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課題・解決手段

開示の発明特定事項は、外的刺激に対するターゲット組織サンプルにおける変化を表す動的データを獲得および表示するための光トモグラフィーシステムを含む。例えば、開示の装置、方法、およびシステムは、末梢動脈疾患診断するために課せられた血圧変化によって生じた動的血管変化を定量化するために使用することができる。

概要

背景

光トモグラフィーイメージングは、組織またはサンプルによって散乱された光の振幅減衰または位相変化による信号を使用する。注入光は、ターゲット全体にわたって拡散し、その表面で出射する。光を注入し、それを身体構造などのターゲット材の表面上の複数の位置において受信することができ、受信光トモグラフィー画像の生成に使用することができる。注入光に対する受信光の振幅減衰および位相シフトを用いることにより、例えば、ターゲットにおける吸収および散乱媒質に関する空間的情報を決定することができ、この空間的情報は、身体部分解剖学的構造の三次元または断面画像の形で示すことができる。

末梢動脈疾患PAD)は、米国において、約800万〜1200万人が冒されている非常に蔓延したアテローム性動脈硬化症候群であり、著しい罹患率および死亡率と関連している。PADは、年間約275,000件の入院、並びに、年間2,750,000件を超える外来診療および年間約45,000件の死亡の原因である。PADは、脂質、複合糖質、血液および血液製剤線維組織カルシウム沈着局所性蓄積から成る動脈内膜における変化の様々な組み合わせの結果生じる。PADは、動脈壁の内側にプラークが蓄積することにより、臓器への適切な血液供給阻害されることからも生じる。PADの有病率は、年齢と共に大幅に増加する。5,450名の患者を含んだ大規模な研究では、足関節上腕血圧比(ABI)に基づくPADの有病率は、55〜59被験者の9%から、85〜89歳の被験者の57%へと増加した。PADの有病率は、患者の性別では変わらない。

PADは、通常、初期に脚および足に現れ、一般的に下肢動脈疾患LEAD)と呼ばれる。下肢動脈疾患(LEAD)は、下肢への動脈かん流の低下として定義される。LEADは、糖尿病を患う人によく見られる疾患である。糖尿病におけるLEADは、末梢神経障害の存在および感染症を起こしやすいことにより悪化する。末梢神経障害により、上部および下部の末梢部における感覚の低下が生じ、患者が切り傷打ち身を感じることができなくなる。従って、感染症がより生じやすくなる。

発見されなければ、LEADは進行し、足潰瘍創傷治癒の低下、壊疽、および最終的には切断の原因となり得る。LEADの発見は、動脈の石灰化および神経障害血圧測定値を変えてしまう糖尿病の患者において特に困難である。LEADの診断に使用される足関節上腕血圧比(ABI)などの現在の技術は、一般的に、正確にLEADを発見するために、圧縮性動脈を用いており、このことは、多くの患者にとって診断を複雑にしている。現在、動脈系において閉塞性LEADを特定し、治療を行うための基準は、デジタルサブトラクション血管造影法DSA)である。

DSAでは、造影剤が動脈内投与で患者に注入され、血管系の画像が得られる。しかしながら、このイメージング方法侵襲的であり、造影剤は腎毒性があり、従って、重大な医学併存疾患を持つ患者において有害である。さらに、患者は電離放射線暴露され、このことは、DSAの使用頻度に制限を与える。LEADの判断に使用される末梢血管判断基準は、通常、非イメージング技術から得られる。末梢脈拍触診は、患者において閉塞性LEADの判断を行うための臨床的手段として用いられてきた。しかしながら、この方法の主観的性質は、医師の評価間の不一致の原因となり得る。温度、解剖学差異、および医師の触診技術などの要因により、診断が大きく変わる可能性がある。一部の医師は、動脈圧を測定するために、血圧計カフも使用する。

LEADは、侵襲的手技を用いて判断することもできる。例えば、血圧監視用動脈カテーテルの使用である。これらの方法は、繊細で精密なものであるが、侵襲的方法は、使用がより煩雑となる傾向があり、一般的に、非侵襲的技術と比較して、より大きな副作用リスクを負っている。これらの要因は、より高い費用と共に、スクリーニング手段としての侵襲的技術の使用を制限している。

LEADを評価するために、上腕収縮期圧に対する足背動脈または後脛骨動脈において測定された収縮期圧の比である足関節上腕血圧比(ABI)の測定値も用いられる。しかしながら、糖尿病の患者におけるLEADの進行は、神経障害および動脈を非圧縮性にする動脈の重度の石灰化によって、しばしば悪化する。さらに、足背動脈における血圧の読み取りは、たいてい弱く、あるいは、場合によっては読み取ることができない。脈容量記録(PVR)は、心周期間に四肢に入る血液量を正確に測定するために、60mmHgに膨張させ、大腿部ふくらはぎ、および前肢ベルに配置された血圧計カフを利用し、四肢の伸縮の容量を測定する。動脈狭窄症の場合には、PVR波形は縮小し、この測定道具を用いて、糖尿病の患者におけるABIを補足する。しかしながら、PVRは、動脈不全の程度の客観的尺度ではなく、より主観的な尺度を提供する。

LEADは、速度計測連続波ドップラー超音波法などのイメージング方法を用いて診断することもできる。正常な動脈から得られるドップラー波形は、三相形状を有する。しかしながら、閉塞された場所での測定は、速度増加および二相または単相挙動波形を示す。ABIおよびTSPとは異なり、速度計測は、圧縮性動脈における閉塞性LEADの定性的尺度のみを提供する。さらに、ドップラー超音波法を糖尿病および非圧縮性動脈を患う患者に対して使用することは、これらの患者において得られる血圧が見かけ上、高いことから不可能である。連続波ドップラー超音波法およびABI/PVRの欠点のため、末梢血管系を分析するために、デュプレックス超音波法がしばしば用いられる。デュプレックス超音波法は、カラードップラー法を用いた従来のBモード超音波イメージングパルス波ドップラー波形サンプリングの組み合わせである。デュプレックスの欠点は、ふくらはぎにおける動脈部分の最大で13%を可視化することができず、操作者に左右される点である。

従って、X線およびMRIは、かなりの解剖学的詳細を提供する一方で、一般的に、十分な生理学的詳細を提供せず、細動脈は可視化されない場合がある、あるいは、動脈が予想したほどの血流を持たない場合がある。

概要

開示の発明特定事項は、外的刺激に対するターゲット組織サンプルにおける変化を表す動的データを獲得および表示するための光トモグラフィーシステムを含む。例えば、開示の装置、方法、およびシステムは、末梢動脈疾患を診断するために課せられた血圧変化によって生じた動的血管変化を定量化するために使用することができる。

目的

しかしながら、PVRは、動脈不全の程度の客観的尺度ではなく、より主観的な尺度を提供する

効果

実績

技術文献被引用数
1件
牽制数
0件

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請求項1

末梢動脈疾患発見するための光トモグラフィーイメージングシステムであって、外的身体部分刺激装置を制御するように構成されたコントローラであって、前記外的身体部分刺激装置は、検査対象ターゲット身体部分に機械的刺激を与える、コントローラと、前記コントローラによる制御に適応し、かつ前記身体部分の末梢身体部分を撮像するように配置され、従って、複数の光源および複数の光検出器を用いる、インタフェースモジュールと、を含み、前記コントローラは、光が前記身体部分を透過し、透過光が前記複数の光検出器によって検出され得るように、前記複数の光源の各々を制御して光を順次発光させるように構成されており、前記コントローラは、前記複数の光検出器によって生成された検出信号からトモグラフィー画像を生成するように構成されており、そして前記コントローラはさらに、前記光検出器によって検出された前記光から第1の時間分データ系列を獲得しながら第1の機械的刺激を与え、後に、前記光検出器によって検出された前記光から第2の時間分離データ系列を獲得しながら第2の機械的刺激を与えるようにさらに構成されており、前記コントローラはさらに、前記第1および第2の時間分離データの時系列から得られる視覚表示を生成および表示し、それによって、前記第1および第2の機械的刺激に対する前記身体部分の異なる応答の表示を表示するように構成されている、光トモグラフィーイメージングシステム。

請求項2

前記外的身体部分刺激装置が加圧付与装置である、請求項1に記載のシステム

請求項3

前記外的身体部分刺激装置が血圧計カフである、請求項2に記載のシステム。

請求項4

前記第1および第2の時系列は、血液のかん流率を表す、請求項1に記載のシステム。

請求項5

前記第1および第2の時系列は、オキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビン濃度を表す、請求項1に記載のシステム。

請求項6

前記第1および第2の時系列は、血液の血液量のかん流率を表す、請求項1に記載のシステム。

請求項7

前記光源は、近赤外線を発するように構成されている、請求項1に記載のシステム。

請求項8

前記光源は、選択可能な波長を発するように構成されており、前記コントローラは、同時に異なる波長を発するように構成されている、請求項1に記載のシステム。

請求項9

前記インタフェースモジュールは、円筒形状部材を含み、前記円筒形状部材は、前記複数の光源および前記複数の光検出器が取り外し可能に前記円筒形状部材に取り付けられ、かつ、前記身体部分を取り巻いて位置付けられるように、前記身体部分の一部を包囲するように成形されている、請求項1に記載のシステム。

請求項10

前記インタフェースモジュールは、前記光源および光検出器が互いに相対的に移動することを可能にし、それによって、前記インタフェースモジュールが身体部分の異なる部分を検査することが可能となる、請求項1に記載のシステム。

