画像情報を用いるカテーテル追跡用システム
体内のカテーテルの位置追跡用システムであって、画像データを解析することによって、カテーテルのイメージングヘッドの位置を計算するものである。上記解析は、自由裁量によって選択された基準面に対する、３次元空間内のイメージングヘッドの位置を測定して行う。画像は、基準画像と比較され、２つの画像の対応する位置の相関データが収集され、特定方向の相関損失率が、測定される。この相関損失率は、指数関数のように変化する。指数関数は、画像と、基準画像と、の間の分離角度を概算し、評価される。１以上の分離角度は、基準画像に対する、画像の位置を測定するのに用いられる。この処理を一連の画像について繰り返し実行することによって、カテーテルの位置が、測定される。その上、体内の腔のマップが、生成できる。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
発明の技術分野は、医療装置に関するものであり、特に、超音波イメージングの実施に用いられるような、カテーテル追跡方法に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
医術では、詰まった状態、又は、閉塞した状態の血管のような、患者内の疾患部分を診断し、且つ、治療するのに、しばしば、カテーテルが用いられている。カテーテルは、例えば、患者の血管を切開し、患者の血管にカテーテルを挿入することによって、患者の血管内に導入される。医師等のカテーテル操作者は、その後、カテーテルが、患者の疾患部分を診断し、且つ、治療するために、正確な位置に達するまで、患者の血管を通してカテーテルを操縦する。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
患者内の血管、又は、他の腔を通してカテーテルを操縦している間、患者の体内空間内のカテーテルの位置を頻繁に知る必要がある。従来のイメージングシステムでは、腔をまっすぐの管として現す、血管、又は、他の腔の画像を生成するものであり、３次元空間関係の概念を提供するものではなかった。患者内においては、しかしながら、腔は、ほとんどの場合において曲がっており、且つ、腔から種々の向きに分岐している分岐を含むものである。カテーテルのイメージングヘッドの３次元位置を、測定できるのであれば、３次元イメージングソフトウェアを用いて、分岐点の位置と同様に、腔の、真位置と、曲がり、捻れ、方向変換の位置と、を測定することができる。真位置を知ることによって、患者のより正確なマップを生成することができるようになる。正確なマップは、患者のより効果的な診断と、治療とをもたらすものである。例えば、正確な３次元位置データを収集することは、正確な血流マップ、ひいては、血流モニタリングと、血流の立体化とを可能にするものである。
【０００４】
もともとは、Ｘ線技術が、患者内のＸ線可視化装置の位置を表す、Ｘ線可視化装置の広範囲にわたる行程図を、提供するのに用いられてきた。しかしながら、２次元投影画像である、Ｘ線画像は、カテーテル通路の３次元形状の一部分の情報しか提供することができない。更に、長時間Ｘ線を照射することは、患者にとって有害なことであり、そのような照射は避ける方が望ましい。故に、患者を有害な副作用に曝すことなく、患者内のカテーテルの位置を簡単に測定することができ、且つ、多種多様なカテーテル、又は、他の画像診断装置に用いることができる、追跡システムが求められている。
【０００５】
カテーテルのＸ線による追跡につきものの問題を解決するため、種々の技術が、有害なＸ線技術の副作用を伴うことなく、患者内のカテーテルの位置情報を収集する試みとして提案されている。上記技術の中でもとりわけ、位置情報を収集する追跡システムは、電磁的、光学的、機械的、音響学的、及び／又は、慣性検出を行う、要素を用いるものである。これらの技術の多くは、患者内でカテーテルを追跡可能にするため、カテーテルに特別な要素を追加することを求めるものである。
【０００６】
それ故、改良されたカテーテル追跡方法が求められている。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
イメージングカテーテルに関して、体内のカテーテルの位置を測定するために、イメージングカテーテル自身によって集められた画像に包含されているデータに依存することによって、カテーテルに特別な要素を追加することなく、Ｘ線追跡の欠点を避けることができる。この改良された方法は、また、カテーテルが、そのすぐ周りのデータを収集する能力を有しているという限りにおいて、他の形態のカテーテルでも用いることができるものである。
【０００８】
この方法では、イメージングカテーテルによって収集された第１画像は、イメージングカテーテルによって収集された第２画像と比較される。この比較は、第１画像と第２画像との間の１以上のオフセット角を計算するのに用いられる。このデータは、第２画像の第１画像に対する相対位置を測定するのに用いられる。一連の画像のそれぞれについて、これらの測定値を求めることによって、一連の画像の完全な進路を、３次元で、測定することができる。イメージングカテーテル画像の方向は、イメージングカテーテルの先端部分のイメージング要素の方向によって定められるものであり、この方法は、イメージング要素の位置を測定できるようにするものである。この方法は、また、イメージングシステムが、カテーテルが通る腔の正確、又は、より正確な３次元表示を生成可能にするものである。
【０００９】
本発明の、他のシステム、方法、特徴、利点は、添付図面と詳細な説明の実施例に基づいて、当業者に明らかになる、又は、なるであろう。このことは、上記追加システム、方法、特徴、利点の全てが、この説明に含有されており、本発明の範囲内にあり、そして、添付の請求の範囲によって保護される、ということを意味するものである。
【００１０】
上述した内容と、本発明の他の利点と目的とが、どのようにして達成されるのかを正しく理解するため、上に簡単に説明された本発明の、より詳しい説明が、添付の図面によって明らかにされる詳細な実施例を参照することによって与えられる。図中の構成要素は、尺図通りである必要はなく、その代わりに、発明の原理を示す部分を強調したものであることに、注意すべきである。更に、図では、異なる図面にわたって、類似の部品に同様の参照番号が、示されている。しかしながら、同様の部品に、常に同じ参照番号が付されているとは限らない。更に、図面は、概念を示すことを意図しており、相対サイズ、形状、他の詳細な特性は、実際のもの、又は、正確なものでなく、概略が示されている。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１１】
