JP7497531B2 - 血管内イメージングシステムの作動方法 - Google Patents

Description

本発明は、検査対象となる血管内インターベンション画像の医療器械分野に関し、特に、血管内イメージングに基づく血流速度、血流予備量比、微小循環抵抗の分析方法に関する。

冠状動脈疾病は既に世界で一番患者数の多い致死的な疾病になっている。現在、経皮的冠状動脈インターベンション（ｐｅｒｃｕｔａｎｅｏｕｓ ｃｏｒｏｎａｒｙ ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎ，ＰＣＩと略称する）は冠状動脈疾病の有効な治療方法の１つである。

光干渉断層イメージング（ＯＣＴ）、血管内超音波（ＩＶＵＳ）等の腔内画像技術は、動脈粥状硬化症病変プラークの識別、ステントの設置及び評価に対して臨床的に極めて重要な意義があり、既にＰＣＩ治療の指導に用いられた。その中で、ＯＣＴが高解像度（縦方向：１０μｍ、横方向：２０～４０μｍ）を有しているので、冠動脈の構造や形態的特徴の識別及び破損し易いプラークの検出において圧倒的な優勢を有しているが、形態と構造において動脈粥状硬化症及び冠動脈狭窄を評価するだけに限定されて、検査対象となる血管形態変化による冠動脈血流と供血等の機能的な変化を正確に反映することができない。

一方、血流予備量比（ｆｒａｃｔｉｏｎａｌ ｆｌｏｗ ｒｅｓｅｒｖｅ,ＦＦＲと略称する）は、冠状動脈の狭窄部の遠位端と近位端との圧力差の値を測定することにより、狭窄病変の検査対象の血管の供血機能への影響を効果的に反映することができ、冠動脈から血液が供給される心筋の虚血を引き起こすか否かを評価することができる。

現在、ＦＦＲは、既に臨床においてＰＣＩ治療を診断し、指導して評価するゴールドスタンダードになっている。しかしながら、従来のＦＦＲは、圧力ガイドワイヤーを介して血液の圧力を測定する必要があるが、このような検査操作が複雑で、費やす時間が比較的長く、所要の手術消耗品（ＦＦＲガイドワイヤー）の値段が高い。また、検査対象の血管への拡張薬物の注射による副作用は患者に気分が悪い反応をさせることになり、ガイドワイヤーのインターベンションプロセスにおいて患者の検査対象の血管への損傷を引き起こし易い。上記の原因によりＦＦＲの普及が制限されている。

また、従来の画像処理学的な計算によってＦＦＲを得る方法は、通常、流体力学血流モデルを計算する境界条件として一定の平均血流圧力を使用することに基づくものである。しかし、実際の血流圧力は何時までも変わらないものではなく、被検査者の個体化の差異及び下流血管の病変程度のいずれも実際の血流状況に影響を与えている。

したがって、ＦＦＲ計算をさらに最適化すると共に、さらに心周期中の異なる状態間の差圧を把握することや、微小循環抵抗等を正確に計算することなどに用いられるように、血管内のダイナミックな血流値を正確に測定できる方法は差し迫って必要とされている。

これに鑑みて、本発明の目的は、血管内イメージングに基づく血流速度を簡単で、高速で正確に計算できる分析方法を提供することにある。

本発明は、高速で、正確な血流予備量比の分析方法をさらに提供する。

このほか、本発明は、高速で、正確な微小循環抵抗の分析方法をさらに提供する。

上記の目的を達成するために、本発明は下記の技術手段を採用する。

本発明の第一側面の実施例の血管内イメージングに基づく血流速度の分析方法において、光干渉断層画像又は血管内超音波画像である検査対象の血管の第一腔内画像を取得するステップＳ１と、
前記第一腔内画像に基づいて血流信号を取得し、前記血流信号に基づいて前記検査対象の血管内の血流速度を計算するステップＳ２と、を含む。

