(57)【要約】      （修正有）【課題】同じ大きさと同じ方向での光干渉断層（ＯＣＴ）画像と血管内超音波（ＩＶＵＳ）画像を整合するための方法と装置を提供する。【解決手段】管腔の領域のＩＶＵＳ画像を取得する工程Ｓ１７８と、管腔と同じ領域のＯＣＴ画像を取得する工程Ｓ１８２と、ＩＶＵＳ画像及びＯＣＴ画像夫々に同じ非対称性を決定する工程と、ＩＶＵＳ画像及び前記ＯＣＴ画像を重ね合わせて、ＩＶＵＳ画像とＯＣＴ画像の前記非対称性が整合するまで、ＩＶＵＳ画像及び前記ＯＣＴ画像を互いに対して回転させる工程Ｓ１９４と、整合に至った回転角を決定する工程と、を有する。ＯＣＴ撮像及びＩＶＵＳ撮像用のプローブは、第一の端部、第二の端部及び管腔を規定する壁部を含むシースと、光と超音波を通さないシースの第一の端部と第二の端部との間に位置するマーカーと、シースに内に位置するＩＶＵＳ／ＯＣＴプローブヘッドと、を有する。【選択図】図７
2014180575.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
第一の端部、第二の端部及び管腔を規定する壁部を含むシースと、
光と超音波を通さない、前記シースの前記第一の端部と前記第二の端部との間に位置するマーカーと、
前記シース内に位置するＩＶＵＳ／ＯＣＴプローブヘッドと、
を有する、
光干渉断層（ＯＣＴ）撮像及び血管内超音波（ＩＶＵＳ）撮像用のプローブ。
【請求項２】
前記マーカーは前記シースの前記壁部の外面上に位置する円筒環状装置である、
請求項１記載のプローブ。
【請求項３】
前記マーカーは前記シースの前記壁部の内面上に位置する円筒環状装置である、
請求項１記載のプローブ。
【請求項４】
前記マーカーは前記シースの前記壁部の中に位置する円筒環状装置である、
請求項１記載のプローブ。
【請求項５】
前記マーカーは前記シースの前記壁部の外面上に位置する棒である、
請求項１記載のプローブ。
【請求項６】
前記マーカーは前記シースの前記壁部の内面上に位置する棒である、
請求項１記載のプローブ。
【請求項７】
前記マーカーは前記シースの前記壁部の中に位置する棒である、
請求項１記載のプローブ。
【請求項８】
血管内超音波（ＩＶＵＳ）画像及び光干渉断層（ＯＣＴ）画像を並べるためのシステムであって、
第一の端部、第二の端部及び管腔を規定する壁部を含むシース；
光と超音波を通さない前記シースの前記第一の端部と前記第二の端部との間に位置するマーカー；及び
前記シースに内に位置するＩＶＵＳ／ＯＣＴプローブヘッド；を有する、
ＯＣＴ撮像及びＩＶＵＳ撮像用のプローブと、
前記プローブと通信し、プロセッサを有する分析・計測ユニットと、
前記分析・計測ユニットと通信するディスプレイと、を有し
前記プロセッサは、前記ＯＣＴ画像と前記ＩＶＵＳ画像に前記マーカーをそれぞれ配置し、夫々にあるマーカーがお互いに整合するまで、少なくとも前記ＯＣＴ画像と前記ＩＶＵＳ画像のいずれか１つを回転させる、
システム。
【請求項９】
血管内超音波（ＩＶＵＳ）画像及び光干渉断層（ＯＣＴ）画像を並べるためのシステムであって、
ＯＣＴ撮像及びＩＶＵＳ撮像用のプローブと、
前記プローブと通信し、プロセッサを有する分析・計測ユニットと、
前記分析・計測ユニットと通信するディスプレイと、を有し
前記プロセッサは、前記ＯＣＴ画像及び前記ＩＶＵＳ画像の各々に同じ非対称性を配置し、各画像の非対称性が整合するまで、少なくとも前記ＯＣＴ画像と前記ＩＶＵＳ画像のいずれか１つを回転させる、
システム。
【請求項１０】
前記ＯＣＴ画像と前記ＩＶＵＳ画像における前記非対称性は、ガイドワイヤーによって生じる、
請求項９記載のシステム。
【請求項１１】
前記ＯＣＴ画像と前記ＩＶＵＳ画像における前記非対称性は、撮像される管腔の形状によって生じる、
請求項９記載のシステム。
【請求項１２】
前記ＯＣＴ画像と前記ＩＶＵＳ画像における前記非対称性は、管腔の内側のモルフォロジーによって生じる、
請求項９記載のシステム。
【請求項１３】
管腔の領域の血管内超音波（ＩＶＵＳ）画像を取得する工程と、
前記管腔と同じ領域の光干渉断層（ＯＣＴ）画像を取得する工程と、
前記ＩＶＵＳ画像及び前記ＯＣＴ画像夫々に同じ非対称性を決定する工程と
前記ＩＶＵＳ画像及び前記ＯＣＴ画像を重ね合わせて、ＩＶＵＳ画像とＯＣＴ画像の非対称性が整合するまで、前記ＩＶＵＳ画像及び前記ＯＣＴ画像を互いに対して回転させる工程と、
整合に至った回転角を決定する工程と、を有する、
ＯＣＴ画像とＩＶＵＳ画像に整合をもたらす方法。
【請求項１４】
前記ＯＣＴ画像と前記ＩＶＵＳ画像における前記非対称性は、ガイドワイヤーによって生じる、
請求項１３記載の方法。
【請求項１５】
前記ＯＣＴ画像と前記ＩＶＵＳ画像における前記非対称性は、撮像される前記管腔の形状によって生じる、
請求項１３記載の方法。
【請求項１６】
前記ＯＣＴ画像と前記ＩＶＵＳ画像における前記非対称性は、前記管腔の内側のモルフォロジーによって生じる、
請求項１３記載の方法。
【請求項１７】
マーカーを含む管腔の領域の血管内超音波（ＩＶＵＳ）画像を取得する工程と、
前記マーカーを含む前記管腔と同じ領域の光干渉断層（ＯＣＴ）画像を取得する工程と、
前記ＯＣＴ画像と前記ＩＶＵＳ画像における前記マーカーの方向を決定する工程と、
前記ＩＶＵＳ画像及び前記ＯＣＴ画像を重ね合わせて、それぞれの前記ＩＶＵＳ画像及び前記ＯＣＴ画像が夫々にあるマーカーがお互いに整合するまでに、互いに対して回転させる工程と、
整合に至った回転角を決定する工程と、を有する
ＩＶＵＳ画像とＯＣＴ画像に整合をもたらす方法。
【請求項１８】