図１によると、本発明の実施例で用いるイメージングシステムは、イメージングカテーテル１０と、コンピュータ２０と、ビデオディスプレイ３０と、を含有している。イメージングカテーテル１０は、コンピュータ２０に結合されている。コンピュータ２０は、ビデオディスプレイ３０に画像を表示するためのイメージングソフトウェアを実行する。イメージングカテーテル１０は、イメージングカテーテル１０の先端部分に設けられたイメージングヘッド１２を含有している。イメージングヘッド１２は、超音波振動子、光を用いるイメージング装置、又は、イメージングデータを収集する他のあらゆる装置である。イメージングカテーテル１０は、血管のような、患者内の腔に差し込まれる。イメージングヘッド１２は、例えば、腔の断面画像を集めることによって、患者の腔内から画像データを収集する。ある実施例では、イメージングヘッド１２は、カテーテル１０の軸周りに回転し、かつ、腔の音波反射によって、腔から環状の画像データを収集する。あるいは、光波が、腔で反射され、イメージングヘッド１２によって受光される。イメージングヘッド１２は、この画像データを、線、又は、光ファイバーのような、データ通信チャンネル１５に沿って、カテーテル１０からコンピュータ２０へと送る。コンピュータ２０は、画像データを受け取り、状況に応じて、画像データを処理し、その後、画像データをビデオディスプレイ３０に表示する。他の実施例では、ホログラフィック表示ユニット、プリンター、プロジェクター他の画像表示装置が、ビデオディスプレイ３０の代わりに用いられる。この実施例では、イメージングヘッド１２によって撮られる画像は、カテーテル１０が移動する腔内の軸に対する断面で表される。他の実施例では、イメージングヘッド１２によってキャプチャされる画像は、軸に対する断面以外の角度を持って撮られたスライスとして表される。
【００１２】
腔は、患者の内側で捻れ、屈曲し、曲がっているため、腔の軸は、常に方向が変化し、画像の向きも、また、常に変化する。その上、カテーテルの操作者は、例えば、腔周りの追加データを収集するため、異なる角度で腔の特定部分の画像を撮るために、腔内でイメージングヘッドの向きを変更することを選ぶことができる。イメージングヘッド１２の位置の正確な測定値を提供するため、そして、腔の正確なマップを提供するため、直前にキャプチャした画像から各画像の相対オフセットを測定することは、有益なことである。計算するリソースと時間とを減らすため、幾つかの画像をスキップし、且つ、直前にキャプチャされた画像以外の幾つかの画像との相対オフセットを計算することが可能である。このことは、結果として、正確さの相対的な減少を生じるものであるが、カテーテル１０が用いられる特定の状況においては、容認しうるものである。
【００１３】
本発明の実施例の方法を、簡単に考察し、より明確に説明するための、画像比較と位置測定の処理についての以下の開示は、図２に示されている画像スライスの例を用いるものである。ある体積の箱１１０内の一連の交差面１００a-jは、患者内の血管、又は、他の腔の部分のような、ある生体の立体画像から撮った画像スライスを表している。
【００１４】
交差面１００a-jは、図２の左側下の交差線１０５で全て交わっている。交差面１０５a-jは、例えば、カテーテル１０が、腔内の曲がっている部分に沿って導かれると同時に、イメージングヘッド１２によってキャプチャされた一連の画像であり、ある体積の箱１１０の底の面１００aから始まり、ある体積の箱１１０の頂部に向かう面１００b-jへと進むものである。
【００１５】
各面１００a-jは、超音波画像、又は、光を用いた画像のような、画像データのスライスを包含している。各面１００a-jに包含されている画像データは、面がある体積の箱１１０を進むにつれて、変化する。例えば、図３を参照すると、ある体積の箱１１０は、第１形状１２０と、第２形状１３０と、を包含している。実際の超音波、又は、光を用いた画像は、ここに表す例よりも複雑であるが、開示したのと同じ原理が、あらゆる種類の画像データに用いられる。この例は、明確化のため単純化されている。第１形状１２０は、ある体積の箱１１０の底の部分の面１００aから始まり、各面１００b-jを通って上へと行き、最後の面１００jの上の空間で終端となる。第２形状１３０は、第１形状１２０と同じサイズであるが、ある体積の箱１１０の異なる位置にある。第２形状１３０は、面１００bと交差する位置から始まり、面１００c-fを通って上へと行き、面１００fと面１００gとの間の空間で終端となる。面１００a、１００g-jは、第２形状１３０とは交差しない。
【００１６】
面１００a-jは、形状１２０、１３０と交差し、交差部分で各形状１２０、１３０の画像データのスライスをキャプチャする。形状１２０、１３０のスライス１２０a-j、１３０a-eを包含している、結果として得られる一連の面１００a-jが、図４に示されている。面１００aは、第１形状１２０の小さなスライス１２０aを包含している。面１００bは、第１形状１２０の僅かに大きなスライス１２０bと、第２形状１３０の小さなスライス１３０aとを包含している。第１形状１２０のスライス１２０a-jは、面が面１００aから面１００jへと、第１形状１２０のスライス１２０a-jを段階的に進むにつれて、徐々に幅広になっている。第２形状１３０のスライス１３０a-eは、面が第２形状１３０のスライス１３０a-eを段階的に進むにつれて、先ず、幅広になった後、元に戻り、最終的には無くなる。
【００１７】
図４に見られるように、面が、形状１２０、１３０を段階的に進むと同時に、面１００a-j上の画像スライスには違いが生じる。しかしながら、これらの違いは、（同じサイズの形状１２０のスライス１２０a-j用の）各面１００a-jの左側の違いと比べて、（形状１３０のスライス１３０a-e用の）各面１００a-jの右側において顕著である。これらの違いは、面１００a-bのような、隣り合う面の間の分離距離が、左側よりも右側で大きくなっているために生じるものである。２枚の面１００a-bは、右側でより離れているため、これに相当して、右側の画像スライス１３０a-b間の相互関係は、同じ２枚の面１００a-bの左側の画像スライス１２０a-b間の相互関係よりも低い。
【００１８】
図４の例では、違いは、検査された各面上に現れた２つの物体１２０、１３０の高レベルな比較を行うことによって測定される。他の型のデータ用に、他の方法による違いの測定と、画像に関する種々の違いと、を実行することができる。例えば、データが、（超音波画像のような）面上の特定点の密度を表すならば、違いは、２つの面のそれぞれの同じ点について、密度値の違いを測定することによって算出される。データが、視覚映像データで表されるならば、違いは、各面の同一点の画像の色、色相、彩度、反射率、濃度のような、視覚映像データに関連する幾つかの値や特性の違いを測定することによって、算出される。
【００１９】
