 前記圧力検知プローブが前記血管の長さに沿って動くことが、引き戻しの動きを含む、請求項１１に記載の方法。
20. 前記マーカーがスライダ制御子として機能して、前記マーカーが動いているとき画質が高められた前記放射線画像の表示された圧力測定値が前記マーカーの位置及び前記血管の長さに沿った前記圧力検知プローブの関係する位置に基いて更新される、請求項１１に記載の方法。
21. 前記放射線画像が、血管撮影画像及び蛍光透視画像のうちの少なくとも１つを含んでいる、請求項１１に記載の方法。

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