プローブヘッドとリフレクタとを含むプローブを持ち、前記プローブヘッド上にある超音波変換器を含むＩＶＵＳシステムを備えるＯＣＴシステムを校正確認する方法であって、
超音波パルスＩＶＵＳ変換器から去って戻るのにかかる時間を計測することで前記ＩＶＵＳシステムを校正する工程と、
前記リフレクタからの距離を計測することで、前記ＯＣＴシステムを校正する工程と、
管腔を規定する壁を有する血管のＩＶＵＳ画像及びＯＣＴ画像を取得する工程と、
それぞれの画像前記管腔内の前記プローブの位置から血管の外壁までの距離を測定する工程と、
２つの測定値が所定の値と等価である場合、前記ＯＣＴ距離計測とＯＶＵＳ距離計測を比較する工程とを有する
ＯＣＴシステムを校正確認する方法。
【請求項１９】
さらに、２つの測定値が所定の値と等価の範囲内である場合、前記ＩＶＵＳシステムと前記ＯＣＴシステムを再校正する、
請求項１８記載の方法。
【請求項２０】
ランドマークを持ち、管腔を定義する壁を備える血管内でフラッシングされる流体として利用される流体の識別の決定方法であって、
光干渉断層法（ＯＣＴ）を用いて、プローブヘッドから血管の壁のランドマークへの距離を測定する工程と、
ＩＶＵＳ超音波パルスが同じランドマークへ往って戻る往復時間を測定する工程と、
前記ＩＶＵＳ測定往復時間の半分で前記ＯＣＴ測定距離を割って、前記流体内の超音波速度を取得する工程と、
測定した流体内の超音波速度と様々なフラッシング液内の超音波速度とを比較する、
方法。
【請求項２１】
さらに、測定した流体内の超音波速度が、フラッシングを意図した液内の超音波速度と対応しない場合は、警報を発生する、請求項２０記載の方法。
【請求項２２】
組織を特徴づける方法であって、
光干渉断層法（ＯＣＴ）を用いて、組織の端部への距離を測定する工程と、
ＯＣＴを用いて、前記組織内のランドマークへの距離を測定する工程と、
前記測定した組織の端部までの距離から、前記測定した組織内の前記ランドマークへの距離を差し引いて、前記組織の端部と前記ランドマークとの間の距離を決定する工程と、
ＩＶＵＳ超音波パルスが組織の同じ端部までの到達時間を測定する工程と、
前記ＩＶＵＳ超音波パルスが組織のランドマークまでの到達時間を測定する工程と、
前記ＩＶＵＳ超音波パルスが組織の同じ端部までの到達時間から、前記ＩＶＵＳ超音波パルスが前記組織の前記ランドマークまでの到達時間を差し引いて、前記組織を通って、前記ランドマークに到達する移動時間を測定する工程と、
ＯＣＴで測定した組織の厚さを前記移動時間で割って、組織内の超音波速度を取得する工程と、
測定した組織内の超音波速度と様々な組織のタイプとを比較して、組織の特徴を決定する工程と、を有する
方法。
【請求項２３】
前記組織の特性に応じて、前記組織のタイプを報告する、
請求項２２記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は医療撮像分野、特に、光学干渉断層撮影（Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ  ：ＯＣＴ）、及び血管内超音波（Ｉｎｔｒａ  Ｖａｓｃｕｌａｒ  ＵｌｔｒａＳｏｕｎｄ  ：ＩＶＵＳ）撮像に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＯＣＴ干渉計測方法は、血管の管腔の壁などの対象サンプルへ光を送達し、該サンプルから跳ね返ってきた光部分を収集する。多くの光源及び光分析装置のサイズや複雑さにより、光源や光検知器は典型的に対象サンプル領域から離れている。
ある方法では、光学分析内部部位は、サンプルの通常機能の破壊が最小限である細い光学ファイバーを用いて、遠隔光源からの光をサンプルへガイドする。この最小限の破壊は、光学ファイバーの小型断面によって起きる。
【０００３】
従来から、内部管腔構造の分析のために利用することができる小型光学システムが多数知られている。それぞれの光学システムは、概念的にビーム伝送・焦点合わせ機構とビーム方向調整手段（Ｄｉｒｅｃｔｉｎｇ  Ｍｅａｎｓ）に分けられている。外部光源からの光は、本質的にシングルモード又はマルチモードである１又は複数の光学照明ファイバーを通って内部管腔へ進む。この照明ファイバーは、焦点を合わせてビームを管腔壁の内側へと向ける小型光学システムと連通（通信）する。
【０００４】
光は、管腔壁で反射して、一般的に入射光を伝送する（透過する）のと同じファイバーを用いて、筐体の外にある分析装置へ伝送される。分析装置は、典型的に干渉型であり、干渉パターンの結果が検知され、コンピューターにより画像に変換される。利用中、ファイバーは、血管の管腔内でスピンすることで、光で壁を掃いて反射光を集める。それぞれのファイバーの回転により、血管内をスキャンした断面画像を生成する。ファイバーを引っ込める又は血管から引き抜かれながら、血管管腔の一部の円筒画像が取得できる。
【０００５】
ＩＶＵＳプローブはＯＣＴプローブと同様であるが、ＩＶＵＳプローブは光ではなくて超音波を用いる。超音波パルスは、プローブ先端にあるＩＶＵＳ変換器（Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ）によって生成され、管腔の壁によって跳ね返された音波がＩＶＵＳ変換器によって受信され、コンピューターによって分析できるように電気信号に変換される。ＯＣＴ撮像とともに、ＩＶＵＳプローブは血管の管腔内でスピンすることにより、血管壁からの反射パターンがコンピューターによって分析可能になり、断面画像を生成する。また、ＩＶＵＳプローブが血管から回収されながら、血管管腔の一部の円筒画像が取得できる。
【０００６】