一般に、面１００a-jの何れか２つの面間の相関は、全ての面が全く同じ画像データを包含しているとき、同じ各面１００a-jの左側に沿う交差ライン１０５において最大になる。面１００a-jの対の間の相関は、左から右へと面１００a-jを段階的に横切ることによって、徐々に失われていく。“相関損失”、又は、“相関の損失”という語は、種々の方法によって計算できる、比較すべき面間の部分的な違いを表すもの、として用いている。画像間の違いを計算する特定方法は、当業者による設計上の選択事項であり、ここで開示されている発明の実施例に不可欠なものではない。この例では、説明の容易のため、相関損失は、左から右にかけて面１００a-jを横切って測定されたものである。相関損失は、ここで述べる方法の結果に影響を与えることなく、面１００a-jをどのような方向に横切っても測定することができる。
【００２０】
（全て共通のラインに沿って交差している）２つの対の面を横切って撮られる画像について検討する実例であって、共通の交線からの距離の増加に伴う画像の違いの様子を実証するものが、図５に示されている。図５のグラフの横軸１４０は、交線１０５からの距離を測定したものである。縦軸１５０は、面１００a-j内の比較される２枚の面間の違いのの測定値である。下方データライン１６０は、面１００aの画像データと、面１００bの画像データとを比較することによって収集されたサンプルデータを表している。情報データライン１７０は、面１００aの画像データと、面１００cの画像データとを比較することによって収集されたサンプルデータを表している。検討した対の画像は、始め、相関が高い（面間の違いが少ないことを証明している）が、次第に相関が低く（面間の違いが大きいことを証明している）なる。面１００aと面１００bとの間の相関損失の率は、面１００aと面１００cとの間の相関損失の率よりも低い。このことは、面１００aと面１００bとの間の角度が、面１００aと面１００cとの間の角度よりも小さいという事実に由来するものである。
【００２１】
図６によると、面a-jの内の何れかの２枚の面間の違いは、f(x)=A(1-e-λX)で表される指数関数によって、近似することができる。ここで、Ａは、関数の極限値を表しており、λは、値Ａに達するまでの、関数の増加率を表すパラメータである。面１００a-j内の何れかの２枚の面間の違いの様子を表す特定の指数関数は、最も適合する近似方法を用いて近似することができるものである。下方適合指数関数１６５は、下方データライン１６０に近似されている。上方適合指数関数１７５は、上方データライン１７０に近似されている。
【００２２】
原点(0,0)での各適合指数関数１６５、１７５の導関数を算出することは、各適合指数関数１６５、１７５用のＡλの値を明らかにするものである。Ａλの値は、相関損失の比較を行う方向において、比較される面１００a-１００jの内の２つの面間の分離角度に、良く近似している。故に、原点での下方適合指数関数１６５の導関数は、面１００aと面１００bとの間の分離角度に近似している。同様に、原点での上方適合指数関数１７５の導関数は、面１００aと面１００cとの間の分離角度に近似している。
【００２３】
図７は、(1)面１００b-jと面１００aとを比較するサンプル相関データを近似している、一連の適合指数関数の導関数と、(2)面１００b-jと面１００aとの間の分離角度θと、の間の関係のグラフを示している。このサンプルデータに関し、各対の面間の分離角度θは、既知である。横軸は、Ａλの値を表している。Ａλの値は、上に考察した相関比較から近似されたものである。縦軸は、既知の分離角度θを表している。一連のデータポイント１８０a-jは、近似されたＡλの値と、各面１００a-jと基準面１００aとの間の既知の分離角度θと、の関係を表している。データポイント１８０aは、基準面１００aとそれ自身との相関比較用に近似されたＡλの値（即ち、０）に対する、基準面１００aとそれ自身との間の分離角度（即ち、０）を表している。データポイント１８０bは、基準面１００aと面１００bとの相関比較用に近似されたＡλの値に対する、基準面１００aと面１００bとの間の分離角度を表している。同様に、データポイント１８０c-jは、それぞれの面１００c-jと基準面１００aとの相関比較用に近似されたＡλの値に対する、それぞれの面１００c-jと基準面１００aとの間の分離角度を表している。この例では、適合ライン１８５は、Ａλの値と、分離角度θと、間の関係が直線関係にあり、且つ、Ａλの値が、分離角度θに比例していることを実証している。故に、既知の分離角度をＡλの値によって割り算することによって、比例定数を計算することができる。それ故、前述した処理を用いることによって、任意の向きの任意の２枚の面の間の分離角度は、その向きの２枚の面の間の相関の損失率の解析によって概算することができる。
【００２４】
図８によると、面１００b-jの内の何れか１つと基準面１００aとの間の分離角度が一度既知となると、関連部分同士の配置原理によって、基準面１００aに対する上記面１００b-jの内の何れか１つの相対位置を算出することが可能になる。例えば、１００gを参照すると、面１００gは、２本のライン１０５、１９０によって定められる。基準面１００aに対し、これらのラインの何れもが、面１００aと面１００gとの上の２つの画像から収集されたデータを用いることによって、算出可能なものであるため、面１００aに対する面１００gの位置は、面１００aと面１００gとの上の２つの画像から収集されたデータを用いることによって、算出可能なものである。
【００２５】
基準面１００aが、３次元極座標系(ρ,θ,φ)の(0,0,0)から始まるように定められているとすると、基準面１００aは、２本の交差ライン(0,0,0)-(ρ,0,0)と(0,0,0)-(ρ,0,π/2)によって定められる。ρは、基準面１００aの画像幅を表しており、θは、上記基準面１００aの傾斜角を表し、φは、原線(0,0,0)-(ρ,0,0)からの反時計回りの角度を表している。１００gの位置は、極座標の(0,0,0)-(ρ,0,0)で表される交差ライン１０５と、極座標の(0,0,0)-(ρ,θ,0)で表されるライン１９０と、の位置によって定められる。ρの値は、基準面１００aの寸法から知られるものであり、θの値は、上述したように、基準面１００aと面１００gとの中の画像データの相関比較を用いて算出することができるものである。それ故、面１００gの位置は、基準面１００aについての情報と、画像データ相関比較から収集された情報と、を用いて測定されるものである。
【００２６】
上述した実例は、面１００a-jの全てが交差ライン１０５を共用しており、それぞれを１方向にのみ変化させた、面１００a-jについての相関比較に限定されたものであることに注意を要する。このことは、画像データを用いるカテーテルを追跡する改善された方法の処理の原理の説明の簡略化のために行なったものであるが、他の方法の実施例では、基準面１００aと任意の自由裁量の関係を持つ他の面の位置を容易に計算することができる。例えば、図９によると、面１００kは、基準面１００aから２方向に変化している。２つの面１００aと面１００kとが、(ρ,0,0)軸で交差している部分での、基準面１００aと面１００kとの間は、角度θ１であり、２つの面１００a、１００kが、(ρ,0,π/2)軸で交差している部分での、基準面１００aと面１００kとの間は、角度θ２である。