本発明の実施例の血流速度の分析方法によれば、血管内のダイナミックな血流値、即ち血流速度を正確に測定することができ、より多くの血管内の血流情報を得ることができる。

第一腔内画像としては、光干渉断層画像（ＯＣＴ画像）又は血管内超音波画像（ＩＶＵＳ画像）であってもよい。その中で、ＯＣＴは、高解像度（縦方向：１０μｍ、横方向：２０～４０μｍ）を有しているので好ましい。

さらに、前記ステップＳ２では、前記血流速度はドップラーシフトにより得られる。つまり、画像における同一位置での前記血流信号の位相差を２回測定することで血流速度を計算する。ドップラーシフトによりダイナミックな血流速度を正確に計算することができる。

さらに、前記ステップＳ１は、
イメージングカテーテルを前記検査対象の血管の所定位置に挿入するステップＳ１１と、
前記イメージングカテーテルを前記所定位置で回転させると共に、１つ又は複数の心周期である所定時間内に所定の時間間隔で走査し、前記第一腔内画像を得るステップＳ１２と、を含み、
ステップＳ２では、隣り合う２回の走査によって得られた前記血流信号に基づいてドップラーシフトを取得し、前記ドップラーシフトに基づいて前記血流速度を確定する。

つまり、先ず、イメージングカテーテルを検査対象の血管の所定位置に挿入し、この後、所定時間内に所定の時間間隔で走査し、隣り合う２回の走査によって得られた前記血流信号を確定することで、ドップラーシフトを取得することができる。これによって血流速度を確定する。その中で、１つの心周期内の異なる時期に、例えば、拡張期血圧又は収縮期血圧状態で、その血流速度が異なるので、１つ又は複数の心周期をモニタリングすることで、より多くの血流情報を得ることができる。

その中で、前記心周期は、例えばＸ線造影又は心電図により測定される。つまり、Ｘ線造影技術又は心電図技術を組み合わせて心周期をモニタリングし、モニタリングして得られた心周期の情報に基づき、測定された血流速度に対応する心周期の状態を確定し、より多くの血管及び血流情報を取得することができる。

さらに、前記ドップラーシフトは同一位置において隣り合う時刻で２回走査することで得られた画像中の前記血流信号により取得され、又は、前記ドップラーシフトは異なるフレーム画像中の同一位置での前記血流信号により取得される。

つまり、ドップラーシフトの測定は、同一位置において近い時刻で２回走査した血流信号によって得られることができ、例えば、イメージングカテーテルが検出される検査対象の血管の遠位端にある場合、遅い速度で回転する状態になり、隣り合う走査Ａの間に十分な重なり合いを有することを保証することによって、同一位置における、近い時刻の信号の位相の変化を近似して得ることができる。又は、ドップラーシフトは異なるフレーム画像中の同一位置における血流信号により得られ、異なるフレーム画像の間にはイメージングエリアの重なり合いも存在していることになるので、異なるフレーム画像に対応する同一位置の信号を得ることもできる。

さらに、前記第一腔内画像は光干渉断層画像であり、前記ステップＳ１２では、走査する前に、前記検査対象の血管に第一所定量のリンス剤を注入し、前記リンス剤と血液を混合させる。

遠位端の血流速度を測定する場合、先ずイメージングカテーテルを検査対象の血管の遠位端に挿入し、血液によるＯＣＴ光の強い散乱と吸収のため、検査対象の血管中に少量のリンス剤を注入して血液と混合させて一部の血液を押し流すことによって、光信号の侵入深さを高める必要があり、リンス剤としては、例えば、Ｘ線造影剤又は生理食塩水であってもよい。リンス剤と検査対象の血管中の血液を混合した後、イメージングカテーテルを回転させると共に、同一位置における複数の血流信号を取得し、複数の血流信号に基づいてドップラーシフトを取得して、ドップラーシフトに基づいて最大血流速度を確定する。