ＯＣＴプローブとＩＶＵＳプローブの組み合わせが利用可能になった以上は、２つの画像を１つの手順で取得することができる。それぞれの撮像モダリティの固有の利点と制限があるため、血管のＩＶＵＳ画像及びＯＣＴ画像の両方を取得することに利点がある。ＯＣＴ光は、例えば血管の管腔を通る血球等の粒子により分散される傾向にある。この分散は、結果的に血管壁のＯＣＴ画像を劣化させる。しかし、ＯＣＴ光は血管の壁を貫通するので、血管壁の画像だけではなく、血管の内膜まで撮像ことが可能である。ＩＶＵＳ超音波パルスは、管腔内の粒子によって影響を受けない。従ってＯＣＴ画像及びＩＶＵＳ画像はお互い補完し合える。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
同じプローブ又は異なるプローブで撮影された、２つの画像は異なる解像度を有しているので、利用可能な合成画像を形成するために画像を並べることが難しい。さらに、後述するような他の制限があるため、画像内の実際の距離の正確な決定が困難である。
必要とされていることは、双方の画像が同じ大きさと同じ方向で血管の同じ領域を描写できるように、ＯＣＴ画像とＩＶＵＳ画像を処理する方法と、それぞれの撮像モダリティの校正をチェックするメカニズムを備えることである。
【０００８】
本発明はこの要求を解決することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明の一態様は、光干渉断層（ＯＣＴ）撮像及び血管内超音波（ＩＶＵＳ）撮像用のプローブに関する。ある実施形態では、プローブは、第一の端部、第二の端部及び管腔を規定する壁部を含むシースと、光と超音波を通さない、前記シースの前記第一の端部と前記第二の端部との間に位置するマーカーと、前記シースに内に位置するＩＶＵＳ／ＯＣＴプローブヘッドと、を有する。
ある実施形態において、前記マーカーは前記シースの前記壁部の外面上に位置する円筒環状装置であり、他の実施形態では、前記マーカーは前記シースの前記壁部の内面上に位置する円筒環状装置であり、又はさらに別の実施形態では、前記マーカーは前記シースの前記壁部の中に位置する円筒環状装置である。
あるいは、他の実施形態では前記マーカーは前記シースの前記壁部の外面上に位置する棒であり、さらに他の実施形態では前記マーカーは前記シースの前記壁部の内面上に位置する棒であり、さらに別の実施形態では前記マーカーは前記シースの前記壁部の中に位置する棒である。
【００１０】
他の実施形態では、血管内超音波（ＩＶＵＳ）画像及び光干渉断層（ＯＣＴ）画像を並べるためのシステムは、第一の端部、第二の端部及び管腔を規定する壁を含むシース；光と超音波を通さない前記シースの前記第一の端部と前記第二の端部との間に位置するマーカー；及び前記シースに内に位置するＩＶＵＳ／ＯＣＴプローブヘッド；を有する、ＯＣＴ撮像及びＩＶＵＳ撮像用のプローブと、前記プローブと通信し、プロセッサを有する分析・計測ユニットと、前記分析・計測ユニットと通信するディスプレイと、を有する。この実施形態では、前記プロセッサは、ＯＣＴ画像とＩＶＵＳ画像に前記マーカーにそれぞれ配置し、画像夫々にあるマーカーがお互いに整合するまで、少なくともＯＣＴ画像とＩＶＵＳ画像のいずれか１つを回転させる。
さらに他の実施形態では、システムは、ＯＣＴ撮像及びＩＶＵＳ撮像用のプローブと、前記プローブと通信し、プロセッサを有する分析・計測ユニットと、前記分析・計測ユニットと通信するディスプレイと、を有する。この実施形態では、前記プロセッサは、ＯＣＴ画像とＩＶＵＳ画像に前記マーカーに同じ非対称性で配置し、もう片方と非対称となる画像が整合されるまで、少なくともＯＣＴ画像とＩＶＵＳ画像のいずれか１つを回転させる。
【００１１】
ある実施形態において、前記ＯＣＴ画像と前記ＩＶＵＳ画像における非対称はガイドワイヤーによって生じる、他の実施形態では、この非対称は撮像される前記管腔の形状によって生じる、又はさらに他の実施形態では、この非対称は前記管腔の内側のモルフォロジーによって生じてもよい。
【００１２】
本発明の他の態様は、ＯＣＴ画像とＩＶＵＳ画像に整合をもたらす方法に関する。方法は、管腔の領域の血管内超音波（ＩＶＵＳ）画像を取得する工程と、前記管腔と同じ領域の光干渉断層（ＯＣＴ）画像を取得する工程と、前記ＩＶＵＳ画像及び前記ＯＣＴ画像夫々に同じ非対称性を決定する工程と、前記ＩＶＵＳ画像及び前記ＯＣＴ画像を重ね合わせて、ＩＶＵＳ画像とＯＣＴ画像とが非対称性が整合されるまで、前記ＩＶＵＳ画像及び前記ＯＣＴ画像をお互いに対して回転させる工程と、整合に至った回転角を決定する工程と、を有する。
ある実施形態において、前記ＯＣＴ画像と前記ＩＶＵＳ画像における非対称はガイドワイヤーによって生じる、他の実施形態では、この非対称は撮像される前記管腔の形状によって生じ、又はさらに他の実施形態では、この非対称は前記管腔の内側のモルフォロジーによって生じてもよい。
さらに別の実施形態において、ＩＶＵＳ画像とＯＣＴ画像に整合をもたらす方法は、マーカーを含む管腔の領域の血管内超音波（ＩＶＵＳ）画像を取得する工程と、前記マーカーを含む前記管腔と同じ領域の光干渉断層（ＯＣＴ）画像を取得する工程と、前記ＯＣＴ画像と前記ＩＶＵＳ画像における前記マーカーの方向を決定する工程と、前記ＩＶＵＳ画像及び前記ＯＣＴ画像を重ね合わせて、前記ＩＶＵＳ画像及び前記ＯＣＴ画像夫々にあるマーカーがお互いに整合するまでに、互いに対して回転させる工程と、整合に至った回転角を決定する工程と、を有する。
【００１３】