【００２７】
基準面１００aと面１００kとの間の角度θ１を測定するため、(0,0,0)-(ρ,0,0)方向の相関損失率が、計算され、且つ、上述した指数関数に近似される。基準面１００aと面１００kとの間の角度θ２を測定するため、(0,0,0)-(ρ,0,π/2)方向の相関損失率が、計算され、且つ、上述した指数関数に近似される。相関損失は、図１乃至図８の実例では０（ゼロ）から始まるが、これは、図９の実例では常には当てはまらないということに、注意が必要である。(0,0,0)-(ρ,0,0)の軸と、(0,0,0)-(ρ,0,π/2)の軸に続くサンプリングラインでなく、面１００kを横切る（サンプリングライン２００、２１０、２２０、２３０のような）任意のサンプリングラインについて、相関損失関数は、０でない値から始まる。このことは、比較開始時に既にいくらかの損失が存在していることを示している。この作用は、単に、これらのサンプルライン２００、２１０、２２０、２３０用の指数関数のグラフが、相関の損失用の初期値に比例する量によって左側にずらされたことを意味しているにすぎず、分離角度θ１、又は、θ２の計算方法に何ら影響を与えるものではない。
【００２８】
同様に、(0,0,0)-(ρ,0,0)、(0,0,0)-(ρ,0,π/2)方向の何れか、又は、両方に、それぞれ平行な面の位置は、上述した方法を用いることによって、容易に計算することができる。基準面１００aに平行な面内の任意の方向において、相関損失の率は０になり、分離角度は０になる。面が基準面１００aと交差しないならば、相関損失関数の初期値は、０でない値となるが、平行であるが交差しない面が示されている状態では、相関損失の率は、相関損失の測定方向において、０でない値を保つことになる。
【００２９】
故に、任意の自由裁量で選択した基準面の位置に関し、面が基準面と交差するか否かによらず、面が基準面に平行であるか否かによらず、２つの面の中の画像データを比較することによって、且つ、２つの面が交差することが既知であるならば、２方向、又は、時には１方向にある、各面の相関損失の率を計算することによって、任意の面の位置を測定することができる。
【００３０】
上述した原理を拡張すれば、一度、基準面に対する第１面の位置が測定されると、第１面に対する第２面の位置は、第１面を基準面として用い、再度位置測定を実行することによって、測定することができる。故に、３次元空間に位置している、自由裁量による長さだけ続く、面の連鎖が、ここで説明した方法を用いることによって、構成することができる。これらの面の各々は、カテーテルが患者内の腔内を通ることによって、カテーテルによって収集された画像データを含んでおり、この面の連鎖は、腔のマップを、３次元で表すものである。
【００３１】
前述の明細書では、発明は、その特別な実施例を参照することによって説明されている。しかし、種々の改良や変更が、発明の広範な範囲から離れることなく、行うことができることは、自明なことである。例えば、面は、上述した方向だけでなく、互いに任意の方向に向いているものであっても良い。相関損失を比較するためのデータは、上述した画像データだけでなく、相対的な位置計算用の任意のデータで良い。例えば、同時に複数のポイントで収集された画像は、世代別の相関損失を測定するのに比較することができる。更に、読者には、ここで説明したプロセス・アクションの特定の順番と組合せは、単に示されただけで、発明は、異なる、又は、追加のプロセス・アクション、又は、プロセス・アクションの異なる組合せ、又は、順番によって、実行することができるということが、理解される。医療機器の当業者に既知の特性とプロセスとは、同様に、要望に応じて組み込まれる。その上、特性は、要望に応じて追加、又は、削除することができる。従って、明細書と図面とは、限定するための説明ではなく、発明は、添付の請求の範囲と法上の均等な範囲以外に、制限されたり、又は、限定されたりするものではない。
【図面の簡単な説明】
【００３２】
【図１】本発明の実施例のイメージングシステムである。
【図２】ある体積の材料の一連の画像スライスである。
【図３】ある体積の材料に見本物を含有している、ある体積の材料の一連の画像スライスである。
【図４】一連の画像スライスであって、各画像スライス内の見本物の断面図を示している。
【図５】２つの対の面の間の相関の損失のグラフの例である。
【図６】図５のグラフの適合指数関数を示している。
【図７】指数関数の導関数と、分離角との関係のグラフである。
【図８】極座標において、基準面に対する画像面の位置を示している。
【図９】極座標において、基準面に対する第２画像面の位置を示している。
【技術分野】
【０００１】
発明の技術分野は、医療装置に関するものであり、特に、超音波イメージングの実施に用いられるような、カテーテル追跡方法に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
医術では、詰まった状態、又は、閉塞した状態の血管のような、患者内の疾患部分を診断し、且つ、治療するのに、しばしば、カテーテルが用いられている。カテーテルは、例えば、患者の血管を切開し、患者の血管にカテーテルを挿入することによって、患者の血管内に導入される。医師等のカテーテル操作者は、その後、カテーテルが、患者の疾患部分を診断し、且つ、治療するために、正確な位置に達するまで、患者の血管を通してカテーテルを操縦する。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
患者内の血管、又は、他の腔を通してカテーテルを操縦している間、患者の体内空間内のカテーテルの位置を頻繁に知る必要がある。従来のイメージングシステムでは、腔をまっすぐの管として現す、血管、又は、他の腔の画像を生成するものであり、３次元空間関係の概念を提供するものではなかった。患者内においては、しかしながら、腔は、ほとんどの場合において曲がっており、且つ、腔から種々の向きに分岐している分岐を含むものである。カテーテルのイメージングヘッドの３次元位置を、測定できるのであれば、３次元イメージングソフトウェアを用いて、分岐点の位置と同様に、腔の、真位置と、曲がり、捻れ、方向変換の位置と、を測定することができる。真位置を知ることによって、患者のより正確なマップを生成することができるようになる。正確なマップは、患者のより効果的な診断と、治療とをもたらすものである。例えば、正確な３次元位置データを収集することは、正確な血流マップ、ひいては、血流モニタリングと、血流の立体化とを可能にするものである。