請求項11

前記インタフェースモジュールが、前記光源および光検出器が互いに相対的に移動することを可能にし、それによって、異なる大きさの身体部分に適応させることが可能となる、請求項1に記載のシステム。

請求項12

前記光源および前記光検出器が、複数のリング状の列に配置される、請求項1〜11の何れか一項に記載のシステム。

請求項13

前記インタフェースモジュールは、円筒形状であり、身体部分の異なる形状および大きさに適応するように軸方向および半径方向の寸法において調節可能である、請求項1〜12の何れか一項に記載のシステム。

請求項14

前記光源および検出器光ファイバを含む、請求項1〜13の何れか一項に記載のシステム。

請求項15

前記光ファイバは、前記身体部分と直接接触する、請求項15に記載のシステム。

請求項16

前記光源および検出器は、異なる身体部分の様々なジオメトリに沿うように、少なくとも1つの可撓性光ガイドを含む、請求項1〜15の何れか一項に記載のシステム。

請求項17

前記第1および第2の時間分離データの時系列から得られた前記視覚表示は、血流に応答する物質強調表示を含む、請求項1〜16の何れか一項に記載のシステム。

請求項18

前記第1および第2の時間分離データの時系列から得られた前記視覚表示は、血液量に応答する物質の強調表示を含む、請求項1〜17の何れか一項に記載のシステム。

請求項19

前記第1および第2の時間分離データの時系列から得られた前記視覚表示は、身体部分の断面または量の表示と、前記身体部分の他の部分と比較して、前記血液量、血流、またはヘモグロビン視覚的に定量化する前記身体部分表示内の部分の強調表示とを含む、請求項1〜18の何れか一項に記載のシステム。

請求項20

前記第1および第2の時間分離データの時系列から得られた前記視覚表示は、非定常状態グラフィックとして、前記身体部分における前記構造の動的変化を示す、請求項1〜19の何れか一項に記載のシステム。

請求項21

前記第1および第2の時間分離データの時系列から得られた前記視覚表示は、量対時間を表す曲線として、前記身体部分における前記構造の動的変化を示す、請求項1〜20の何れか一項に記載のシステム。

請求項22

血管疾患診断する方法であって、圧力に対する身体部分の血管系の動的応答を表す光トモグラフィーデータを獲得することと、前記血管系の前記動的応答の視覚表示を表示することと、を含み、前記獲得することは、光トモグラフィーによって血液成分の区別を可能にする波長の光の注入を含み、前記表示することは、健常基準に対する前記動的応答の比較を可能にし、前記獲得することはさらに、第1の間隔にわたって第1の圧力をかけ、前記第1の圧力を解放する一方で、前記第1の間隔および前記解放に続く第2の間隔にわたる時系列データの獲得を含む、方法。

請求項23

前記表示することは、前記身体部分の表示を、血液量が上昇した部分を示す強調表示と共に表示することを含む、請求項22に記載の方法。

請求項24

前記表示することは、前記身体部分の表示を、血液量が上昇した部分を示す強調表示と共に表示することを含み、前記表示上の位置を示すユーザからのコマンドを受け入れることをさらに含み、前記コマンドに応答して、前記表示上の前記示された位置に対応する前記身体部分の応答に対応する動的データを示すことを含む、請求項2に記載の方法。

請求項25

コマンド以外の前記列挙した動作は、1つまたは複数のコントローラによって行われる、請求項22〜24の何れか一項に記載の方法。

請求項26

前記獲得することは、前記身体部分の周囲の位置の1つまたは複数のリングにおいて光を注入すること、および光を受信することを含み、前記身体部分は四肢である、請求項22〜25の何れか一項に記載の方法。

請求項27

前記第1の圧力の印加は、前記身体部分が取り付けられる四肢に取り付けられた血圧計カフを膨張させることを含む、請求項22〜26の何れか一項に記載の方法。

請求項28

前記第1の圧力の印加は、前記身体部分が取り付けられる四肢に取り付けられた血圧計カフを膨張させることを含み、前記方法は、第2の圧力を第3の間隔で印加し、その後、前記第2の圧力が緩和される第4の間隔が続くことをさらに含む、請求項22〜27の何れか一項に記載の方法。

請求項29

前記第1および第2の圧力は、拡張期圧および収縮期圧に対応する、請求項28に記載の方法。

請求項30

前記血管系の前記動的応答は、前記血管系を通る血液のかん流の表示を含む、請求項226〜29の何れか一項に記載の方法。

請求項31

前記血管系の前記動的応答は、前記血管系の血液量の表示を含む、請求項226〜29の何れか一項に記載の方法。

請求項32

前記血管系の前記動的応答は、前記血管系のヘモグロビン量の表示を含む、請求項226〜29の何れか一項に記載の方法。

請求項33

前記身体部分は、足の中足骨部分である、請求項22〜32の何れか一項に記載の方法。

請求項34

前記記載のコマンドを除く前記方法クレームに記載の動作を制御するようにプログラムされたコントローラ。

請求項35

光トモグラフィー光ガイドの支持体であって、光ガイドアレイの支持および配向を行うリング形状環であって、各光ガイドが、前記環に対して放射状に配向され、前記環の軸に向けて指向されている状態の、リング形状環を含み、前記光ガイドは、光ファイバに取り付けられ、前記リング形状環は、剛性で、かつ人のふくらはぎ適合できるように、25cm未満の小さい内径を有する、支持体。

請求項36

前記リング形状環は、身体部分一面に前記環を固定できるヒンジによって接続される2つの要素を有する、請求項35に記載の支持体。

請求項37

前記リング形状環は、少なくとも2つの要素を有し、前記少なくとも2つの要素は、それらの軸方向分離の調節が可能となるように互いに移動可能で、かつ選択的に固定可能であるように軸方向に相互接続されている、請求項35に記載の支持体。

請求項38

前記内径は、人の指が挿入できるように5cm未満である、請求項35〜37に記載の支持体。

請求項39

光トモグラフィー光ガイドの支持体であって、第1の支持体要素を含み、光ガイドアレイを各光ガイドが前記環に対して放射状に配向され、かつ、その軸に向けて指向された状態で配向し、前記光ガイドは、光ファイバに取り付けられ、光ガイドのさらなるアレイを支持するように構成された平面部分を含み、前記平面部分は、前記第1の支持体要素にヒンジ可能に取り付けられる、支持体。

請求項40

光トモグラフィー光ガイドの支持体であって、支持体要素を含み、光ガイドアレイを配向し、各光ガイドは、前記支持体要素に移動可能に接続され、異なる大きさの身体部分に対して前記光ガイドを配置し、その投影面の位置を示す信号を提供するように構成された前記光ガイドの各々に対するアクチュエータを含む、支持体。

請求項41

被験者の身体部分の末梢動脈疾患を発見するための光トモグラフィーイメージング方法であって、前記身体部分をインタフェースモジュールに導入することを含み、前記インタフェースモジュールは、光導管に接続された複数の光源と、複数の光導管に接続された複数の検出器とを含み、第1相では、前記複数の光源の各々は、前記身体部分を透過して前記複数の光検出器によって検出されるように光を順次発することにより、第1の光透過データセットを生成し、第2相では、前記複数の光源の各々は、前記身体部分を透過して前記複数の光検出器によって検出されるように光を順次発することにより、第2の光透過データセットを生成し、前記第2相では、前記身体部分が第1の外的刺激を受け、前記第2相の間に、前記身体部分は、第2の外的刺激を受ける、または刺激を全く受けず、前記第1のセットの前記透過データおよび前記第2のセットの前記透過データから前記身体部分内部の動的変化を表す表示出力を生成することを含み、前記生成することは、前記第1および第2相期間中の前記身体部分の各部分における血液量、血流、またはヘモグロビン量の動的変化に対応する定量的データを視覚的に表示することを含む、方法。

請求項42

前記外的刺激が圧力を含む、請求項41に記載の方法。

請求項43

前記透過データは光強度を含む、請求項42に記載の方法。

請求項44

前記光学特性は、光の反射、吸収、および散乱を含む、請求項42または43に記載の方法。

請求項45

前記身体部分の前記光学特性における検出された差異から、かん流率、オキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンの濃度、および量を含む血液パラメータを決定することをさらに含む、請求項41〜44の何れか一項に記載の方法。

請求項46

身体部分を調べる方法であって、一度目は、身体部分の第1の状態を作り出すことであって、前記状態は、身体部分の第1の複数の表面部分に光を当て、第2の複数の表面部分で前記表面に戻ってきた光を受信し、前記受信した光を用いて、前記身体部分内部の組織の構造の第1の表示を生成しながら、前記身体部分の少なくとも1つの血管の構造に影響を与える、第1の状態を作り出すことと、二度目は、身体部分の第2の状態を作り出すことであって、前記状態は、身体部分の複数の表面部分に光を当て、第2の複数の表面部分で前記表面に戻ってきた光を受信し、前記受信した光を用いて、前記身体部分内部の組織の構造の第2の表示を生成しながら、前記身体部分の前記少なくとも1つの血管の構造に異なる影響を与える、第2の状態を作り出すことと、前記第1および第2の表示の比較によって、前記第1および第2の表示から診断特徴を引き出すことであって、前記診断特徴は、前記少なくとも1つの血管またはその内容物の少なくとも1つのパラメータを表し、前記第1および第2の表示は、前記血管の動的応答を表す、診断特徴を引き出すことと、を含む方法。