従来の血流速度測定方法には温度希釈法が知られており、既知温度の冷食塩水を一定の速度でカテーテルを介して冠状動脈に注射し、冠動脈内に挿入された温度センサーにより血流温度降下の幅と時間を測定することで、血流速度を推定する。もし該方法を使用して血流速度の検出を行うと、血流速度の検出、腔内画像の取得はステップを分けて行う必要がある。

本実施例の分析方法によれば、ＯＣＴ画像を用いてドップラーシフトを取得し、走査する前に、検査対象の血管中に少量のリンス剤、例えば、Ｘ線造影剤、生理食塩水を注入して検査対象の血管中の血液を希釈することによって、その中の血流信号のドップラーシフトを取得することができ、更に該ドップラーシフトに基づいてダイナミックな血流値を取得する。

具体的には、血液中に適量の標的物（即ちＸ線造影剤、生理食塩水）を加えることで、心臓の鼓動で該標的物を冠動脈に入らせ、測定位置、即ちＯＣＴレンズ位置に到達させ、先に到達した標的物と血液が混合されたため、この部分の混合液体から戻ったＯＣＴ信号はシステムにより検出されることができ、異なる時刻で取得した信号の間に血液の流動によってドップラーシフトが生じ、ドップラーシフトを測定することで、下式によって混合液体の流速（即ち血流速度）を算出することができる。

ここで、Ｖ_zは検査対象の血管の方向に沿って流れる血流速度、λ_cはＯＣＴ光源の中心波長、Δφは２回の検査間の位相変化、ΔＴは２回の検査間の時間間隔、ｎは被測定液体の屈折率、θはカテーテルの射出光束と血流方向との夾角である。

計算式から分かるように、中心波長、屈折率、角度が既知であるため、２回の検査の時間間隔、及び該２回の検査に対応するドップラーシフト（即ち位相変化）を確定しさえすれば、対応の血流速度を得ることができる。

システムの位相分解能が一定である場合、測定可能な血流速度の最大値及び精度は時間間隔ΔＴによって決まる。つまり、時間間隔を調整することで、より高い精度を得ることができる。また、ΔＴは実際に隣接するライン間の走査通過の時間間隔に対応し、もし、ΔＴを小さく設定しすぎると、解像度の制限を受けて正確に識別することができず、この時、時間間隔を適切に増加させることでサンプリング密度を減らすことができる。

本発明の第二側面の実施例の血流予備量比の分析方法において、
上記のいずれか１つに記載の血流速度の分析方法によって分析して得られる血流速度であって、検査対象の血管中の１つ又は複数の心周期内の血流速度の平均流速を取得するステップＳ１０と、
前記検査対象の血管の第二腔内画像を取得し、前記第二腔内画像及び前記平均流速に基づいて流体力学分析計算を行い、前記血流予備量比を得るステップＳ２０と、を含み、
前記第二腔内画像は光干渉断層画像又は血管内超音波画像である。

腔内画像に基づいて数値流体動力学シミュレーションを直接行う場合、通常、血流速度を１つの定数に設定する。しかし、実際の血流速度は被検査者の個体差異、病変状況、及び心周期等によって変化が発生し、リアルタイムの血流測定結果は検査対象の血管内の血流分析をより正確に測定・分析し、流体力学シミュレーションと血流予備量比の計算をさらに最適化することができる。つまり、本発明の血流予備量比の分析方法によれば、第一腔内画像により心周期全体の血流速度の平均流速を確定すると共に、該検査対象の血管の第二腔内画像を合わせて流体動力学分析計算を行って、血流予備量比（ＦＦＲ）を得る。従来のＦＦＲが流体力学血流モデルを計算する境界条件として固定の平均血流圧力を用いるのに比べて、検査対象の血管の腔内画像に基づいてそのリアルタイムの血流状況を計算し、腔内画像から得られる検査対象の血管の具体的な構造と組み合わることで、より正確な血流予備量比を算出することができる。