本発明の他の態様は、ＯＣＴシステムを校正確認する方法に関する。方法は、プローブヘッドとリフレクタとを含むプローブを持ち、前記プローブヘッド上にある超音波変換器を含むＩＶＵＳシステムを備えるＯＣＴシステムを校正確認する方法であって、超音波パルスＩＶＵＳ変換器から去って戻るのにかかる時間を計測することで前記ＩＶＵＳシステムを校正する工程と、前記リフレクタからの距離を計測することで、前記ＯＣＴシステムを校正する工程と、前記管腔を規定する壁を有する血管のＩＶＵＳ画像及びＯＣＴ画像を取得する工程と、それぞれの画像前記管腔内の前記プローブの位置から血管の外壁までの距離を測定する工程と、２つの測定値が所定の値と等価である場合、前記ＯＣＴ距離計測とＯＶＵＳ距離計測を比較する工程とを有する。
ある実施形態として、方法は、２つの測定値が所定の値と等価の範囲内である場合、前記ＩＶＵＳシステムと前記ＯＣＴシステムを再校正する。
【００１４】
本発明の他の態様は、ランドマークを持ち、管腔を定義する壁を備える血管内でフラッシングされる流体として利用される流体の識別の決定方法に関する。ある実施形態では、方法は、光干渉断層法（ＯＣＴ）を用いて、プローブヘッドから血管の壁のランドマークへの距離を測定する工程と、ＩＶＵＳ超音波パルスが同じランドマークへ往って戻る往復時間を測定する工程と、前記ＩＶＵＳ測定往復時間の半分でＯＣＴ測定距離を割って、流体内の超音波速度を取得する工程と、測定した流体内の超音波速度と様々なフラッシング液の超音波速度とを比較する。
ある実施形態において、測定した流体内の超音波速度がフラッシングを意図した液内の超音波速度と対応しない場合は、警報を発生する。
【００１５】
本発明の他の態様は、組織を特徴づける方法に関する。ある実施形態では、方法は、光干渉断層法（ＯＣＴ）を用いて、組織の端部までの距離を測定する工程と、ＯＣＴを用いて、前記組織内のランドマークへの距離を測定する工程と、測定した組織の端部までの距離から、前記測定した組織内の前記ランドマークへの距離を差し引いて、前記組織端部と前記ランドマークとの間の距離を決定する工程と、ＩＶＵＳ超音波パルスが組織の同じ端部までの到達時間を測定する工程と、前記ＩＶＵＳ超音波パルスが組織のランドマークまでの到達時間を測定する工程と、前記ＩＶＵＳ超音波パルスが組織の同じ端部までの到達時間から、前記ＩＶＵＳ超音波パルスが組織の前記ランドマークまでの到達時間を差し引いて、組織を通って、ランドマークに到達する移動時間を測定する工程と、ＯＣＴで測定した組織の厚さを前記移動時間で割って、組織内の超音波速度を取得する工程と、測定した組織内の超音波速度と様々な組織のタイプとを比較して、組織の特徴を決定する工程と、を有する。
ある実施形態では、前記組織の特性に応じて、前記組織のタイプを報告する。
【発明の効果】
【００１６】
一態様によれば、同じ大きさと同じ方向でのＯＣＴ画像とＩＶＵＳ画像を整合することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１７】
【図１】ＯＣＴ／ＩＶＵＳシステムのある実施形態のブロック図である。
【図２】（ａ）は、図１のＩＶＵＳ及びＯＣＴプローブヘッドのある実施形態の概略図である。（ｂ）は、（ａ）のプローブヘッドの超音波ビームと光学ビームの角度の相違の図を示す。
【図３】スペースの体積を掃出した図２（ａ）で示したプローブヘッドの超音波ビーム及び光学ビームの高度な概要図である。
【図４】（ａ）は、不連続な基準マーカーと棒状基準マーカーを備えるプローブの実施形態の図を示す。（ｂ）は、（ａ）の不連続な基準マーカーの端面図である。（ｃ）は、（ａ）の棒状の基準マーカーの端面図である。（ｄ）は、（ａ）の不連続な基準マーカーをＩＶＵＳとＯＣＴによって撮影した画像である。
【図５】ガイドワイヤーの影が入った血管のＯＣＴ画像である。
【図６】回転配列の方法の一実施形態のフローチャートである。
【図７】径方向状校正と配列の方法の一実施形態のフローチャートである。
【図８】径方向状校正と配列の方法の他の実施形態のフローチャートである。
【図９】ＩＶＵＳとＯＣＴを用いた組織の特徴を測定した血管構成要素を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１８】
ＩＶＵＳ画像とＯＣＴ画像での校正と配列の問題は、ＩＶＵＳ構成要素及びＯＣＴ構成要素が同じプローブ又は異なるプローブにあるときに起きる。ＩＶＵＳ変換器（Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ）及びＯＣＴ変換器が同じプローブ内にある場合であっても、実際の製造許容誤差は、ビームが平行ではない、ＯＣＴ構成要素及びＩＶＵＳ構成要素それぞれから発光されたビームの方向の十分なズレを許している。
【００１９】
図１を参照して、ＩＶＵＳとＯＣＴを組み合わせたシステム１０をブロック図として示す。システム１０は、プローブのＯＣＴ光学素子と共に用いるプロセッサと干渉計とを備える分析・計測ユニット（Ａｎａｌｙｓｉｓ  ａｎｄ  ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔａｔｉｏｎ  ｕｎｉｔ：ＡＩＵ）１２及び、プローブの、のＩＶＵＳ変換器と共に用いられる超音波生成装置を有する。分析・計測ユニット１２はディスプレイ１５と連通している。分析・計測ユニット１２は電導体及び光学ファイバー１７によって、患者インターフェースユニット（Ｐａｔｉｅｎｔ  Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ  Ｕｎｉｔ：ＰＩＵ）２０に接続されている。ＰＩＵ２０は、複数のモータを含み、回転・移動・及び電流と光をプローブ２５にあたるのに必要な光学的及び電気的な接続を含む。プローブ２５はＰＩＵ２０に着脱可能に接続されており、着脱可能な電気的又は光学的なカプラー（連結器）２６に接続されている。プローブ２５それ自体は、シース（保護鞘：Ｓｈｅａｔｈ）３１の内側に、光学ファイバー／電導体結合体２８を備えている。光学ファイバー／伝導体結合体２８は、ＯＣＴ光学素子３３及びＩＶＵＳ変換器３４に接続している。