請求項47

前記第1および第2の表示は、前記身体部分の二次元または三次元画像を含む、請求項46に記載の方法。

請求項48

前記第1および第2の表示は、前記身体部分の断面画像を含む、請求項46に記載の方法。

請求項49

前記第2の状態を作り出すことは、前記身体部分の一部に圧力を印加することを含む、請求項46に記載の方法。

技術分野

0001

[関連出願の相互参照
本出願は、2010年11月11日に出願され、その記載内容が全て本明細書に援用される米国仮特許出願第61/412,717号明細書に対する優先権および便益を主張する国際出願である。

0002

連邦支援の研究に関する記述
本発明は、国立関節炎筋骨格皮膚疾患研究所によって授与されたNIAMS−2R01−AR046255の下、政府支援によって行われたものである。政府は、本発明において特定の権利を有する。

0003

本開示は、概して、トモグラフィーイメージングを行うためのシステム、装置、および方法に関し、特に、末梢動脈疾患のトモグラフィーイメージングを行うためのシステム、装置、および方法に関する。

背景技術

0004

光トモグラフィーイメージングは、組織またはサンプルによって散乱された光の振幅減衰または位相変化による信号を使用する。注入光は、ターゲット全体にわたって拡散し、その表面で出射する。光を注入し、それを身体構造などのターゲット材の表面上の複数の位置において受信することができ、受信光トモグラフィー画像の生成に使用することができる。注入光に対する受信光の振幅減衰および位相シフトを用いることにより、例えば、ターゲットにおける吸収および散乱媒質に関する空間的情報を決定することができ、この空間的情報は、身体部分解剖学的構造の三次元または断面画像の形で示すことができる。

0005

末梢動脈疾患(PAD)は、米国において、約800万〜1200万人が冒されている非常に蔓延したアテローム性動脈硬化症候群であり、著しい罹患率および死亡率と関連している。PADは、年間約275,000件の入院、並びに、年間2,750,000件を超える外来診療および年間約45,000件の死亡の原因である。PADは、脂質、複合糖質、血液および血液製剤線維組織カルシウム沈着局所性蓄積から成る動脈内膜における変化の様々な組み合わせの結果生じる。PADは、動脈壁の内側にプラークが蓄積することにより、臓器への適切な血液供給阻害されることからも生じる。PADの有病率は、年齢と共に大幅に増加する。5,450名の患者を含んだ大規模な研究では、足関節上腕血圧比(ABI)に基づくPADの有病率は、55〜59被験者の9%から、85〜89歳の被験者の57%へと増加した。PADの有病率は、患者の性別では変わらない。

0006

PADは、通常、初期に脚および足に現れ、一般的に下肢動脈疾患LEAD)と呼ばれる。下肢動脈疾患(LEAD)は、下肢への動脈かん流の低下として定義される。LEADは、糖尿病を患う人によく見られる疾患である。糖尿病におけるLEADは、末梢神経障害の存在および感染症を起こしやすいことにより悪化する。末梢神経障害により、上部および下部の末梢部における感覚の低下が生じ、患者が切り傷打ち身を感じることができなくなる。従って、感染症がより生じやすくなる。

0007

発見されなければ、LEADは進行し、足潰瘍創傷治癒の低下、壊疽、および最終的には切断の原因となり得る。LEADの発見は、動脈の石灰化および神経障害血圧測定値を変えてしまう糖尿病の患者において特に困難である。LEADの診断に使用される足関節上腕血圧比(ABI)などの現在の技術は、一般的に、正確にLEADを発見するために、圧縮性動脈を用いており、このことは、多くの患者にとって診断を複雑にしている。現在、動脈系において閉塞性LEADを特定し、治療を行うための基準は、デジタルサブトラクション血管造影法DSA)である。

0008

DSAでは、造影剤が動脈内投与で患者に注入され、血管系の画像が得られる。しかしながら、このイメージング方法侵襲的であり、造影剤は腎毒性があり、従って、重大な医学併存疾患を持つ患者において有害である。さらに、患者は電離放射線暴露され、このことは、DSAの使用頻度に制限を与える。LEADの判断に使用される末梢血管判断基準は、通常、非イメージング技術から得られる。末梢脈拍触診は、患者において閉塞性LEADの判断を行うための臨床的手段として用いられてきた。しかしながら、この方法の主観的性質は、医師の評価間の不一致の原因となり得る。温度、解剖学差異、および医師の触診技術などの要因により、診断が大きく変わる可能性がある。一部の医師は、動脈圧を測定するために、血圧計カフも使用する。

0009

LEADは、侵襲的手技を用いて判断することもできる。例えば、血圧監視用動脈カテーテルの使用である。これらの方法は、繊細で精密なものであるが、侵襲的方法は、使用がより煩雑となる傾向があり、一般的に、非侵襲的技術と比較して、より大きな副作用リスクを負っている。これらの要因は、より高い費用と共に、スクリーニング手段としての侵襲的技術の使用を制限している。

0010

LEADを評価するために、上腕収縮期圧に対する足背動脈または後脛骨動脈において測定された収縮期圧の比である足関節上腕血圧比(ABI)の測定値も用いられる。しかしながら、糖尿病の患者におけるLEADの進行は、神経障害および動脈を非圧縮性にする動脈の重度の石灰化によって、しばしば悪化する。さらに、足背動脈における血圧の読み取りは、たいてい弱く、あるいは、場合によっては読み取ることができない。脈容量記録(PVR)は、心周期間に四肢に入る血液量を正確に測定するために、60mmHgに膨張させ、大腿部ふくらはぎ、および前肢ベルに配置された血圧計カフを利用し、四肢の伸縮の容量を測定する。動脈狭窄症の場合には、PVR波形は縮小し、この測定道具を用いて、糖尿病の患者におけるABIを補足する。しかしながら、PVRは、動脈不全の程度の客観的尺度ではなく、より主観的な尺度を提供する。

0011

LEADは、速度計測連続波ドップラー超音波法などのイメージング方法を用いて診断することもできる。正常な動脈から得られるドップラー波形は、三相形状を有する。しかしながら、閉塞された場所での測定は、速度増加および二相または単相挙動波形を示す。ABIおよびTSPとは異なり、速度計測は、圧縮性動脈における閉塞性LEADの定性的尺度のみを提供する。さらに、ドップラー超音波法を糖尿病および非圧縮性動脈を患う患者に対して使用することは、これらの患者において得られる血圧が見かけ上、高いことから不可能である。連続波ドップラー超音波法およびABI/PVRの欠点のため、末梢血管系を分析するために、デュプレックス超音波法がしばしば用いられる。デュプレックス超音波法は、カラードップラー法を用いた従来のBモード超音波イメージングパルス波ドップラー波形サンプリングの組み合わせである。デュプレックスの欠点は、ふくらはぎにおける動脈部分の最大で13%を可視化することができず、操作者に左右される点である。

0012

従って、X線およびMRIは、かなりの解剖学的詳細を提供する一方で、一般的に、十分な生理学的詳細を提供せず、細動脈は可視化されない場合がある、あるいは、動脈が予想したほどの血流を持たない場合がある。

発明が解決しようとする課題

0013

光トモグラフィー(OT)は、現在の診断技術の欠点を克服する。機器に使用される可視および近赤外光は、一般的に健康への悪影響がなく、測定を頻繁に繰り返すことができる。さらに、血管閉塞および血流障害を判断するX線血管造影法とは異なり、OTは、血管の評価を可能にする。さらに、OTイメージングシステムは、X線器具類と比較して、安価な部品を用いることができ、ハンドヘルド型携帯用システムに縮小させることができる。従って、OTイメージングシステムは、すぐに利用可能なスクリーニング装置として、気にかかる部分で使用することができる。

0014

光トモグラフィーを用いて、酸素化および脱酸素化ヘモグロビンの濃度並びに血液量に比例する総ヘモグロビン濃度を検出することができる。これらの特徴は、撮像されている断面の吸収および散乱係数一緒に測定することができる。OTイメージングは、動脈の圧縮性とは無関係でもあり、撮像された身体部分内部の血液内容に関する有益な情報を得るために、造影剤を使用する必要がない。

0015

さらに、光トモグラフィーは様々な種類の対比情報(例えば、オキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビン濃度、血液量、組織散乱)を提供するので、他の種類のイメージングモダリティを用いて得られた情報を補完するために、さらに使用することができる。

0016

ここに記載の図面は、例示のみを目的としたものであり、決して本開示の範囲を限定することを意図したものではない。本発明は、同様の要素は同様の参照符号表記される図面と併せて、次の明細書を読むことにより最も良く理解されるであろう。本明細書に使用されるように、様々な実施形態は、一部または全ての実施形態を意味し得る。