さらに、前記ステップＳ１０では、前記血流速度は前記検査対象の血管の遠位端及び／又は近位端の平均速度を含み、前記ステップＳ２０では、前記第二腔内画像を得た後、前記第二腔内画像に基づいて血管のセグメンテーションを行い、血管の構造形態を三次元的に再構成して、前記平均流速に基づいて流体動力学分析計算を行い、前記血流予備量比を得る。

つまり、遠位端の平均速度を用いてもよく、近位端の平均速度を用いてもよく、さらに、遠位端及び近位端の平均速度を同時に用いて第二腔内画像から得られた血管の構造形態と合わせて、流体動力学分析計算によってＦＦＲ値を得ることもできる。その中で、遠位端位置における血管が比較的細くて、イメージングカテーテルはその平均流速に大きな影響を及ぼす可能性があるものの、手順から言うと、遠位端で速度を測定し、後退して第二腔内画像を得ることは、ワンステップで行うことができ、手順がさらに簡素化される。したがって、具体的な条件に合わせて遠位端の平均流速、近位端の平均流速、遠位端と近位端の総合平均流速を選択して使用することができる。

さらに、前記ステップＳ２０は、
イメージングカテーテルを前記検査対象の血管の遠位端に到達させることと、
前記イメージングカテーテルを回転させると共に、前記検査対象の血管の近位端に後退させて、前記検査対象の血管の前記第二腔内画像を得ることと、を含む。

つまり、第二腔内画像を取得する具体的なフローとして、先ずイメージングカテーテルを前記検査対象の血管の遠位端に置き、この後、イメージングカテーテルを回転させると共に、前記検査対象の血管の近位端に後退させ、後退途中で走査を行って検査対象の血管全体の構造情報を反映する第二腔内画像を得る。

血流流速の測定を組み合わせて言うと、次のように行うことができる。先ずイメージングカテーテルを血管遠位端に到達させ、この後、イメージングカテーテルを回転させて該位置における第一腔内画像を取得し、この後、イメージングカテーテルを回転させると共に、後退して走査を行い、第二腔内画像を取得し、第一腔内画像に基づいて遠位端の血流速度の平均流速を解析し、第二腔内画像に基づいて血管の構造形態を取得し、平均流速及び構造形態に基づいて、流体動力学解析、例えば、ＣＦＤシミュレーションによって、ＦＦＲ値を得ることができる。

これにより、１回の後退で血流速度及び腔内画像を同時に取得することができ、測定のステップと時間を減らして、血管の病変に対する機能性分析の正確性と効率を大いに高めた。

さらに、前記第二腔内画像は光干渉断層画像であり、前記イメージングカテーテルを後退させる前に、前記検査対象の血管内に第二所定量のリンス剤を注入して前記血液を押し流す。

つまり、ＯＣＴ画像を第二腔内画像として使用する場合、後退する前に、血管内に大量のリンス剤（例えば、Ｘ線造影剤、生理食塩水等）を注入して血液を押し流す必要があり、血管内の構造形態もより正確に反映する。

本発明の第三側面の実施例の微小循環抵抗の分析方法において、
検査対象の血管の近位端の圧力を取得するステップと、
上記いずれか１つに記載の血流予備量比の分析方法に基づいて血流予備量比を分析するステップと、
近位端の圧力と前記血流予備量比とに基づいて、遠位端の圧力を得るステップと、
前記遠位端の圧力に基づき、及び上記いずれか１つに記載の血流速度の分析方法によって得られた検査対象の血管の遠位端の１つ又は複数の心周期に相応する血流速度の平均流速に基づいて、前記検査対象の血管の前記微小循環抵抗を確定するステップと、を含む。

つまり、血流速度の平均流速により解析してＦＦＲ値を得た後、血管近位端の圧力から遠位端の圧力を確定し、遠位端の圧力及び平均流速によって微小循環抵抗を確定することができる。

本発明の実施例１の血管内イメージングに基づく血流速度の分析方法のフローを示す図である。 高速ＯＣＴシステムを使用して血流予備量比を分析することを示す図である。 実施例２の血流予備量比の分析方法に基づくフローを示す図である。 実施例３の血流予備量比の分析方法に基づくフローを示す図である。 実施例４の微小循環抵抗の分析方法に基づくフローを示す図である。