【００２０】
より詳しくは、図２（ａ）を参照して、プローブ２５のＯＣＴ／ＩＶＵＳヘッド２０の一観点は、音波変換器３４及び、ＯＣＴ光学素子の光学縦列（レンズ、コリメータ）の一部である光学ビームディレクタ（導波素子、ビーム方向調整器）５４を有する。上述のように、電導体６４と光学ファイバー６８は、光学ファイバー／伝導体結合体２８を形成する。
【００２１】
超音波変換器３４は、変換器３４の表面と垂直な超音波ビーム８０を生成する。同様に、ビームダイレクタ５４は、光を、光学ビーム（ＯＣＴビーム）８４に沿って、超音波ビーム８０と実質的に垂直に導く。２つのビーム、超音波及び光は、平行であるべきだが、製造の制限により、数度（θ）ずれる。その結果、血管のＩＶＵＳ画像と血管のＯＣＴ画像はお互いに数度（θ）回転している（図２（ｂ）参照）。
【００２２】
図３を参照して、プローブヘッド５０はスピンして血管から回収され、光学ビーム８４と超音波ビーム８０の光路９０は血管の壁に対して螺旋状に形成されている。図の実施形態では、ＩＶＵＳ変換器３４は、プローブヘッド５０においてビームダイレクタ５４よりもさらに前にあるので、プローブヘッド５０が血管から（矢印Ｐ方向に）回収される際、光学ビーム８４は、超音波ビーム８０が血管の実質的に同じ領域（Ｓｕｓ）を撮像するよりもヘッド５０の複数回転分早く、光学ビーム８４は血管の領域（Ｓｏｃｔ）を撮像することができる。
従って、血管壁の同じ部分の撮像するため、システムのソフトウエアは、プローブヘッド５０にあるＩＶＵＳ変換器３４とビームダイレクタ５４との配置の差に起因する遅延を考慮しなければならない。しかし、この遅延が算定されるとしても、上述のように、ＩＶＵＳ画像とＯＣＴ画像はお互いに対して回転している。
【００２３】
ある実施形態では、この径方向のオフセット（θ）を解決する一つの方法は、製造後にオフセットを正確に測定することである。これは、プローブヘッドを管腔（Ｌｕｍｅｎ）の壁上にある公知のパターンを持つ円筒状の固定器具の中に置くことで、測定が行われる。次に、プローブヘッドは回収され、ＩＶＵＳ画像及びＯＣＴ画像が撮影される。実際の特徴は知られているので、ＯＣＴ及びＩＶＵＳで撮影された画像が再整合される。壁のある領域のＯＣＴ画像と壁の該同じ領域のＩＶＵＳ画像との間のフレームの数を数えることで、画像間の遅延が決定される。
どのくらいの回転角度が画像を並べるのに必要か気づくことで、オフセットθが決定される。この情報は、バーコードやその等価物、又はプローブに接続されるＰＩＵ２０（図１）に取り付けられたＲＦＩＤへ符号化される。それから、ＩＶＵＳ画像及びＯＣＴ画像が同じ方向及び同じサイズで表示されるように、システム１０のユーザーはバーコードリーダー又はＲＦＩＤリーダーを用いるこの情報をシステムへプログラミングできる。
【００２４】
代わりに、システムは、複数の画像技術のうちの１つを用いる、自己校正ができてもよい。ある実施形態では、図４（ａ）を参照して、シース３１は、シース３１の壁の外面又は内面に取り付けられた不連続な円筒環形１００と一緒に作られている。図４（ｂ）に、環形１００（１００’）の側面図を示す。代わりに、図４（ｃ）の側面に示すように、シース３１は、基準棒１０４を有していてもよい。どちらの場合でも、基準棒１０４と不連続な円筒環形１００とは、まとめて基準マーカー（Ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ  Ｍａｒｋｅｒ）と呼ばれ、ＯＣＴ撮像とＩＶＵＳ撮像によって検出可能な画像で非対称性を与える。
なお、基準棒１０４と不連続な円筒環形１００は、同じシース３１では一緒には用いられないが、図４（ａ）においては位置情報を与えるために一緒に図示されている。
基準マーカー（１００、１０４）は、シース３１と異なる光学濃度であり、音波（超音波）減衰がある光学的に不透明な材料から形成されうる。即ち、基準マーカーは、光及び超音波を通さない。基準マーカー（１００、１０４）はシース３１に沿ってどこに位置してもよいが、一般的に、プローブヘッドを引っ込める期間に必ず通る領域（引っ込め領域）の端部の近傍に配置される。基準マーカー（１００、１０４）はシース３１の壁の中にあってもよい。
【００２５】
血管壁の対象の領域を確実に撮像するため、前記引っ込め部の端部は、典型的に、基準マーカーの位置決めに利用されるので、基準マーカーによってブロックされない。図４（ｄ）は、一方のモダリティ（態様、Ｍｏｄａｌｉｔｙ）によって見えるマーカー１００の画像１０８と、他のモダリティによってみえる同じ画像を示す。
一方のモダリティ、例えばＩＶＵＳによって撮影された不連続な環形の分断部１１６と、他のモダリティ、例えばＯＣＴによって撮影された分断部の画像との間の指向性（方向）の違いは角度θである。そして、システム１０は、ＩＶＵＳ画像とＯＣＴ画像とを一致させるために、画像１０８、１１２がどのくらい回転するかを決定する。
【００２６】
システム１０が自己校正できる他の実施形態として、ＩＶＵＳとＯＣＴのモダリティによって記憶された画像の非対称性を識別する方法がある。用いられる非対称性は、プローブが血管内において位置を追従するガイドワイヤー（誘電線）によってもたらされる。
