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特許7592871血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングを提供するためのデバイス、方法及びシステム
(19)【発行国】日本国特許庁(JP)
(12)【公報種別】特許公報(B2)
(11)【特許番号】
(24)【登録日】2024-11-22
(45)【発行日】2024-12-02
(54)【発明の名称】血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングを提供するためのデバイス、方法及びシステム
(51)【国際特許分類】
A61B 5/026 20060101AFI20241125BHJP
【ＦＩ】
A61B5/026 120
【請求項の数】
15
(21)【出願番号】P 2023537003
(86)(22)【出願日】2021-12-07
(65)【公表番号】
(43)【公表日】2024-01-15
(86)【国際出願番号】 EP2021084611
(87)【国際公開番号】W WO2022128637
(87)【国際公開日】2022-06-23
【審査請求日】2024-04-04
(31)【優先権主張番号】20214843.3
(32)【優先日】2020-12-17
(33)【優先権主張国・地域又は機関】EP
【早期審査対象出願】
(73)【特許権者】
【識別番号】590000248
【氏名又は名称】コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ
【氏名又は名称原語表記】Ｋｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ．
【住所又は居所原語表記】Ｈｉｇｈ Ｔｅｃｈ Ｃａｍｐｕｓ ５２， ５６５６ ＡＧ Ｅｉｎｄｈｏｖｅｎ，Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ
(74)【代理人】
【識別番号】110001690
【氏名又は名称】弁理士法人Ｍ＆Ｓパートナーズ
(72)【発明者】
【氏名】フェルクレイセ ウィレム
(72)【発明者】
【氏名】ファン ガステル マーク ヨセフス ヘンリクス
(72)【発明者】
【氏名】ファン ダルフセン エイジ ヨヘム
【審査官】▲高▼原 悠佑
(56)【参考文献】
【文献】国際公開第２０１８／１４８７０１（ＷＯ，Ａ１）
【文献】特表２０１９－５２４２９５（ＪＰ，Ａ）
【文献】特表２０１８－５１４２４４（ＪＰ，Ａ）
【文献】国際公開第２０１６／１３５８１８（ＷＯ，Ａ１）
(58)【調査した分野】(Int.Cl.，ＤＢ名)
Ａ６１Ｂ ５／０２ －５／０３
Ａ６１Ｂ ５／１４５－５／１４６４
(57)【特許請求の範囲】
【請求項1】
対象者の皮膚領域における心臓誘発性の血液の動きによって誘発される血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングを提供するデバイスであって、前記デバイスが、処理ユニットを備え、前記処理ユニットが、前記皮膚領域を通して透過された又は前記皮膚領域から反射された、検出された電磁放射線から導出されたデータストリームを取得することであって、前記データストリームが、前記皮膚領域の複数の皮膚ピクセルに対する皮膚ピクセル単位のデータ信号を含み、第１のデータストリームが、パターン化された照射をされた前記皮膚領域の照射スポットから離れた前記皮膚領域から反射された電磁放射線から導出され、第２のデータストリームが、パターン化された照射及び／又は均一な照射をされた前記皮膚領域を通して透過された又は前記皮膚領域から反射された電磁放射線の空間積分から導出される、取得することと、
前記第１のデータストリームの前記データ信号を、前記第２のデータストリームの前記データ信号によって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で除算することによって、前記第１のデータストリーム及び前記第２のデータストリームの前記データ信号から、光学的深さ指標を、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で決定することであって、前記光学的深さ指標が前記皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループにおける前記皮膚領域内の血流の深さを示す、決定することと、
決定された前記光学的深さ指標から、前記複数の皮膚ピクセルを含む前記皮膚領域の光学的深さ指標画像マップを作成することと、
前記第２のデータストリームの前記データ信号の振幅から、前記複数の皮膚ピクセルを含む前記皮膚領域の振幅画像マップを作成することと、
前記第２のデータストリームの前記データ信号の前記振幅を、決定された前記光学的深さ指標によって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で補正することによって、前記振幅画像マップを補正することと
を行う、デバイス。
【請求項2】
前記処理ユニットが、決定された前記光学的深さ指標から前記皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループにおける前記皮膚領域内の前記血流の信号源深さを推定することと、前記第２のデータストリームの前記データ信号の前記振幅を、前記血流の推定された前記信号源深さによって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で補正することとを行うことによって前記振幅画像マップを補正する、請求項１に記載のデバイス。
【請求項3】
前記第２のデータストリームの前記データ信号の前記振幅が、ｅｘｐ（－２μａＳＤ）に比例し、ここで、μａが、所定の組織減衰係数であり、ＳＤが、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループにおける前記皮膚領域内の前記血液の動きの推定された前記信号源深さである、請求項２に記載のデバイス。
【請求項4】
前記処理ユニットが、パターン化された照射の場合に、前記第２のデータストリームの前記データ信号を、前記皮膚領域を通して透過された又は前記皮膚領域から反射された前記電磁放射線の空間積分によって導出する、請求項１から３のいずれか一項に記載のデバイス。
【請求項5】
前記第１及び第２のデータストリームの前記データ信号が時間変動するＡＣ成分と固定のＤＣ成分とを含み、前記処理ユニットが、前記第２のデータストリームの前記データ信号の前記時間変動するＡＣ成分と前記固定のＤＣ成分との比を、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で決定することによって前記振幅画像マップを作成する、請求項１から４のいずれか一項に記載のデバイス。
【請求項6】
前記処理ユニットが、前記第１のデータストリームの前記データ信号の前記時間変動するＡＣ成分と前記固定のＤＣ成分との比を、前記第２のデータストリームの前記データ信号の前記時間変動するＡＣ成分と前記固定のＤＣ成分との前記比によって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で除算することによって、前記第１及び第２のデータストリームの前記データ信号から、前記光学的深さ指標を、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で決定する、請求項５に記載のデバイス。