図面の簡単な説明

0017

身体部分から出現する光を撮像するためのカメラと、身体部分内に光子を注入するためのレーザスキャナとを用いた、ターゲットサンプルの非接触スキャニングを行うためのシステムを示す。図示した例は、光源周波数変調させる要素を含み、若干の変更で、周波数領域光トモグラフィーに使用することができるが、類似の構成を、連続波または時間分解短パルス光トモグラフィーに適用することができる。
多重光ファイバイメージングシステムを通して光が当てられる周波数領域光トモグラフィーシステムの別の例を示す。同じ構成を、連続波または時間分解短パルス光トモグラフィーに使用することもできる。
連続波光トモグラフィー用の、図1Bのシステムの変形例を示す。
光エミッタおよび受信器の両方を含む光ファイバアレイを接触または非接触位置で支持することにより、光ファイバが脚、腕、足、指、首などの身体部分または調査される他の身体部分を取り囲むことを可能にする光インタフェースモジュールを示す。
人の足首の大きさに製造され、人の足首周りの位置に配置された、図2の光インタフェースモジュールを示す。
二枚貝貝殻のように開くことが可能で、光ファイバの各並びの軸方向間隔の調整が可能な光インタフェースモジュールを示す。
足、例えば足の中足骨部位の周囲で開閉可能な、平面部分およびアーチ部分を備えた光インタフェースモジュールを示す。ファイバ支持体は、身体部分に対して接触または非接触配置でファイバを支持し得る。
単一のファイバ支持体と、ファイバの端部を身体部分に対して接触または非接触関係にある既知の位置へと移動させるように構成された関連の線形アクチュエータとを示す。図6の特徴は、開示される実施形態のいずれにも適用可能である。
身体部分の刺激(例えば、その内部の血管系を加圧する)の制御、時系列データの獲得、並びに画像データの生成およびそのインタラクティブな表示を含む、身体部分をスキャニングする方法を示す。
健康な人および末梢血管疾患を患う糖尿病の人に関する、指および足における複数の検出器強度の経時的応答を示す。トレースは、各々1つの波長の、単一の照明位置に関する選択された検出器チャネルによる透過プロファイルを示す。これらの応答は、強度対時間(分)の変化として示され、血管系の刺激に先立って休息期間正規化される。
画像データを獲得し、それをユーザに提示するためのプロセスおよびシステムを示す。
本明細書に記載の光トモグラフィーイメージング方法を実施するために使用可能なコンピュータ処理システムの一例を示す。このシステムは、本明細書に記載のいずれの実施形態にも適用可能である。

実施例

0018

本開示の実施形態は、下肢における末梢動脈疾患(PAD)の発見および監視に使用可能な非侵襲的光トモグラフィーイメージングモダリティを提供する。下肢における末梢血行動態のイメージングは、動脈の圧縮性とは無関係に、効率的にLEADを診断することが可能で、糖尿病の患者にとって理想的である。光トモグラフィーは、血管動態および血流パターンを撮像するために使用することもできる。乳がんおよび関節炎において血管変化は二次的影響であるが、PADにおいては、血管系における変化は、一次的影響であるので、開示の光トモグラフィーイメージングモダリティは、血管疾患の診断および監視に使用することができる。胸部イメージングシステムを使用して、PADを患う糖尿病患者に関する予備データ収集することができる。健康な患者と、糖尿病のPAD患者との差異は、これらの予備画像を用いて観察することができる。

0019

図1Aは、ある実施形態において使用される光トモグラフィーイメージングシステム100を示す。周波数領域光トモグラフィー(FDOT)システム:この周波数領域機器は、PicostarのHRイメージャ(La Vision GmbH)に基づいたものである。光源は、最大で1GHzの周波数で信号発生器Aeroflex Intl. Ltd.)によって変調されるレーザダイオード(Picoquant GmbH)から成る。レーザ光は、光をイメージングジオメトリ上の異なる位置へと届ける様々な光ファイバへと光を逆多重化する光スイッチに連結される。イメージングジオメトリの内部には、その光学的特性に基づいて、光を減衰させ、位相シフトを引き起こす、撮像対象のターゲットが存在する。検出器光ファイバは、イメージングジオメトリを出射する光を収集し、光をPicostarイメージャに届ける。検出光復調させるために、検出光は、最大で1GHzの周波数で信号発生器によって同じく変調されるイメージインテンシファイア(Kentech Instruments Ltd.)に入射する。復調された検出光は、CCDカメラによって測定される。CCDカメラを使用することによって、光は、全ての検出器ファイバから並行して測定することができる。レーザ変調動作およびインテンシファイア復調動作間の位相シフトを引き起こすことにより、撮像されたターゲットによって引き起こされる減衰および位相シフトを計算するために、各位相シフトにおける測定光を用いることができる。DCおよび1GHz間の幾つかの周波数における測定された減衰および位相シフトは、ターゲットの光学的特性を再構成するために、周波数領域光トモグラフィー再構成コードに入力される。このシステムは、現在、小動物光学的およびMR同時イメージングを可能にするために、MRI装置(5を参照)と一体化されている。

0020

システム100は、限定されることはないが、レーザダイオードなどのレーザ光源LD1、レーザダイオードドライバ2、信号発生器3および7、表面スキャン並びに徹照イメージングを行うための身体部分(指、足、胸部など)の配置場所4、1つまたは複数のレンズ5、ICCDカメラ高周波イメージャ8、および身体部分を撮像することにより、断面または三次元画像、あるいは生の透過データを生成するコンピュータ処理システム9を含み得る。データは、例えば、足、指、または他の四肢などの身体部分の主幹動脈を通る血液の量または流量に関連し得る。作動中には、身体部分4は、レーザダイオードLD1および第2のダイオードLD2(不図示)からの光を同時に用いてスキャンされる。

0021

レーザダイオードは共に、例えば歯車などの同一または別個スキャニング機構の上に取り付けられることにより、スキャニング機構の僅かな動きで撮像対象の身体部分4上のレーザスポットを移動させることができる。実施形態では、レーザは、以下に説明するような表面ジオメトリを得るために、線をスキャンしてもよい。同一または第2のダイオードLD1からの光は、身体部分4を透過し、身体部分4を透過した検出光強度は、カメラ6によって捕捉される。背景は、カメラの座標系較正として機能し得る。三次元表面座標は、後に、三次元有限要素メッシュを生成するために使用される。このメッシュは、光検出器からの光透過率の測定値と共に、撮像された身体部分の断面を生成する画像再構成アルゴリズムに入力される。

0022

図1Bは、身体部分4のトモグラフィー画像を生成するために使用することが同じく可能な周波数変調光トモグラフィーシステム200を示す。周波数変調トモグラフィーシステム200は、異なる2つの波長の光を生成する2つのレーザダイオード201および202を含む。レーザダイオード201および202は共に、変調レーザドライバによって駆動され、両者は、光ファイバを介して、2×32の光ファイバスイッチ203に接続されている。光源および検出ファイバは共に、身体部分が配置されるイメージングジオメトリ(例えば測定モジュール)204に接続される。測定モジュール204からの光を届ける検出ファイバ221は、ファイバの各先端がCCDカメラ205に接続されている。カメラは、イメージインテンシファイア235によって配列されたファイバ端部を撮像する。イメージインテンシファイアは、使用してもよいし、しなくてもよい。レーザダイオード201および202の各々は、信号発生器207および208によって異なる周波数で変調することができる。信号発生器は、レーザダイオード201および202、並びに、イメージインテンシファイア206の光電陰極を変調させるために使用してもよい。発生した信号のパラメータ振幅、周波数、位相など)は、コンピュータプロセッサCPU209によって制御することができる。光ファイバスイッチ203は、測定モジュールの周囲に位置付けられた定位置に光を届ける光源光ファイバアレイ継承して、2つのレーザダイオード201および202からの光の方向を変える。身体部分を透過した光は、検出光ファイバによってイメージインテンシファイア206へと運ばれる。光源光ファイバは、測定モジュール204の周囲の異なる位置において光学的にペアで連結されることにより、2つの異なる周波数で身体部分をサンプリングする。一方の信号発生器207からの信号は、変調レーザダイオード201および202の両方に入力され、第2の信号発生器からの入力は、イメージインテンシファイア206にのみ入力される。第2の信号発生器208の周波数は、第1の信号発生器207と同じでもよく、2つの信号間で生じる位相差は、CPU209によって調整可能である。この設定を使用すると、CCDの各画素における信号は、位相差に依存する。光源ファイバは、別々の位相オフセットで身体部分を順次照らす。

0023

図1Cは、異なる2つの波長の光を生成する2つのレーザダイオード301および302を含む連続波トモグラフィーシステム300を示す。レーザダイオード301および302は共に、光ファイバを介して、光ファイバスイッチ303に接続される。光源および検出ファイバは共に、身体部分が配置されるイメージングジオメトリ(例えば測定モジュール)304に接続される。測定モジュール304からの光を届ける検出ファイバは、カメラの画像から各信号の逆多重化が可能となるように既知の位置にファイバを支持する画像アレイ307によって、ファイバの各先端がCCDカメラ305へと向けられている。発生した信号のパラメータは、コンピュータプロセッサCPU314によって制御することができる。光ファイバスイッチ303は、イメージングジオメトリ304の周囲に位置付けられた定位置に光を届ける光源光ファイバのアレイを継承して、2つのレーザダイオード301および302からの光の方向を変える。光源光ファイバは、イメージングジオメトリ304の周囲の異なる位置においてペアで連結されることにより、身体部分をサンプリングする。身体部分を透過した光は、検出光ファイバによって画像アレイ307へと運ばれる。

0024

イメージングシステム100〜300は、ファイバ等の照明光源を撮像対象の身体部分に接触させ(あるいは、身体部分の表面上に光を投影し)、次に、身体部分からの検出光をカメラ6または他の光検出器へと届けるための様々な種類の測定モジュールを含み得る。これは、身体部分と直接接触する、または、単純な固定ジオメトリで身体部分に近づけられた光ファイバを用いて達成することができる。光ファイバが身体部分と直接接触しない場合には、光学的整合流体イントラリピッドなど)を用いて、ファイバの先端から身体部分の表面へと光を向けることができる。