図５を参照して、血管のＯＣＴ画像において、血管の壁１２０は、黒い管腔１２２を囲んでいる光境界として表れる。ガイドワイヤーは管腔を通り、ＯＣＴプローブからの光を通さない。その結果、ガイドワイヤーには、管腔の境界壁１２０を横切る遮断物又は影１２４が現れる。
【００２７】
ある実施形態において、影のその形状がガイドワイヤーか又は一般的なＯＣＴ撮像アプリケーションにおける血管の分岐か、を決定する同じソフトウエアが、影の中央点を見つけることによって画像の方向を決定することに利用される。ガイドワイヤーは超音波ビームを通さないので、ガイドワイヤーよって起きる血管壁の画像の不連続は、ＩＶＵＳ画像にもまた現れる。従って、ガイドワイヤーによって起きる不連続を利用することで、ガイドワイヤーの不連続部が双方のモダリティにおいて並ぶまで、システムは両方の画像を再び回転させることができる。
【００２８】
他の実施形態として、血管壁それ自体よって生じる非対称性と一緒に、同じ手順を利用することができる。例えば、血管の断面の画像は、血管（撮影される管腔の形状）が円筒状でなく、他の形状、例えば３６０°対称ではない楕円形であることを示す。この場合では、ＯＣＴ画像とＩＶＵＳ画像の両方を作成しているプログラムは、断面において（楕円の）長軸及び短軸を発見することができる。一旦これらの軸が見つかると、両方のモダリティでの画像の長軸又は短軸が整合するまで、一方の画像が回転する。
これらの技術は、血管内断面画像において、例えばプラーク（Ｐｌａｑｕｅ）の存在する場合等他の非対称性（例えば、内面のモルフォロジー（Ｍｏｌｐｈｏｌｏｇｙ））を利用して生じる。しかし、一方と他方のモダリティによって特定のプラーク病変部を識別することが難しい。
【００２９】
より詳しくは、ある実施形態では超音波と光学画像ビームとの間の時間遅延を基に、他方の画像に対して螺旋状の画像に回転変化することで螺旋状の画像となる。
即ち、ＯＣＴシステムと超音波システムは異なる解析範囲と貫通の深度を持つとすれば、ＯＣＴデータと超音波データの両方を含む管腔の融合画像又は重ねられた画像を表示することが望まれる。
プローブの先端で軸方向に配置された超音波センサ及び光学センサのペアにこの画像を表示するには、上述のように、（オフセットタイムで要求された）同じ解剖学上の位置にある画像がお互いに整合するように、要求されたデータの回転変化は設定される。一旦画像が回転的に変換することで、二つの画像が融合する。本発明で説明する複数の実施形態を用いることで生成されるＩＶＵＳ画像及びＯＣＴ画像のいくつか又はすべてを基にして、画像部の組み合わせ、或いは新しい画像の形成に、多くの異なる技術を利用することができる。
【００３０】
図６を参照して、回転して二つの画像を並べる一般化されたフローチャートが示されている。ステップＳ１５０において、並べられる２つの画像（画像ストリーム）を取得する。そして、Ｓ１５４において、ランドマーク（境界標、Ｌａｎｄｍａｒｋ）が識別される。２つの画像の大きさは同等にされる。次にＳ１５８で、両方の画像でのランドマークである同じ点の間の距離が最小化するまで、画像は回転する。
【００３１】
回転整合に加えて、ＩＶＵＳとＯＣＴとの組み合わせは、大きさの決定、校正の確認、フラッシュソリューションの性質の確認及び組織特徴の決定に役立つ追加データを提供できる。
【００３２】
ＯＣＴを用いる距離測定は難しい。一般的に、干渉フリンジを用いた距離の測定は、干渉計（Ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｏｒ）の測定アームと基準アームとの相対的な長さによって影響を受けるので、この困難性が生じる。干渉計の測定アームは、プローブ自体にあるファイバーの長さと、プローブと干渉計を接続するファイバーの長さとを含んでいる。これは、血管内の短い距離測定は、長い測定アームの中でとても小さい部分である。
プローブのファイバーは、実質的に、血液が血管からフラッシングされる（送り出される、Ｆｌｕｓｈ）のに用いられる流体の温度であり、フラッシング流体に接していないファイバー測定アームの残りの部分は異なる温度になる。これらの温度は時間の経過とともに変化するため、異なる変化する温度に露出している各種ファイバーの部分はその他と異なるように変化し、干渉フリンジがシフトとする。その結果、管腔の距離測定の誤差は大きい。
【００３３】
この誤差を解決する１つの試みとして、公知のリフレクタをプローブヘッドからのおおよそ知られた距離にある光路に設定する。このリフレクタは一般的に光学ファイバーを覆うシース上に配置される。このリフレクタは、ＯＣＴ画像内の距離を校正するのに後で用いられるおおよその距離を与える。しかし、シースの中にあって、管腔の中にあるプローブヘッド位置は、ヘッドが回転するに連れて動き、温度が変化するので、ＯＣＴシステムの校正をチェックする第二の方法が要望される。この目的のため、プローブのＩＶＵＳ部が利用される。
【００３４】
超音波パルスが変換器（Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ）から離れるのにかかる時間と、血管の壁から反射した後に変換器から戻ってくるのにかかる時間とは正確に測定することができ、フラッシュ流体の音速（超音波の速度）は知られているので、壁の表面への距離は正確にわかる。従って、ＯＣＴによって測定した壁への距離とＩＶＵＳによって測定した壁への距離を比較することによって、装置のＯＣＴ部の校正の正確性を決定することができる。
【００３５】
