(57)【要約】  本発明の概念のいくつかの実施形態は、試料を撮像するために非コヒーレント照明を生成するように構成された第１の波長を有する第１の光源と、第１の光源と同時に試料を撮像するように構成された、第１の波長とは異なる第２の波長を有する、第１の光源とは異なる第２のコヒーレント光源と、試料から第１及び第２の光源に関連する情報を同時に受信するように構成されたカメラと、ここにおいて、第１の波長の光は、試料の表面をカメラに撮像するように構成され、第２の波長の光は、試料に侵入し、侵入した試料に関連する情報をカメラに提供するように構成されており、第１及び第２の光源に関連する受信された情報を組み合わせ、血流量分布に関する試料の解剖学的構造と血流及び灌流の生理機能との合成画像を生成するように構成されたプロセッサと、を含むマルチスペクトル撮像システムを提供する。【選択図】図２
2021526907.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
マルチスペクトル撮像システムであって、
試料を撮像するために非コヒーレント照明を生成するように構成された第１の波長を有する第１の光源と、
前記第１の光源と同時に前記試料を撮像するように構成された、前記第１の波長とは異なる第２の波長を有する、前記第１の光源とは異なる第２のコヒーレント光源と、
前記試料から前記第１及び第２の光源に関連する情報を同時に受信するように構成されたカメラと、ここにおいて、前記第１の波長の光は、前記試料の表面を前記カメラに撮像するように構成され、前記第２の波長の光は、前記試料に侵入し、前記侵入した試料に関連する情報を前記カメラに提供するように構成されており、
前記第１及び第２の光源に関連する前記受信された情報を組み合わせ、前記試料に関連付けられた末梢血酸素飽和度（ＳｐＯ2）を示す前記試料の合成画像を生成するように構成されたプロセッサと、
を備える、システム。
【請求項２】
前記第１の光源は、コヒーレント、非コヒーレント、及び部分的にコヒーレントのうちの１つである、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記第１及び第２の光源とは異なる、少なくとも１つの追加の光源を更に備え、前記少なくとも１つの追加の光源は、前記第１及び第２の光源と連動して、又は同時に前記試料を撮像するように構成された、前記第１又は第２の波長とは異なる第３の波長を有し、
前記プロセッサは、前記第１、第２、及び少なくとも１つの追加の光源に関連する前記受信された情報を組み合わせ、前記試料に関連付けられた血流分布及び末梢血酸素飽和度（ＳｐＯ2）を示す前記試料の合成画像を生成するように更に構成される、
請求項１に記載のシステム。
【請求項４】
前記第１、第２、及び少なくとも第３の光源のうちの少なくとも１つは、前記第１、第２、及び少なくとも第３の光源のうちの残りのものが前記試料を撮像することを可能にするように周期的にスイッチオン及び／又はオフされる、請求項３に記載のシステム。
【請求項５】
少なくとも１つの第３の光源がオンにされている間に前記第１及び第２の光源がオンにされないように、前記第１及び第２の光源は、約８秒の期間にわたってオンにされ、前記少なくとも１つの第３の光源は、約１秒間オンにされる、請求項３に記載のシステム。
【請求項６】
前記第１、第２、及び少なくとも第３の光源のうちの少なくとも１つは、７００ｎｍから８００ｎｍまでの赤色スペクトルの波長を有し、前記赤色スペクトルの前記波長は、末梢血酸素飽和度（ＳｐＯ2）を決定するように構成される、請求項４に記載のシステム。
【請求項７】
前記少なくとも１つの第３の光源は、前記試料を撮像し、末梢血酸素飽和度（ＳｐＯ2）を決定するためのデータを提供するように構成された第１及び第２の発光ダイオード（ＬＥＤ）を備える、請求項４に記載のシステム。
【請求項８】
マルチスペクトル撮像システムであって、
試料を撮像するために非コヒーレント照明を生成するように構成された第１の波長を有する第１の光源と、
前記第１の光源と同時に前記試料を撮像するように構成された、前記第１の波長とは異なる第２の波長を有する、前記第１の光源とは異なる第２のコヒーレント光源と、前記第１及び第２の波長は、前記試料の異なる深さにおける前記試料からの情報を提供するように構成され、
前記第１及び第２の光源とは異なり、少なくとも１つの第３の波長を有する少なくとも１つの第３の光源と、ここにおいて、前記少なくとも１つの第３の波長は、前記第１及び第２の波長とは異なる、前記試料からの情報を提供するように構成され、
第１の時間期間中に前記試料から前記第１及び第２の光源に関連する情報を受信し、前記第１の時間期間とは異なる第２の時間期間中に前記試料から前記少なくとも１つの第３の波長に関連する異なる情報を受信するように構成されたカメラと、
前記第１、第２、及び少なくとも１つの第３の光源に関連する前記受信された情報を組み合わせ、前記試料の合成画像を生成し、前記試料に関連付けられた末梢血酸素飽和度（ＳｐＯ2）を定量化するように構成されたプロセッサと、
を備える、システム。
【請求項９】
前記第１の波長の光は、前記試料の表面を前記カメラに撮像するように構成され、前記第２の波長の光は、前記試料に侵入し、前記侵入した試料に関連する情報を前記カメラに提供するように構成される、請求項８に記載のシステム。
【請求項１０】
前記第１の光源は、コヒーレント、非コヒーレント、及び部分的にコヒーレントのうちの１つである、請求項９に記載のシステム。
【請求項１１】
前記第１及び第２の光源は、前記第１の時間期間の間オンにされ、前記第２の時間期間の間オフにされ、前記少なくとも１つの第３の光源は、前記第１の時間期間の間オフにされ、前記第２の時間期間の間オンにされる、請求項１０に記載のシステム。
【請求項１２】
前記第１の時間期間は約８秒であり、前記第２の時間期間は約１．０秒である、請求項１１に記載のシステム。
【請求項１３】
前記少なくとも１つの第３の光源は、７００ｎｍから８００ｎｍまでの赤色スペクトルの波長を有し、赤色スペクトルの前記波長は、前記試料の少なくとも末梢血酸素飽和度（ＳｐＯ2）レベルを決定するように構成される、請求項１２に記載のシステム。
【請求項１４】
前記少なくとも１つの第３の光源は、前記試料を撮像し、前記試料の末梢血酸素飽和度（ＳｐＯ2）を決定するためのデータを提供するように構成された第１及び第２の発光ダイオード（ＬＥＤ）を備える、請求項１２に記載のシステム。
【請求項１５】
マルチスペクトル撮像システムを得るための方法であって、
第１の時間期間にわたって第１の照明を生成するように構成された少なくとも１つの第１の波長を有する少なくとも１つの第１の光源を用いて試料を撮像することと、
第２の時間期間にわたって、前記少なくとも１つの第１の波長とは異なる少なくとも１つの第２の波長を有する、前記少なくとも１つの第１の光源とは異なる少なくとも１つの第２の光源を用いて前記試料を撮像することと、ここにおいて、前記第１及び第２の時間期間は重ならず、
前記試料からの前記少なくとも１つの第１及び第２の光源に関連する情報を受信することと、
前記少なくとも１つの第１及び第２の光源に関連する前記受信された情報を組み合わせることと、
前記試料に関連付けられた少なくとも末梢血酸素飽和度（ＳｐＯ2）を示す前記試料の合成画像を生成することと、
を備える、方法。
【請求項１６】
少なくとも１つの第１及び第２の光源は、前記第１、第２、及び少なくとも第３の光源のうちの残りのものが前記試料を撮像することを可能にするように周期的にスイッチオン及び／又はオフされる、請求項１５に記載の方法。
【請求項１７】
少なくとも１つの第１及び第２の光源が同時にオンにされないように、前記少なくとも第１の光源は、約８秒の期間にわたってオンにされ、少なくとも１つの第２の光源は、約１秒間オンにされる、請求項１６に記載の方法。
【請求項１８】
前記少なくとも第１及び第２の光源のうちの少なくとも１つは、７００ｎｍから８００ｎｍまでの赤色スペクトルの波長を有し、前記赤色スペクトルの前記波長は、前記試料の末梢血酸素飽和度（ＳｐＯ2）のレベルを決定するように構成される、請求項１６に記載の方法。
【請求項１９】
前記少なくとも１つの第２の光源は、前記試料を撮像し、前記試料の末梢血酸素飽和度（ＳｐＯ2）のレベルを決定するためのデータを提供するように構成された第１及び第２の発光ダイオード（ＬＥＤ）を備える、請求項１６に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【優先権の主張】
【０００１】
[0001]  本出願は、２０１８年６月８日出願の、「Determining Peripheral Oxygen Saturation (SpO2) and Hemoglobin Concentration using Multi-Spectral laser Imaging (MSLI) Methods and Systems」と題する米国仮特許出願番号第６２／６８２，２１９号の優先権を主張し、その開示は、参照により、その全体が記載のものとして本明細書に組み込まれる。
【技術分野】
【０００２】
[0002]  本発明の概念は、概して、撮像に関し、より具体的には、マルチスペクトル能力を有する、レーザスペックル撮像、レーザドップラ撮像、及び同様のものなどの撮像技法を使用して、末梢血酸素飽和度（ＳｐＯ2）を決定することに関する。
【背景技術】
【０００３】
[0003]  血流及び灌流撮像技術の測定結果は、典型的には、臨床状況における目標組織／臓器のモーションアーチファクトによって乱される。この動きは、ミクロ的（すなわち、心臓収縮期及び心臓拡張期の血圧レベルによる細動脈の拍動性）、中間的（すなわち、小腸又は大腸の正常な蠕動）、又はマクロ的（すなわち、心臓周期の間の心臓の動き）なものであり得る。この動きは、撮像される組織に対して内因的（すなわち、上記の例）、又は外因的（すなわち、換気の間の肺の動きを受けた心臓の動き）なものであり得る。したがって、多くの臨床状況において、流れ及び灌流の正確な定量化が望ましい場合、撮像目標を静止状態に保つことは難しく、いくつかの臨床シナリオでは可能でさえない。例えば、鼓動する心臓の冠動脈及び心筋の灌流を定量化するために、血流速度及び流量の分布を撮像することなどである。残念ながら、従来のほとんどのレーザベースの灌流技術は、鼓動する心臓など、目標が動いている場合の血流速さ若しくは血流速度の臨床測定において著しい不正確さ若しくは誤差を生じさせるが、目標組織／臓器が静止していることを想定したもの、又は目標が動いていることもそうでないこともある臨床状況において決定的に必要とされる血流量分布に関する灌流の定量化についての情報を単に全くもたらさないもののいずれかである。
【０００４】
[0004]  動物又は人の組織／臓器は、異なる波長の光に対して異なって反応する。一般に、紫外（ＵＶ）から近赤外（ＮＩＲ）までのスペクトル領域において、より短い波長の光は組織の表面層のみに侵入することができ、一方、より長い波長の光は、表面層及び表面下の層の両方に侵入することができる。例えば、５５０ｎｍ未満の波長のＵＶ及び可視光は、組織及び臓器の表面を見るときの医療における詳細な解剖学的視覚化に最適である。しかしながら、ＮＩＲ光とは異なり、ＵＶ又は可視光撮像は通常、ひとつには組織／臓器への侵入がないことにより、表面下の層における組織／臓器の生理学的特性を明らかにする能力を本質的に有しない。したがって、視覚化及び定量化の方法の改善が望まれる。
【発明の概要】
【０００５】
[0005]  本発明の概念のいくつかの実施形態は、第１の光源と、ここで第１の光源は、コヒーレント、非コヒーレント、及び部分的にコヒーレントのうちの１つであり、第１の光源は、試料を撮像するために非コヒーレント照明を生成するように構成された第１の波長を有し、第１の光源と同時に試料を撮像するように構成された、第１の波長とは異なる第２の波長を有する、第１の光源とは異なる第２のコヒーレント光源と、試料から第１及び第２の光源に関連する情報を同時に受信するように構成されたカメラと、ここにおいて、第１の波長の光は、試料の表面をカメラに撮像するように構成され、第２の波長の光は、試料に侵入し、侵入した試料に関連する情報をカメラに提供するように構成されており、第１及び第２の光源に関連する受信された情報を組み合わせ、血流量分布に関する、試料の解剖学的構造と血流及び灌流の生理機能との合成画像を生成するように構成されたプロセッサと、を含むマルチスペクトル撮像システムを提供する。
【０００６】