0025

撮像された身体部分全体の完全三次元画像を生成するためには、光を届け、身体部分全体から光を収集する光源光ファイバおよび検出光ファイバは、身体部分の周囲に位置付けられて、光源光ファイバの先端および検出光ファイバの先端が身体部分に隣接し、かつ身体部分を取り囲む。その時1つの光源から順次光を発し、光検出器によって身体部分を透過した光強度を検出することにより、身体部分全体にわたって、効果的に光がスキャンされる。所定の時間に1つのエミッタが動作する一方で、全ての受信器は、そのエミッタから散乱された光を受信してもよい。その後、別のエミッタが作動するという具合でもよい。より高い時間分解能を提供するために、異なる周波数(色)の光が同時に注入され、逆多重化されてもよい。獲得または予測された三次元表面座標を用いて、三次元有限要素メッシュが生成される。このメッシュは、光検出器からの光透過率の測定値と共に、撮像された身体部分の断面を生成する画像再構成アルゴリズムに入力される。

0026

図2の実施形態では、測定モジュール30を用いて、指31(不図示)を撮像する。測定モジュール30は、指を快適に滑り込ませることができ、イメージング処理の間中、指を固定するように機能する円筒体32を含む。測定モジュール30は、実際の指を測定モジュール30の内部に位置付けることができるように、円筒体32の一部を取り囲む。2つの別々の列に位置付けられた複数の光源および検出光ファイバ33は、イメージングモジュール30の外周の周りで測定モジュール30に取り外し可能に取り付けられている。各列は、最大で24の光ファイバを含むことが可能である。測定モジュール30の大きさは、様々な形状および大きさの指に適応するように変更することができる。NIR光は、その時1つのファイバを通して指31の表面に届けられ(すなわち、光源光ファイバ)、透過光の強度は、他の全ての光ファイバ(すなわち、検出光ファイバ)によって測定される。得られた透過データは、さらなる処理のために光検出器へと届けられる。画像再構成ソフトウェアを用いることにより、検出された透過光データを使用して、身体部分の三次元断面画像を生成することができる。

0027

測定モジュール11を図3に示す。この実施形態では、撮像されている身体部分は、脚20の下部である。測定モジュール11は、足首の数インチ上にあり、相対的な光源ファイバ13の位置対検出器ファイバ13の位置を一定に保ちながらも様々な脚20の大きさに適応するように構成されたカフ状装置であり得る。測定モジュール11は、カフ状装置に取り外し可能に取り付けられ、脚12の下部を取り囲むようにカフ状装置11の周囲で少なくとも2つの層に配置された複数の光源光ファイバ13および検出光ファイバ13を含み、それによって、使用中には、光源および検出器ファイバ13が、脚12の主幹動脈に近赤外(NIR)光を届け、脚12の主幹動脈を透過した光を光検出器へと届ける。

0028

各光源および検出器ファイバ13は、光導管14に接続されることにより、例えばシステム100〜300の何れかでもよい光トモグラフィーシステム28のレーザ光源からの光を身体部分12へと届け、身体部分12からの透過光を光トモグラフィーシステム100〜300の何れかでもよい光トモグラフィーシステム28の光検出器へと届けることができる。測定モジュール11は、どのような大きさの脚12も快適に測定モジュール11内に適合できるように、大きさが変化するように構成される。

0029

測定モジュール11は、下肢における高い場所でのかん流を測定するために、足背動脈の周囲の応答、後脛骨動脈の応答、並びに、ふくらはぎにおける応答を対象にし得る。測定モジュール11の光源光ファイバおよび検出光ファイバは、下腿12の主幹動脈を取り囲むように位置付けてもよい。作動中には、患者が脚12を測定モジュール11の内部に配置した後に、モジュール11は、足12と光源および検出光ファイバ13との間隙を克服するために、整合液体で満たされてもよい。整合液体は、測定モジュール11と、撮像中の脚12との不整合を克服する助けとなり得る。

0030

可視及び近赤外(NIR)光は、光ファイバ導管14を通って、調査中の脚12の表面へと導かれる。光源光ファイバ13の各々が、脚12の主幹動脈へと光を順次届ける一方で、検出光ファイバ13の各々は、様々な場所の動脈を透過した光を捕捉する。光源光ファイバと検出光ファイバとの特定のジオメトリにより、脚12の主幹動脈を通る反射および透過光を検出光ファイバが捕捉することが可能となる。捕捉された透過データは、次に、さらなる処理のために光検出器へと届けられる。

0031

画像再構成ソフトウェアを用いることにより、検出された透過光データを用いて、身体部分の三次元断面画像を生成することができる。撮像された身体部分の血管系における変化、またはオキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンの変化、または血液中の主要タンパク質の変化が存在するか否かを決定するために、撮像された身体部分に外的刺激を与えた後に、第2の透過データセットおよび対応する第2の画像セットを生成する。刺激は、限定されることはないが、身体部分12の周囲に配置される血圧計カフ18などの加圧装置を用いて身体部分に外圧を加えることによって生成することができる。

0032

刺激を与えた後に、第2の透過データセットをとり、第1のデータおよび画像セットの生成に使用されたのと同じイメージングおよび再構成方法を用いて、第2のトモグラフィー画像セットを再構成する。カフ18は、カフアクチュエータ42によって脚12に圧力をかけるように作動される。カフ18によって加えられる圧力量並びに続いて起こる圧力の解放のタイミングは、コントローラ40によって制御される。コントローラは、カフアクチュエータ42並びにシステム28に動作可能に接続される。

0033

透過データおよび再構成画像の各セットは、撮像された身体部分の光学的特性(反射、吸収、散乱)に関する情報を含む。これらの光学的特性から、かん流率、オキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンの濃度、並びに血液量などのパラメータも決定することができる。第1のセットにおける透過データおよび画像を、対応する第2のセットにおける透過データおよび画像と比較することによって、限定されることはないが、光学的特性の分布、かん流率、およびオキシヘモグロビン濃度とデオキシヘモグロビン濃度との差などのバイオマーカー解明することができる。次に、これらのバイオマーカーを用いて、病気の患者と健康な患者とを区別することができる。光トモグラフィーシステム28は、カフおよびOTシステムを作動させ、診断手順を終わらせる終了を行うコントローラ40を有していてもよい。

0034

図4の実施形態では、カフ状測定モジュール20が示されている。カフ状測定モジュール20は、複数の(3つを図示)調節可能リング22〜24を含み、各々のリングが、リングの表面の周囲に位置付けられた複数の光源光ファイバおよび検出光ファイバを含み得る。カフ状測定モジュール20は、様々な脚の大きさに適応するために直径が調節可能であり、簡単に取り付けおよび取り外しができるように、手錠と同様に開くことができる。各リングは、ブラケット式接続部材27を用いて共に結合される2つの別個の部品を含み、接続部材27は、第1のロック位置に位置付けられている時には、リング22〜24を共にしっかりとロックし、第2のロック解除位置にある場合には、リングは互いに対して軸(Z軸)方向に移動して、リング同士の間隔を変えることができる。リングは、留め金29を用いて開くこともできる。ブラケットは、ブラケット27の長さに沿って配置される、止め具として機能する複数の係合面を含むことにより、リングが、所望の位置にある時に、ブラケットの長さに沿った異なる位置にしっかりと位置付けられることが可能となり得る。リング22〜24は、取り外し可能にブラケット22に取り付けられ、ブーツ状の装置20となる。リング21〜24の各々は、脚12の所望の部分の主幹動脈を取り囲むように、脚12の下肢の周囲に戦略的に配置することができる。測定モジュール20並びに測定リング22〜24の幅は、異なる脚の大きさに適応するように調節可能である。リング22〜24は、主幹動脈およびその周囲における血行動態の応答および下肢の高い部分の血行動態の応答を得るために、中足骨および足首並びにふくらはぎの周囲に配置することができる。リング22〜24は、測定モジュール20上および身体部分12の周囲のいずれの所望の高さにも位置付けることができるように、垂直方向Zに移動することもできる。リングの周囲に分布させた光ファイバを有するリング22〜24は、脚12の動脈を通る光の透過率および反射率を検出する。

0035

この設計は、光学スペーサを用いてもよいが、その代わりに、光ファイバが肌に直接接触できるようにしながらも、一定の光源ファイバ位置対検出器ファイバ位置を維持することができるようにしてもよい。設計が一定のジオメトリを持たない場合には、正規化区別法(Normalized Differentiation Method)(NDM)と呼ばれるロバスト画像再構成技術を用いて、画像を再構成することができる。この再構成アルゴリズムは、基準光学的測定値と、刺激に対する光学的応答測定値との差を取ることができる。この方法は、絶対的な光学的特性の代わりに、差または相対的な光学的特性を再構成することができ、従って、境界条件や、光源および検出器光ファイバの位置に対する依存度はずっと低い。

0036

測定モジュール11および20は、下肢における高い場所でのかん流を測定するために、足背動脈の周囲の応答、後脛骨動脈の応答、並びに、ふくらはぎにおける応答を対象にし得る。測定モジュール11および20の両方における光源光ファイバおよび検出光ファイバは、下腿12の主幹動脈を取り囲むように位置付けてもよい。