図７を参照して、ＯＣＴシステムの校正が正確かどうか決定するため、超音波パルスが変換器を往復するのにかかる時間を測定することによって、フローではまずステップＳ１７０でＩＶＵＳシステムを校正する、即ち、ＩＶＵＳ径方向長さ（Ｒａｄｉａｌ  Ｌｅｎｇｔｈ）を校正する。そして、Ｓ１７４において、シースの中の公知のリフレクタへの距離を測定することによって、ＯＣＴシステムを校正する、即ち、ＯＣＴ径方向長さを校正する。次に、血管のＩＶＵＳ画像（画像ストリーム）とＯＣＴ画像（画像ストリーム）とをそれぞれステップＳ１７８及びＳ１８２で取得する。
ＩＶＵＳではＳ１８６において、ＯＣＴではＳ１９０において、それぞれの画像では管腔の中央プローブ位置からの血管の壁までの距離（ランドマークへの径方向距離）が測定（識別）される。
Ｓ１９４で、前記測定した距離が所定範囲内で等価かどうか（径方向距離は許容範囲内でお互い同等かどうか）決定するためにＩＶＵＳとＯＣＴとで測定した距離が比較される。等価であれば、Ｓ１９８で校正は正確だと判断され、この径方向校正（Ｒａｄｉａｌ  Ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ）を受け入れ、相対的な大きさが知られる。等価でなかったら、Ｓ２０２でこの径方向校正を拒否し、システムは再度校正される必要がある。
【００３６】
図８を参照して、ＩＶＵＳとＯＣＴシステムを校正する方法の他の実施形態では、ステップＳ２１０で、ＩＶＵＳ又はＯＣＴ（典型的には、ＩＶＵＳ部）のどちらかのモダリティが校正される、詳しくは、第一の画像モダリティでの径方向長さを校正する。そして、そのモダリティで血管の画像（第一の画像ストリーム）を取得する（Ｓ２１４）。Ｓ２１８で他のモダリティでも画像（第二の画像ストリーム）取得される。それぞれの画像において、ステップＳ２２２及びＳ２２６にて、プローブ位置の中央から壁等の目標部への距離（ランドマークへの径方向距離）が測定される。Ｓ２３０で、２つの距離測定値（径方向距離）は比較され、所定の値の中で等価かどうか決定される。もし等価ではない場合、長さが等価になるまで、校正されていない方のモダリティは調整される。詳しくは、第二の画像モダリティでの径方向長さを校正することで、第一のモダリティと第二の画像モダリティとの径方向長さを同等にする。
【００３７】
校正に加えて、モダリティの組み合わせは、フラッシングされる流体（Ｆｌｕｓｈｉｎｇ  Ｆｌｕｉｄ）として流体の確認に利用することができる。この方法では、血管の壁にあるランドマークへの距離がＯＣＴを利用して測定される。ＩＶＵＳ超音波パルスが同じランドマークまで到達し戻ってくるまでの往復時間も測定される。ＯＣＴで測定した距離を、ＩＶＵＳで測定された往復時間の半分で割ることで、流体の音速が計算できる。様々なとりうるフラッシュング液（Ｆｌｕｓｈｉｎｇ  Ｓｏｌｕｔｉｏｎ）の音速（超音波速度）を調べることで、どの流体が利用されているか決定できる。もし撮像手続きの設定の期間、臨床医によって入力された液名が、この方法で決定された液と異なる場合は、異なる流体を用いられているので正しい測定ではないとして警報が出される。
【００３８】
最後に、図９を参照して、プローブヘッド５０は、血管２５０の管腔１２２の中にあるシース３１の中に含まれていると示されている。壁の病変２５４に、ＯＣＴ光学ビーム２５８と、ＩＶＵＳ超音波ビーム２６２が当てられる。ＯＣＴ光学ビーム２５８は、病変２５４の表面２６４への距離と、病変２５４内部の他のランドマーク２６８への距離とを計測する。これらの２つの計測により、表面２６４とランドマーク２６８との間の病変２５４の厚みが決定される。
ＩＶＵＳ音波パルスが、同じ病変２５４の表面２６４に到達するのにかかる時間と、音波パルスがランドマーク２６８に到達するのにかかる時間もまた計測される。この２つの時間を差し引くことによって、病変を通過する所要時間が計算される。ＯＣＴによって計測された病変の厚さを、ＩＶＵＳで測定した所要時間の１／２で割ることで、病変での音速が決定される。異なる音速によって異なる病変が特徴づけられるので、病変の型を決定することができる。
【００３９】
ある実施形態では、画像の特定の深さのＯＣＴデータを表示し、ＩＶＵＳデータの深さの後に表示される残りのデータが制限されることによって、ＯＣＴ画像データ及びＩＶＵＳ画像データが組み合わされる。ＯＣＴ信号がノイズフロアの上ではないと確認できる深さに到達するまでＯＣＴデータが表示されるように、そして画像の残りがＩＶＵＳ画像データを貫通する深さにより満たされるように、この組み合わせは調整される。
【００４０】
もしそれぞれのサンプルが、サンプル深さのために調整されたＩＶＵＳとＯＣＴグレースケールと調整されたサンプルのグレースケールの重み付けの組み合わせであれば、より精巧な画像データの組み合わせもまた可能である、
ある実施形態では、各ＩＶＵＳデータセットと各ＯＣＴデータセットは各サンプルのためのそれぞれのグレースケールと各サンプルの深さ情報を含んでいる。
ある実施形態では、方法は、ＯＣＴデータセットとＩＶＵＳデータセットを用いて生成された画像でのそれぞれのサンプルのための組み合されたグレースケールを生成する工程を含む。組み合わせされたグレースケールは、サンプルの深さと同様に、サンプルとサンプルの周囲のＩＶＵＳデータセットのグレースケールとＯＣＴデータセットのグレースケールとに基づく。
さらに、１つのサンプルでのＩＶＵＳとＯＣＴのエネルギーの異なる吸収の対比により、組織タイプの識別が可能となるこれは、ある１つのドメイン（ＯＣＴ）にある反射の組織が、他のドメイン（ＩＶＵＳ）で透過性を持つことによる。さらに、透過性の違いに基づいて、カルシウムプラークや脂質プラークとしての領域を強調することが可能になる。
【００４１】