[0006]  本発明の概念の更なる実施形態では、血中のヘモグロビン（Ｈｇｂ）と特に相互作用する異なる波長の追加のコヒーレント又は非コヒーレント光源も含み得、ここで、これらの波長の吸収度は、血中の酸素化ヘモグロビン及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度に依存する。これらは、追加の光源であり得、又は第１及び／又は第２の光源を含み得る。これらの吸収度データは、第１及び第２の光源と連動して捕捉されて、撮像されている目標組織の末梢血酸素飽和度の合成画像を生成する。本発明の概念の更なる実施形態では、ヘモグロビン濃度［Ｈｇｂ］の決定は、脱酸素化ヘモグロビン［Ｈｂ］及び酸素化ヘモグロビン［ＨｂＯ２］の相対濃度及び相対濃度変化に関連する吸収度データから行われ得る。
【０００７】
[0007]  本発明の概念の更なる実施形態では、血流分布及び末梢血酸素飽和度の両方の画像が共に提示され得る。したがって、関心目標組織の灌流、酸素飽和度、及びヘモグロビン濃度に関するデータが同時に提示され得る。
【０００８】
[0008]  本発明の概念のいくつかの実施形態は、マルチスペクトル撮像システムを得るための方法を提供し、本方法は、第１の時間期間にわたって非コヒーレント照明を生成するように構成された少なくとも１つの第１の波長を有する少なくとも１つの第１の光源を用いて試料を撮像することと、第２の時間期間にわたって、少なくとも１つの第１の波長とは異なる少なくとも１つの第２の波長を有する、少なくとも１つの第１の光源とは異なる少なくとも１つの第２のコヒーレント光源を用いて試料を撮像することと、ここにおいて、第１及び第２の時間期間は重ならず、試料からの少なくとも１つの第１及び第２の光源に関連する情報を受信することと、少なくとも１つの第１及び第２の光源に関連する受信された情報を組み合わせることと、試料に関連付けられた少なくとも末梢血酸素飽和度（ＳｐＯ2）を示す試料の合成画像を生成することと、を含む。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１Ａ】[0009]  本発明の概念のいくつかの実施形態による二波長撮像を実施するシステムを例示するブロック図である。
【図１Ｂ】[0010]  本発明の概念のいくつかの実施形態による複数の光源を含むシステムを例示するブロック図である。
【図１Ｃ】[0011]  本発明の概念のいくつかの実施形態によるマルチセンサカメラを例示するブロック図である。
【図２】[0012]  本発明の概念のいくつかの実施形態による多波長撮像システムの様々な構成要素を例示するより詳細なブロック図である。
【図３】[0013]  本発明の概念（単数又は複数）のいくつかの実施形態によるデータ処理システムのブロック図である。
【図４】[0014]  本発明の概念（単数又は複数）のいくつかの実施形態による図３に例示するデータ処理システムのより詳細なブロック図である。
【図５Ａ】[0015]  手の可視光画像である。
【図５Ｂ】手の近赤外光画像である。
【図６Ａ】[0016]  静止した手の近赤外光のみを使用した灌流測定を例示する画像である。
【図６Ｂ】静止した手の二波長照明を使用した灌流測定を例示する画像である。
【図７Ａ−７Ｂ】[0017]  動いている手の近赤外光のみ（図７Ａ）及び二波長照明（図７Ｂ）を使用した灌流測定を例示する画像である。
【図８Ａ−８Ｂ】[0018]  同側の血圧測定用カフを膨らませることによって血液供給が一時的に閉塞された状態での静止した手の近赤外光のみ（図８Ａ）及び二波長照明（図８Ｂ）を使用した灌流測定を例示する画像である。
【図９Ａ】[0019]  豚の大腸の近赤外光のみを使用した灌流測定を例示する画像である。
【図９Ｂ】豚の大腸の二波長照明を使用した灌流測定を例示する画像である。
【図１０Ａ】[0020]  解剖学的構造を定義するためのものとしての、豚の小腸の一片の可視光画像を例示する画像である。
【図１０Ｂ】透明度マップを定義するためのものとしての、小腸の同じ一片の近赤外光画像を例示する画像である。
【図１０Ｃ】ＬＳＩを使用したＮＩＲ未加工画像の１１フレームによって計算された小腸の同じ一片の血流速さ分布マップを例示する画像である。
【図１０Ｄ】解剖学的構造及び血流生理機能の両方を明らかにするために本発明の概念のいくつかの実施形態によるアルゴリズムを使用した、Ａ、Ｂ、Ｃを使用した組み合わされた視覚効果を例示する画像である。
【図１１Ａ】[0021]  ８ビットグレイスケール画像の輝度によって解剖学的構造を定義するためのものとしての、豚の小腸の一片の可視光画像を例示する画像である。
【図１１Ｂ】ＬＳＩを使用したＮＩＲ未加工画像の１１フレームによって計算された小腸の同じ一片の血流速さ分布マップを例示する画像である。
【図１１Ｃ】解剖学的構造及び血流生理機能の両方を明らかにするために本発明の概念のいくつかの実施形態によるアルゴリズムを使用した、Ａ及びＢを使用した組み合わされた視覚効果を例示する画像である。
【図１２Ａ】[0022]  パネルＡ、小腸のＮＩＲ７８５ｎｍ画像を例示する画像である。
【図１２Ｂ】パネルＢ、同じ小腸の緑色５３２ｎｍ画像を例示する画像である。
【図１２Ｃ】パネルＣ、同じ小腸の再構成された画像を例示する画像である。
【図１２Ｄ】パネルＤ、通常のカメラで撮られた同じ小腸の画像を例示する画像である。
【図１３Ａ】[0023]  パネルＡ、豚の心臓のＮＩＲ７８５ｎｍ画像を例示する画像である。
【図１３Ｂ】パネルＢ、同じ豚の心臓の緑色５３２ｎｍ画像を例示する画像である。
【図１３Ｃ】パネルＣ、同じ豚の心臓の再構成された画像を例示する画像である。
【図１３Ｄ】パネルＤ、通常のカメラで撮られた同じ豚の心臓の画像を例示する画像である。
【図１４Ａ】[0024]  可視波長（５３２ｎｍ）を使用した画像を例示する画像である。
【図１４Ｂ】近赤外波長（７８５ｎｍ）を使用した画像である。
【図１４Ｃ】可視波長及び赤外波長を用いて（グレイスケールで）再構成された画像を例示する画像である。
【図１４Ｄ】室内灯照明がある状態での通常の画像を例示する画像である。
【図１４Ｅ】血流及び灌流画像を示す画像を例示する画像である。
【図１５Ａ】[0025]  本発明の概念のいくつかの実施形態による臨床撮像処置中の問題を補償する画像を例示する図である。
【図１５Ｂ】本発明の概念のいくつかの実施形態による臨床撮像処置中の問題を補償する画像を例示する図である。
【図１６Ａ】本発明の概念のいくつかの実施形態による臨床撮像処置中の問題を補償する画像を例示する図である。
【図１６Ｂ】本発明の概念のいくつかの実施形態による臨床撮像処置中の問題を補償する画像を例示する図である。
【図１７Ａ】本発明の概念のいくつかの実施形態による臨床撮像処置中の問題を補償する画像を例示する図である。
【図１７Ｂ】本発明の概念のいくつかの実施形態による臨床撮像処置中の問題を補償する画像を例示する図である。
【図１８Ａ】本発明の概念のいくつかの実施形態による臨床撮像処置中の問題を補償する画像を例示する図である。
【図１８Ｂ】本発明の概念のいくつかの実施形態による臨床撮像処置中の問題を補償する画像を例示する図である。
【図１９Ａ】本発明の概念のいくつかの実施形態による臨床撮像処置中の問題を補償する画像を例示する図である。
【図１９Ｂ】本発明の概念のいくつかの実施形態による臨床撮像処置中の問題を補償する画像を例示する図である。
【図２０】[0026]  Ａ〜Ｃは、本発明の概念のいくつかの実施形態による各波長組合せ及び閉塞レベルのＭＳＰＶ画像を例示する図である。
【図２１】[0027]  Ａ〜Ｂは、本発明の概念のいくつかの実施形態による各ＳｐＯ2測定におけるＭＳＰＶ画像及びＲＲ画像を例示する図である。
【図２２】[0028]  本発明の概念のいくつかの実施形態による照明デバイスのための様々なオプションを例示する表である。
【図２３Ａ】[0029]  本発明の概念のいくつかの実施形態による発光ダイオード（ＬＥＤ）ＳｐＯ2リング設計のブロック図である。
【図２３Ｂ】本発明の概念のいくつかの実施形態による発光ダイオード（ＬＥＤ）ＳｐＯ2リング設計のブロック図である。
【図２４】[0030]  本発明の概念のいくつかの実施形態による動作を例示するフローチャートである。
【詳細な説明】
【００１０】
[0031]  次に、本発明の概念の好ましい実施形態を示す添付図面を参照して、本発明の概念の実施形態を以下により十分に説明する。しかしながら、本発明の概念は、多くの異なる形態で具現化することができ、本明細書に記載の実施形態に限定されるものと解釈されるべきではない。同様の番号は全体を通して同様の要素を指す。図において、層、領域、要素、又は構成要素は、明瞭にするために誇張され得る。破線は、別段の指定がない限り、任意選択の特徴又は動作を例示する。
【００１１】
[0032]  本明細書で使用される専門用語は、特定の実施形態を説明することのみを目的としており、本発明の概念を限定することを意図するものではない。本明細書で使用されるとき、単数形の「a」、「an」、及び「the」は、そうではないと文脈により明確に示されていない限り、複数形も含むことを意図している。「備える」及び／又は「備えている」という用語は、本明細書で使用されるとき、記載された特徴、整数、ステップ、動作、要素、及び／又は構成要素の存在を指定するが、１つ又は複数の他の特徴、整数、ステップ、動作、要素、構成要素、及び／又はそれらのグループの存在又は追加を除外するものではないことが更に理解されよう。本明細書で使用されるとき、「及び／又は」という用語は、関連するリストの項目のうちの１つ又は複数のあらゆる組合せを含む。本明細書で使用されるとき、「ＸからＹの間」及び「約ＸからＹの間」などの語句は、Ｘ及びＹを含むと解釈されたい。本明細書で使用されるとき、「約ＸからＹの間」などの語句は、「約Ｘから約Ｙの間」を意味する。本明細書で使用されるとき、「約ＸからＹまで」などの語句は、「約Ｘから約Ｙまで」を意味する。「約」という用語は、数値が±１０パーセントだけ変わり得ることを意味する。
【００１２】
[0033]  別段の定義がない限り、本明細書で使用されるすべての用語（技術用語及び科学用語を含む）は、本発明の概念が属する技術分野の当業者によって一般に理解されているものと同じ意味を有する。更に、一般に使用される辞書で定義されているものなどの用語は、本明細書及び関連する技術分野のコンテキストにおけるそれらの意味と矛盾しない意味を有するものと解釈されるべきであり、本明細書で明確に定義されない限り、理想化された又は過度に正式な意味で解釈されるべきではないことが理解されよう。周知の機能又は構成は、簡潔さ及び／又は明瞭さのために詳細に説明しない場合がある。
【００１３】
[0034]  要素が別の要素「上（on）」にある、それに「取り付けられる」、それに「接続される」、それと「結合される」、それに「接触する」もの等として言及されるとき、それは直接その別の要素上にある、それに取り付けられる、それに接続される、それと結合される、又はそれに接触することができるか、又は介在要素が存在し得ることも理解されよう。これと対照的に、要素が、例えば、別の要素「上に直接ある」、それに「直接取り付けられる」、それに「直接接続される」、それと「直接結合される」、又はそれに「直接接触する」ものとして言及されるときは、いずれの介在要素も存在しない。また、別の特徴に「隣接して」配置された構造又は特徴への言及が、隣接する特徴に重なる又はその下に存在する部分を有し得ることが当業者には理解されよう。
【００１４】
[0035]  第１、第２などの用語は、様々な要素、構成要素、領域、層、及び／又は区間を説明するために本明細書で使用され得るが、これらの要素、構成要素、領域、層、及び／又は区間は、これらの用語によって限定されるべきでないことが理解されよう。これらの用語は、１つの要素、構成要素、領域、層、又は区間を、別の要素、構成要素、領域、層、又は区間と区別するためにのみ使用される。したがって、以下で説明する第１の要素、構成要素、領域、層、又は区間は、本発明の概念の教示から逸脱することなく、第２の要素、構成要素、領域、層、又は区間と呼ばれ得る。動作（又はステップ）の順序は、別段の指示がない限り、特許請求の範囲又は図において提示された順番に限定されるものではない。
【００１５】
[0036]  空間的に相対的な用語、「の下（under）」、「より下（below）」、「下部（lower）」、「の上（over）」、「上部（upper）」、及び同様のものなどが、図に例示するような１つの要素又は特徴の、別の要素（単数又は複数）又は特徴（単数又は複数）との関係を説明するのに説明しやすくするために本明細書で使用され得る。空間的に相対的な用語は、図で示された向きに加えて、使用時又は動作時のデバイスの異なる向きを包含することを意図することが理解されよう。例えば、図のデバイスが反転された場合、他の要素又は特徴「の下（under）」又は「下（beneath）」として説明した要素は、その他の要素又は特徴「の上（over）」に向けられることになる。したがって、「の下（under）」という例示的な用語は、上（over）及び下（under）の両方の向きを包含することができる。デバイスは他の方向に向けられる（９０度又は他の向きに回転される）場合があり、本明細書で使用される空間的に相対的な記述はそれに応じて解釈される。同様に、「上向き（upwardly）」、「下向き（downwardly）」、「垂直（vertical）」、「水平（horizontal）」、及び同様の用語は、別段の指示がない限り、説明のみを目的として本明細書で使用される。