0037

作動中には、患者が脚12をブーツ11または20の内部に配置した後に、ブーツは、足12と光源および検出光ファイバ13との間隙を克服するために、整合液体で満たされてもよい。整合液体は、測定モジュール11または20と、撮像中の脚12との不整合を克服する助けとなり得る。可視及び近赤外(NIR)光は、光ファイバ導管14を通って、調査中の脚12の表面へと導かれる。光源光ファイバ13の各々が、脚12の主幹動脈へと光を順次届ける一方で、検出光ファイバ13の各々は、様々な場所の動脈を透過した光を捕捉する。光源光ファイバと検出光ファイバとの特定のジオメトリにより、脚12の主幹動脈を通る反射および透過光を検出光ファイバが捕捉することが可能となる。捕捉された透過データは、次に、さらなる処理のために光検出器へと届けられる。画像再構成ソフトウェアを用いることにより、検出された透過光データを使用して、身体部分の三次元断面画像を生成することができる。

0038

測定モジュールの周囲の光源ファイバおよび検出ファイバの一定のジオメトリは、光源および検出ファイバの正確な位置が測定モジュール11および30の境界に沿って分かっているので、これらの光学画像の再構成を容易にし得る。限定されることはないが、モデルベース反復画像再構成アルゴリズム、拡散ベースアルゴリズム、および輸送理論再構成アルゴリズムなどの様々な再構成アルゴリズムを用いて、画像を生成することができる。

0039

図5は、足340、例えば足の中足骨部位の周囲で開閉可能な、患者が上に立つことのできる台座として機能する平面部分352を有する光インタフェースモジュールを示す。光インタフェースモジュールは、アーチ部分344も有する。台座352およびアーチ部分344は共に、光信号送受信を行うためのファイバ(その位置を346および350に示す)を支持する。ファイバ支持体は、身体部分に対して接触または非接触配置でファイバを支持し得る。アーチ部分は、ヒンジ345によって取り付けられることにより、アーチ部分344が足の上に位置付けられるようにしてもよい。一旦閉じられるとアーチ部分344をしっかりと保持するラッチ348が設けられてもよい。足の血管系を刺激するカフ342を提供してもよい。

0040

図6は、単一のファイバ支持体362および368と、ファイバ366の端部を身体部分に対して接触または非接触関係にある既知の位置へと移動させるように構成された関連の線形アクチュエータ364とを示す。図6の特徴は、開示の実施形態のいずれにも適用可能である。本明細書に記載の実施形態のいずれかにおいて見られるようなコントローラを用いて、本明細書の他の箇所に記載の獲得または予測された表面ジオメトリに基づいて、各ファイバ端部を所望の位置に自動的に位置付けることができる。アクチュエータおよび支持体の正確な位置を知ることにより、ファイバ端部の位置を知ることができる。肌と接触しているファイバ端部が、身体部分を覆い隠したとしても、解剖学的構造の形状は、肌がそれに沿っていると仮定すると、ファイバ端部の正確な位置を知ることによって推測することができる。このようなアクチュエータは、例えば図5の機器または他の互換性のある装置に設けてもよい。

0041

代替の実施形態では、線形アクチュエータを、光ガイドが内部で受動的に移動することを可能にするバネを有する移動支持体に置き替えてもよい。支持体は、支持体に対する光ガイドの位置を示すエンコーダをさらに含んでいてもよい。エンコーダからの情報を用いて、メッシュを形成してもよい。

0042

これより図7および図10を参照すると、関連の実施形態では、S510において、足などの身体部分は、表面スキャンが行われ、撮像される(例えば複数の角度から撮影される)ことにより、それを基に3表面モデルが生成可能な生データが得られる。あるいは、例えば、異なる解剖学的原型に関する保存テンプレートライブラリから引き出すことによって、予測表面を用いてもよい。

0043

画像再構成のためのジオメトリを得るために、足の写真またはレーザスキャン表面ジオメトリ獲得システムを用いてもよい。正確な絶対寸法データを得るための参照を示すために、隣接する物体を設けてもよい。表面ジオメトリ情報を用いて、境界線を作成し、光源および検出器の場所を決めることができる。1つまたは複数のアクチュエータが、身体部分と接触する既知の位置へとファイバ端部を位置付ける実施形態においては、ファイバ端部の既知の位置および大きさは、表面ジオメトリの決定に使用される。このプロセスは、図10図形的に示され、図10では、282に示される表面ジオメトリを獲得するためにレーザ268によってスキャンされる足270をカメラ272が撮像している。

0044

S14では、身体部分をイメージング装置図10の283)に配置する。あるいは、そこに配置される間に表面ジオメトリの同時獲得が行われる場合には、身体部分は、イメージング装置に既に配置されている場合がある。後者は、非接触イメージングが行われるような装置の場合、または、図6のアクチュエータなどを用いて身体に接触するファイバの位置を直接的に得ることができる場合であり得る。

0045

足などの身体部分に対する光透過率の測定は、S16で開始される。実施形態において、これらは、デジタル近赤外光トモグラフィーイメージャを用いて行ってもよい。その場合、2つのレーザダイオード(波長λ=765nmおよび830nm)から成る合成光ビームは、照明光源として機能し得る。光源は、測定プローブに沿った複数の領域に光を分配する異なる1mmのマルチモードファイバ束に順次連結され得る。測定プローブは、足などの身体部分の表面付近に、またはその表面に接触して光ファイバを保持する任意の数のファイバ支持体を有していてもよい。例えば、図5の装置を使用してもよい。

0046

各レーザダイオードの電流は、異なる振幅および周波数に変調することができる。そうすることにより、複数の波長の照明を同時に行うことができ、減衰検出信号に対するそれらの波長各々の振幅および位相の寄与を、同期検出技術を用いて抽出することができる。ターゲットに入射する総出力は、例えば約30mWであり得る。身体部分を通って伝搬する際に光が一旦減衰すると、次に光は、プローブを出射し、ファイバ多重化方式でターゲットの周囲に位置付けられた様々なファイバ束によって収集される。ここに、および他の箇所に記載するように、例えば、ファイバ多重化を用いることなく、図1に見られるようなイメージングを用いた非接触の、光トモグラフィー透過率測定の他の方式も可能である。ある実施形態例では、合計で34のファイバが、14が光源として機能し、20が検出ファイバとして機能する状態で、足に接触し得る。

0047

S12において、他のステップと並行して、または順番に、表面ジオメトリ282からのデータおよび/または解剖学的構造の先駆的情報(または医用画像検査などの患者固有資料)を用いて、メッシュを生成することができる。例えば、足の二次元メッシュ図10の308)を生成することができる。あるいは、三次元メッシュを生成してもよい。

0048

S17では、身体部分に刺激を誘発させる。例えば、イメージングモジュールの近くで、例えば大腿上部に付けられる血圧計カフを用いて、血管系の流れを変えてもよい。最初に、例えば約1分の間隔で基準測定値を取り、複数の画像フレーム、例えば400フレームの生成に関するデータを記録してもよい。次に、血圧計カフを、例えば静脈閉塞を生じさせる第1の圧力へと膨張させてもよい(例えば60mmHg)/この圧力は、データが連続的に獲得される間隔の間維持されると(例えば、1.5分間)、データが同じく記録される休息間隔を生じさせるために、圧力を解放してもよい。S18に示されるように、多数の追加の刺激の誘発を、各刺激の間、および刺激間の間隔において、時系列イメージング(または非イメージング)データの生成のために連続的にデータを獲得しながら行ってもよい。例えば、動脈閉塞のための120mmHgの上昇圧力を、後に続く休息期間を有して、近接するカフに加えてもよく、これらの間隔は、静脈閉塞の場合と同じでもよい。刺激は、統計的分析または確率的誤差フィルタリングを行うための融合データ再現性を確認するために、複数回、例えば3回繰り返してもよい。

0049

S20では、データは、表示を行うために、システム(図10、284)によって処理される。例えば、足などの身体部分の光学特性の二次元再構成を生成するために、輸送理論ベースのPDE制約多重スペクトル画像再構成法を用いて、足におけるオキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビン濃度の空間分布を再構成してもよい。この目的のために、再構成によって得られた[HbO2]および[Hb]の差は、身体部分全体を通して、[HbO2]=23.4306[μM]および[Hb]=14.6874[μM]によって示されると仮定することができる基準に比例する。放射基底関数RBF)型の正則化法を用いて、足表面付近のノイズおよびアーチファクトを低減することにより、質の良い画像を得ることができる。

0050

実際の例では、観測された信号変化は、足および指における当然の生理反応に対応する。図8A〜9Bは、健康な人(図8Aおよび9A)および末梢血管疾患を患う糖尿病の人(図8Bおよび9B)に関する、指(図8Aおよび8B)および足(図9Aおよび9B)における複数の検出器強度の経時的応答を示す。トレース301は、各々1つの波長の、単一の照明位置に関する各検出器チャネルによる透過プロファイルを示す。これらの応答は、強度対時間(分)の変化としてプロットされ、血管系の刺激に先立って休息期間に正規化される。第1の血圧計カフ(60mmHgで)を健常ボランティアに使用すると、動脈供給が活発なうちは、静脈還流が抑制され、脚で血液の鬱血が引き起こされる。その結果、光の減衰吸収が増加し、透過強度が低下する原因となる。圧力解放の後には、血管系における上昇圧力勾配により初めは急激に、その後は、勾配が平衡に向かって緩くなり、光信号が基準へと戻るので、よりゆっくりと、蓄積された血液量が減少し始める。カフを再び使用すると(例えば120mmHgで)、信号の大きさは、最初の値と比較してさらにもっと低下し、このことは、より完全な静脈閉塞を示している。PADを患う患者の時間トレースは、健常ボランティアのものとは大幅に異なる挙動を示す。全てのケースにおいて、透過強度の低下は、血圧計カフを使用した際に観測され、PAD患者の低下は、健常ボランティアと比較して、大きさがずっと小さい(約15%)。さらに、両方のPADのケースにおいて、閉塞および回復率は、ほとんど直線に見えるが、健常ボランティアの率は、より指数関数プロファイルを示す。