【０００４】
もともとは、Ｘ線技術が、患者内のＸ線可視化装置の位置を表す、Ｘ線可視化装置の広範囲にわたる行程図を、提供するのに用いられてきた。しかしながら、２次元投影画像である、Ｘ線画像は、カテーテル通路の３次元形状の一部分の情報しか提供することができない。更に、長時間Ｘ線を照射することは、患者にとって有害なことであり、そのような照射は避ける方が望ましい。故に、患者を有害な副作用に曝すことなく、患者内のカテーテルの位置を簡単に測定することができ、且つ、多種多様なカテーテル、又は、他の画像診断装置に用いることができる、追跡システムが求められている。
【０００５】
カテーテルのＸ線による追跡につきものの問題を解決するため、種々の技術が、有害なＸ線技術の副作用を伴うことなく、患者内のカテーテルの位置情報を収集する試みとして提案されている。上記技術の中でもとりわけ、位置情報を収集する追跡システムは、電磁的、光学的、機械的、音響学的、及び／又は、慣性検出を行う、要素を用いるものである。これらの技術の多くは、患者内でカテーテルを追跡可能にするため、カテーテルに特別な要素を追加することを求めるものである。
【０００６】
それ故、改良されたカテーテル追跡方法が求められている。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
イメージングカテーテルに関して、体内のカテーテルの位置を測定するために、イメージングカテーテル自身によって集められた画像に包含されているデータに依存することによって、カテーテルに特別な要素を追加することなく、Ｘ線追跡の欠点を避けることができる。この改良された方法は、また、カテーテルが、そのすぐ周りのデータを収集する能力を有しているという限りにおいて、他の形態のカテーテルでも用いることができるものである。
【０００８】
この方法では、イメージングカテーテルによって収集された第１画像は、イメージングカテーテルによって収集された第２画像と比較される。この比較は、第１画像と第２画像との間の１以上のオフセット角を計算するのに用いられる。このデータは、第２画像の第１画像に対する相対位置を測定するのに用いられる。一連の画像のそれぞれについて、これらの測定値を求めることによって、一連の画像の完全な進路を、３次元で、測定することができる。イメージングカテーテル画像の方向は、イメージングカテーテルの先端部分のイメージング要素の方向によって定められるものであり、この方法は、イメージング要素の位置を測定できるようにするものである。この方法は、また、イメージングシステムが、カテーテルが通る腔の正確、又は、より正確な３次元表示を生成可能にするものである。
【０００９】
本発明の、他のシステム、方法、特徴、利点は、添付図面と詳細な説明の実施例に基づいて、当業者に明らかになる、又は、なるであろう。このことは、上記追加システム、方法、特徴、利点の全てが、この説明に含有されており、本発明の範囲内にあり、そして、添付の請求の範囲によって保護される、ということを意味するものである。
【００１０】
上述した内容と、本発明の他の利点と目的とが、どのようにして達成されるのかを正しく理解するため、上に簡単に説明された本発明の、より詳しい説明が、添付の図面によって明らかにされる詳細な実施例を参照することによって与えられる。図中の構成要素は、尺図通りである必要はなく、その代わりに、発明の原理を示す部分を強調したものであることに、注意すべきである。更に、図では、異なる図面にわたって、類似の部品に同様の参照番号が、示されている。しかしながら、同様の部品に、常に同じ参照番号が付されているとは限らない。更に、図面は、概念を示すことを意図しており、相対サイズ、形状、他の詳細な特性は、実際のもの、又は、正確なものでなく、概略が示されている。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１１】
図１によると、本発明の実施例で用いるイメージングシステムは、イメージングカテーテル１０と、コンピュータ２０と、ビデオディスプレイ３０と、を含有している。イメージングカテーテル１０は、コンピュータ２０に結合されている。コンピュータ２０は、ビデオディスプレイ３０に画像を表示するためのイメージングソフトウェアを実行する。イメージングカテーテル１０は、イメージングカテーテル１０の先端部分に設けられたイメージングヘッド１２を含有している。イメージングヘッド１２は、超音波振動子、光を用いるイメージング装置、又は、イメージングデータを収集する他のあらゆる装置である。イメージングカテーテル１０は、血管のような、患者内の腔に差し込まれる。イメージングヘッド１２は、例えば、腔の断面画像を集めることによって、患者の腔内から画像データを収集する。ある実施例では、イメージングヘッド１２は、カテーテル１０の軸周りに回転し、かつ、腔の音波反射によって、腔から環状の画像データを収集する。あるいは、光波が、腔で反射され、イメージングヘッド１２によって受光される。イメージングヘッド１２は、この画像データを、線、又は、光ファイバーのような、データ通信チャンネル１５に沿って、カテーテル１０からコンピュータ２０へと送る。コンピュータ２０は、画像データを受け取り、状況に応じて、画像データを処理し、その後、画像データをビデオディスプレイ３０に表示する。他の実施例では、ホログラフィック表示ユニット、プリンター、プロジェクター他の画像表示装置が、ビデオディスプレイ３０の代わりに用いられる。この実施例では、イメージングヘッド１２によって撮られる画像は、カテーテル１０が移動する腔内の軸に対する断面で表される。他の実施例では、イメージングヘッド１２によってキャプチャされる画像は、軸に対する断面以外の角度を持って撮られたスライスとして表される。
【００１２】
腔は、患者の内側で捻れ、屈曲し、曲がっているため、腔の軸は、常に方向が変化し、画像の向きも、また、常に変化する。その上、カテーテルの操作者は、例えば、腔周りの追加データを収集するため、異なる角度で腔の特定部分の画像を撮るために、腔内でイメージングヘッドの向きを変更することを選ぶことができる。イメージングヘッド１２の位置の正確な測定値を提供するため、そして、腔の正確なマップを提供するため、直前にキャプチャした画像から各画像の相対オフセットを測定することは、有益なことである。計算するリソースと時間とを減らすため、幾つかの画像をスキップし、且つ、直前にキャプチャされた画像以外の幾つかの画像との相対オフセットを計算することが可能である。このことは、結果として、正確さの相対的な減少を生じるものであるが、カテーテル１０が用いられる特定の状況においては、容認しうるものである。
【００１３】