【００１６】
[0037]  当業者は理解するように、本発明の概念の実施形態は、方法、システム、データ処理システム、又はコンピュータプログラム製品として具現化され得る。したがって、本発明の概念は、ソフトウェア及びハードウェア態様を組み合わせた実施形態の形態をとり得、本明細書では、すべて概して「回路」又は「モジュール」と呼ぶ。更に本発明の概念は、コンピュータ使用可能プログラムコードが媒体内に具現化された、非一時的コンピュータ使用可能記憶媒体上のコンピュータプログラム製品の形態をとり得る。ハードディスク、ＣＤ ＲＯＭ、光記憶デバイス、又は他の電子記憶デバイスを含む、任意の好適なコンピュータ可読媒体が利用され得る。
【００１７】
[0038]  本発明の概念の動作を実施するためのコンピュータプログラムコードは、Ｍａｔｌａｂ、Ｍａｔｈｅｍａｔｉｃａ、Ｊａｖａ（登録商標）、Ｓｍａｌｌｔａｌｋ、Ｃ、又はＣ＋＋などのオブジェクト指向プログラミング言語で書かれ得る。しかしながら、本発明の概念の動作を実施するためのコンピュータプログラムコードはまた、「Ｃ」プログラミング言語などの従来の手続き型プログラミング言語、又はＶｉｓｕａｌ  Ｂａｓｉｃなどの視覚指向プログラミング環境で書かれ得る。
【００１８】
[0039]  Ｍａｔｌａｂで実施される本発明の概念のいくつかの実施形態は、本発明の概念のいくつかの実施形態による処理速度の改善をもたらし得ることが理解されよう。
【００１９】
[0040]  プログラムコードのいくつかは、完全にユーザのコンピュータの１つ又は複数上で、部分的にユーザのコンピュータ上で、スタンドアロンソフトウェアパッケージとして、部分的にユーザのコンピュータ上かつ部分的にリモートコンピュータ上で、又は完全にリモートコンピュータ上で実行され得る。後者のシナリオでは、リモートコンピュータは、ローカルエリアネットワーク（ＬＡＮ）又はワイドエリアネットワーク（ＷＡＮ）を通してユーザのコンピュータに接続され得るか、又は外部コンピュータに対して（例えば、インターネットサービスプロバイダを使用してインターネットを通して）接続がなされ得る。
【００２０】
[0041]  本発明の概念は、本発明の概念の実施形態による方法、デバイス、システム、コンピュータプログラム製品、及びデータ並びに／若しくはシステムアーキテクチャ構造の、フローチャート図及び／又はブロック図を参照して、以下で部分的に説明する。図の各ブロック、及び／又はブロックの組合せは、コンピュータプログラム命令によって実施できることが理解されよう。マシンを生み出すためにこれらのコンピュータプログラム命令が、汎用コンピュータ、専用コンピュータ、又は他のプログラマブルデータ処理装置のプロセッサに提供され得、その結果、コンピュータ又は他のプログラマブルデータ処理装置のプロセッサを介して実行される命令は、単数又は複数のブロックにおいて指定された機能／動作を実施するための手段をもたらす。
【００２１】
[0042]  これらのコンピュータプログラム命令はまた、コンピュータ又は他のプログラマブルデータ処理装置に特定の様式で機能するように指示することができるコンピュータ可読メモリ又は記憶装置に記憶され得、その結果、コンピュータ可読メモリ又は記憶装置に記憶された命令は、単数又は複数のブロックにおいて指定された機能／動作を実施する命令手段を含む製造品を生み出す。
【００２２】
[0043]  コンピュータプログラム命令はまた、コンピュータ又は他のプログラマブルデータ処理装置上にロードされて、コンピュータにより実施されるプロセスを生み出すように、一連の動作ステップがコンピュータ又は他のプログラマブル装置上で実行されることを引き起こし得、その結果、コンピュータ又は他のプログラマブル装置上で実行される命令は、単数又は複数のブロックにおいて指定された機能／動作を実施するためのステップを提供する。
【００２３】
[0044]  本発明の概念は、概して、血流及び灌流定量化に関し、より具体的には、マルチスペクトル能力を有するレーザスペックル撮像（ＬＳＩ）、レーザドップラ撮像（ＬＤＩ）、蛍光撮像、反射光撮像、及び同様のものなどの撮像技法を使用した、血流速度及び血流量の分布に関する組織／臓器の血流及び灌流の定量化に関する。本発明の概念のいくつかの実施形態は、灌流の定量化のために血流速度及び血流量分布を測定／定量化し、モーションアーチファクトを除去し、合成された解剖学的・生理学的結果の提示及びリアルタイム評価及び査定のための視覚化を強化するために、３５０ｎｍから１１００ｎｍまでの範囲の２つ以上の波長を使用する。ここで使用される「マルチスペクトルレーザ撮像（ＭＳＬＩ）」とは、本発明の概念のいくつかの実施形態による２つ以上の波長を使用した撮像技法を指す。例えば、ＭＳＬＩ技法は、Ｃｈｅｎ他による「Multi-Spectral Laser Imaging (MSLI) Methods and Systems for Blood Flow and Perfusion Imaging and Quantification」と題する、本発明の譲受人に譲渡された米国特許第１０／０５８，２５６号において説明されており、その開示は、参照により、その全体が記載のものとして本明細書に組み込まれる。
【００２４】
[0045]  具体的には、本発明の概念のいくつかの実施形態は、レーザスペックル撮像又はレーザドップラ撮像を適用するために、試料を通る差分透過率の２つの波長（又は波長範囲）を使用するシステムを提供する。２つの波長のうちの第１の波長は、青色光４５０〜４９５ｎｍなどの、可視又はＵＶ範囲内の比較的小さいものである得る。この波長の光は、非常に浅い侵入を有し、血流及び灌流の表面下の動きではなく、組織／臓器表面の解剖学的構造を撮像し、試料の位置マーカとしての役割を果たす。第２の波長は、可視範囲（４００〜７００ｎｍ）又は近赤外（ＮＩＲ）範囲（７００〜２５００ｎｍ）の比較的大きいものであり得る。この波長の光は、更に大きい侵入深さを有し、下にある血流生理機能を明らかにし、試料の動きと、そして血流及び灌流の動きの両方に相互に関連する。可視光の撮像測定をベースラインとして使用して、血流及び灌流の真の動きが、目標物のモーションアーチファクトによる影響を受けずに、ＮＩＲ撮像測定から導出されることができる。更に、可視光によって捕捉された解剖学的構造情報、及びＮＩＲ光によって測定された生理学的特性は、本明細書で説明するように組み合わされる。
【００２５】
[0046]  本出願の背景技術において説明したように、可視スペクトル又はＮＩＲスペクトルのみを使用することにより、生成される最終画像に様々な問題が生じる恐れがある。したがって、本発明の概念のいくつかの実施形態は、可視及びＮＩＲスペクトル（３５０ｎｍ〜１１００ｎｍ）の異なる波長を、ＬＳＩ、ＬＤＩ、蛍光、反射光、又はＬＳＩプラス蛍光、及び同様のものなどの撮像システムに組み合わせる。この組み合わせることにより、本明細書で説明するように、１つの単一波長を使用するよりも、更に多くの組織／臓器の情報を明らかにすることができる。具体的には、本明細書で説明するいくつかの実施形態によるＭＳＬＩは、例えば、（１）血流及び灌流定量化の不正確を生じさせる、臨床的な生物学的構造の撮像時に存在するモーションアーチファクトを考慮及び除去し、（２）解剖学的構造と、血流及び灌流の生理機能との両方の同時でリアルタイムの精密な合成によって、現在の技術よりも視覚化を改善し、（３）（１）と（２）を組み合わせることにより、図１Ａから図２４に関して本明細書で説明する臨床応用における血流及び灌流の定量化の正確さを改善することができる。
【００２６】
[0047]  本明細書で使用されるとき、「リアルタイム」とは、要求又は光源の起動の直後にデータが提供されるかのように見えるように、非常に短い時間量、例えば数ミリ秒以内にデータを提供することを指す。
【００２７】
[0048]  いくつかの実施形態では、可視及びＮＩＲスペクトル（３５０〜１１００ｎｍ）にわたる多波長を使用することに加えて、本発明の概念の実施形態は、図に関して以下でも説明するように、例えば、近赤外蛍光（ＮＩＲＦ）とレーザスペックル撮像（ＬＳＩ）、又はＮＩＲＦとレーザドップラ撮像（ＬＤＩ）など、２つ以上のレーザ撮像技法を１つのシステムに組み合わせることができる。
【００２８】
[0049]  更に本発明の概念のいくつかの実施形態は、複数の臨床的及び実験的設定にわたって、視覚化及び定量化の方法を適用する能力をもたらす。これらの設定は、組織の直接照明及び撮像を含むが、撮像された視野（ＦＯＶ）へのアクセスは異なる手法を通して達成される。これらの手法は、本発明の概念の範囲から逸脱することなく、例えば、組織との直接接触若しくは非接触、開腹術処置中の組織の露出、又は閉じられた解剖学的構造内の組織若しくは消化管或いは気管気管支樹の組織にアクセスするための内視鏡を介したものを含み得る。
【００２９】
[0050]  本明細書で使用されるとき、「血流量分布」とは、関心領域又は視野（ＦＯＶ）におけるｕ（ｍ／ｓｅｃの速度ベクトル）の速度分布と血流分布との関係を指す。血流量分布（ｃｃ／ｍｉｎの体積流量）の計算は、測定された速度ｕの分布から、血流量（脈管の断面にわたるｕベクトルの面積分）を得るために、計算流体力学モデルなどのツールの使用を伴う。更に、本発明の概念の実施形態は、例えば、約１００ｍｍ×約１００ｍｍのマクロＦＯＶに対して構成される。
【００３０】
[0051]  最初に図１Ａを参照して、本発明の概念のいくつかの実施形態による、二波長撮像を実施する単純化されたシステムを例示するブロック図を説明する。図１Ａに例示するように、システム１００は、少なくとも２つの光源、すなわち、それぞれ第１の光源１３０及び第２の光源１３１と、試料１６０と、カメラ１１０と、通信デバイス（コンピュータ１２０）とを含む。本発明の概念のいくつかの実施形態では、第１の光源１３０は可視光を供給し、第２の光源１３１はＮＩＲ光を供給する。上述のように、コヒーレントな短波長（可視光源１３０）は、試料１６０（組織／臓器）内に深く侵入しないが、組織散乱（１４２）において試料１６０の表面の詳細をもたらす。これと対照的に、コヒーレントＮＩＲ光源１３１は、試料１６０内に深く侵入し、単一粒子散乱（１４０）又は複数粒子散乱（１４１）をもたらし得る。試料１６０からの反射１４０、１４１、１４２は、例えば、いくつかの実施形態ではスプリットイメージカメラ又はマルチセンサカメラであり得る、カメラ１１０によって捕捉される。特に、いくつかの実施形態では、カメラは、１つのセンサチップを有する単一のカメラではなくむしろマルチセンサカメラであり得る。マルチセンサカメラは、複数のセンサを有し、各センサは、１つの波長又は波長範囲を撮像するように構成され得る。図１Ｃに例示するように、マルチセンサカメラ１１０’を有する実施形態では、カメラは、間隔を空けて置かれた複数のセンサＳ１からＳＮを有し得る。各センサは、１つの波長又は波長範囲を撮像するように構成され得る。Ｓ１〜ＳＮにおける数「Ｎ」は、ここで説明する実施形態による任意の妥当な数とすることができる。例えば、「Ｎ」は、本発明の概念の範囲を逸脱することなく、２から５０の間のものであり得る。
【００３１】
[0052]  情報は、通信デバイス１２０によって処理されることができ、当該通信デバイス１２０は、本発明の概念のいくつかの実施形態によって、可視及びＮＩＲ波長画像を組み合わせて、血流及び灌流データの改善をもたらす。理解されるように、本明細書で説明する実施形態によって提供されるデータは、試料（組織／臓器）１６０の動き１５０を考慮し、従来の画像に対して改善されたその画像を提供する。
【００３２】
[0053]  本明細書では２つの波長を有するものとしていくつかの実施形態を説明するが、本発明の概念の実施形態は、この構成に限定されるものではない。例えば、図１Ｂに例示するように、いくつかの実施形態では、第３の波長を有する少なくとも第３の光源１３２が提供され、この波長は、第１及び第２の波長とは異なる深さで試料に侵入し、異なる散乱パターン１４３をもたらし得る。いくつかの実施形態では、少なくとも第３の波長は、特定の生理学的パラメータ、例えば、Ｈｇｂ濃度を査定するように構成され得る。いくつかの実施形態では３つより多くの光源が存在してもよいことが理解されよう。
【００３３】