本発明の態様、実施形態、機能及び例は、あらゆる点で例示的なものと考えられるものであって、本発明を限定することは意図するものではなく、発明の範囲は請求項によって定義される。その他の実施形態、変形及び用法は、請求項に記載した発明の精神および範囲を逸脱することなく、当業者にとって明白である。
【００４２】
本出願での見出しとセクションの使用は、本発明を制限することを意図するものでなく、各セクションは、本発明の態様、実施形態又は機能のいずれにも適用できる。
【００４３】
本出願全体を通して、構成物が特定の構成要素を持つ、含む、有する（備える）ものとして記述されている場合、またはプロセスが特定のプロセスのステップを有する、含む、または備えるものとして記述されている場合、本教示の構成物も、列挙された構成要素から基本的に構成されるか、または構成されると企図され、本教示のプロセスも列挙されたプロセスのステップから、本質的に構成されるか、または構成されると企図される。
【００４４】
なお、本出願で、素子または構成要素が列挙された素子または構成要素のリストに含まれる及び／又は選択されると記述されている場合、素子または構成要素は列挙された素子または構成要素のいずれの一つであるか、または列挙された素子または構成要素の二つ以上から成るグループから選択されることが可能である。さらに、本明細書に記述の素子および／または構成物、装置、または方法の機能は、本明細書での明示または暗示にかかわらず、本教示の精神と範囲を逸脱することなく様々な方法で組み合わせることが可能である。
【００４５】
ここで、「含む、有する（ｉｎｃｌｕｄｅ、ｉｎｃｌｕｄｅｓ、ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」、「持つ（ｈａｖｅ、ｈａｓ、ｈａｖｉｎｇ）」という用語を利用する場合、特段の記載がない限り、制約のない非制限的なものとして一般に理解される。
【００４６】
特段の記載がない限り、本明細書における単数形の使用には複数形を含み、その逆も同様である。さらに、文脈から明らかに違うと分かる場合を除いて、単数を表す「一つの（ａ、ａｎ）」および「その（ｔｈｅ）」は、複数形を含む。さらに、定量値の前に「約（ａｂｏｕｔ）」という用語が使用されている場合、この教示では、特段の記載がない限り、その特定の定量値自体も含む。
【００４７】
なお、工程の順序または特定の動作の実施の順序は、本教示が実施可能である限り、重要ではない。さらに、二つ以上の工程または動作は同時に行い得る。
【００４８】
値の範囲またはリストが提供されている場合、値のその範囲またはリストの上限および下限の間の各介在値は、個別に企図され、各値が具体的に本明細書に列挙されているかのように、本発明中に包含される。さらに、特定の範囲の上限と下限の間およびこれを含むより小さな範囲が企図され、本発明内に包含される。例示的な値または範囲のリストは、特定の範囲の上限と下限の間およびこれを含む他の値または範囲を除外するものではない。
【００４９】
なお、本発明の図および説明は、本発明を明確に理解するために関連する要素を説明するために簡略化されており、明確にするために他の要素を除去している。しかしながら、当業者であれば、これらおよび他の要素が望ましい場合があることを認識する。ただし、このような要素は当技術分野ではよく知られており、それらが本発明の理解を助けることはないため、このような要素の考察は本明細書では提供されていない。なお、図は例示する目的で示されており、組み立て図として示されているわけではない。省略された詳細および変更または代替可能な実施形態は、当業者の範囲内にあるとする。
【００５０】
本明細書に示された例は、本発明の精神や本質的な特徴を逸脱することなく、本発明の潜在的および特定の実施を説明するためのものである。さらに、本発明の特定の実施形態は、本発明を説明する目的で本明細書に記述されており、これを限定する目的で記述されているわけではない。また、請求項に記述されている通りに本発明から逸脱することなく、本発明の原理および範囲内で、変形が存在し得る。
【符号の説明】
【００５１】
１０  システム
１２  分析・計測ユニット（ＡＩＵ）
１５  ディスプレイ
１７  光学ファイバー
２０  患者インターフェースユニット（ＰＩＵ）
２５  プローブ
２６  電気／光学カプラー（連結器）
２８  光学ファイバー／電気コンダクタ共同体
３１  シース
３３  ＯＣＴ光学素子
３４  超音波変換器（超音波トランスドューサー）
５０  ＯＣＴ／ＩＶＵＳヘッド（プローブヘッド）
５４  光学ビームダイレクタ（導光素子、ビーム方向調整器）
６０  光学縦列
６４  電気コンダクタ
６８  光学ファイバー
８０  超音波ビーム
８４  光学ビーム
９０  光路
１００  不連続な円筒環形
１００’  環形
１０４  基準棒
１０８、１１２  画像
１１６  分断部
１２０  管腔境界壁
１２２  管腔（ブラックルーメン）
１２４  亀裂又は影
２５０  血管壁
２５４  病変
２５８  ＯＣＴ光学ビーム
２６２  ＩＶＵＳ超音波ビーム
２６４  表面
２６８  ランドマーク
【図１】
2014180575.tif 000003
【図２】
2014180575.tif 000004
【図３】
2014180575.tif 000005
【図４】
2014180575.tif 000006
【図５】
2014180575.tif 000007
【図６】
2014180575.tif 000008
【図７】
2014180575.tif 000009
【図８】
2014180575.tif 000010
【図９】
2014180575.tif 000011
【外国語明細書】
2014180575000001.pdf