【請求項7】
前記処理ユニットが、前記皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループと前記パターン化された照射の照射スポットとの間の所定のラジアル距離において前記第１のデータストリームの前記データ信号の前記時間変動するＡＣ成分と前記固定のＤＣ成分との前記比の値を選択することによって、前記光学的深さ指標を、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位でさらに決定する、請求項６に記載のデバイス。
【請求項8】
前記第１及び第２のデータストリームの前記データ信号が、脈動成分及び／又は固定成分を含み、前記脈動成分が、前記皮膚領域の血管における前記心臓誘発性の脈動性の血液の動きを表し、前記固定成分が、前記皮膚領域の血管における平均化された非脈動性の血液の動きを表し、前記処理ユニットが、前記第２のデータストリームの前記データ信号の前記脈動成分又は前記固定成分から前記振幅画像マップを作成する、請求項１から４のいずれか一項に記載のデバイス。
【請求項9】
前記処理ユニットが、ｉ）前記第１のデータストリームの前記データ信号の前記脈動成分を、前記第２のデータストリームの前記データ信号の前記脈動成分によって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で除算すること、又は、
ｉｉ）前記第１のデータストリームの前記データ信号の前記固定成分を、前記第２のデータストリームの前記データ信号の前記固定成分によって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で除算すること
を行うことによって、前記第１及び第２のデータストリームの前記データ信号から、前記光学的深さ指標を、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で決定する、請求項８に記載のデバイス。
【請求項10】
前記処理ユニットが、前記皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループと前記パターン化された照射の照射スポットとの間の所定のラジアル距離において前記第１のデータストリームの前記データ信号の前記脈動成分又は前記固定成分の値を選択することによって、前記光学的深さ指標を、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位でさらに決定する、請求項９に記載のデバイス。
【請求項11】
対象者の皮膚領域における心臓誘発性の血液の動きによって誘発される血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングを提供するためのシステムであって、電磁放射線の狭い放射ビームを出射する、照射ユニットと、
前記照射ユニットによって出射された前記電磁放射線を拡散させて、前記対象者の前記皮膚領域を均一に、且つ／又はパターン化された照射によって照射する、光拡散器と、
前記対象者の前記皮膚領域を通して透過された又は前記皮膚領域から反射された前記電磁放射線を検出すると共に、検出された前記電磁放射線からデータストリームを導出する、イメージングユニットと、
取得された前記データストリームから、前記対象者の前記皮膚領域における前記心臓誘発性の血液の動きによって誘発される前記血液灌流の前記１つ又は複数の様相の前記イメージングを提供するための、請求項１から１０のいずれか一項に記載のデバイスと
を備える、システム。
【請求項12】
前記イメージングユニットが、少なくとも２つの異なる波長チャネルを提供するフィルタを含む、光センシングアレイ、特に２次元画像センサを備え、前記照射ユニットが、前記少なくとも２つの異なる波長チャネルにおける光で前記対象者の前記皮膚領域を照射するための前記電磁放射線を出射する、
請求項１１に記載のシステム。
【請求項13】
対象者の皮膚領域における心臓誘発性の血液の動きによって誘発される血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングを提供するためのシステムであって、電磁放射線のパターンを出射してパターン化された照射によって前記対象者の前記皮膚領域を照射することで、前記第１のデータストリーム及び前記第２のデータストリームのうち、少なくとも前記第１のデータストリームを取得するための第１の照射ユニットと、
均一な照射プロファイルを出射して前記対象者の前記皮膚領域を均一に照射することで、前記第２のデータストリームを取得するための第２の照射ユニットと、
前記対象者の前記皮膚領域を通して透過された又は前記皮膚領域から反射された前記電磁放射線を検出すると共に、検出された前記電磁放射線からデータストリームを導出する、イメージングユニットと、
取得された前記データストリームから、前記対象者の前記皮膚領域における前記心臓誘発性の血液の動きによって誘発される前記血液灌流の前記１つ又は複数の様相の前記イメージングを提供するための、請求項１から１０のいずれか一項に記載のデバイスと
を備える、システム。
【請求項14】
対象者の皮膚領域における心臓誘発性の血液の動きによって誘発される血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングを提供する、コンピュータ実施される方法であって、前記方法は、前記皮膚領域を通して透過された又は前記皮膚領域から反射された、検出された電磁放射線から導出されたデータストリームを取得するステップであって、前記データストリームが、前記皮膚領域の複数の皮膚ピクセルに対する皮膚ピクセル単位のデータ信号を含み、第１のデータストリームが、パターン化された照射をされた前記皮膚領域の照射スポットから離れた前記皮膚領域から反射された電磁放射線から導出され、第２のデータストリームが、パターン化された照射及び／又は均一な照射をされた前記皮膚領域を通して透過された又は前記皮膚領域から反射された電磁放射線の空間積分から導出される、取得するステップと、
前記第１のデータストリームの前記データ信号を、前記第２のデータストリームの前記データ信号によって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で除算することによって、前記第１のデータストリーム及び前記第２のデータストリームの前記データ信号から、光学的深さ指標を、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で決定するステップであって、前記光学的深さ指標が、前記皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループにおける前記皮膚領域内の血流の深さを示す、決定するステップと、
決定された前記光学的深さ指標から、前記複数の皮膚ピクセルを含む前記皮膚領域の光学的深さ指標画像マップを作成するステップと、
前記第２のデータストリームの前記データ信号の振幅から、前記複数の皮膚ピクセルを含む前記皮膚領域の振幅画像マップを作成するステップと、
前記第２のデータストリームの前記データ信号の前記振幅を、決定された前記光学的深さ指標によって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で補正することによって、前記振幅画像マップを補正するステップと
を有する、方法。
【請求項15】