本発明の実施例の方法を、簡単に考察し、より明確に説明するための、画像比較と位置測定の処理についての以下の開示は、図２に示されている画像スライスの例を用いるものである。ある体積の箱１１０内の一連の交差面１００a-jは、患者内の血管、又は、他の腔の部分のような、ある生体の立体画像から撮った画像スライスを表している。
【００１４】
交差面１００a-jは、図２の左側下の交差線１０５で全て交わっている。交差面１０５a-jは、例えば、カテーテル１０が、腔内の曲がっている部分に沿って導かれると同時に、イメージングヘッド１２によってキャプチャされた一連の画像であり、ある体積の箱１１０の底の面１００aから始まり、ある体積の箱１１０の頂部に向かう面１００b-jへと進むものである。
【００１５】
各面１００a-jは、超音波画像、又は、光を用いた画像のような、画像データのスライスを包含している。各面１００a-jに包含されている画像データは、面がある体積の箱１１０を進むにつれて、変化する。例えば、図３を参照すると、ある体積の箱１１０は、第１形状１２０と、第２形状１３０と、を包含している。実際の超音波、又は、光を用いた画像は、ここに表す例よりも複雑であるが、開示したのと同じ原理が、あらゆる種類の画像データに用いられる。この例は、明確化のため単純化されている。第１形状１２０は、ある体積の箱１１０の底の部分の面１００aから始まり、各面１００b-jを通って上へと行き、最後の面１００jの上の空間で終端となる。第２形状１３０は、第１形状１２０と同じサイズであるが、ある体積の箱１１０の異なる位置にある。第２形状１３０は、面１００bと交差する位置から始まり、面１００c-fを通って上へと行き、面１００fと面１００gとの間の空間で終端となる。面１００a、１００g-jは、第２形状１３０とは交差しない。
【００１６】
面１００a-jは、形状１２０、１３０と交差し、交差部分で各形状１２０、１３０の画像データのスライスをキャプチャする。形状１２０、１３０のスライス１２０a-j、１３０a-eを包含している、結果として得られる一連の面１００a-jが、図４に示されている。面１００aは、第１形状１２０の小さなスライス１２０aを包含している。面１００bは、第１形状１２０の僅かに大きなスライス１２０bと、第２形状１３０の小さなスライス１３０aとを包含している。第１形状１２０のスライス１２０a-jは、面が面１００aから面１００jへと、第１形状１２０のスライス１２０a-jを段階的に進むにつれて、徐々に幅広になっている。第２形状１３０のスライス１３０a-eは、面が第２形状１３０のスライス１３０a-eを段階的に進むにつれて、先ず、幅広になった後、元に戻り、最終的には無くなる。
【００１７】
図４に見られるように、面が、形状１２０、１３０を段階的に進むと同時に、面１００a-j上の画像スライスには違いが生じる。しかしながら、これらの違いは、（同じサイズの形状１２０のスライス１２０a-j用の）各面１００a-jの左側の違いと比べて、（形状１３０のスライス１３０a-e用の）各面１００a-jの右側において顕著である。これらの違いは、面１００a-bのような、隣り合う面の間の分離距離が、左側よりも右側で大きくなっているために生じるものである。２枚の面１００a-bは、右側でより離れているため、これに相当して、右側の画像スライス１３０a-b間の相互関係は、同じ２枚の面１００a-bの左側の画像スライス１２０a-b間の相互関係よりも低い。
【００１８】
図４の例では、違いは、検査された各面上に現れた２つの物体１２０、１３０の高レベルな比較を行うことによって測定される。他の型のデータ用に、他の方法による違いの測定と、画像に関する種々の違いと、を実行することができる。例えば、データが、（超音波画像のような）面上の特定点の密度を表すならば、違いは、２つの面のそれぞれの同じ点について、密度値の違いを測定することによって算出される。データが、視覚映像データで表されるならば、違いは、各面の同一点の画像の色、色相、彩度、反射率、濃度のような、視覚映像データに関連する幾つかの値や特性の違いを測定することによって、算出される。
【００１９】
一般に、面１００a-jの何れか２つの面間の相関は、全ての面が全く同じ画像データを包含しているとき、同じ各面１００a-jの左側に沿う交差ライン１０５において最大になる。面１００a-jの対の間の相関は、左から右へと面１００a-jを段階的に横切ることによって、徐々に失われていく。“相関損失”、又は、“相関の損失”という語は、種々の方法によって計算できる、比較すべき面間の部分的な違いを表すもの、として用いている。画像間の違いを計算する特定方法は、当業者による設計上の選択事項であり、ここで開示されている発明の実施例に不可欠なものではない。この例では、説明の容易のため、相関損失は、左から右にかけて面１００a-jを横切って測定されたものである。相関損失は、ここで述べる方法の結果に影響を与えることなく、面１００a-jをどのような方向に横切っても測定することができる。
【００２０】
（全て共通のラインに沿って交差している）２つの対の面を横切って撮られる画像について検討する実例であって、共通の交線からの距離の増加に伴う画像の違いの様子を実証するものが、図５に示されている。図５のグラフの横軸１４０は、交線１０５からの距離を測定したものである。縦軸１５０は、面１００a-j内の比較される２枚の面間の違いのの測定値である。下方データライン１６０は、面１００aの画像データと、面１００bの画像データとを比較することによって収集されたサンプルデータを表している。情報データライン１７０は、面１００aの画像データと、面１００cの画像データとを比較することによって収集されたサンプルデータを表している。検討した対の画像は、始め、相関が高い（面間の違いが少ないことを証明している）が、次第に相関が低く（面間の違いが大きいことを証明している）なる。面１００aと面１００bとの間の相関損失の率は、面１００aと面１００cとの間の相関損失の率よりも低い。このことは、面１００aと面１００bとの間の角度が、面１００aと面１００cとの間の角度よりも小さいという事実に由来するものである。
【００２１】
図６によると、面a-jの内の何れかの２枚の面間の違いは、f(x)=A(1-e-λX)で表される指数関数によって、近似することができる。ここで、Ａは、関数の極限値を表しており、λは、値Ａに達するまでの、関数の増加率を表すパラメータである。面１００a-j内の何れかの２枚の面間の違いの様子を表す特定の指数関数は、最も適合する近似方法を用いて近似することができるものである。下方適合指数関数１６５は、下方データライン１６０に近似されている。上方適合指数関数１７５は、上方データライン１７０に近似されている。
【００２２】