[0054]  したがって、いくつかの実施形態では、本発明の概念のＭＳＰＶ部分のために複数の第１の光源が使用され得、本発明の概念のＳｐＯ2部分のために第２の複数の光源が使用され得る。ＭＳＰＶデータを得るために使用される波長は、ＳｐＯ2データを得るために使用される波長と干渉し得る。したがって、いくつかの実施形態では、ＭＳＰＶ光源及びＳｐＯ2光源は、以下で更に説明するように、干渉の可能性を低減するために間隔をおいてオン及び／又はオフにされ得る。
【００３４】
[0055]  次に図２を参照して、光源が生理学的パラメータをもたらす実施形態の一例を説明する。図２は、本発明の概念のいくつかの実施形態による多波長撮像システムの様々な構成要素を例示するブロック図である。図２に例示するように、システム２０５は、可視２３０及びＮＩＲ２３１の少なくとも２つのレーザ光源と、接続ファイバ２３３と、撮像システムの構成要素２３７と、試料２６０と、ビームスプリッタ２８０と、カメラ２１０と、通信デバイス（コンピュータシステム２２０）とを含む。動作の際に、ＮＩＲレーザが、組織／臓器などの生体試料２６０にＮＩＲ光を供給すると、ＮＩＲ光の一部分が、試料内部の静止した粒子及び動いている粒子の両方の単一又は複数の散乱を受け、反射する。可視レーザ２３０が、４３０ｎｍを有する光などの侵入しない可視光を、組織／臓器などの生体試料２６０に供給すると、光の大部分が、深さ１００μｍ未満以内の表面によって反射される。ＮＩＲレーザ２３１の場合、光のおおよそ９５％が試料２６０の上部７００μｍから戻されるが、これは、例えば深さ３００μｍで冠動脈壁を通過し、赤血球などの動いている粒子からの、及び静止した組織からの情報を生成するのに十分な侵入である。
【００３５】
[0056]  反射された可視光は、試料２６０の表面動き情報を含み、したがって、モーションアーチファクトを反映している。反射されたＮＩＲ光は、試料２６０の表面及び表面下の動き情報を含み、したがって、モーションアーチファクトと血流の動きの両方を反映している。図２に例示するように、レーザ２３０及び２３１によって生成された光は、ファイバ２３３に供給され得、当該ファイバ２３３は、複数のファイバ区間を有し得、例示するように複数の分割ファイバ２３５を含み得る。しかしながら、本発明の概念の実施形態は、図２に例示する構成に限定されるものではない。例えば、本発明の概念の範囲から逸脱することなく、より多数又はより少数のファイバが使用されてもよい。更に、ファイバ上の光は、試料２６０に到達する前に、撮像システムの様々な要素２３７を通過し得る。例えば、光は、本発明の概念の範囲から逸脱することなく、試料２６０に到達する前に偏光子、コリメータ、エクスパンダ、ディフューザ、及び同様のものを横断し得る。撮像システム２３７の多くの異なる変形形態が、本明細書で説明する実施形態と組み合わせて使用されてもよいことが理解されよう。
【００３６】
[0057]  入射光２７０は試料２６０を照明し、反射された光２７５はビームスプリッタ２８０に供給される。本発明の概念のいくつかの実施形態では、ビームスプリッタ２８０は、ＮＩＲ２８３と可視光２８５とを分離する二色性ビーム分割システムであり得る。分離された光２８３及び２８５は、カメラ２１０に供給される前に、偏光子、フィルタ、及び同様のもの２８７を通過し得る。上述したように、カメラ２１０は、本発明の概念の範囲から逸脱することなく、例えば、スプリットイメージ（単一センサ）カメラ又はマルチセンサカメラとすることができる。述べたように、マルチセンサカメラは、図１Ｃに例示するように、各々がある波長又は波長範囲を撮像するように構成された複数のセンサを有する。
【００３７】
[0058]  ＮＩＲ２８３及び可視２８５の画像は、カメラ２１０に方向付けられ、１つのカメラセンサ上、又は同期及び整列された別個のカメラセンサＳ１〜ＳＮ（図１Ｃ）上に、スプリットイメージが生成される。上述のように、異なる波長は、組織／臓器への異なる侵入レベルを有する。本明細書で説明するマルチスペクトル画像設計を使用すると、様々な図に関して以下で説明するように、組織／臓器内の異なる深さの解剖学的構造及び血流生理機能を明らかにすることができる。
【００３８】
[0059]  図１Ａ、図１Ｂ、及び図２に例示するように、本発明の概念の実施形態によるシステムは、通信デバイス１２０、２２０を含み、これらは、本発明の概念の実施形態を実施するのに必要な様々な処理のために使用される。次に図３を参照して、本発明の概念のいくつかの実施形態による、図１及び図２のシステム、例えば、通信デバイス１２０、２２０において使用され得る、データ処理システム３００を説明する。データ処理システム３００が、本発明の概念の範囲から逸脱することなく、システムの構成要素のいずれかに含まれ得ることが理解されよう。例えば、データ処理システム３００は、本発明の概念の範囲から逸脱することなく、カメラ１１０、２１０に含まれてもよいし、又はシステムの様々な要素間で分割されてもよい。
【００３９】
[0060]  次に図３を参照すると、図１Ａ、図１Ｂ、及び図２のシステムにおける使用に好適なデータ処理システム３００の例示的な実施形態は、キーボード、キーパッド、タッチパッド、又は同様のものなどのユーザインターフェース３４４と、Ｉ／Ｏデータポート３４６と、プロセッサ３３８と通信するメモリ３３６とを含む。Ｉ／Ｏデータポート３４６は、データ処理システム３００と別のコンピュータシステム又はネットワークとの間で情報を転送するために使用されることができる。これらの構成要素は、多くの従来のデータ処理システムで使用されるものなどの従来の構成要素であり得、これらは本明細書で説明するように動作するように構成され得る。
【００４０】
[0061]  次に図４を参照して、本発明の概念のいくつかの実施形態によるデータ処理システム３００のより詳細なブロック図を説明する。プロセッサ３３８は、アドレス／データバス４４７を介してディスプレイ４４５と、アドレス／データバス４４８を介してメモリ３３６と、及びアドレス／データバス４４９を介してＩ／Ｏデータポート３４６と通信する。プロセッサ３３８は、任意の市販又はカスタムのマイクロプロセッサ若しくはＡＳＩＣとすることができる。メモリ３３６は、データ処理システム３００の機能を実施するために使用されるソフトウェア及びデータを含むメモリデバイスの全体的な階層を表す。メモリ３３６は、これらに限定されるものではないが、次のタイプのデバイス、キャッシュ、ＲＯＭ、ＰＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ（登録商標）、フラッシュメモリ、ＳＲＡＭ、及びＤＲＡＭを含むことができる。
【００４１】
[0062]  図４に例示するように、メモリ３３６は、データ処理システム３００内で使用される、ソフトウェア及びデータのいくつかのカテゴリ、すなわちオペレーティングシステム４５２、アプリケーションプログラム４５４、入力／出力（Ｉ／Ｏ）デバイスドライバ４５８、及びデータ４５６を含み得る。当業者には理解されるように、オペレーティングシステム４５２は、ニューヨーク州アーモンクのＩｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｂｕｓｉｎｅｓｓ Ｍａｃｈｉｎｅｓ ＣｏｒｐｏｒａｔｉｏｎからのＯＳ／２、ＡＩＸ、若しくはｚＯＳ、ワシントン州レッドモンドのＭｉｃｒｏｓｏｆｔ ＣｏｒｐｏｒａｔｉｏｎからのＷｉｎｄｏｗｓ（登録商標）９５、Ｗｉｎｄｏｗｓ９８、Ｗｉｎｄｏｗｓ２０００、ＷｉｎｄｏｗｓＸＰ、若しくはＶｉｓｔａ、Ｕｎｉｘ（登録商標）、Ｌｉｎｕｘ（登録商標）、ＬａｂＶｉｅｗ、又はＱＮＸ若しくはＶｘＷｏｒｋｓなどのリアルタイムオペレーティングシステム、又は同様のものなど、データ処理システムとの使用に好適な任意のオペレーティングシステムであり得る。Ｉ／Ｏデバイスドライバ４５８は、典型的には、Ｉ／Ｏデータポート（単数又は複数）３４６及びメモリ３３６のいくつかの構成要素などのデバイスと通信するために、アプリケーションプログラム４５４によってオペレーティングシステム４５２を通してアクセスされるソフトウェアルーチンを含む。アプリケーションプログラム４５４は、本発明の概念のいくつかの実施形態によるシステムに含まれるデータ処理システム３００の様々な機能を実施するプログラムを例示するものであり、好ましくは、本発明の概念のいくつかの実施形態による動作をサポートする少なくとも１つのアプリケーションを含む。最後に、データ４５６は、アプリケーションプログラム４５４、オペレーティングシステム４５２、Ｉ／Ｏデバイスドライバ４５８、及びメモリ３３６に常駐し得る他のソフトウェアプログラムによって使用される静的及び動的データを表す。
【００４２】
[0063]  図４に例示するように、本発明の概念のいくつかの実施形態によるデータ４５６は、取得された可視画像４６０と、取得されたＮＩＲ画像／データ４６１と、計算された血流／灌流データ４６３と、画像／ビデオ４６４とを含み得る。図４に例示するデータ４５６は、４つの異なるファイル４６０、４６１、４６３、及び４６４を含むが、本発明の概念の実施形態は、この構成に限定されるものではない。本発明の概念の範囲から逸脱することなく、２つより多くのファイルが組み合わされて単一のファイルを作り得、単一のファイルは、２つより多くのファイル及び同様のものに分割され得る。
【００４３】
[0064]  図４に更に例示するように、アプリケーションプログラム４５４は、本発明の概念のいくつかの実施形態による、画像処理モジュール４５１及び画像捕捉モジュール４５３を含み得る。本発明の概念は、例えば、図４において画像処理モジュール４５１及び画像捕捉モジュール４５３がアプリケーションプログラムであると言及して例示されるが、当業者には理解されるように、本発明の概念の教示から依然として恩恵を受けながら、他の構成も利用され得る。例えば、画像処理モジュール４５１及び画像捕捉モジュール４５３は、オペレーティングシステム４５２に、又はデータ処理システム３００の他のそのような論理的区分に組み込まれてもよい。したがって、本発明の概念は、図４の構成に限定されると解釈されるべきではなく、本明細書で説明する動作を実施することが可能な任意の構成を包含することを意図している。
【００４４】
[0065]  更に、画像処理モジュール４５１及び画像捕捉モジュール４５３は、単一のデータ処理システム内に例示されているが、当業者には理解されるように、そのような機能は、１つ又は複数のデータ処理システムにわたって分散され得る。したがって、本発明の概念は、図３及び図４に例示する構成に限定されるものと解釈されるべきではなく、データ処理システム間での機能の他の配列及び／又は分割によってもたらされ得る。
【００４５】
[0066]  ＬＳＩアプリケーションなどの、いくつかの実施形態では、目標流体の速度は、以下の式を使用して計算することができる。
【数１】
2021526907.tif 000003
【００４６】
[0067]  ここで、ｖ（ｉ，ｊ）は、目標流体の速度であり、ｖ０は、バックグラウンドノイズを考慮するための追加された項で、ベースラインが除去された後はゼロであり得、ａは、ｃを得るための時間／空間円滑化パラメータと、レーザパラメータと、撮像パラメータとに関連する定数で、目標流体の光学特性を反映しており、ｃは、レーザスペックルコントラストであり、ｉ及びｊは、行及び列の画素インデックスである。
【００４７】
[0068]  ＬＤＩアプリケーションの場合、目標流体の速度は、以下の式を使用して計算することができる。
【数２】
2021526907.tif 000004
【００４８】
[0069]  ここで、ｖ（ｉ，ｊ）は、目標流体の速度であり、λは波長であり、Δｆはドップラ周波数の変化（ドップラ周波数シフト）であり、θは２つのビーム間の角度の半分である。典型的には、ＮＩＲＦ及び同様のものに当てはまる直接の公式はない。
【００４９】
[0070]  しかしながら、撮像される対象が静止していても、脈管の血流及び組織の灌流を正確に決定するために考慮されなければならない動きが存在する。つい２０１３年まで、ＬＳＩの分野の専門家は、この分野で未だ答えられていない２つの主要な問題のうちの１つとして、モーションアーチファクトについて論じていた。したがって、この動きの原因を特定してその大きさを考慮する能力を有するシステム及び方法が必要であり、脈管の血流及び組織の灌流を実験的にかつインビボで査定し、撮像し、及び／又は定量化することができると主張する技術に含まれる。
【００５０】
[0071]  次に図５Ａ及び図５Ｂを参照すると、図５Ａは手の可視光画像であり、図５Ｂは手の近赤外光画像である。これらの画像は、本発明の概念のいくつかの実施形態によってモーションアーチファクト及び血流並びに灌流の動きを計算するために使用され得る。
【００５１】