コンピュータ上で実行されると、前記コンピュータに請求項１４に記載の方法のステップを実行させるためのプログラムコード手段を備える、コンピュータプログラム。【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【0001】
本発明は、対象者の皮膚領域における心臓誘発性の血液の動きによって誘発される血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングを提供するためのデバイス、方法及びシステムに関する。
【背景技術】
【0002】
血液灌流のイメージングは、組織の微小循環（毛細管、細静脈、細動脈）に関する情報へのアクセスをもたらし、抹消動脈疾患（ＰＡＤ）及び重症虚血肢（ＣＬＩ）などの血管疾患の診断及び治療的管理において非常に重要である。特に血管外科医及び画像下治療医は、医療を向上させるための血流の術前及び術後モニタリングに関心を示している。
【0003】
現行の灌流イメージングシステムは、典型的に、フォトプレチスモグラフィイメージング（ＰＰＧＩ）又はスペックルコントラストイメージング（ＳＣＩ）に基づいている。両イメージング技法は、複数の類似点を持つが、いくつかの違いもある。
【0004】
ＰＰＧは、一般に、臓器又は身体部位のボリューム変化の測定を指し、特に、心拍ごとに対象者の身体を通って進む心血管脈動によるボリューム変化の検出を指す。より具体的には、ＰＰＧは、関心エリア又はボリューム（皮膚領域など）の光反射率又は光透過率の経時変化を評価する光学測定技法であり、血液が周囲組織よりも光を吸収するという原理に基づいている。したがって、心拍ごとの血液ボリュームの変動は、対応して透過率又は反射率に影響を及ぼす。ＰＰＧイメージング（ＰＰＧＩ）に関するさらなる詳細は、例えば、Ｖｅｒｋｒｕｙｓｓｅら、「Ｒｅｍｏｔｅ ｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｉｃ ｉｍａｇｉｎｇ ｕｓｉｎｇ ａｍｂｉｅｎｔ ｌｉｇｈｔ」、Ｏｐｔ． Ｅｘｐｒｅｓｓ １６（２６）、２００８において見つけることができる。
【0005】
また、ＳＣＩは、レーザスペックルイメージングを使用して、血流及び／又は血流における変化を測定する光学測定技法である。レーザ光が、関心拡散エリア又はボリュームを照射すると、スペックルパターンとして知られるランダムな干渉効果を生ずる。物体内に運動がある場合、スペックルの強度が変動し、また、スペックルパターンの変動と、生体内の散乱中心の運動、例えば、赤血球細胞の運動との間には関連性がある。経時的なスペックルコントラスト画像から関心領域を平均化することで、ＰＰＧと同様に、心拍数及び呼吸数をモニタリングすることが可能となる。ＰＰＧとＳＣとの間の違い及び類似点に関するさらなる詳細は、例えば、Ｄｕｎｎら、「Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ ｏｆ ｓｐｅｃｋｌｅｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｉｃ （ＳＰＧ） ａｎｄ ｐｈｏｔｏｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｉｃ （ＰＰＧ） ｉｍａｇｉｎｇ ｂｙ Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏ ｓｉｍｕｌａｔｉｏｎｓ ａｎｄ ｉｎ ｖｉｖｏ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ」、Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ Ｅｘｐｒｅｓｓ ９（９）、２０１８において見つけることができる。
【0006】
ＷＯ２０１８／１４８７０１Ａ１は、バイタルボディサインなどの生体の特性を非侵襲的にモニタリングするための、フォトプレチスモグラフィセンサなどのセンサを開示している。このセンサは、基板に配置された複数の光源と、光源から探査領域まで光を伝達するための光プロービングチャネルのアレイとを備える。ディテクタピクセルのアレイの各ディテクタピクセルは、探査領域のサブ領域との相互作用及び空間フィルタリング後にそれぞれの光検出チャネルから光を受け取り、対応するピクセル信号を生成する。プロセッサは、少なくとも複数のピクセル信号に基づいてバイタルボディサインの値を導出する。
【0007】
米国特許出願公開第２０１９／１７５０３０（Ａ１）号は、血管硬化又は低心拍出量に起因してＰＰＧ信号が低下することがあり、したがって、ＰＰＧ測定値に曖昧さが存在するという問題に対処する、対象者の末梢動脈灌流のモニタリングのためのデバイス、システム及び方法に関する。
【0008】
ＰＰＧＩ及びＳＣＩによって作り出される画像は、典型的には、調査される皮膚領域における血液の動きによって誘発される灌流に比例する擬色を示唆している。しかしながら、これらの画像に対して生じる問題は、信号源、すなわち、ＰＰＧにおけるボリューム脈動性の発生源又はＳＣにおける血流の発生源が未知であるため、無視できない曖昧さが存在するということである。ベールの減衰の法則によれば、信号源深さに対する信号依存性は、指数関数的であるため、擬色画像の解釈は非常に困難である。これは、ＰＰＧ及びＳＣ画像における擬色が、深さ積分された（非線形的に重み付けられた）灌流信号を表しているため、ユーザが灌流画像を正確に解釈することが困難であるということを意味する。したがって、臨床医は、この曖昧さを容易に解決することはできず、このことが、これまでのところ、ＰＰＧ及びＳＣＩイメージングシステムの商業的成功を限定的なものにしている。
【0009】
これらの理由により、血液灌流イメージングを改善するために、ＰＰＧ及びＳＣＩの両方に対して、この曖昧さをどのように解決し得るかについての可能性を提供することが必要とされている。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【0010】
本発明の目的は、ユーザに対して、特に擬色マップなどの画像マップの解釈及び精度を容易にするために、ＳＣＩ及びＰＰＧＩを改善するための手段を提供することである。これはまた、血管外科医及び画像下治療医などの医療スタッフのための一般的なツールとなることで、ＳＣＩ及びＰＰＧＩシステムのより多くの商業的な成功をもたらす。
【課題を解決するための手段】
【0011】
本発明の第１の態様では、対象者の皮膚領域における心臓誘発性の血液の動きによって誘発される血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングを提供するためのデバイスが提示される。前記デバイスは、処理ユニットを備え、この処理ユニットは、
皮膚領域を通して透過された又は皮膚領域から反射された検出された電磁放射線から導出されたデータストリームを取得することであって、前記データストリームが皮膚領域の複数の皮膚ピクセルに対する皮膚ピクセル単位のデータ信号を含み、第１のデータストリームが、皮膚領域のパターン化された照射から導出され、第２のデータストリームが、皮膚領域のパターン化された照射及び／又は均一な照射から導出される、取得することと、
第１のデータストリームのデータ信号を、第２のデータストリームのデータ信号によって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で除算することによって、第１のデータストリーム及び第２のデータストリームのデータ信号から、光学的深さ指標（ＯＤＩ）を、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で決定することであって、ＯＤＩが皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループにおける皮膚領域内の血流の深さを示す、決定することと、