本発明の実施例の目的、技術手段及び優れた点をよりはっきりさせるために、以下、本発明の実施例の図面を参照しながら、本発明の実施例の技術手段を明確かつ十分に記載する。記載される実施例は本発明の一部の実施例であり、全部の実施例ではないことは明らかである。記載された本発明の実施例に基づいて、当業者が得られたあらゆるその他の実施例のいずれも、本発明の保護範囲に属する。

本発明に使用された技術用語又は科学用語は、別に定義されない限り、本発明の属する分野における通常の知識を有する者によって理解される通常の意味であるべきである。本発明に使用される「第一」、「第二」及び類似の語句は、如何なる順序、数量又は重要性を表すものではなく、異なる構成部分を区分するためのものだけである。同様に、「１つ」又は「一」等の類似語句も数量を制限することを表すものではなく、少なくとも１つが存在することを表す。「接続」又は「繋がり」等の類似語句は物理的又は機械的接続を限定するものではなく、直接的または間接的にかかわらず、電気的な接続を含んでもよい。「上」、「下」、「左」、「右」等は相対位置関係を表すためのものだけであり、説明される対象の絶対位置が変わった後、該相対位置関係も相応に変わる。

以下、本発明の血流速度の分析方法、血流予備量比の分析方法、及び微小循環抵抗の分析方法について、具体的な実施例によりさらに詳細に説明する。

実施例１：ＯＣＴ画像のドップラーシフトにより血流速度を分析する。

図１に示すように、本実施例の血流速度の分析は、
１ａ）イメージングカテーテルを検査対象の血管の所定位置に挿入するステップと、
１ｂ）血管内に少量のＸ線造影剤を注入するステップと、
１ｃ）Ｘ線造影剤と血液との混合液が該所定位置に到達した時に、イメージングカテーテルをその場で回転させて、所定の時間間隔、例えば１ｓ（秒）で走査を行い、
同時に、心電図により心周期をモニタニングし、前記イメージングカテーテルが１つ又は複数の心周期の第一腔内画像を取得することを確定するステップと、
１ｄ）隣り合う２回の走査によって得られた第一腔内画像につき、下式によって血流速度を算出するステップと、を含み、

ここで、Ｖ_zは検査対象の血管方向に沿って流れる血流速度、λ_cはＯＣＴ光源の中心波長、Δφは２回の検査間の位相変化、ΔＴは２回の検査間の時間間隔、ｎは被測定液体の屈折率、θはカテーテルの射出光束と血流方向との夾角である。

１つの心周期全体における異なる状態にそれぞれ対応する血流速度が得られる。

実施例２：ＯＣＴ画像により血流予備量比を分析する。

図２に示すように、高速ＯＣＴシステムによって血流予備量比を分析する。本実施例では高速ＯＣＴシステムを用いて１回で検出することで、血流速度の平均流速及び構造形態を解析するための腔内画像（即ちＯＣＴ後退画像）を取得した。

その中で、図２に示すように、高速ＯＣＴシステムは、ＯＣＴイメージングシステム１０１、走査装置１０２、電動制御機構１０３、及びカテーテル１０４を含んで構成される。その中で、ＯＣＴイメージングシステム１０１は、ＯＣＴ光源、及び画像採集システムを含む。

ＯＣＴ後退画像を取得する操作において、電動制御機構１０３は、カテーテル１０４（即ちイメージングレンズ）を検査対象の血管１０５の遠位端に移動させ、この後、電動制御機構１０３は、３６０度の回転走査を行うように走査装置１０２を制御して、後退により螺旋状３Ｄ走査を実現し、ＯＣＴ画像を得る。血液によるＯＣＴ光の強い散乱と吸収を考慮し、カテーテル１０４が指定の位置、即ち遠位端に到達した後、血管内に大量のリンス剤、例えば、Ｘ線造影剤又は生理食塩水を注入して血液を押し流し、リンス剤が遠位端に到達した場合（つまり、ＯＣＴイメージングシステム１０１はＯＣＴ信号をはっきり取得できる場合）、電動制御機構１０３により、３６０度回転走査を行って後退するように走査装置１０２を制御する。