[0072]  具体的には、カメラ、及び／又は呼吸、痙攣、心臓の鼓動、並びに同様のものなどの組織／臓器の動きによって引き起こされる組織／臓器のモーションアーチファクトを除去するために、以下の式を使用してガリレオ速度加算を計算することができる。
【数３】
2021526907.tif 000005
【００５２】
[0073]  ここで、ｖ１３（ｒ）は、検出器（カメラ）に対する関心対象（血流及び灌流）の速度分布であり、ｖ２３（ｒ）は、検出器（カメラ）に対するホスト対象（血管が埋め込まれた組織／臓器）の速度分布であり、ｖ３２（ｒ）は、ホスト対象（血管が埋め込まれた組織／臓器）に対する検出器（カメラ）の速度分布であり、ｖ１２（ｒ）は、ホスト対象（血管が埋め込まれた組織／臓器）に対する関心対象（血流及び灌流）の速度分布である。したがって、本発明の概念の実施形態は、すべての現在のＬＳＩ法又はＬＤＩ法による画像信号はｖ１３（ｒ）しか提供しないという条件下で、ｖ１２（ｒ）を決定する必要性に対処し得る。本発明の概念のいくつかの実施形態によれば、マルチスペクトル撮像手法は、ｖ１３（ｒ）及びｖ２３（ｒ）の両方が使用可能にされることができる。
【００５３】
[0074]  ＬＳＩを一例として使用し、上式（１）を使用すると、コヒーレントＮＩＲレーザ光のスペックルコントラストＣNIR（ｉ，ｊ）が、検出器（カメラ）に対する関心対象（血流及び灌流）の速度分布であるｖ１３（ｒ）に関連付けられる。ｖ１３（ｒ）は、呼吸、痙攣、心臓の鼓動等などの要因によって引き起こされる組織／臓器の動き及び血流の動き、並びにカメラの動きによって影響を受ける。特に４５０〜４９５ｎｍ波長範囲内の可視レーザ光（青色レーザ光）は、ＮＩＲレーザ光と比較して軟部組織／軟性臓器への侵入は更に少ない。
【００５４】
[0075]  上式（１）を使用すると、コヒーレント可視レーザ光のスペックルコントラストＣVIS（ｉ，ｊ）が、主に、検出器（カメラ）に対するホスト対象（血管が埋め込まれた組織／臓器）の速度分布であるｖ２３（ｒ）に関連付けられる。ｖ２３（ｒ）は、呼吸、痙攣、心臓の鼓動等などの要因によって引き起こされる組織／臓器の動き、及びカメラの動きによって影響を受ける。式（３）を使用して、ｖ１２（ｒ）が、ｖ１３（ｒ）及びｖ２３（ｒ）を使用して導出されることができ、したがってホスト対象（血管が埋め込まれた組織／臓器）に対する関心対象（血流及び灌流）の速度分布は、組織／臓器の動き及びカメラの動きの影響なく定量化されることができる。
【００５５】
[0076]  コヒーレント可視レーザ光のスペックルコントラストＣVIS（ｉ，ｊ）は、この数学的モデルに基づいてコヒーレントＮＩＲレーザ光のスペックルコントラストＣNIR（ｉ，ｊ）を正規化して、モーションアーチファクトの速度成分を低減するために、ベースラインとして使用されることができる。コンピュータアルゴリズムは、ＣVIS（ｉ，ｊ）を使用してＣNIR（ｉ，ｊ）を正規化（減算又は除算）して、リアルタイムに１つ又は複数の血流及び灌流マップを安定化させるように設計され得る。アルゴリズムは、例えば、図３〜図４に関して上述したように、データプロセッサによって処理され得る。
【００５６】
[0077]  次に図６Ａ及び図６Ｂを参照して、静止した手のＮＩＲのみ及び二波長照明を使用した血流及び灌流の測定を使用して生成された画像を説明する。例示するように、静止した手のＮＩＲのみ及び二波長照明を使用した血流及び灌流の測定は非常に類似している。これは、試料／目標が静止しているとき、可視光によって測定されるベースラインとしてのモーションアーチファクトがゼロに近いためである。したがって、ベースラインを除去することのない結果（図６Ａ：ＮＩＲ光のみを使用）、及びベースラインが除去された結果（図６Ｂ：二波長照明を使用）は、ほぼ同一である。
【００５７】
[0078]  次に図７Ａ及び７Ｂを参照して、動いている手のＮＩＲのみ及び二波長照明を使用した血流及び灌流の測定を例示する画像を説明する。図に例示するように、振り動かした手のＮＩＲのみ及び二波長照明を使用した血流及び灌流の測定は、非常に異なっている。ＮＩＲ光のみを用いた測定（図７Ａ）は、モーションアーチファクトによって引き起こされる灌流レベルが更に高いことを示す。二波長照明を用いた測定（図７Ｂ）は、静止した手の測定とほぼ同一である。これは試料／目標が動いているとき、可視光によって測定されるベースラインとしてのモーションアーチファクトがゼロではないためである。したがって、ベースラインを除去することのない結果（図７Ａ：ＮＩＲ光のみを使用）は、ベースラインが除去された結果（図７Ｂ：二波長照明を使用）よりも多くの「血流及び灌流」を示す。
【００５８】
[0079]  次に図８Ａ及び８Ｂを参照して、ＮＩＲのみ及び二波長照明を用いた灌流測定の両方を例示する画像を説明する。具体的には、図８Ａ及び図８Ｂは、撮像される手の手首を他方の手を使用して強く握ることによって、血液供給が一時的に閉塞された状態の、静止した手の近赤外光のみ（８Ａ）及び二波長照明（８Ｂ）を使用した灌流測定を例示する画像である。例示するように、手への血液供給の一時的閉塞によって誘発された減少が明らかである。
【００５９】
[0080]  ＬＳＩとは異なり、ＬＤＩは、２つのコヒーレントな光ビーム、すなわち、光源としてのレーザからのビームと、その周波数が入射光のものからわずかにシフトした、動いている対象から反射されたビームとの干渉を使用する。ＬＤＩは、入射ビームの焦点を合わせた対象の１つの「画素」又は複数点又は小さい領域の速さを決定する。焦点を合わせたビームを走査することによって画像が得られる。式（１）のＬＳＩと同様に、式（２）を使用して、ＬＤＩにおけるｖ１３（ｒ）及びｖ２３（ｒ）の測定が、侵入するＮＩＲビーム及び侵入しない可視ビームを使用して達成されることができる。これもまた式（３）を使用して、ホスト対象（血管が埋め込まれた組織／臓器）に対する基準点のｖ１２（ｒ）が特定されることができる。
【００６０】
[0081]  更に、実際には、レーザスペックルコントラストは、静的バックグラウンドと動的部分との混合である。スペックルコントラストの動的部分は動きに関連付けられ、静的バックグラウンドは、不均一な散乱媒体の光学特性の差によって引き起こされる。現在のＬＳＩ技術の中では、制御された人体模型／チュービング実験以外では、流れのない状況でのベースラインスペックルコントラストは使用可能ではないので、スペックルコントラストの静的バックグラウンドは、組織／臓器内の血流の正確な定量化に対する大きな障害である。マルチスペクトル照明方式は、可視コヒーレントレーザ光を使用した、流れのない状況でのベースラインスペックルコントラストＣVIS（ｉ，ｊ）をもたらす。コヒーレント可視レーザ光のスペックルコントラストＣVIS（ｉ，ｊ）は、図９Ａ及び図９Ｂに例示するように、本発明の概念の実施形態による数学的モデルに基づいてコヒーレントＮＩＲレーザ光のスペックルコントラストＣNIR（ｉ，ｊ）を正規化して、スペックルコントラストにおける静的バックグラウンドを低減するために使用されることができる。図９Ａ及び図９Ｂは、豚の大腸の近赤外光のみ（９Ａ）及び二波長照明（９Ｂ）を使用した灌流測定を例示する。静的コントラストによって引き起こされる測定の不正確さが、図９Ａにおける外科用ドレープ９５０上に見ることができる。図９Ｂでは、静的コントラストの低減により、外科用ドレープ９５０上に「偽の」血流及び灌流は見られない。
【００６１】
[0082]  本発明の概念の実施形態は、２つの手法のうちの１つによる、組織及び臓器の解剖学的構造及び血流生理機能の両方の視覚化を提示する。しかしながら、本発明の概念の実施形態は、本明細書で説明する手法に限定されるものではないことが理解されよう。
【００６２】
[0083]  次に図１０Ａ〜図１０Ｄを参照して、二重レイヤ設計を使用した第１の手法を説明する。最初に図１０Ａ（パネルＡ）を参照して、可視光の未加工（元の）画像フレームによって表される解剖学的レイヤを例示する。（解剖学的レイヤ）ＩｍｇVIS（ｉ，ｊ）は、試料／目標組織／臓器の８ビットグレイスケール可視画像であり、ｉ及びｊは、水平及び垂直方向に沿った画素インデックスである。いくつかの実施形態では、この画像の輝度、コントラスト、及びガンマ値は、より良好な視覚化効果を達成するように調整され得る。
【００６３】
[0084]  次に図１０Ｂを参照すると、レーザスペックル又はレーザドップラ撮像技術を使用した撮像された組織／臓器の血流及び灌流の２次元（２Ｄ）速さ分布を反映するように、近赤外光の１つ又は複数の未処理画像フレームに基づいて、処理された画像が生成される。（生理学的レイヤ）ＩｍｇNIR（ｉ，ｊ）は、予め定義されたカラーマップにその数値がマッピングされた、８ビットインデックス付きの画像である。通常、色は青から赤まで（０から２５５）の範囲であり、青は流速がない／最小であることを表し、赤はシステムが検出することができる最高流速を表す。
【００６４】
[0085]  次に図１０Ｃを参照すると、解剖学的レイヤ又は解剖学的レイヤの部分を、生理学的レイヤの上に重ね合わせる方法を使用して透明度マップが生成されており、これは最下レイヤを見えなくさせ（覆わせ）又は部分的に見えなくさせる（覆わせる）。生理学的レイヤ又は生理学的レイヤの部分を、解剖学的レイヤの上に重ね合わせる方法は、最下レイヤを見えなくさせ（覆わせ）又は部分的に見えなくさせる（覆わせる）。以下の式を使用して、両方のレイヤの可視性を確実にするように、本発明の概念の実施形態により透明度マップ／行列が適用される。
【数４】
2021526907.tif 000006
【００６５】
[0086]  ここで、Ｔ（ｉ，ｊ）は透明度マップであり、Ｉｍｇは可視光又は近赤外光の未加工（元の）画像フレームであり、ｘは、＞０かつ≦２の調整可能パラメータである。基本的に、Ｔ（ｉ，ｊ）における各画素値は０から１の間であり、０は透明度なしを表し、１は１００％の透明度を表す。パラメータｘは、透明度マップのコントラストを制御し、ｘ＞１の場合、透明度はより大きいダイナミックレンジを有し、ｘ＜１の場合、透明度はより小さいダイナミックレンジを有する。図１０Ｄは、解剖学的構造及び生理機能の両方を明らかにするための、本発明の概念の実施形態によるＡ、Ｂ、及びＣを使用して組み合わされた視覚効果を表す。
【００６６】
[0087]  次に図１１Ａから図１１Ｃを参照して、色及び輝度設計を使用した第２の手法を説明する。図１１Ａに例示するように、解剖学的レイヤが画像輝度によって表され、これは可視光の未加工（元の）画像フレームである。ＩｍｇVIS（ｉ，ｊ）は、試料／目標組織／臓器の８ビットグレイスケール可視画像であり、ｉ及びｊは、水平及び垂直方向に沿った画素インデックスである。この画像の輝度、コントラスト、及びガンマ値は、より良好な視覚化効果を達成するように調整され得る。
【００６７】
[0088]  次に図１１Ｂを参照すると、生理学的レイヤが画像色によって表されており、これは、近赤外光の１つ又は複数の未処理画像フレームに基づく処理された画像であり、レーザスペックル又はレーザドップラ撮像技術を使用した撮像された組織／臓器の血流速度及び灌流の２Ｄ速さ分布を反映する。第１のステップにおいて、８ビットインデックス付きのカラー画像が、予め定義されたカラーマップにその数値がマッピングされて生成される。通常、色は青から赤まで（０から２５５）の範囲であり、青は流速がない／最小であることを表し、赤はシステムが検出できる最高流速を表す。第２のステップにおいて、８ビットインデックス付きのカラー画像は、各画素の色が（Ｒ、Ｇ、Ｂ）３つの値によって表され、各値が０〜１の範囲である、正規化されたＲＧＢマップＲＧＢNIR（ｉ，ｊ）に変換される。図が白黒であるので、本明細書では対応するグレイスケールが用いられていることが理解されよう。
【００６８】
[0089]  次に図１１Ｃを参照すると、解剖学的レイヤ及び生理学的レイヤは、Ｉｍｇ（ｉ，ｊ）＝ＩｍｇVIS（ｉ，ｊ）×ＲＧＢNIR（ｉ，ｊ）として８ビットＲＧＢカラー画像を生成することによって融合される。各カラーチャネル（（行列 ＲNIR（ｉ，ｊ）、ＧNIR（ｉ，ｊ）、及びＢNIR（ｉ，ｊ））に、同じ可視画像ＩｍｇVIS（ｉ，ｊ）を乗算することに留意されたい。
【００６９】
[0090]  本発明の概念のいくつかの実施形態によれば、異なる撮像技術を同時に組み合わせるために、多波長撮像設計が使用され得る。例えば、本明細書で説明するように、インドシアニングリーンに基づいたＮＩＲ蛍光技術は、８０８ｎｍ照明を使用し、蛍光放射光は８３０ｎｍであり、８０８ｎｍ反射光はノイズとみなされ、フィルタ除去される。本発明の概念のいくつかの実施形態によれば、８０８ｎｍ反射光は、８３０ｎｍ蛍光機能を維持しながらＬＳＩ又はＬＤＩを達成するために使用されることができる。
【００７０】
