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
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Description
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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)。
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。
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。
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。
。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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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)
- 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。 - 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。 - 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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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