また、血流信号のドップラーシフトを取得するために、具体的な操作は次の通りである。電動制御機構１０３はカテーテル１０４（つまり、イメージングレンズ）を検査対象の血管１０５の所定位置、例えば遠位端に移動させ、この後、血管内に少量のリンス剤、例えばＸ線造影剤又は生理食塩水を注入して該リンス剤と血液を混合させ、混合した血液が遠位端に到達した時、電動制御機構１０３は所定時間内（例えば、１つ又は複数の心周期の時間に相当）に所定の時間間隔で３６０度の回転走査を行うように走査装置１０２を制御することで、異なる時刻の血流信号を取得し、異なる時刻の血流信号からドップラーシフトを取得し、ドップラーシフトに基づいて血流速度を確定する。

具体的には、図３は本実施例の血流予備量比の分析方法のフローを示す図である。

図３に示すように、本実施例に係る血流予備量比の分析方法は、
２Ａ）検査対象の血管の遠位端の血流速度の心周期全体内の平均流速を取得し、
具体的には、実施例１と同様の方法を用いて分析・計算することで取得するステップと、
２Ｂ）血管内に大量のＸ線造影剤を注入して血液を押し流すステップと、
２Ｃ）Ｘ線造影剤が遠位端に到達した場合、イメージングカテーテルを回転させると共に、近位端まで後退させて、ＯＣＴ後退画像を得るステップと、
２Ｄ）ＯＣＴ後退画像に対して血管のセグメンテーションを行い、血管の構造形態を三次元的に再構成するステップと、
２Ｅ）上記得られた遠位端の平均流速、及び血管の構造形態に基づいて、流体動力学シミュレーションを行い、ＦＦＲ値を得るステップと、を含む。

実施例３：血管内超音波画像（ＩＶＵＳ画像）により血流予備量比を分析する。

図４は本実施例の血流予備量比の分析方法のフローを示す図である。

図４に示すように、本実施例の血流予備量比の分析方法は、以下のステップを含む。

３Ａ）検査対象の血管の遠位端の血流速度の心周期全体内の平均流速を取得する。

該ステップでは、実施例１と異なるのは、血管内にリンス剤を注入する必要がない。つまり、ステップ１ｂ)を実行する必要がなく、イメージングカテーテルが遠位端に到達した後、直ちに該イメージングカテーテルを回転させて血管内超音波画像を取得し、この後、該血管内超音波画像に基づいてドップラーシフトを取得して、ドップラーシフトに基づいて血流速度を確定してもよい。具体的なその他の細部は実施例１を参照して行ってもよい。ここでは繰り返して述べない。

３Ｂ）イメージングカテーテルを回転させると共に、近位端まで後退させ、ＩＶＵＳ後退画像を得る。
３Ｃ）ＩＶＵＳ後退画像に対して血管のセグメンテーションを行い、血管の構造形態を三次元的に再構成する。
３Ｄ）上記得られた遠位端の平均流速及び血管の構造形態に基づいて、流体動力学シミュレーションを行い、ＦＦＲ値を得る。

実施例４：微小循環抵抗分析

図５は本実施例の微小循環抵抗分析のフローを示す図である。

図５に示すように、本実施例の微小循環抵抗の分析方法は、以下のステップを含む。
４Ａ）平均流速Ｖ及びＦＦＲ値を確定する。
具体的には、実施例１の方法を参照して平均速度Ｖを求め、実施例２の方法を参照してＦＦＲ値を求めてもよい。