決定されたＯＤＩから、複数の皮膚ピクセルを含む皮膚領域のＯＤＩ画像マップを作成することと、
第２のデータストリームのデータ信号の振幅から、複数の皮膚ピクセルを含む皮膚領域の振幅画像マップを作成することと、
第２のデータストリームのデータ信号の振幅を、決定されたＯＤＩによって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で補正することによって、振幅画像マップを補正することと
を行うように構成されている。
皮膚領域を通して透過された又は皮膚領域から反射された検出された電磁放射線から導出されたデータストリームを取得することであって、前記データストリームが皮膚領域の複数の皮膚ピクセルに対する皮膚ピクセル単位のデータ信号を含み、第１のデータストリームが、皮膚領域のパターン化された照射から導出され、第２のデータストリームが、皮膚領域のパターン化された照射及び／又は均一な照射から導出される、取得することと、
第１のデータストリームのデータ信号を、第２のデータストリームのデータ信号によって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で除算することによって、第１のデータストリーム及び第２のデータストリームのデータ信号から、光学的深さ指標（ＯＤＩ）を、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で決定することであって、ＯＤＩが皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループにおける皮膚領域内の血流の深さを示す、決定することと、
決定されたＯＤＩから、複数の皮膚ピクセルを含む皮膚領域のＯＤＩ画像マップを作成することと、
第２のデータストリームのデータ信号の振幅から、複数の皮膚ピクセルを含む皮膚領域の振幅画像マップを作成することと、
第２のデータストリームのデータ信号の振幅を、決定されたＯＤＩによって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で補正することによって、振幅画像マップを補正することと
を行うように構成されている。
【0012】
本発明の別の態様では、対象者の皮膚領域における心臓誘発性の血液の動きによって誘発される血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングを提供するためのシステムが提供される。前記システムは、
電磁放射線の狭い放射ビームを出射するように構成された照射ユニットと、
照射ユニットによって出射された電磁放射線を拡散させて対象者の皮膚領域を均一に且つ／又はパターン化された照射によって照射するように構成された光拡散器と、
対象者の皮膚領域を通して透過された又は皮膚領域から反射された電磁放射線を検出すると共に、検出された電磁放射線からデータストリームを導出するように構成されたイメージングユニットと、
上で定義されたデバイスと
を備える。
電磁放射線の狭い放射ビームを出射するように構成された照射ユニットと、
照射ユニットによって出射された電磁放射線を拡散させて対象者の皮膚領域を均一に且つ／又はパターン化された照射によって照射するように構成された光拡散器と、
対象者の皮膚領域を通して透過された又は皮膚領域から反射された電磁放射線を検出すると共に、検出された電磁放射線からデータストリームを導出するように構成されたイメージングユニットと、
上で定義されたデバイスと
を備える。
【0013】
代替として、本発明の別の態様では、
電磁放射線のパターンを出射してパターン化された照射によって対象者の皮膚領域を照射するように構成された第１の照射ユニットと、
均一な照射プロファイルを出射して対象者の皮膚領域を均一に照射するように構成された第２の照射ユニットと、
対象者の皮膚領域を通して透過された又は皮膚領域から反射された電磁放射線を検出すると共に、検出された電磁放射線からデータストリームを導出するように構成されたイメージングユニットと、
本明細書で開示されるデバイスと
を備えるシステムが提供される。
電磁放射線のパターンを出射してパターン化された照射によって対象者の皮膚領域を照射するように構成された第１の照射ユニットと、
均一な照射プロファイルを出射して対象者の皮膚領域を均一に照射するように構成された第２の照射ユニットと、
対象者の皮膚領域を通して透過された又は皮膚領域から反射された電磁放射線を検出すると共に、検出された電磁放射線からデータストリームを導出するように構成されたイメージングユニットと、
本明細書で開示されるデバイスと
を備えるシステムが提供される。
【0014】
本発明のさらなる態様では、対応する方法と、コンピュータプログラムであって、前記コンピュータプログラムがコンピュータ上で実行されると、コンピュータに本明細書で開示される方法のステップを実行させるためのプログラムコード手段を備える、コンピュータプログラム、並びに、プロセッサによって実行されると、本明細書で開示される方法を実行させるコンピュータプログラム製品を内部に記憶する非一時的コンピュータ可読記録媒体とが提供される。
【0015】
本発明の好ましい実施形態は、従属請求項において定義される。特許請求される方法、システム、コンピュータプログラム及び媒体は、特許請求されるデバイス、特に従属請求項において定義され、本明細書で開示されるデバイスと類似及び／又は同一の好ましい実施形態を含むということを理解されたい。
【0016】
本発明は、信号源（ＰＰＧにおけるボリューム脈動性及びＳＣにおける血流）が未知であることによる、ＰＰＧＩとＳＣＩの両方に存在する無視できない曖昧さが、信号源の深さが決定されるという点で解決されるというアイデアに基づいている。これにより、対象者の皮膚領域における心臓誘発性の血液の動きによって誘発される血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングがより高い品質で可能にされる。これらの様相は、例えば、調査される皮膚領域におけるボリューム脈動性又は血流である。
【0017】
画像は、例えば、デバイスの処理ユニットに接続されるディスプレイユニットに表示される。しかしながら、処理ユニットは、血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングを提供するために、その前の全ての処理を単独で行う。
【0018】
上述したように、最先端のＰＰＧＩ及びＳＣＩで生じる１つの問題は、擬色が深さ積分された（非線形的に重み付けられた）灌流信号を表すというものであり、したがって、本発明は、ＰＰＧＩ又はＳＣＩ信号源の支配的な光学的深さの式である光学的深さ指標（ＯＤＩ）の使用が、ＰＰＧＩ及びＳＣＩの顕著な改善を可能にするという洞察に基づいている。
【0019】