原点(0,0)での各適合指数関数１６５、１７５の導関数を算出することは、各適合指数関数１６５、１７５用のＡλの値を明らかにするものである。Ａλの値は、相関損失の比較を行う方向において、比較される面１００a-１００jの内の２つの面間の分離角度に、良く近似している。故に、原点での下方適合指数関数１６５の導関数は、面１００aと面１００bとの間の分離角度に近似している。同様に、原点での上方適合指数関数１７５の導関数は、面１００aと面１００cとの間の分離角度に近似している。
【００２３】
図７は、(1)面１００b-jと面１００aとを比較するサンプル相関データを近似している、一連の適合指数関数の導関数と、(2)面１００b-jと面１００aとの間の分離角度θと、の間の関係のグラフを示している。このサンプルデータに関し、各対の面間の分離角度θは、既知である。横軸は、Ａλの値を表している。Ａλの値は、上に考察した相関比較から近似されたものである。縦軸は、既知の分離角度θを表している。一連のデータポイント１８０a-jは、近似されたＡλの値と、各面１００a-jと基準面１００aとの間の既知の分離角度θと、の関係を表している。データポイント１８０aは、基準面１００aとそれ自身との相関比較用に近似されたＡλの値（即ち、０）に対する、基準面１００aとそれ自身との間の分離角度（即ち、０）を表している。データポイント１８０bは、基準面１００aと面１００bとの相関比較用に近似されたＡλの値に対する、基準面１００aと面１００bとの間の分離角度を表している。同様に、データポイント１８０c-jは、それぞれの面１００c-jと基準面１００aとの相関比較用に近似されたＡλの値に対する、それぞれの面１００c-jと基準面１００aとの間の分離角度を表している。この例では、適合ライン１８５は、Ａλの値と、分離角度θと、間の関係が直線関係にあり、且つ、Ａλの値が、分離角度θに比例していることを実証している。故に、既知の分離角度をＡλの値によって割り算することによって、比例定数を計算することができる。それ故、前述した処理を用いることによって、任意の向きの任意の２枚の面の間の分離角度は、その向きの２枚の面の間の相関の損失率の解析によって概算することができる。
【００２４】
図８によると、面１００b-jの内の何れか１つと基準面１００aとの間の分離角度が一度既知となると、関連部分同士の配置原理によって、基準面１００aに対する上記面１００b-jの内の何れか１つの相対位置を算出することが可能になる。例えば、１００gを参照すると、面１００gは、２本のライン１０５、１９０によって定められる。基準面１００aに対し、これらのラインの何れもが、面１００aと面１００gとの上の２つの画像から収集されたデータを用いることによって、算出可能なものであるため、面１００aに対する面１００gの位置は、面１００aと面１００gとの上の２つの画像から収集されたデータを用いることによって、算出可能なものである。
【００２５】
基準面１００aが、３次元極座標系(ρ,θ,φ)の(0,0,0)から始まるように定められているとすると、基準面１００aは、２本の交差ライン(0,0,0)-(ρ,0,0)と(0,0,0)-(ρ,0,π/2)によって定められる。ρは、基準面１００aの画像幅を表しており、θは、上記基準面１００aの傾斜角を表し、φは、原線(0,0,0)-(ρ,0,0)からの反時計回りの角度を表している。１００gの位置は、極座標の(0,0,0)-(ρ,0,0)で表される交差ライン１０５と、極座標の(0,0,0)-(ρ,θ,0)で表されるライン１９０と、の位置によって定められる。ρの値は、基準面１００aの寸法から知られるものであり、θの値は、上述したように、基準面１００aと面１００gとの中の画像データの相関比較を用いて算出することができるものである。それ故、面１００gの位置は、基準面１００aについての情報と、画像データ相関比較から収集された情報と、を用いて測定されるものである。
【００２６】
上述した実例は、面１００a-jの全てが交差ライン１０５を共用しており、それぞれを１方向にのみ変化させた、面１００a-jについての相関比較に限定されたものであることに注意を要する。このことは、画像データを用いるカテーテルを追跡する改善された方法の処理の原理の説明の簡略化のために行なったものであるが、他の方法の実施例では、基準面１００aと任意の自由裁量の関係を持つ他の面の位置を容易に計算することができる。例えば、図９によると、面１００kは、基準面１００aから２方向に変化している。２つの面１００aと面１００kとが、(ρ,0,0)軸で交差している部分での、基準面１００aと面１００kとの間は、角度θ１であり、２つの面１００a、１００kが、(ρ,0,π/2)軸で交差している部分での、基準面１００aと面１００kとの間は、角度θ２である。
【００２７】
基準面１００aと面１００kとの間の角度θ１を測定するため、(0,0,0)-(ρ,0,0)方向の相関損失率が、計算され、且つ、上述した指数関数に近似される。基準面１００aと面１００kとの間の角度θ２を測定するため、(0,0,0)-(ρ,0,π/2)方向の相関損失率が、計算され、且つ、上述した指数関数に近似される。相関損失は、図１乃至図８の実例では０（ゼロ）から始まるが、これは、図９の実例では常には当てはまらないということに、注意が必要である。(0,0,0)-(ρ,0,0)の軸と、(0,0,0)-(ρ,0,π/2)の軸に続くサンプリングラインでなく、面１００kを横切る（サンプリングライン２００、２１０、２２０、２３０のような）任意のサンプリングラインについて、相関損失関数は、０でない値から始まる。このことは、比較開始時に既にいくらかの損失が存在していることを示している。この作用は、単に、これらのサンプルライン２００、２１０、２２０、２３０用の指数関数のグラフが、相関の損失用の初期値に比例する量によって左側にずらされたことを意味しているにすぎず、分離角度θ１、又は、θ２の計算方法に何ら影響を与えるものではない。
【００２８】
同様に、(0,0,0)-(ρ,0,0)、(0,0,0)-(ρ,0,π/2)方向の何れか、又は、両方に、それぞれ平行な面の位置は、上述した方法を用いることによって、容易に計算することができる。基準面１００aに平行な面内の任意の方向において、相関損失の率は０になり、分離角度は０になる。面が基準面１００aと交差しないならば、相関損失関数の初期値は、０でない値となるが、平行であるが交差しない面が示されている状態では、相関損失の率は、相関損失の測定方向において、０でない値を保つことになる。
【００２９】
故に、任意の自由裁量で選択した基準面の位置に関し、面が基準面と交差するか否かによらず、面が基準面に平行であるか否かによらず、２つの面の中の画像データを比較することによって、且つ、２つの面が交差することが既知であるならば、２方向、又は、時には１方向にある、各面の相関損失の率を計算することによって、任意の面の位置を測定することができる。
【００３０】