[0091]  次に図１２Ａ〜図１２Ｄを参照して、パネルＡ、小腸のＮＩＲ７８５ｎｍ画像（１２Ａ）と、パネルＢ、同じ小腸の緑色５３２ｎｍ画像（１２Ｂ）と、パネルＣ、同じ小腸の再構成されたカラー画像（１２Ｃ）と、パネルＤ、通常のカメラで撮られた同じ小腸の画像（１２Ｄ）を例示する画像を説明する。具体的には、本発明の概念のいくつかの実施形態によるマルチスペクトル撮像システムを使用すると、各スペクトルを１つのＲＧＢカラーチャネルとして使用することによって、元のカラー画像が構成されることができる。図１２Ａ〜図１２Ｄに例示するように、例えば、ＮＩＲ画像を赤カラーチャネルとして使用し、５３２ｎｍ画像を緑カラーチャネルとして使用すると、小腸のカラー画像が、カラーカメラを使用することなく生成されることができる。図は白黒であるので、本明細書では対応するグレイスケールが用いられていることが理解されよう。
【００７１】
[0092]  次に図１３Ａ〜図１３Ｄを参照して、パネルＡ、豚の心臓のＮＩＲ７８５ｎｍ画像（１３Ａ）と、パネルＢ、同じ豚の心臓の緑色５３２ｎｍ画像（１３Ｂ）と、パネルＣ、同じ豚の心臓の再構成されたカラー画像（１３Ｃ）と、パネルＤ、通常のカメラで撮られた同じ豚の心臓の画像（１３Ｄ）とを例示する画像を説明する。図１３Ａ〜図１３Ｄは、ＮＩＲ画像を赤カラーチャネルとして使用し、５３２ｎｍ画像を緑カラーチャネルとして使用して、豚の心臓のカラー画像が、カラーカメラを使用することなく生成されることができることを例示する。１つのカラーチャネルの情報がない場合、他の２つのカラーチャネルの情報を使用してこのデータを生成するようにアルゴリズムが設計される。試料（組織／臓器）の色は主に赤であるので、本発明の概念の実施形態は、図１０Ａ〜図１０Ｄ及び図１１Ａ〜図１１Ｄに関して説明するように、赤カラーチャネルの情報が使用可能である限り、元のものに非常に近い色を生成することができる。したがって、本発明の概念の実施形態は、パネルＣ（図１２Ｃ）とパネルＤ（図１２Ｄ）に示すように、ＮＩＲが赤カラーチャネルとして使用された場合に、再構成されたカラー画像が、より深い組織／臓器の情報を明らかにすることを可能にする。
【００７２】
[0093]  図に関して上で簡潔に説明したように、本発明の概念のいくつかの実施形態は、ＬＳＩ又はＬＤＩを適用するために目標組織を通る差分透過率の２つの波長を使用する。いくつかの実施形態では、第１の波長は、青色光（４５０〜４９５ｎｍ）など、侵入がゼロ又は非常に浅い可視範囲内にある。この侵入しない照明の撮像結果は、血流及び灌流の表面下の動きではなく、組織／臓器表面の解剖学的構造の捕捉及び目標組織／臓器の位置マーカとしての役割を果たす。２つの波長のうちの第２の波長は近赤外（ＮＩＲ）であり、これは侵入が更に深く、このＮＩＲ照明の撮像結果は、下にある血流生理機能を明らかにし、目標組織／臓器の動きと、そして血流及び灌流の動きとの両方に相互に関連する。
【００７３】
[0094]  可視光の撮像測定をベースラインとして使用して、血流及び灌流の真の動きが、目標物のモーションアーチファクトによって影響を受けることなく、ＮＩＲ撮像測定から導出されることができる。更に、可視光によって捕捉された解剖学的構造情報と、ＮＩＲ光によって測定された生理学的特性は、本発明の概念のいくつかの実施形態により合成され得る。本明細書で説明する実施形態による合成された撮像生成物は、以前は達成できなかった視覚化の明瞭さ、及びレーザ撮像技術の臨床応用の範囲にわたる血流及び灌流の定量化の正確さをもたらす。
【００７４】
[0095]  したがって、本発明の概念の実施形態は、画像品質の改善、及びリアルタイムデータ取得（すべての他の技術の場合は数分なのに対して数秒で）及び分析をもたらす。本発明の概念のこのリアルタイムの態様は、この技術を、外科医／従事者による技術の持続した採用に対する真の選択肢とする。本発明の概念の実施形態は、血流及び灌流を正確に示し、定量化する。
【００７５】
[0096]  本発明の概念の更なる実施形態は、本明細書で説明する多波長撮像技法を使用したカラー画像再構成を対象とする。特許出願は白黒で公開されるので、画像はグレイスケールで提示されることが理解されよう。具体的には、本明細書で説明する二波長撮像技法を使用して、２つの画像が同時に取得され得る。一方は近赤外画像ＩＲ（ｘ，ｙ）であり、他方は可視画像ＶＩＳ（ｘ，ｙ）である。Ｘ及びＹは、水平及び垂直画素のインデックスを表す。赤緑青（ＲＧＢ）カラー画像を再構成するために、赤、緑、及び青チャネルを以下のように別々に計算し、
【数５】
2021526907.tif 000007
【数６】
2021526907.tif 000008
【数７】
2021526907.tif 000009
【数８】
2021526907.tif 000010
ここで、Ｒ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）は、ＲＧＢカラー画像のそれぞれ赤、緑、及び青チャネルであり、Ｎは、カラーマップのビット、例えば、８ビット又は１６ビットであり、ａ及びｂは、各チャネルのための調整パラメータであり、ｍｉｎは、最小値を得るための関数であり、ｍａｘは、最大値を得るための関数であり、式（８）は、１つの特定の波長の元の画像を正規化する役割を果たす。更に、１つの特定の波長の元の画像の輝度、コントラスト、及びガンマ値は、上式を適用する前に調整され得る。
【００７６】
[0097]  本発明の概念のいくつかの実施形態による多波長カラー画像再現技法は、デバイス内の追加のカラーカメラの必要性を低減することができ、最少で２つの波長を用いてカラー画像を生成することができ、従来のカラー画像と比較して、本明細書で説明する実施形態により生成されるカラー画像は、近赤外波長の使用により、より大きい深さの侵入を視覚化する。
【００７７】
[0098]  次に図１４Ａから図１４Ｅを参照して、本発明の概念のいくつかの実施形態による多波長撮像デバイスを使用して撮像された豚の大腸の断片の様々な画像を説明する。図１４Ａは、可視波長（５３２ｎｍ）を使用して得られた豚の腸の画像である。図１４Ｂは、近赤外波長（７８５ｎｍ）を使用した豚の腸の画像である。図１４Ｃは、図１４Ａ及び図１４Ｂの波長を用いて再構成された豚の腸の画像である。図１４Ｄは、室内灯照明による腸の通常のカラー画像（グレイスケールで図示）である。図１４Ｅは、本発明の概念のいくつかの実施形態による腸の血流及び灌流画像である。
【００７８】
[0099]  次に図１５Ａから図１９Ｂを参照して、リアルタイム画像品質テストプロトコルに関する詳細を説明する。リアルタイム画像品質テストプロトコルは、臨床撮像処置中に以下の問題を調査するために、画像登録及び画像メタデータを使用したカスタマイズされたアルゴリズムに基づいて展開される。
【００７９】
[0100]  目標物の動き：図１５Ａ及び図１５Ｂは、カスタマイズされた画像登録アルゴリズムによって検出された静止した手（図１５Ａ）及び動いている手（図１５Ｂ）の画像を例示する。カスタマイズされた画像登録及びオプティカルフローアルゴリズムによって、定量化された検出結果曲線が画像の下に描かれることができる。
【００８０】
[0101]  視野又はカメラの動き：図１６Ａ及び図１６Ｂは、カスタマイズされた画像登録アルゴリズムによって検出された、静止したカメラによって捕捉された手画像（図１６Ａ）、及び動いているカメラによって捕捉された手（図１６Ｂ）の撮像を例示する。
【００８１】
[0102]  遮られた視野：図１７Ａ及び図１７Ｂは、手の画像（図１７Ａ）、及びツイスタによって部分的に遮られた手の画像（図１７Ｂ）を例示しており、この遮られた視野は、カスタマイズされた画像登録アルゴリズムによって検出される。
【００８２】
[0103]  外科医／内科医のヘッドライトの侵入：図１８Ａ及び図１８Ｂは、手の画像（図１８Ａ）、及びヘッドライトがそれを照らしている手の画像（図１８Ｂ）を例示し、このＦＯＶ内の追加の光は、画像内のメタデータを使用するカスタマイズされたアルゴリズムによって検出される。
【００８３】
[0104]  周囲光条件：図１９Ａ及び図１９Ｂは、室内灯オフの状態での手の画像（図１９Ａ）、及び室内灯オンの状態での手画像の画像（図１９Ｂ）を例示し、これは画像内のメタデータを使用するカスタマイズされたアルゴリズムによって検出される。
【００８４】
[0105]  このプロセスの目的は、本発明の概念のいくつかの実施形態により、視覚化を改善し、血流及び灌流撮像の定量化の正確さを高めるように、不正確な画像取得によって引き起こされる低品質の画像の可能性を低減、又は場合によってはなくすことである。
【００８５】
[0106]  上述のように、上述した撮像方法を使用して得られたデータは、血流速さｕの分布を導出するためのみに使用され得る。診療所では、血流速度ｕと血管の断面積Ａとの積によって与えられる血流量の分布に関する情報が必要になる。ｒが３次元座標であるｕ（ｒ）の分布を得るためには、ナビエ・ストークス方程式を解く必要があり、これは以下に示す式（９）及び式（１０）によって与えられ、
【数９】
2021526907.tif 000011
【数１０】
2021526907.tif 000012
ここで、ρは密度（ｋｇ／ｍ３）であり、ｕは流速ベクトル（ｍ／ｓ）であり、ｐは圧力（Ｎ／ｍ２又はパスカル）であり、Ｆは体積力ベクトル（Ｎ／ｍ３）であり、ｍは粘度である。ナビエ・ストークス方程式を解くと、速度場、すなわち空間及び時間における流体速度の分布が生成される。この速度場が得られると、流量及び抵抗力などの他の関心のある量を計算することができる。これらの計算された量は、データを確認するために、上述した方法を使用して得られた実験的データと比較されることができる。
【００８６】
[0107]  次に、組織／臓器内の主要脈管における血流量分布の非侵襲的測定のための計算手順を、本発明の概念のいくつかの実施形態に関して説明する。手順は、第２の波長として例えば５５０ｎｍから約１１００ｎｍの間の比較的大きい侵入深さのために十分に長い波長を有するレーザなどの、コヒーレント光源を用いて関心組織領域を照明することによって開始する。上述した方法を使用して、第２の波長における散乱した光が、関心領域における主要脈管内の血流速さの空間分布及び組織内の灌流分布を決定するために取得される。関心領域に対するｕ（ｒ）の速度場が、数値的に計算される。いくつかの実施形態では、速度場は上式（９）及び式（１０）を使用して計算される。計算された速度場に基づいて、関心領域内の血流速さが計算される。関心領域内の計算された血流速さは、結果を検証するために、関心領域からの第２の波長における取得された画像データを使用して決定された血流速さと比較される。
【００８７】
[0108]  次に図２０Ａから図２１Ｂを参照して、末梢血酸素飽和度（ＳｐＯ2）を決定するために図１Ａから図１９に関して上述したＭＳＬＩを使用するための実施形態を説明する。具体的には、本発明の概念の実施形態は、以下で更に説明する画像強度とＳｐＯ2値の相関を例示する。
【００８８】
[0109]  ＳｐＯ2は、血流にみられるヘモグロビンの総量に対する酸素化ヘモグロビンの割合である。ＳｐＯ2決定は、患者が任意の所与の時間に十分なレベルの酸素を有しているかどうかを決定するためのモニタリング技法として臨床的に使用されている。定量値は、全身に酸素を供給する際の心臓血管系の相対的な効率を表す。この査定は、患者の低酸素血症、すなわち酸素含有量の異常な減少の検出において重要である。ＳｐＯ2を決定するための従来の技法では、一般に患者の接触を必要とするパルスオキシメータデバイスが使用されるが、これは侵襲的技法として区分される。血液酸素飽和度をモニタリングするための非接触かつ完全非侵襲的技法も試みられてきたが、非接触かつ非侵襲的技法のための改善が望まれる。本明細書で更に説明するように、本発明の概念のいくつかの実施形態により、そのような技法がもたらされる。
【００８９】
[0110]  具体的には、ＳｐＯ2を決定するために、ランベルト・ベールの法則が使用されてＳｐＯ2を比の比（ＲＲ：ratio-of-ratios）信号に線形に相関させる。ランベルト・ベールの法則では、概して、十分に透過する溶媒に溶解した物質によって吸収される光の量は、物質の濃度及び溶液を通る光の経路長に正比例することが述べられている。ＲＲ信号は、２つの異なる波長からの脈動信号（ＡＣ）と非脈動信号（ＤＣ）の比を使用して決定される。一方の波長が酸素化ヘモグロビンの量を表すために使用され、他方は、血流の総ヘモグロビン量を表すために使用される。ＡＣ成分及びＤＣ成分は、各々についてのＲ比を計算するように、２つの個別の信号から得られる。次いで、両方の波長のＲ比が比較されてＲＲ信号を決定し、これは最終的にＳｐＯ2率と相関する。数学的決定は、以下の式を使用して定義することができる。具体的には、ＳｐＯ2は、以下のように、総ヘモグロビンに対する酸素化ヘモグロビンの量によって決定され、