このＯＤＩを決定するために、２つの異なるタイプの測定が必要であるということが分かった。第１のタイプの測定である広視野イメージングが、対象者の皮膚領域が均一に照射されるという原理（広視野露光）に基づいており、ＰＰＧ又はＳＣ信号が同じ皮膚領域にわたって測定されるため、これらの２つの異なるタイプは、以下で「広視野イメージング」及び「ラジアルイメージング」とも呼ばれる。このタイプの測定は、約１０年前からカメラモードにおいて一般的に使用されている（例えば、Ｖｅｒｋｒｕｙｓｓｅら、「Ｒｅｍｏｔｅ ｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｉｃ ｉｍａｇｉｎｇ ｕｓｉｎｇ ａｍｂｉｅｎｔ ｌｉｇｈｔ」、Ｏｐｔ． Ｅｘｐｒｅｓｓ １６（２６）、２００８、又はＹ． Ｓｕｎ及びＮ． Ｔｈａｋｏｒ、「Ｐｈｏｔｏｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｙ ｒｅｖｉｓｉｔｅｄ： ｆｒｏｍ ｃｏｎｔａｃｔ ｔｏ ｎｏｎｃｏｎｔａｃｔ， ｆｒｏｍ ｐｏｉｎｔ ｔｏ ｉｍａｇｉｎｇ」、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ Ｂｉｏｍｅｄ Ｅｎｇ． ６３（３）、２０１６を参照されたい）。
【0020】
皮膚領域のパターン化又は構造化された照射から反射されて戻った光の空間積分は、広視野イメージングのために使用することもでき、皮膚領域は、広視野イメージングの場合に必ずしも均一に照射されることはないということに留意されたい。また、スポット照射（すなわち、対象者の皮膚領域上の１つのレーザスポット）を使用して、皮膚領域から反射されて戻った全ての光の空間積分を決定することだけであっても、広視野イメージングには好適となる。したがって、「パターン化された照射」という表現は、本発明による単一のスポット（例えば、レーザスポット）を用いた照射である場合もある。しかしながら、多くの場合、均一な照射は調査される皮膚領域上の均一な光分布を確実にするため、広視野イメージングには均一な照射を使用することが好ましい。
【0021】
もう一方のタイプの測定であるラジアルイメージングは、皮膚領域が均一に照射されるのではなく、パターン化された照射によって照射されるという原理に基づいているが、やはり、これも単一のスポット（例えば、レーザスポット）を用いて皮膚領域を照射する可能性を含む。パターンは、例えば、対象者の皮膚領域上の複数のレーザスポットによって引き起こされてもよいし、大幅な空間強度変動を伴うどのような照射パターンであってもよい。均一な照射を使用することと比較して、パターン化された照射の使用はより小さい面積により多くの光強度が集められるため、数ピクセル内により強い信号強度を得るという利点をもたらし、これは、信号対雑音比がより小さいため、より正確なＳＣ及びＰＰＧ信号を取得することについても好適である。
【0022】
広視野イメージングの典型的な問題は、一部の組織において、広視野信号が小さすぎるために測定できないということである（例えば、腕又は脚の下）。これは、細動脈が深すぎることによる可能性が高い。（侵入深さが他のスペクトル範囲よりも大きいことが知られている赤及び赤外スペクトル範囲であっても）これらの深さに到達する低量の光は、より浅い皮膚の深さから再出射されるはるかに高い強度の光によって圧倒される。そのような場合、信号が小さすぎ、例えば、ディテクタのノイズ及び／又は照射ノイズによって圧倒される。ラジアルイメージングは、僅かな皮膚ピクセル上に大量の光強度を提供するため、広視野及びラジアルイメージングの両方を使用することによって、イメージングにおけるこの問題も本発明によって解決される。これは、組織内の電磁放射線のより大きな侵入深さとより強い信号強度とをもたらす。
【0023】
両測定（広視野及びラジアルイメージング）から取得されるデータ信号を組み合わせることで、ＰＰＧ及びＳＣ信号がもたらされる深さについて解決が可能となることが分かった。これは、従来技術のシステムと比較して大きな利点である。なぜなら、これらの従来のイメージングシステムは、例えば、比較的深い信号源（例えば、表皮下０．５ｍｍ）が、表皮のはるかに近くに位置する（例えば、表皮下０．１ｍｍ）はるかに小さい灌流を伴うより浅い血管床と同じ信号強度を与えるということを示唆しているからである。
【0024】
これに関連して、本発明に従って作成済みのＯＤＩマップは、皮膚領域にわたる脈動性及び非脈動性の血液の動きの異なる深さを調査することを可能にするため、調査される皮膚領域における血液の動きに関する多くの洞察を与える。
【0025】
本発明によれば、信号源の深さに関するこれらの新たな洞察は、皮膚領域にわたる広視野ＰＰＧ又は広視野ＳＣ信号の振幅の空間分布を表す従来の振幅画像マップを補正するために使用される。これにより、補正された振幅画像マップは、当技術分野で知られている従来の画像マップよりもはるかに正確な測定結果を提供する。したがって、臨床医などのユーザは、特定の皮膚ピクセルにおいて、別の皮膚ピクセルよりも組織が良好に灌流されているかどうかを、これらの両ロケーションが最初は同じ灌流強度を持つように見える（ただし実際にはそうでない）にも関わらず、判別することができる。
【0026】
ＰＰＧＩにおいて、提案された技法は、信号源（脈動ボリュームを持つ血管）に関して信号源深さ補正画像マップを提供する。ＳＣＩにおいて、提案された技法は、信号の２つの成分、すなわち、脈動性の血流及び一定な血流に対して信号源深さ補正画像マップを提供する。これについては、後でより詳細に説明する。
【0027】
一実施形態によれば、処理ユニットは、決定されたＯＤＩから、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループにおける皮膚領域内の血流の深さを推定することによって振幅画像マップを補正するように構成されている。上述したように、ＯＤＩは、各皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループにおけるＰＰＧ又はＳＣ信号源の支配的又は特性的な光学的深さの式である。したがって、これらのＯＤＩは、信号源の物理的深さの直接的な式ではない。しかしながら、これらの信号（ＰＰＧ信号又はＳＣ信号）が到来する光学的深さを推定するためにこれらのＯＤＩを使用できることが分かった。この場合、処理ユニットは、第２のデータストリームのデータ信号の振幅を、血流の推定された信号源深さによって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で補正することによって振幅画像マップを補正するように構成されている。
【0028】
典型的には、第２のデータストリームのデータ信号の振幅は、ｅｘｐ（－２μａＳＤ）に比例し、ここで、μａは、所定の組織減衰係数であり、ＳＤは、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループにおける皮膚領域内の血液の動きの推定された信号源深さである。これは、信号強度がベールの法則に従うことを表している。ベールの法則は、光の減衰を、光が中を通って進む物質の特性と関連付け、表皮下の比較的深い位置から生じた信号が、表皮にはるかに近い位置から生じた信号よりもはるかに多く減衰されるということを反映している。また、この法則は、ＰＰＧ又はＳＣ信号源が未知であるとなぜ無視できない曖昧さが存在するのかについても反映している。すなわち、信号源深さＳＤに対する信号依存性が指数関数的であること、及びこの非線形的な依存性が深さ情報の欠如により灌流マップの解釈を困難にしていることである。従来のＰＰＧＩ及びＳＣＩでしばしば生じるこの問題は、これにより解決される。
【0029】
大きい信号源深さＳＤが測定された信号の大きい減衰をもたらすことを定義するベールの法則により、大きい信号源深さがＯＤＩから推定される場合、第２のデータストリームのデータ信号の振幅は、振幅を増大させることによって補正される。なぜなら、この場合、低信号振幅は、おそらく低脈動性ではなく大きい減衰効果によるからである。一方、小さい信号源深さがＯＤＩから推定される場合、第２のデータストリームのデータ信号の振幅は、振幅を低下させることによって補正される。別の代替的な可能性は、減衰効果を補償するために、小さい信号源深さから生じる振幅よりも強い、大きい信号源深さから生じる振幅を補正することである。この補正は、振幅の増大又は低下のいずれかとすることができる。
