JP6373005B2

JP6373005B2 - 動的光トモグラフィーイメージング装置、方法、およびシステム

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Publication number: JP6373005B2
Application number: JP2013538958A
Authority: JP
Inventors: アンドレアスエイチヒールッシャー; マイケルカリル; ラジーブダヤル; イン‐キョンキム; ヒュンコルキム
Original assignee: Columbia University of New York
Current assignee: Columbia University of New York
Priority date: 2010-11-11
Filing date: 2011-11-11
Publication date: 2018-08-15
Anticipated expiration: 2031-11-11
Also published as: EP2637557A2; CN103347439B; US20130289394A1; US11033207B2; KR20140014079A; US9492089B2; CN103347439A; JP2013545543A; US20190282134A1; WO2012065140A2; EP2637557B1; EP2637557A4; US20170027480A1; WO2012065140A3; US10178967B2

Description

［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。

［連邦支援の研究に関する記述］
本発明は、国立衛生研究所（ＮＩＨ）によって授与された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。

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。

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、受信光を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、身体部分の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、カルシウム沈着の局所性の蓄積から成る動脈の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が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歳の被験者の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、患者が切り傷や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が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は侵襲的であり、造影剤は腎毒性があり、従って、重大な医学的併存疾患を持つ患者において有害である。さらに、患者は電離放射線に暴露され、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の判断基準は、通常、非イメージング技術から得られる。末梢脈拍の触診は、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、解剖学的差異、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、血圧監視用の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、より大きな副作用の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、および前肢レ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、速度計測や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の波形を示す。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と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。

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、ハンドヘルド型の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。

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と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。

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。

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で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。

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、光源を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。二枚貝の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に正規化される。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。

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を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。

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（ＬａＶｉｓｉｏｎＧｍｂＨ）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（ＡｅｒｏｆｌｅｘＩｎｔｌ．Ｌｔｄ．）によって変調されるレーザダイオード（ＰｉｃｏｑｕａｎｔＧｍｂＨ）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。検出光を復調させるために、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（ＫｅｎｔｅｃｈＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓＬｔｄ．）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。レーザの変調動作およびインテンシファイアの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、小動物の光学的および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。

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。

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の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、カメラの座標系の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。

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）２８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２３３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２３５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のアレイを継承して、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２３５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２３５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。

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。

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。

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。

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。

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１２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１２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。

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。

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。

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。

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３０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３２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３０並びにシステム２８に動作可能に接続される。

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。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。

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、ブラケット式の接続部材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２７に取り付けられ、ブーツ状の装置２０となる。リング２２〜２４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。

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（ＮｏｒｍａｌｉｚｅｄＤｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｔｉｏｎＭｅｔｈｏｄ）（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。

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。

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。

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２０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、モデルベースの反復画像再構成アルゴリズム、拡散ベースのアルゴリズム、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。

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、光信号の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。

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。

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。

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、Ｓ１０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３Ｄ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の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。

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に図形的に示され、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。

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。

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。

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。

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の資料）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。

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のフィルタリングを行うための融合データの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。

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制約の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。

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、より指数関数的プロファイルを示す。

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。

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。

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内部の光分布の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Ψ_ｄ）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（ｒ_ｓ）、光源位置ｒ_ｓ、および光学バイオマーカーの最初の推測μ_０＝［μ_ｓ，０（ｒ），μ_ａ，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Ψ_ｄ（μ_０）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。

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μ_０＋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μ_０＋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。

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（単位面積当たりのエネルギー）の予測が行われる。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

健常組織と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を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、ヘモグロビンの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。

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。

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。

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。

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。

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。

ＬＥＡＤの特定における光トモグラフィーの有効性を特徴付けるために、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の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。

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。

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）、または組織の固有の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。

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、所与の特徴空間から選ばれた任意次元の特徴ベクトルを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。

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を包含し、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。

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１０４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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

Claims

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システムであって、
検査対象のターゲット身体部分に選択可能な圧力量を与える加圧付与装置を制御するように構成されたコントローラと、
前記コントローラによる制御に適応し、かつ身体部分の末梢身体部分を撮像するように配置され、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構成と、
第１の時間に前記光検出器によって検出された前記光から第１の分離データの時系列を獲得しながら静脈閉塞を生じさせる第１の圧力レベルを与え、第２の時間に、前記光検出器によって検出された前記光から第２の分離データの時系列を獲得しながら動脈閉塞を生じさせる第２の圧力レベルを与える構成と、
前記第１の分離データの時系列から得られる第１のトモグラフィー画像と、前記第２の分離データの時系列から得られる第２のトモグラフィー画像とを生成および表示し、これによって、前記第１の圧力レベルおよび前記第２の圧力レベルに対する前記身体部分の異なる応答の表示を表示する構成と、
を有し、
前記インタフェースモジュールは、円筒形状であり、前記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り、
前記光源および前記光検出器は、複数のリング状列に配置されており、
前記インタフェースモジュールは、前記光源および前記光検出器を含むリング状列を互いに相対的に移動させてリング状列の相互距離間を変えるように構成された接続手段を有し、
前記第１のトモグラフィー画像および前記第２のトモグラフィー画像は、前記身体部分の断面またはボリュームの表示を含み、前記身体部分の他の部分と比較して、色または輝度を用いて血液量、血流、またはヘモグロビンを視覚的に定量化し、
前記加圧付与装置によって加えられる圧力の量、及び加圧後に起こる圧力解放のタイミングは、前記コントローラによって制御される
ことを特徴とする光トモグラフィーイメージングシステム。
前記第１のトモグラフィー画像および前記第２のトモグラフィー画像は、血液の灌流率を表すことを特徴とする請求項１に記載の光トモグラフィーイメージングシステム。
前記第１のトモグラフィー画像および前記第２のトモグラフィー画像は、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ことを特徴とする請求項１に記載の光トモグラフィーイメージングシステム。
前記第１のトモグラフィー画像および前記第２のトモグラフィー画像は、血液量を表すことを特徴とする請求項１に記載の光トモグラフィーイメージングシステム。
前記光源は、近赤外線を発するように構成されていることを特徴とする請求項１に記載の光トモグラフィーイメージングシステム。
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ことを特徴とする請求項１に記載の光トモグラフィーイメージングシステム。
前記インタフェースモジュールは、前記光源および前記光検出器が互いに相対的に移動することを可能にすることによって、身体の異なる部分を検査可能にし、或いは異なるサイズの身体部分に適合したことを特徴とする請求項１に記載の光トモグラフィーイメージングシステム。
前記光源および前記光検出器が光ファイバを含むことを特徴とする請求項１〜７の何れか一項に記載の光トモグラフィーイメージングシステム。
前記光ファイバは、前記身体部分と直接接触し、或いは、前記光源および前記光検出器は、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ことを特徴とする請求項８に記載の光トモグラフィーイメージングシステム。
前記コントローラは、前記応答の強度対時間を表す曲線を生成および表示することを特徴とする請求項１〜９の何れか一項に記載の光トモグラフィーイメージングシステム。