【数１１】
2021526907.tif 000013
ここで、ＳｐＯ2は動脈血の酸素飽和の割合であり、ＨｂＯ２は、血中に測定された酸素化ヘモグロビンの濃度であり、Ｈｂは、血中のヘモグロビンの濃度である。以下の式（１２）に例示するように、ＳｐＯ2は、ランベルト・ベールの法則によってＲＲ信号に線形的に関連する。
【数１２】
2021526907.tif 000014
ここで、ｍは、ＲＲ信号強度とＳｐＯ2率との間の相関係数であり、ＲＲは、２つの異なる波長からの脈動信号（ＡＣ）と非脈動信号（ＤＣ）の比であって、信号強度の尺度であり、ｂは、ＲＲ強度とＳｐＯ2率の関係の傾向線のｙ切片である。
【００９０】
[0111]  ＲＲ信号は、以下のように、２つの異なる波長からの脈動信号と非脈動信号の比として計算され、
【数１３】
2021526907.tif 000015
ここで、ＡＣλ１は、第１の波長の脈動信号であり、ＤＣλ１は、第１の波長の非脈動信号であり、ＡＣλ２は、第２の波長の脈動信号であり、ＤＣλ２は、第２の波長の非脈動信号である。
【００９１】
[0112]  酸素飽和度（ＳｐＯ2）をモニタリングするために、光の可視波長と近赤外波長を組み合わせる非接触撮像技術が存在する。この技術のための撮像システムは、２つの同一の発光ダイオード（ＬＥＤ）アレイがシステムの両側に置かれた１つのカメラからなる。ＬＥＤアレイは、可視波長と近赤外波長の交互の行を含み、各行は、交互にスイッチオン及びオフされるように調時され、その結果、各波長からの撮像データのサイズは等しくなる。撮像データから、ＳｐＯ2計算で使用されることになる光電脈波（ＰＰＧ）信号を供給するように関心領域（ＲＯＩ）が選択される。両方の波長について、そのＲＯＩ内のすべての画素にわたって画像強度が平均化されて、使用されるＰＰＧ信号を決定する。ＡＣ成分及びＤＣ成分は、それぞれ、平均ピークピーク値及び平均値を計算することによってＰＰＧ信号から抽出される。これらの２つの変数は、ＡＣ（ピークピーク）値及びＤＣ（平均）値として、以下の式（１４）に示す個々の波長比計算（Ｒλ1，Ｒλ2）のために使用される。次いで、わかった２つの比を用いて、ＳｐＯ2率と相関するように比の比（ＲＲ）値が計算され、
【数１４】
2021526907.tif 000016
ここで、第１の波長は可視波長であり、第２の波長は近赤外である。
【００９２】
[0113]  撮像データの強度を使用する１次元ＰＰＧ信号を使用するのとは全く対照的に、本発明の概念の実施形態は、両方の波長の個々の比を構成するＡＤ成分及びＤＣ成分を供給するために２次元撮像データを使用してＳｐＯ2を計算する非接触撮像手順をもたらす。
【００９３】
[0114]  理想的に最適な可視波長及び近赤外波長がハードウェア構成とともに特定されることが理解されよう。しかしながら、本明細書で説明する目的のために、画像データの標準偏差（ＳＴＤ）及び平均が、以下に示すＲＲ値方程式のために使用される。使用される標準偏差（ＳＴＤ）値及び平均値は、画像セットのＳＴＤ及び平均を表すように２次元アレイであるが、上述した従来の方法は、強度信号の１次元値に依拠する。したがって、ＲＲ値はＲＲ画像と置き換えられる。次いでそのＲＲ画像からのＲＯＩの強度は、ＳｐＯ2率に相関する。したがって、本発明の概念の実施形態は、従来のＳｐＯ2決定に加えてＳｐＯ2を評価する新しい方法を例示する。
【数１５】
2021526907.tif 000017
【００９４】
[0115]  本発明の概念のいくつかの実施形態は、マルチスペクトル生理学的視覚化（ＭＳＰＶ：Multi-Spectral Physiologic Visualization）技術としても既知であるＭＳＬＩが、目標組織の末梢血酸素飽和度をＲＲ画像強度に関連させるために使用されることができることを例示する。本発明の概念の実施形態を例示する実験を行った。具体的には、第１のテストにおいて、異なる波長を有する２つの異なるレーザダイオードを使用し、１つは６９０ｎｍであってＲＲ画像計算における可視（ＶＩＳ）波長を表し、１つは７８５ｎｍであってＲＲ画像計算における近赤外（ＮＩＲ）波長を表す。現在の交換可能なレーザダイオードシステムは、６９０ｎｍレーザダイオードのために１２ｍＷという出力レベルを生成するが、本発明の概念の実施形態がこの構成に限定されるものではないことが理解されよう。更に、信号干渉を低減するために、７８５ｎｍレーザ出力を、両方の波長の表面強度にマッチする低い出力レベルに減少させた。更に、これらの追加の波長は、第１及び第２の光源のうちの１つ又は複数とすることができ、又は第３若しくは第４の光源であってもよい。異なる実験条件下で、各波長の１０秒間の撮像データを捕捉するためにＭＳＰＶプロトタイプシステムを使用した。これらの実験の結果を、図２０及び図２１に関して以下で説明する。
【００９５】
[0116]  第１の実験中、３つの異なる波長を使用して、ＲＲ画像信号を、パルスオキシメータを用いて測定したＳｐＯ2値に相関させるための実施形態をテストした。テストした波長の組合せは、６９０ｎｍ＋７８５ｎｍレーザと、６９０ｎｍ＋８３０ｎｍレーザを含む。しかしながら、本発明の概念の実施形態はこれに限定されるものではない。本発明の概念の範囲から逸脱することなく、任意のタイプの光源を使用してよい。実験中、従来のパルスオキシメータを左手の人差し指に取り付け、この左手を、撮像のための視野（ＦＯＶ）の下に置いた。血圧カフを使用して、ベースラインから、中間、最大までの閉塞レベルの範囲の一定の圧力値で左腕への血液供給を減少させた。パルスオキシメータを用いて計算されるＳｐＯ2値を減少させるように、これらの値は、０ｍｍＨｇ、１１０ｍｍＨｇ、及び１７０ｍｍＨｇ（それぞれ、閉塞レベル１、２、及び３）と決定した。いくつかの実施形態では、テスト中の被験者は、息を止めるように指示され得、これは、血流を低減することなく酸素を減少させる。３つの波長の各々を、３つのすべての閉塞レベルで別個に撮像し、後続の計算で使用するように近赤外撮像データをｉＣｅｒｔａｉｎｔｙプロトタイプデバイスから収集した。ＳｐＯ2値が、１、２、及び３の閉塞レベルの各々において、それぞれ、９８％の平均値から、９７％、９１％まで低下することがみられた。２つの波長の組合せからＲＲ画像を計算するために１秒のデータ（一般に高フレームレートにより約１６３フレームを含む）を選択して、７８５ｎｍ撮像データのみを使用するＭＳＰＶ画像とともに、各撮像シーケンスにおける左手への血液供給／灌流の変化を示した。第１の実験についての撮像結果を図２０Ａから図２０Ｃに例示する。具体的には、図２０Ａから図２０Ｃは、３つのすべての波長組合せ、すなわち６９０／７８５ｎｍのＲＲ画像、６９０／８３０ｎｍのＲＲ画像、及び４５０／７８５ｎｍにおける、それぞれ、０パーセント、５０パーセント、及び１００パーセントの閉塞を例示する。例示するように、ＲＲ画像中の左手の薬指をモニタリングすると、実験中にカフ圧力が増加するにつれて画像強度及びＳｐＯ2値が減少することが示されている。ＭＳＰＶ画像データも、左手への血液供給を閉塞するカフ圧力の効果を示している。
【００９６】
[0117]  捕捉された各波長データシーケンスが異なる時点でのものであり同時ではないので、左手は、記録間で位置の変化があり得、位置が変化した可能性が高いことが理解されよう。手の位置の変化により、手の位置が合っている領域におけるＲＲ信号の決定をもたらす撮像データ間に位置ずれが引き起こされ、位置ずれが存在する領域に何らかの望ましくないノイズが生じた。この制約により、この実験では組織酸素画像マップを生成することができず、したがって、強度比較のために関心領域（ＲＯＩ）が選択された。すべてのシーケンスにおいて、薬指全体が、比較結果を生成するのに最良の位置合わせを有することがわかった。ＲＯＩのＲＲ画像強度の平均を、ＳｐＯ2レベルの最も高い低下を表すのでベースラインから１００％までの閉塞と比較した。６９０／７８５ｎｍデータセットについては、９８％から９１％までのＳｐＯ2の平均低下との強度の差の割合が１０％であることがわかった。６９０／８３０ｎｍデータセットでは、９８％から９１％の同じＳｐＯ2低下との強度の差の割合が１５％であることがわかった。両方の結果が、ＳｐＯ2値が減少するとＲＲ画像強度も減少することを示している。しかしながら、この実験の唯一の問題は、ＭＳＰＶ結果がＳｐＯ2レベルの低下時の灌流の損失を示すことである。
【００９７】
[0118]  第２の実験中、波長組合せのうちの１つのみを使用した。６９０ｎｍ＋７８５ｎｍレーザを、第１の実験からの同じ低出力仕様に設定した。第２の実験もまた、パルスオキシメータを左人差し指に置いた左手の同じ撮像設定に従った。流れ／灌流の減少が可能となり、左手への血液供給の損失の可能性が低減するように、この実験のためのカフ圧力を１１０ｍｍＨｇに設定した。手の末梢血酸素飽和度レベルが減少するように再呼吸も行われた。組み合わせたこれらの２つの操作により、左手の血液供給およびＭＳＰＶ結果を維持しながら、ＳｐＯ2値が９８％のベースラインから９１％に減少した。ＲＲ画像計算で使用することになる、６９０ｎｍ及び７８５ｎｍ波長についての、ベースライン及び操作画像シーケンスを取得した。撮像結果は、ＳｐＯ2測定値が減少したときのＲＲ画像強度の減少を示す。実験１と同じ位置ずれ問題が、これらの撮像結果にも存在し、何らかの望ましくない信号ノイズが生じる。これを考慮するために、薬指の先端に位置ずれがあるようなので薬指の付け根に小さいＲＯＩを選択した。９８％から９１％へのＳｐＯ2の低下との、四角の関心領域（図２１Ｂに図示）の強度の差の割合は、第２の実験では９％であることがわかった。この実験からの撮像結果を図２１Ａ及び図２１Ｂに例示する。例示するように、撮像結果は、末梢血酸素飽和度が減少する間、手画像にＭＳＰＶの変化も血流／組織灌流の変化も示さない。ＲＯＩの選択は必要条件ではないが、ただしこれは、信号が位置合わせされ、ＭＰＳＶ画像の全視野がＳｐＯ2の決定のために使用されることができるときである。
【００９８】
[0119]  上で簡潔に説明したように、本発明の概念のいくつかの実施形態により、非接触の末梢血酸素飽和度（ＳｐＯ2）決定に対する新しい手法がもたらされる。予備的な結果は、ＲＲ画像強度とＳｐＯ2変化との間に線形相関があることを示唆している。これらの実験から複数の設計制約が決定され、これらの制約は、将来のデバイスで対処されるであろう。使用される低出力のレーザダイオードシステム、手画像の位置ずれ、異なる画像取得時間、及び波長選択制約は、実際のデバイス（単数又は複数）の設計及び構築中にすべて対処されるであろう。いくつかの実施形態では、低出力のレーザダイオードは、撮像結果の信号対雑音比を増加させ、相当な出力と照明を視野に供給するように、異なる波長のＬＥＤに置き換えられ得る。異なる画像取得時間によって引き起こされる位置ずれも、リアルタムでの同時信号捕捉で対処され得る。波長組合せもまた、１００％から８０％の範囲のレベルのＳｐＯ2値とＲＲ画像強度の最良の相関をもたらすように最適化され得る。この発展は、ＭＳＰＶ決定を妨害しないようにＬＥＤリングを追加することによって現在のＭＳＰＶソリューションに組み込まれ得る。ＬＥＤリングは、両方の最適化された波長を含み得、後続のＲＲ画像データ収集は、ＭＳＰＶ決定のあとに続き得る。次いで両方の撮像結果が計算され、オペレータに提示され得る。
【００９９】
[0120]  いくつかの実施形態では、ＲＲ画像計算はまた、相対ヘモグロビン（［Ｈｂ］）濃度を計算する方法を決定するために更に調査され得る。低い方の波長は、Ｈｂ吸収度が高くかつＨｂＯ２吸収度が低いという光吸収特性を有し、高い方の波長の場合、その逆も同様である。［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ２］を、吸収度データから決定することができ、ヘモグロビン濃度［Ｈｂ］の相対傾向を、相対吸収度変化及び［Ｈｂ］＋［ＨｂＯ２］の和から決定することができる。目標組織の相対ヘモグロビン濃度の表現を伴う組織酸素画像は、撮像された目標組織の臨床検査を改善するためにＭＳＰＶソリューションとともに捕捉される新しいデータを提供し得る。
【０１００】