【0030】
また、ＯＤＩは、測定のために使用される波長に依存するということに留意されたい。しかしながら、結果として得られるＯＤＩマップは、少なくとも理想的には、もはや波長依存的ではなく、これにより、従来の灌流マップのさらに別の曖昧さを排除する。これは、ＯＤＩが暗黙的に波長依存的であるからである。ＯＤＩに対して補正されたＰＰＧＩ及びＳＣＩマップは、少なくとも理想的には、もはや波長依存的ではない。
【0031】
パターン化された照射、すなわち、ドット、円、線などのパターンによって調査される皮膚領域を照射することによって広視野イメージング測定が実行される場合、好ましくは、皮膚領域を通して透過された又は皮膚領域から反射された電磁放射線の空間積分によって、第２の検出信号が処理ユニットによって導出される。したがって、第２のデータストリームのデータ信号は、例えば、カメラから処理ユニットへ送信された生画像データストリームからそのようなやり方で取得される。
【0032】
上述したように、本発明は、ＰＰＧＩ並びにＳＣＩに関連している。しかしながら、両光学測定技法は、異なっており、また、２つの測定技法に対するデータ信号の処理が異なっている。これについて、以下で説明する。まずＰＰＧ測定の場合にデータ信号がどのように処理されるのかについて説明した後、ＳＣ測定の場合にデータ信号がどのように処理されるのかについての説明を行う。
【0033】
当技術分野で知られているように、ＰＰＧ信号は、２つの成分、すなわち、１つの交流（ＡＣ）成分と１つの直流（ＤＣ）成分とを含む。ＡＣ成分は、脈動血流に依存しており、したがって、脈拍と同一の周波数で変動する。ＡＣ成分は、脈動血液と直接的に関係しているため、血液灌流を推定するために使用することができる。ＤＣ成分は、準固定であり、脈動血液に加えて、組織を構成するものに関連している。したがって、ＰＰＧ測定の場合、第１及び第２のデータストリームのデータ信号は、時間変動するＡＣ成分と固定のＤＣ成分とを含む。ＰＰＧ測定の場合、処理ユニットは、好ましくは、第２のデータストリームのデータ信号の、時間変動するＡＣ成分と固定のＤＣ成分との比を、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で決定することによって振幅画像マップを作成するように構成されている。
【0034】
また、データ信号がＰＰＧ測定から導出される場合、処理ユニットは、第１のデータストリームのデータ信号の時間変動するＡＣ成分と固定のＤＣ成分との比を、第２のデータストリームのデータ信号の時間変動するＡＣ成分と固定のＤＣ成分との比によって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で除算することによって、第１及び第２のデータストリームのデータ信号から、ＯＤＩを、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で決定するように構成される。したがって、ＯＤＩは、ラジアルＰＰＧ信号のＡＣ成分とＤＣ成分との比を取り、それを、広視野ＰＰＧ信号のＡＣ成分とＤＣ成分との比によって除算することにより算出される。
【0035】
一実施形態によれば、処理ユニットは、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループと、パターン化された照射の照射スポットとの間の所定のラジアル距離において、第１のデータストリームのデータ信号の時間変動するＡＣ成分と固定のＤＣ成分と比の値を選択することによって、ＯＤＩを、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で決定するようにさらに構成される。皮膚領域上に複数の照射スポットがあるパターン化された照射の場合、これらのラジアル距離は、皮膚ピクセルと、それらの最も近い照射スポットとの間の距離となる。すなわち、ラジアル距離は、１つの照射スポットと対応する皮膚ピクセルとの間の最短距離を指す。好ましくは、これらのラジアル距離は、短い波長の場合（緑色光など）には数ミリメートル、より大きい波長の場合（赤色光など）には最大数センチメートルなど、０よりも大幅に大きい。データ信号が、ＳＣ測定から導出される場合、データ信号の処理が異なる。これについて、以下で説明する。
【0036】
ＳＣＩは、コヒーレントレーザ光などのコヒーレント光によって照射された組織からの後方散乱光が、ディテクタ又はイメージングユニットにおいてランダムな干渉パターン、いわゆる生スペックルパターンを形成するという原理に基づいている。組織内の粒子の運動は、このスペックルの変動を引き起こし、生スペックルパターンから導出される灌流信号は、脈動成分と、非脈動性の固定成分とを含む（より詳しくは、Ｄ． Ｂｒｉｅｒｓら、「Ｌａｓｅｒ ｓｐｅｃｋｌｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ ｉｍａｇｉｎｇ： ｔｈｅｏｒｅｔｉｃａｌ ａｎｄ ｐｒａｃｔｉｃａｌ ｌｉｍｉｔａｔｉｏｎｓ」、Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ、２０１３も参照されたい）。脈動成分は、調査される皮膚領域の血管における心臓誘発性の脈動性の血液の動きを表し、固定成分は、調査される皮膚領域の血管における平均化された非脈動性の血液の動きを表す。
【0037】
当技術分野では、ＰＰＧ信号のＡＣ成分及びＤＣ成分も、「脈動成分」及び「固定成分」と呼ばれることが多いが、以下では、ＳＣＩにおける灌流信号の成分に対してのみ、「脈動成分」及び「固定成分」という表現を用いる。ＰＰＧに関しては、成分は、「ＡＣ成分」及び「ＤＣ成分」と呼ぶ。これにより、ＰＰＧデータ信号及びＳＣデータ信号が本発明に従ってどのように異なるやり方で処理されるのかを区別することが可能となる。
【0038】
光学測定がＳＣ技法に基づいている一実施形態では、第１及び第２のデータストリームのデータ信号は、脈動成分及び／又は固定成分を含む。また、この実施形態では、処理ユニットは、第２のデータストリームのデータ信号の脈動成分又は固定成分から、振幅画像マップを作成するように構成されている。これは、第２のデータストリームのデータ信号から、脈動広視野ＳＣＩマップ又は固定広視野ＳＣＩマップが作成されることを意味する。したがって、振幅画像マップが時間変動するＡＣ成分と固定のＤＣ成分との比を取ることによって作成されるＰＰＧとは異なり、ＳＣＩの場合には、振幅画像マップは、脈動成分又は固定成分のいずれかを取ることによって（ＰＰＧのように比を取らない）、作成される。好ましくは、例えば、まず脈動振幅画像マップを作成し、次いで、固定振幅画像マップを作成することによって、脈動成分及び固定成分の両方に対して振幅画像マップが作成される。この場合、血管内の脈動血流並びに血管内の平均化された非脈動血流に関する洞察が得られる。
【0039】