上述した原理を拡張すれば、一度、基準面に対する第１面の位置が測定されると、第１面に対する第２面の位置は、第１面を基準面として用い、再度位置測定を実行することによって、測定することができる。故に、３次元空間に位置している、自由裁量による長さだけ続く、面の連鎖が、ここで説明した方法を用いることによって、構成することができる。これらの面の各々は、カテーテルが患者内の腔内を通ることによって、カテーテルによって収集された画像データを含んでおり、この面の連鎖は、腔のマップを、３次元で表すものである。
【００３１】
前述の明細書では、発明は、その特別な実施例を参照することによって説明されている。しかし、種々の改良や変更が、発明の広範な範囲から離れることなく、行うことができることは、自明なことである。例えば、面は、上述した方向だけでなく、互いに任意の方向に向いているものであっても良い。相関損失を比較するためのデータは、上述した画像データだけでなく、相対的な位置計算用の任意のデータで良い。例えば、同時に複数のポイントで収集された画像は、世代別の相関損失を測定するのに比較することができる。更に、読者には、ここで説明したプロセス・アクションの特定の順番と組合せは、単に示されただけで、発明は、異なる、又は、追加のプロセス・アクション、又は、プロセス・アクションの異なる組合せ、又は、順番によって、実行することができるということが、理解される。医療機器の当業者に既知の特性とプロセスとは、同様に、要望に応じて組み込まれる。その上、特性は、要望に応じて追加、又は、削除することができる。従って、明細書と図面とは、限定するための説明ではなく、発明は、添付の請求の範囲と法上の均等な範囲以外に、制限されたり、又は、限定されたりするものではない。
【図面の簡単な説明】
【００３２】
【図１】本発明の実施例のイメージングシステムである。
【図２】ある体積の材料の一連の画像スライスである。
【図３】ある体積の材料に見本物を含有している、ある体積の材料の一連の画像スライスである。
【図４】一連の画像スライスであって、各画像スライス内の見本物の断面図を示している。
【図５】２つの対の面の間の相関の損失のグラフの例である。
【図６】図５のグラフの適合指数関数を示している。
【図７】指数関数の導関数と、分離角との関係のグラフである。
【図８】極座標において、基準面に対する画像面の位置を示している。
【図９】極座標において、基準面に対する第２画像面の位置を示している。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者内の腔のマッピング用システムであって、
イメージングカテーテルと、コンピュータと、出力装置と、を含んでおり、
上記イメージングカテーテルが、腔の複数の画像をキャプチャするようになっており、
上記コンピュータが、キャプチャされた複数の画像を受け取り、画像内の包含データを用いて、複数の画像の各々の３次元位置を測定することによって、腔のマップを生成するようになっており、
上記出力装置が、腔のマップを出力するようになっている、
システム。
【請求項２】
上記出力装置が、ビデオディスプレイを含んでいる、
請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
上記コンピュータが、複数の画像の内の１つの画像と、位置が示されている基準画像と、を比較することによって、上記複数の画像の内の１つの画像の位置を測定するものである、
請求項１に記載のシステム。
【請求項４】
上記システムが、基準画像の位置を自由裁量によって定めることによって、初期化されるものである、
請求項３に記載のシステム。
【請求項５】
上記基準画像の位置が、上記コンピュータによって予め測定された位置に基づいて知られるものである、
請求項１に記載のシステム。
【請求項１】
患者内の腔のマッピング用システムであって、
イメージングカテーテルと、コンピュータと、出力装置と、を含んでおり、
上記イメージングカテーテルが、腔の複数の画像をキャプチャするようになっており、
上記コンピュータが、キャプチャされた複数の画像を受け取り、画像内の包含データを用いて、複数の画像の各々の３次元位置を測定することによって、腔のマップを生成するようになっており、
上記出力装置が、腔のマップを出力するようになっている、
システム。
【請求項２】
上記出力装置が、ビデオディスプレイを含んでいる、
請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
上記コンピュータが、複数の画像の内の１つの画像と、位置が示されている基準画像と、を比較することによって、上記複数の画像の内の１つの画像の位置を測定するものである、
請求項１に記載のシステム。
【請求項４】
上記システムが、基準画像の位置を自由裁量によって定めることによって、初期化されるものである、
請求項３に記載のシステム。
【請求項５】
上記基準画像の位置が、上記コンピュータによって予め測定された位置に基づいて知られるものである、
請求項１に記載のシステム。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【公表番号】特表２００７−５２５３０６（Ｐ２００７−５２５３０６Ａ）
【公表日】平成１９年９月６日（２００７．９．６）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００７−５０１７９２（Ｐ２００７−５０１７９２）
【出願日】平成１７年２月９日（２００５．２．９）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２００５／００４０２３
【国際公開番号】ＷＯ２００５／０９３６５８
【国際公開日】平成１７年１０月６日（２００５．１０．６）
【出願人】（５００２３８４４６）ボストン サイエンティフィック リミテッド (53)
【氏名又は名称原語表記】Ｂｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｌｉｍｉｔｅｄ
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成１９年９月６日（２００７．９．６）
【国際特許分類】
【出願日】平成１７年２月９日（２００５．２．９）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２００５／００４０２３
【国際公開番号】ＷＯ２００５／０９３６５８
【国際公開日】平成１７年１０月６日（２００５．１０．６）
【出願人】（５００２３８４４６）ボストン サイエンティフィック リミテッド (53)
【氏名又は名称原語表記】Ｂｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｌｉｍｉｔｅｄ
【Ｆターム（参考）】
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