[0121]  更に、本発明の概念のいくつかの実施形態では、非侵襲非接触末梢血酸素飽和度決定（ＳｐＯ2）、灌流の生理学的終点の指標、及び貧血の指標としてのヘモグロビン濃度［Ｈｇｂ］の導出がもたらされる。ＳｐＯ2モニタリングは、動脈の酸素分圧が「通常の」値未満である低酸素血症に密接に関連付けられるが、嫌気性代謝が生じる組織レベルの酸素化不良である低酸素症には関連付けられない。低酸素血症及び低酸素症は、組織への灌流状態及び／又は血中の酸素を運ぶ能力を同時に知ることによって部分的に区別することができる。８８％から９２％へのＳｐＯ2の上昇により、血中の酸素含有量が４％増加する。これと対照的に、８ｇ／ｌから１２ｇ／ｌに［Ｈｇｂ］が増加することにより、酸素運搬能力が３３％増加し、この状況において心拍出量が倍増することにより、ＳｐＯ2の変化なく、組織への酸素運搬が６０％を超えて増加する。したがって、末梢酸素運搬の３つのすべての成分（ＳｐＯ2、［Ｈｇｂ］、及び灌流状態）を知ることは、モニタリングに極めて望ましく、したがって、ＳｐＯ2のみの従来の独立決定よりむしろ、上述したようにＳｐＯ2でＭＰＳＶを増強するという付加価値がある。
【０１０１】
[0122]  いくつかの実施形態では、２つの別個の波長が使用され得、ヘモグロビン及び酸素化ヘモグロビン分子の吸収スペクトルによれば、第１の波長は、６００〜７００ｎｍの範囲を有し、第２の波長は、８００ｎｍ以上の範囲を有する。これらの実施形態における照明源は、ＦＯＶ上に均一の強度を供給するために相当な出力の複数のＬＥＤを使用し得、当該ＦＯＶは、いくつかの実施形態では目標から３２ｃｍの距離をあけた９ｃｍ×９ｃｍに設定される。ＳｐＯ2ソリューションは、概して、ＭＳＰＶソリューションのための標準的なハードウェア設定と干渉しないくらい小さくなければならない。換言すれば、ＭＳＰＶデータを得るために使用される波長は、酸素化パラメータを得るために使用される波長と干渉し得る。したがって、いくつかの実施形態では、光源は、間隔をおいてオン及び／又はオフにされ得、その結果、データの両方のセットを干渉なしに得ることができる。
【０１０２】
[0123]  これらの実施形態では、照明源（光源）は、様々な組合せを採用し得る。２つの実施形態を本明細書で説明するが、本発明の概念の実施形態はこれらに限定されるものではない。第１の実施形態では、多波長エミッタが使用され得る。本発明の概念の実施形態が２つの別個の波長を使用するので、１つのエミッタソリューション内に多波長を収容する能力により、使用される個々のＬＥＤの量を倍増させることが可能となる。これらの実施形態はまた、必要であれば、より高い限度で波長を調整することをもたらす。これらの実施形態で生じ得る欠点は、価格の増加である。多波長設計オプションは、６７０ｎｍ、７７０ｎｍ、８１０ｎｍ、８５０ｎｍ、９５０ｎｍ、及び１３００ｎｍの可変波長を含むが、９５０ｎｍと１３００ｎｍのオプションは必要でない。図２２に示す表１は、本明細書で説明する実施形態により使用され得る多波長オプションを含むＭａｒｋｔｅｃｈ社の様々な照明源を提供する。しかしながら、本発明の概念の実施形態は、この構成に限定されるものではない。
【０１０３】
[0124]  第２の実施形態では、利用可能なＬＥＤの数は半分に分割され、ここで、システム内で、一方の半分が第１の波長を供給し、他方の半分が第２の波長を供給する。この実施形態の利点は、ＬＥＤのユニット当たりの価格の減少と、より単純な電子設計である。欠点は、目標に十分な照明を供給するために、より多くの数のＬＥＤの必要が増すことであり得る。サプライヤから入手可能なＬＥＤソリューションは、可視及びＮＩＲ波長にわたって大きく変わり、６７０ｎｍ、及び７７０ｎｍ〜９８０ｎｍ程度を含み得る。
【０１０４】
[0125]  いくつかの実施形態では、電子回路基板は、ＬＥＤアレイに電力供給するように設計される。電子機器は、プロトタイプデバイス中に実装しやすくできるように、ハウジング構造に設けられ得る。このＬＥＤアレイの制御基板のための回路設計。
【０１０５】
[0126]  次に図２３を参照して、本発明の概念のいくつかの実施形態によるＬＥＤ設計のブロック図を説明する。これらのＬＥＤは、既存のＬＥＤ照明リングをＳｐＯ2照明源と置き換えるように、本発明の概念の実施形態に組み込まれ得る。
【０１０６】
[0127]  次に図２３Ａ及び図２３Ｂを参照して、本発明の概念のいくつかの実施形態によるＬＥＤ ＳｐＯ2リング設計を例示する照明のためのシステム（図２３Ａ）及びその上面図（図２３Ｂ）を説明する。例示するように、本システムは、光学系２３８１、ＭＳＰＶディフューザ２３９３、ＬＥＤ ＳｐＯ2リング２３９０、カメラレンズ２３９１、及び目標２３８３を含む。例示するように、ＬＥＤ ＳｐＯ2リング２３９０は、適所に既にセットされているカメラレンズ２３９１と光学ディフューザ２３９３との間に置かれる。図２３に様々な測定値を例示しているが、本発明の概念の実施形態はこれらに限定されるものではない。
【０１０７】
[0128]  上述のように、様々なＭＳＰＶ波長での撮像は、ＳｐＯ2波長での撮像と干渉し得る。したがって、光源は、両方の特徴が干渉することなく動作できるように様々な間隔でオン／又はオフにされ得る。様々な波長を使用した画像取得のタイミング及び同期がシステムに依存して変わり得ることが理解されよう。本発明の概念のいくつかの実施形態では、同時照明により撮像データが変化するので、撮像取得のタイミング及び同期は、例えば、ＳｐＯ2では１．０秒、ＭＳＰＶでは８．０秒、ＳｐＯ2では１秒であり得る。ＬＥＤ照明のマイクロコントローラデバイスは、いくつかの実施形態では、ＭＳＰＶハードウェア／ソフトウェアにプログラミングされ、組み込まれ得る。
【０１０８】
[0129]  次に図２４を参照して、本発明の概念のいくつかの実施形態による動作を例示するフローチャートを説明する。図２４に例示するように、マルチスペクトル撮像システムを得るための動作が、ブロック２４００において、第１の時間期間にわたって第１の照明を生成するように構成された少なくとも１つの第１の波長を有する少なくとも１つの第１の光源を用いて試料を撮像することによって開始する。いくつかの実施形態では、少なくとも１つの第１の光源は、２つの光源であり得、第１の光源は試料の表面を撮像するように構成され、第２の光源は、その試料に侵入し、侵入した深さからの情報を提供するように構成される。これらの２つの光源は、第１の時間期間、例えば約８秒間、試料を照明し得る。第１の時間期間が満了したかどうかが決定される（ブロック２４１０）。第１の時間期間が満了していない場合（ブロック２４１０）、少なくとも１つの第１の光源が試料を照明し続けるようにブロック２４００において動作が継続する。これに対して、第１の時間期間が満了した場合（ブロック２４１０）、少なくとも１つの第１の光源はオフにされ、試料は、第１の時間期間とは異なる第２の時間期間にわたって少なくとも１つの第２の光源を使用して撮像される（２４２０）。例えば、第２の時間期間は、いくつかの実施形態では約１．０秒であり得る。いくつかの実施形態では、少なくとも第１及び第２の光源は、同時にオンにされないことが理解されよう。これらの光源は、異なる目的の照明をもたらし、それらが同時にオンにされた場合、互いに干渉し得る。
【０１０９】
[0130]  第２の時間期間が満了したかどうかが決定される（ブロック２４３０）。第２の時間期間が満了していない場合（ブロック２４３０）、ブロック２４２０において動作が継続し、少なくとも１つの第２の光源は、試料を照明し続ける。これに対して、第２の時間期間が満了したと決定された場合（ブロック２４３０）、少なくとも１つの第１及び第２の光源に関連する情報が、試料から受信され、組み合わされる（ブロック２４４０）。試料に関連付けられた少なくとも末梢血酸素飽和度（ＳｐＯ2）を示す、試料の合成画像が生成される。したがって、いくつかの実施形態では、波長の第１のセットが、ＭＳＰＶデータを得るように試料を照明するために使用され得、波長の第２のセットが、ＳｐＯ2データを含む他のデータを得るように試料を照明するために使用され得る。述べたように、これらの波長は、最も正確な出力を提供するように異なる時間に試料を照明し得る。
【０１１０】
[0131]  いくつかの実施形態では、光源のうちの１つは、末梢血酸素飽和度（ＳｐＯ2）を決定するために使用される、７００ｎｍから８００ｎｍまでの赤色スペクトルの波長を有し得る。他の実施形態では、ＳｐＯ2データは、本発明の概念の範囲から逸脱することなく、第１及び第２の発光ダイオード（ＬＥＤ）によって提供され得る。
【０１１１】
[0132]  簡潔に上述したように、ＭＰＳＶ＋ＳｐＯ2（両方とも、本発明者らの中核技術及び修正形態を通して比侵襲的に決定される）を組み合わせ、貧血の指標を有することによって、組織レベルで低酸素症を生じさせる可能性のあるもののうちの３つのすべての成分がわかる（低酸素症の診断ではなく、低酸素症の状況でＳｐＯ2単独よりも更に有用である）。これらのパラメータの３つすべてを同時に得ることは、本発明者らの新規の手法それだけを通してＳｐＯ2を得ること以上に新規である。この組み合わせは、低酸素血症状態と低酸素症状態の相違に重要かつ新たな洞察をもたらし得る。
【０１１２】
[0133]  図面及び明細書では、本発明の概念の例示的な実施形態が開示されている。特定の用語が用いられるが、それらは一般的及び記述的な意味のみにおいて使用されており、限定することを目的としておらず、本発明の概念の適用範囲は、以下の特許請求の範囲によって定義される。
【図１Ａ】
2021526907.tif 000018
【図１Ｂ】
2021526907.tif 000019
【図１Ｃ】
2021526907.tif 000020
【図２】
2021526907.tif 000021
【図３】
2021526907.tif 000022
【図４】
2021526907.tif 000023
【図５Ａ】
2021526907.tif 000024
【図５Ｂ】
2021526907.tif 000025
【図６Ａ】
2021526907.tif 000026
【図６Ｂ】
2021526907.tif 000027
【図７Ａ−７Ｂ】
2021526907.tif 000028
【図８Ａ−８Ｂ】
2021526907.tif 000029
【図９Ａ】
2021526907.tif 000030
【図９Ｂ】
2021526907.tif 000031
【図１０Ａ】
2021526907.tif 000032
【図１０Ｂ】
2021526907.tif 000033
【図１０Ｃ】
2021526907.tif 000034
【図１０Ｄ】
2021526907.tif 000035
【図１１Ａ】
2021526907.tif 000036
【図１１Ｂ】
2021526907.tif 000037
【図１１Ｃ】
2021526907.tif 000038
【図１２Ａ】
2021526907.tif 000039
【図１２Ｂ】
2021526907.tif 000040
【図１２Ｃ】
2021526907.tif 000041
【図１２Ｄ】
2021526907.tif 000042
【図１３Ａ】
2021526907.tif 000043
【図１３Ｂ】
2021526907.tif 000044
【図１３Ｃ】
2021526907.tif 000045
【図１３Ｄ】
2021526907.tif 000046
【図１４Ａ】
2021526907.tif 000047
【図１４Ｂ】
2021526907.tif 000048
【図１４Ｃ】
2021526907.tif 000049
【図１４Ｄ】
2021526907.tif 000050
【図１４Ｅ】
2021526907.tif 000051
【図１５Ａ】
2021526907.tif 000052
【図１５Ｂ】
2021526907.tif 000053
【図１６Ａ】
2021526907.tif 000054
【図１６Ｂ】
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【図１７Ａ】
2021526907.tif 000056
【図１７Ｂ】
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【図１８Ａ】
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【図１８Ｂ】
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【図１９Ａ】
2021526907.tif 000060
【図１９Ｂ】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３Ａ】
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【図２３Ｂ】
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【図２４】
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【国際調査報告】
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