したがって、ＰＰＧ及びＳＣＩに対する一次データ信号は、非常に類似しているように見えるが、重要な違いがある。ＰＰＧでは、データ信号が光強度に関連する情報を含み、正規化が前記光強度を、ＡＣ成分及びＤＣ成分が共にそれに比例しているため打ち消すので、ＤＣ成分によるＡＣ成分の正規化は意味を持つ。ＳＣＩでは、一次データ信号は、ＳＣＩの技術分野で知られているように灌流信号である（Ｄ． Ｂｒｉｅｒｓら、「Ｌａｓｅｒ ｓｐｅｃｋｌｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ ｉｍａｇｉｎｇ： ｔｈｅｏｒｅｔｉｃａｌ ａｎｄ ｐｒａｃｔｉｃａｌ ｌｉｍｉｔａｔｉｏｎｓ」、Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ、２０１３、又は、Ｄｕｎｎら、「Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ ｏｆ ｓｐｅｃｋｌｅｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｉｃ （ＳＰＧ） ａｎｄ ｐｈｏｔｏｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｉｃ （ＰＰＧ） ｉｍａｇｉｎｇ ｂｙ Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏ ｓｉｍｕｌａｔｉｏｎｓ ａｎｄ ｉｎ ｖｉｖｏ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ」、Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ Ｅｘｐｒｅｓｓ ９（９）、２０１８も参照されたい）。したがって、ＰＰＧにおける正規化は意味を持たない。そうではなく、脈動成分又は固定成分は、本発明に従って、別個の独立した成分として処理される。
【0040】
ＳＣＩの場合には、処理ユニットは、第１及び第２のデータストリームのデータ信号から、ＯＤＩを、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で決定するようにさらに構成される。ここで、脈動成分と固定成分との間の区別が必要となる。脈動成分に対しては、第１のデータストリームのデータ信号の脈動成分を、第２のデータストリームのデータ信号の脈動成分によって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で除算することによりＯＤＩが算出される。固定成分に対しては、第１のデータストリームのデータ信号の固定成分を、第２のデータストリームのデータ信号の固定成分によって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で除算することによりＯＤＩが算出される。
【0041】
一実施形態によれば、処理ユニットは、皮膚ピクセルのグループの皮膚ピクセルとパターン化された照射の照射スポットとの間の所定のラジアル距離において、第１のデータストリームのデータ信号の脈動又は固定成分の値を選択することによって、ＯＤＩを、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で決定するようにさらに構成される。皮膚領域上に複数の照射スポットがあるパターン化された照射の場合には、これらのラジアル距離は、皮膚ピクセルとそれらの最も近い照射スポットとの間の距離となる。
【0042】
本発明による対象者の皮膚領域における心臓誘発性の血液の動きによって誘発される血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングを提供するためのシステムは、レーザなどの電磁放射線の狭い放射ビームを出射するように構成された１つの照射ユニットと、前記電磁放射線を拡散させるように構成された光拡散器とを備えたシステム、又は広視野イメージング及びラジアルイメージングに必要とされる異なる照射プロファイルを対象者の皮膚上に生成するように構成された２つの照射ユニット（第１の照射ユニット及び第２の照射ユニット）を備えたシステムのいずれかである。１つの照射ユニットのみを備えたシステムの場合、拡散器は、照射ユニットの出射光の経路内又は経路の外側に選択的に配置される。この場合、拡散広視野照射は、光の経路の内側に光拡散器を配置することによって得られ、ラジアル照射（単一のレーザスポットなど）は、光の経路の外側に光拡散器を配置することによって得られる。また、光拡散器は、複数の円、線、ドットなどを持つ構造化又はパターン化された照射が調査される皮膚領域上で得られるように構成される。
【0043】
一実施形態では、イメージングユニットは、少なくとも２つの異なる波長チャネルを提供するフィルタ（バンドパスフィルタなど）を含む光センシングアレイ、特に、２次元画像センサを備え、照射ユニットは、前記少なくとも２つの異なる波長チャネルにおける光で対象者の皮膚領域を照射するために、電磁放射線を出射するように構成される。２次元画像センサは、測定されたＰＰＧ又はＳＣ信号の画像及び横方向分布を測定することを可能にする。１つのイメージングユニットを使用する代わりに、出射された電磁放射線の２つの異なる波長λ１及びλ２のためのバンドパスフィルタを備えた、２つの異なるカメラなどの２つの異なるイメージングユニットを使用することもオプションとなる。また、好ましくは、波長λ１及びλ２は、光学特性が侵入深さに著しく影響を及ぼさないほど、非常に類似し、十分に小さいことを確実にするために、これらの波長が極めて近くなるように（赤色光では５０ｎｍ未満の差、また緑色光では１０ｎｍ未満の差）選定される。この場合、バンドパスフィルタのパスバンドは、非常に小さい必要がある。光学特性（吸収率及び散乱率）が非常に類似した波長を選定することは、血液吸収率が著しく変化しない領域（例えば、約６６０ｎｍの電磁範囲）となるように波長を選定することにより可能となる。代替として、赤又は赤外スペクトル範囲は、前記スペクトル範囲の対象者の皮膚において電磁放射線の侵入深さがより大きくなることにより灌流測定に好適であること知られているため、これらのスペクトル範囲になるように波長λ１及びλ２を選定することによって測定を実行することができる。したがって、赤及び近赤外スペクトル範囲における測定のためにより深い血管に到達することが可能となる。
【0044】
最後になるが、照射ユニット及びイメージングユニットは共に、対象者の皮膚領域と直接物理的に接触しているか、又は対象者の皮膚領域と直接物理的に接触していないかのいずれかであるということを述べておきたい。したがって、本発明は、対象者の皮膚に取り付けられた従来の指先センサを使用して実施されるか、又は照射ユニット並びにイメージングユニットが対象者の皮膚と直接物理的に接触していない、リモートＰＰＧなどのリモート測定を実行することによって実施される（より詳しくは、Ｖｅｒｋｒｕｙｓｓｅら、「Ｒｅｍｏｔｅ ｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｉｃ ｉｍａｇｉｎｇ ｕｓｉｎｇ ａｍｂｉｅｎｔ ｌｉｇｈｔ」、Ｏｐｔ． Ｅｘｐｒｅｓｓ １６（２６）、２００８を参照されたい）。
【0045】
さらなる利点は、説明及び添付の図面から得ることができる。上述した、及び以下で述べる特徴は、本発明の枠組みを離れることなく、示される組合せだけでなく、他の組合せ又は全体として使用されることを理解されたい。
【0046】
本発明のこれら及び他の態様は、以下で説明される実施形態の参照から明らかとなり、解明されるであろう。
【図面の簡単な説明】
【0047】
【図1】対象者の頭部に対する、当技術分野で知られているＰＰＧ測定によって作成された従来のＰＰＧ振幅画像マップを示す図である。
【図2】変調深さの解釈における曖昧さが、測定された信号の皮膚の深さへの強い依存性によってどのように引き起こされるのかを例示する概略図である。
【図3】対象者の手の写真及び対応する従来のＰＰＧ振幅画像マップを示す図である。