４Ｂ）近位端圧力Ｐａを取得して、遠位端の圧力Ｐｄを計算し、ここで、Ｐｄ＝Ｐａ＊ＦＦＲである。
ここで、近位端圧力Ｐａは圧力ガイドワイヤーにより測定で得られたものであってもよいし、経験に基づいて設定されたものなどであってもよい、
４Ｃ）平均流速及び遠位端の圧力に基づいて、微小循環抵抗ＩＭＲを計算し、ここで、
ＩＭＲ＝Ｐｄ／Ｖである。

以上は、本発明の好適な実施形態であり、当業者にとって、本発明の上記原理から逸脱しない前提下で、さらに若干の改良や潤色を行ってもよく、これらの改良や潤色も本発明の保護範囲に入ると見なされるべきであることに注意されたい。

Claims (6)

1. 血管内イメージングシステムの作動方法において、
   前記血管内イメージングシステムが、光干渉断層画像又は血管内超音波画像である検査対象の血管の１つ又は複数の心周期内の第一腔内画像に基づいて血流信号を取得し、前記血流信号に基づいて前記検査対象の血管中の１つ又は複数の心周期内の血流速度の平均流速を取得するステップと、
   前記血管内イメージングシステムが、光干渉断層画像又は血管内超音波画像である検査対象の血管の第二腔内画像に基づいて血管のセグメンテーションを行い、血管の構造形態を三次元的に再構成するステップと、
   前記血管内イメージングシステムが、前記平均流速及び前記血管の構造形態に基づいて流体動力学シミュレーションを行い、前記血流予備量比を得るステップと、
   を含むことを特徴とする血管内イメージングシステムの作動方法。
2. 前記血流速度はドップラーシフトで得られ、下式によって算出されることを特徴とする請求項１に記載の血管内イメージングシステムの作動方法。
   ここで、Ｖ _ｚ は検査対象血管の方向に沿って流れる血流速度、λ _ｃ はＯＣＴ光源の中心波長、Δφは２回の検査間の位相変化、ΔＴは２回の検査間の時間間隔、ｎは被測定液体の屈折率、θはカテーテルの射出光束と血流方向との夾角である。
3. 前記ドップラーシフトは、同一位置において隣り合う時刻で２回走査した画像中の前記血流信号により得られ、
   又は、前記ドップラーシフトは、異なるフレーム画像における同一位置での前記血流信号により得られることを特徴とする請求項２に記載の血管内イメージングシステムの作動方法。
4. 前記血流速度の平均流速は、前記検査対象の血管の遠位端及び／又は近位端の平均速度を含むことを特徴とする請求項１に記載の血管内イメージングシステムの作動方法。
5. 前記第二腔内画像は、前記検査対象の血管の遠位端から近位端までの血管全体の構造情報であることを特徴とする請求項１に記載の血管内イメージングシステムの作動方法。
6. 血管内イメージングシステムの作動方法において、
   前記血管内イメージングシステムが、光干渉断層画像又は血管内超音波画像である検査対象の血管の１つ又は複数の心周期内の第一腔内画像に基づいて血流信号を取得し、前記血流信号に基づいて前記検査対象の血管中の１つ又は複数の心周期内の血流速度の平均流速を取得するステップと、
   前記血管内イメージングシステムが、光干渉断層画像又は血管内超音波画像である検査対象の血管の第二腔内画像に基づいて血管のセグメンテーションを行い、血管の構造形態を三次元的に再構成するステップと、
   前記血管内イメージングシステムが、前記平均流速及び前記血管の構造形態に基づいて流体動力学シミュレーションを行い、血流予備量比を得るステップと、
   前記血管内イメージングシステムが、前記検査対象の血管の近位端の圧力と前記血流予備量比とに基づいて、遠位端の圧力を得るステップと、
   前記血管内イメージングシステムが、前記遠位端の圧力、及び前記検査対象の血管の遠位端の１つ又は複数の心周期に相応する血流速度の平均流速に基づいて、前記検査対象の血管の微小循環抵抗を確定するステップと、
   を含むことを特徴とする血管内イメージングシステムの作動方法。