0051

ある実施形態例では、透過および表面データを処理することにより、対象の濃度または量が適切に強調表示される(307)身体部分の断面図306を再構成および表示する(304)ことができる。例えば、足の動脈におけるHbT濃度は、血液の量または性質(例えば酸素化)を示す色または輝度チャネルを用いて示してもよい。ある実施形態では、ディスプレイインタフェースは、特定の部分(例えば、画素)の選択を可能にし、この選択された部分に関して、ディスプレイ302内の306に示すように、ターゲット特性の時間トレースを表示することができる。例えば、カーソル309は、この目的のために設けてもよい。比較のために、参照308トレース(健常)を測定トレース305(PAD)の上に重ね合わせてもよい。参照トレースは、ライブラリから選択されてもよく、病理学または他のグループの分野の統計値を表してもよい。

0052

上記の指に関する結果は、指の血管系を刺激するためにアームカフを用いた研究に由来するものである。本発明者らによる実際の観察結果は、足関節上腕血圧比(ABI)が、健康な被験者とPAD患者とを簡単に区別できるが、場合によっては、それらの差異が明瞭ではないことを示している。健常ボランティアおよび糖尿病とPADとの両方を患う患者は、よく似たABI測定値を有する場合がある。それにもかかわらず、光透過トレースは、観察されたケースにおいて血管系の障害を明瞭に示し、このことは、光学的方法が、ABIと比較して、糖尿病を患う患者におけるPADに対するより信頼性の高いテストを提供し得ることを示す。

0053

モデルベースの反復アルゴリズム(MOBIR)は、一般的に、順モデル目的関数、および更新方式などの3つの要素を含む。順モデルは、対象物Ω内部の光分布数値解を示すことができ、境界線∂Ωに関する測定値(エネルギー放射輝度Ψd)を予測する。これらの測定値を予測するために、光源強度S(rs)、光源位置rs、および光学バイオマーカーの最初の推測μ0=[μs,0(r),μa,0(r)]を提供することができる。次に、境界線∂Ωに関する与えられた測定値セットMを、目的関数Φを定義することによって、予測放射輝度セットΨd(μ0)と比較することができる。単純な一例は、




によって示される測定データおよび予測データ間の最小二乗誤差ノルムを含み得る。

0054

目的関数Φの値を減少させる光学バイオマーカーの新しい推測μ0+Δμを提供する更新方式を用いてもよい。新しい光学バイオマーカーのセットμ0+Δμに基づいて、新しい順計算を行うことができる。反復プロセスは、目的関数の最小値が規定の誤差内に達すると、終了することができる。この時点で、予測された検出器の示度数は、所定の許容範囲内で、測定された検出器の示度数と一致し得る。光学バイオマーカーμは、二次元または三次元画像にマッピングすることができる。

0055

アルゴリズムは、更新が得られる方法、目的関数が定義される方法、および、どの順モデルが使用されるかが異なる。更新方式の変更がコードの収束速度に影響を与え得る一方で、目的関数または順モデルの変更は、再構成結果の精度に影響を与え得る。順モデルとして、ほとんどのグループは、





によって示される拡散方程式を使用する。有限差分有限要素、または解析解を用いることにより、媒体表面におけるフルエンス単位面積当たりエネルギー)の予測が行われる。

0056

この拡散ベースのアルゴリズムは、




によって示される、より一般的に適用可能な放射伝達微積分方程式ERT)の近似であり得る。

0057

拡散近似が有効でない場合には、この近似の使用は、測定値の誤った推定につながる可能性がある。

0058

拡散ベースの計算は、流体領域におけるほぼ一定のフルエンス率を予測することができる。放射輸送の理論に基づく計算は、媒体内の光の別の分布を予測することができる。順モデルにおける差異は、再構成の精度に直接影響を与え得る。例えば、ある光学的特性の分布に関して、拡散モデルが、検出器において、実際に測定されたものよりも高い信号を予測する場合、再構成法は、特定の領域における吸収および/または散乱係数を低下させ得る。一般的に、拡散近似は、光源と検出器との分離が小さく境界線の影響が優勢である小サンプルジオメトリが考慮される場合には、それほど正確ではない。

0059

輸送理論は、吸収係数が散乱係数と比較してあまり小さくない領域を媒体が含む場合、または、脳における脳脊髄液で満たされた空間または関節における滑液で満たされた空間などの、散乱および吸収が非常に低い領域(いわゆるボイド状領域)が考慮される場合には、より正確となり得る。

0060

撮像された身体部分の血管系における変化、またはオキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンの変化、または血液中の主要タンパク質の変化が存在するか否かを決定するために、撮像された身体部分に外的刺激を与えた後に、第2の透過データセットおよび対応する第2の画像セットを生成する。刺激は、限定されることはないが、身体部分の周囲に配置される血圧計カフなどの加圧装置を用いて身体部分に外圧を加えることによって生成することができる。刺激を与えた後に、第2の透過データセットをとり、第1のデータおよび画像セットの生成に使用されたのと同じイメージングおよび再構成方法を用いて、第2のトモグラフィー画像セットを再構成する。

0061

透過データおよび再構成画像の各セットは、撮像された身体部分の光学的特性(反射、吸収、散乱)に関する情報を含む。これらの光学的特性から、かん流率、オキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンの濃度、並びに血液量などのパラメータも決定することができる。第1のセットにおける透過データおよび画像を、対応する第2のセットにおける透過データおよび画像と比較することによって、限定されることはないが、光学的特性の分布、かん流率、およびオキシヘモグロビン濃度およびデオキシヘモグロビン濃度の差などのバイオマーカーを解明することができる。次に、これらのバイオマーカーを用いて、病気の患者と健康な患者とを区別することができる。

0062

健常組織病変組織との区別に役立つ複数の応答特性を規定することができる。例えば、最小および最大吸収係数、最小および最大吸収係数の比率、最小および最大の吸収および散乱係数、これらの係数の比率、および吸収および散乱係数の分散である。患者の分類および監視を行うために、これらの光学的に得られたバイオマーカーにおける差異は、全て個別に、または組み合わせて用いることができる。例えば、LEADを患う患者においては、吸収係数(μa)は、動脈を流れる血液量が低下することから減少し、従って、(μa)の減少の大きさは、患者のLEADの程度に比例し得る。さらに、LEADを患う患者においては、酸素化ヘモグロビントレースは、動脈に閉塞のない患者と同じ速さで酸素豊富に含む血液を動脈が供給できない場合があるので、より遅い速度で回復し得る。LEADを患う患者に関して、総ヘモグロビン濃度および総血液量もまた、病気の患者の動脈を流れる血液が減少することから、減少し得る。従って、これらのバイオマーカーを監視することにより、ヘモグロビン生理的変化および刺激に対する血管系の光学的特性の変化を検出することで、医師がPADまたはLEADの程度を正確に診断できるようになる。

0063

第1および第2の光トモグラフィー画像セットから抽出された画像ベースのバイオマーカーは、個々に使用することも可能であるし、患者が健康であるか、PADまたはLEADを患っているかを決定する際のシステムの精度をさらに高めるために、他のバイオマーカーと組み合わせて使用することも可能である。さらに、上記のようなトモグラフィーイメージングモダリティを用いて得られた結果を、他の既存の技術を用いて得られた結果と共に使用することにより、より早期でより適切な治療介入が、この消耗性疾患を治療することを可能にすることもできる。例えば、足関節上腕血圧比(ABI)を用いて得られた結果、並びに標準的手法であると考えられるデュプレックス超音波スキャンの結果は、上記のトモグラフィーイメージングモダリティを用いて得られた結果と共に使用することができる。

0064

例えば関節の代謝活動における差異を得るために、データを再構成することもできる。2つの波長を用いて得られたデータを用いることによって、指関節に関する酸素化ヘモグロビン濃度および脱酸素化ヘモグロビン濃度の変動を得ることもできる。健康な患者および関節リウマチを患う患者の指関節における[HbO2]、[Hb]、および[HbT]の空間分布は、著しく異なる。健康な患者においてリング構造は明瞭であり、ボイド状の中心領域は、それが完全になくなり、関節腔全体が炎症を起こすまで縮小する。高い代謝率活動も見られ得る。総ヘモグロビン濃度が血液量に正比例し得るので、このデータを用いて、血液量を決定することもできる。

0065

同様のプロトコルを用いて、足を検査することができる。患者は、上腕収縮期圧の収縮期圧に対する足背動脈または後脛骨動脈において測定された収縮期圧の比である各自のABIを最初に測定することができる。患者は、各自の足を測定モジュールの内部に配置し、足の主幹動脈をターゲットにすることができる。次に、患者の大腿部の周囲に血圧計カフを配置できる。基準測定値を取り、次に、動脈が依然下肢に血液を流すことができているものの、静脈還流は妨げられるまで、大腿部に圧力を加えてもよい。次に、休息期間の間、圧力を解放し、その後、静脈還流および動脈供給の両方を止めるために、より強い力でカフを再び用いてもよい。測定の間、患者は、動脈を圧迫させるために、各自の脚の周囲に複数のカフを付けることができる。

0066

検出器強度の経時的応答を用いて、足背動脈および後脛骨動脈を含む足断面のヘモグロビン応答の空間地図を得るためのデータを再構成することができる。血管拡張を誘発するために、測定場所に追加された加熱パッドを用いて同じ実験例を繰り返してもよい。様々な刺激に対する応答の差異は、糖尿病および非糖尿病患者の両方において、LEADを診断するための特徴として用いることができる。LEADを患う患者においては、吸収係数(μa)は、動脈を流れる血液量が低下することから減少し得る。(μa)の減少の大きさは、患者のLEADの程度に比例する場合があり、これらの発見は、ABI測定および超音波スキャンを用いて検証することができる。LEADを患う患者に関して、総ヘモグロビン濃度および総血液量もまた、病気の患者の動脈を流れる血液が減少することから、減少し得る。

0067

使用可能な代替システムは、周波数領域光トモグラフィーシステムである。この光トモグラフィーシステムは、最大で1GHzの高変調周波数を使用することが可能で、これにより、吸収および散乱のより優れた分離と、より正確な再構成とが可能となる。

0068

LEADの特定における光トモグラフィーの有効性特徴付けるために、感度および特異度を決定することもできる。得られた結果は、足関節上腕血圧比(ABI)の結果並びにデュプレックス超音波法の結果と比較することができる。これらは、デジタルサブトラクション血管造影法を用いる前に、LEADが疑われる患者に対して現在用いられる非侵襲的診断技術である。これらの診断技術は、標準として使用することができ、病変血管系と健常血管系の区別に使用可能な、光学的に得られた様々な分類子平均値および標準偏差における差異を求めることができる。

0069

ABIは、下肢の動脈疾患を発見するための計量的手法である。光画像は、異なる段階のLEADを示す。表1は、軽度、中等度、および重度のLEADに関連するABI測定値、並びに、非圧縮性動脈を持つ患者および健康な患者に関するABI測定値を示す。光トモグラフィーの主要な利点の1つは、ABI測定値では診断不可能な石灰化動脈をイメージングすることが可能な点である。

0070

0071

光トモグラフィーとの比較用に考慮され得る他のイメージングモダリティは、デュプレックス超音波法である。デュプレックス超音波法は、LEADを発見するために、臨床の場で一般的に使用される。しかしながら超音波は、LEADの発見において、その有効性に影響を与える、操作者に左右される多くの変数を有する。さらに、超音波は、音響窓が乏しい場合(例えば、腸ガス減衰、広範性血管石灰化、または金属ステント)、または組織の固有エコー輝度が弱い場合に、信頼性のあるイメージングを提供することはできない。超音波はまた、診断を行う医師によって解釈が異なり得る定性的測定のみを提供する。超音波測定は、ABI測定値と同様に、4つのカテゴリ健常対照群、軽度LEAD、中等度LEAD、および重度LEADに分類することができる。これらを、光トモグラフィーイメージングモダリティの感度および特異度を決定するために、同じ患者の光トモグラフィー画像と比較することができる。

0072

幾つかのバイオマーカーは、臨床試験中に撮られた光トモグラフィー画像から獲得することができ、患者がLEADを患っているかを決定するために、各パラメータは、個々に用いることも、他のバイオマーカーと組み合わせて用いることもできる。これらのバイオマーカーを組み合わせるために、自己組織化マッピング(SOM)と呼ばれるベクトル量子化ベースの分類に入る解析を用いてもよい。SOMは、所与特徴空間から選ばれた任意次元の特徴ベクトル簡易化した概ね二次元の離散地図へと変換させる目的を持つ教師なし学習法である。この方法は、それを基に感度および特異度を決定できる、多変量受信者操作特性(ROC)曲線の生成を可能にできる。パラメータの組み合わせは、単一のパラメータ分類と比較すると、より高い感度につながる可能性がある。バイオマーカーが感度および特異度によって定義されるような診断の精度を最大限にするか否かを調べるために、LEADを患う患者およびLEADと糖尿病を患う患者のデータを分けてもよい。

0073

図11は、本明細書に記載の光トモグラフィーイメージング方法を実施するために使用可能なコンピュータ処理システムの一例を示す。例えば、イメージング方法は、処理構成および/またはコンピューティング構成101によって行うことができる。このような処理/コンピューティング構成101は、限定されることはないが、例えば1つまたは複数のマイクロプロセッサ包含し、コンピュータアクセス可能媒体(例えば、RAM、ROM、ハードドライブ、または他のストレージデバイス)に保存された命令を使用することが可能なコンピュータ/プロセッサ102の例えば全体または一部であり得る、あるいは、それを含み得る。

0074

コンピュータアクセス可能媒体103(例えば、本明細書において上記のように、ハードディスクフロッピーディスクメモリスティックCD−ROM、RAM、ROM等、またはこれらの集まりなどのストレージデバイス)を設けることもできる(例えば、処理構成と通信して)。コンピュータアクセス可能媒体103は、実行可能命令10104をそれ自体に包含し得る。加えて、あるいはその代わりに、コンピュータアクセス可能媒体103とは別にストレージ構成105を設けてもよく、これは、例えば以上に記載したような特定の例示的プロシージャ、プロセスおよび方法を実行するための処理構成を構成するように、処理構成101に命令を与えることができる。

0075

さらに、例示的処理構成101は、例えば有線ネットワークワイヤレスネットワークインターネットイントラネットデータ収集プローブ、センサ等を含み得る入出力構成106が備わっていてもよく、あるいは、それを含んでいてもよい。例示的処理構成101は、例示的表示構成107と通信可能であり、これは、本開示の特定の実施形態例によれば、例えば処理構成からの情報の出力に加えて、処理構成に情報を入力するように構成されたタッチスクリーンでもよい。さらに、表示および/またはストレージ構成を用いて、ユーザがアクセス可能な形式および/またはユーザ可読形式でデータを表示および/または保存することができる。

0076

特に興味深いのは、可視および近赤外波長領域において明らかに異なる吸収スペクトルを有する、血液成分のオキシヘモグロビン(HbO2)およびデオキシヘモグロビン(Hb)である。複数の波長で測定を行うことにより、これらの発色団の濃度並びに総ヘモグロビン[HbT]=[HbO2]+[Hb]または酸素飽和度StO2=[HbO2]/[HbT]などのパラメータを得ることができる。高度なトモグラフィー画像再構成コードを用いることにより、これらのパラメータおよび血液量などの他のパラメータの二次元および三次元マップを生成することができる。

0077

上記は、本開示の原理を単に例示したものにすぎない。本明細書の教示を鑑みれば、記載した実施形態に対する様々な修正形態および変形例が当業者には明らかとなるであろう。従って、本明細書には明確に図示または記載されないが、本開示の原理を具現化し、従って、本開示の精神および範囲に包含され得る多数のシステム、構成、およびプロシージャを当業者が考案できるであろうことが理解されるであろう。さらに、参照された全ての刊行物および参照文献は、それらの記載内容が全て本明細書に援用され得る。本明細書に記載のプロシージャ例は、ハードドライブ、RAM、ROM、リムーバブルディスク、CD−ROM、メモリスティック等を含む任意のコンピュータアクセス可能媒体に保存することが可能で、ハードウェアプロセッサ、マイクロプロセッサ、ミニマクロメインフレーム等(これらの複数および/またはこれらの組み合わせを含む)であり得る、および/またはそれ(それら)を包含し得る処理構成および/またはコンピューティング構成によって実行可能であることを理解されたい。さらに、明細書、図面、および特許請求の範囲を含む本開示に使用される特定の用語(限定されることはないが、例えばデータおよび情報を含む)は、特定の事例では、同義的に使用され得る。これらの単語および/または互いに同義語となり得る他の単語が、本明細書において同義的に使用され得る一方で、このような単語が同義的に使用されないことを意図し得る事例が存在する場合があることを理解されたい。さらに、先行技術の知識の本明細書における援用が明白にされていなかった場合において、それが全体として本明細書に明白に援用されている場合がある。参照された全ての刊行物は、それらの記載内容が全て本明細書に援用され得る。

0078

多くの代替形態、修正形態、および変形例を本開示によって可能にできる。さらなる実施形態を生み出すために、本発明の範囲内で、開示された実施形態の特徴を組み合わせる、再構成する、省略する等が可能である。

0079

さらに、開示した実施形態の特定の特徴は、時には、対応する他の特徴を使用することなく、利用することもできる。従って、出願人は、本開示の精神および範囲内の全てのこのような代替形態、修正形態、均等物、および変形例を包含することを意図している。

0080

本発明の実施形態および応用を図示および記載したが、本明細書の発明概念から逸脱することなく、さらに多くの修正形態が可能であることが当業者には明白であろう。本発明は、本明細書に含まれる実施形態の記載に限定されるのではなく、本明細書に添付される特許請求の範囲およびそれらの均等物によって規定される。例えば、開示された発明特定事項は、血管疾患の診断またはスクリーニングの課題に主に適用される様々な構造および方法を含む。しかしながら、同じものを、比較的小さな修正で、あるいは、全く修正を行うことなく、他の種類の診断課題および/または身体部分に適用してもよい。

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