【図4】一般的に、ＳＣ灌流画像がどのように生成されるかを例示する概略図である。
【図5】測定されたＰＰＧ信号が、ボリューム脈動性、組織減衰、及び信号源深さに依存することを例示する概略図である。
【図6A】広視野ＰＰＧのための対象者の皮膚領域を通る電磁放射線の経路を例示する概略図である。
【図6B】ラジアルＰＰＧのための対象者の皮膚領域を通る電磁放射線の経路を例示する概略図である。
【図7A】広視野ＰＰＧのための検出された反射光を例示する概略図である。
【図7B】ラジアルＰＰＧのための検出された反射光を例示する概略図である。
【図8】ラジアルＰＰＧ測定のための対象者の皮膚領域を通る光の経路のモンテカルロシミュレーションの概略図である。
【図9A】浅い脈動層、中間の脈動層、及び深い脈動層を持つ３つの異なる皮膚構成のモンテカルロの結果を示す図である。
【図9B】浅い脈動層、中間の脈動層、及び深い脈動層を持つ３つの異なる皮膚構成のモンテカルロの結果を示す図である。
【図10】本発明による、対象者の皮膚領域における心臓誘発性の血液の動きによって誘発される血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングを提供するためのシステムを示す図である。
【図11】本発明による、対象者の皮膚領域における心臓誘発性の血液の動きによって誘発される血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングを提供するためのさらなるシステムを示す図である。
【図12】本発明による、皮膚領域における心臓誘発性の血液の動きによって誘発される血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングを提供するためのデバイスによって実行される方法を例示するフローチャートである。
【図15】ＳＣとＰＰＧとの間の類似点及び違いを例示する概略図である。
【図16】広視野ＳＣイメージング及びラジアルＳＣイメージングのためのコントラスト信号及びそれらの灌流信号への変換を例示する概略図である。
【図17】本発明による、パターン化された照射のために使用される異なる照射パターンの写真である。
【図18】点光源照射と円形照射との間の分析的比較の概略図である。
【図19】異なるタイプの照射と、恣意性の低いＯＤＩ決定の値を選択するための点とを例示する概略図である。
【図20】ＯＤＩの解像度及び信号源深さ補正画像を改善するための複数の実施形態（オプション１～６）を例示する概略図である。
【発明を実施するための形態】
【0048】
図１は、対象者の頭部に対する、当技術分野で知られているＰＰＧ測定によって作成された従来のＰＰＧ振幅画像マップ４０を示す。ＰＰＧは、組織の微小血管床における血液ボリューム変化を検出するために使用することができ、ボリュームにおけるこれらの変化は、ＬＥＤなどの照射ユニットからの光で皮膚を照射し、次いで、カメラなどのイメージングユニットに対して透過されるか又は反射される光の量を測定することによって検出される。図１の左側の図は、そのような測定されたＰＰＧ信号の反射強度を一例として示しており、ＰＰＧ信号が、２つの成分、すなわち、調査対象の血液ボリュームの心拍ごとの変化に起因する脈動波形（ＡＣ）と、呼吸及び交感神経系活動を主因とする低周波数変動のみを組み合わせた固定のベースライン（ＤＣ）又はオフセットとを含むことを示す。
【0049】
図１に示す従来のＰＰＧ振幅画像マップ４０は、ＡＣ成分とＤＣ成分との比を、各皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループに対して決定することによって作成される。振幅ＡＣ／ＤＣ（ＰＰＧ信号の変調深さ）は、典型的には、擬色としてイメージングされる。図１に示すように、額に対するＰＰＧ信号の変調深さは、典型的に、大きい（この例では、最大変調深さがほぼ５×１０－３である）。
【0050】
そのような従来のＰＰＧイメージング（ＰＰＧＩ）で生じる問題は、ＰＰＧ信号の振幅が、皮膚血液灌流に関して曖昧さのない情報を与えないということである。図１の皮膚ピクセルＡ及びＢは、同じＰＰＧ振幅を与えることがあるが、臨床医などのユーザにとっては、なぜそれがまさに該当するのかが不明瞭である。
【0051】
図２は、変調の解釈における曖昧さが、測定された信号の皮膚の深さへの強い依存性によってどのように引き起こされるのかを例示する概略図を示す。図１では、皮膚ピクセルＡ及びＢに対する変調深さ（振幅強度）は、同じであるが、信号源は、図２に示すように全く異なる場合がある。
【0052】
皮膚領域１２の表皮１３並びにその下にある非脈動血管１４及び脈動血管１６が図２に示されている。皮膚ピクセルＡにおける信号Ｉ（ｔ）は、表皮１３の近くに位置する僅かな脈動血管によって引き起こされているということが分かる。一方、皮膚ピクセルＢにおいて測定された信号は、はるかに深い場所にある、はるかに多くの脈動血管によって引き起こされている。したがって、より多くの血管が脈動しているため（組織に酸素を送り、ＣＯ２を取り去る動脈供給が、皮膚ピクセルＢで皮膚ピクセルＡよりも大きいことを示している）、相対的な全体の皮膚灌流は、皮膚ピクセルＡよりも皮膚ピクセルＢにおいてはるかに高い。
【0053】
図１及び図２における皮膚ピクセルＡ及びＢの等しいＰＰＧ振幅は、皮膚ピクセルＢにおいてより深い脈動血管に到達する光が、皮膚ピクセルＡにおいて脈動血管に到達する光よりもはるかに低い強度の光であることが分かると理解することができる。このことは、図２の図に示されている皮膚の深さに依存する探査光の相対強度の非線形的な振る舞いによって分かる。これは、従来のＰＰＧ振幅画像マップが、深さ情報が欠如しているために曖昧であるということを意味するに他ならない。
【0054】
深さ依存性に加えて、灌流マップに存在する別の曖昧さは、通常、当技術分野において明示的に言及されることがないが、使用される波長が要因となるということである。この波長依存性は、灌流イメージングデバイスのユーザによっても知られていない。侵入性の高い波長が使用される場合、灌流マップは、侵入性の低い波長（例えば、緑）で測定されたものと異なる可能性が高い。
【0055】
図３は、対象者の手の写真及び対応する従来のＰＰＧ振幅画像マップ４０を示す。典型的には、指先ではより大きいＰＰＧ振幅が、手のひらの内側中心ではより低い振幅が、また、腕でははるかに低い振幅が測定される（図３では明るいピクセルは大きいＰＰＧ振幅（ＡＣ／ＤＣ）を表す）。しかしながら、互いに近くに位置するロケーション間の振幅における測定差は、局所的な灌流におけるばらつきよりも、局所的な血管系の異なる深さによるものである可能性が高い。
【0056】
この曖昧さの問題は、同じ問題がスペックルコントラストイメージング（ＳＣＩ）でも起こるため、ＰＰＧに限定されるわけではない。レーザスペックルコントラスト分析に使用される光は、より深い皮膚の深さへと進行するにつれて減衰される。結果として、より深い血管における流れは、より浅い血管における流れよりも総灌流信号に与える影響が小さい。したがって、従来のＳＣＩ灌流画像は、ＰＰＧ画像と同じ曖昧さに直面する。
【0057】
図４は、一般的に、ＳＣ灌流画像がどのように生成されるのかを例示する概略図を示す。ＳＣＩは、レーザスペックルイメージングを使用して血流における変化を測定する光学測定技法である。レーザ光が、関心拡散エリア又はボリュームを照射すると、生スペックルパターンとして知られるランダムに現れる干渉効果を生じる。この生スペックルパターン４２は、図４において見て取ることができ、実際には、決定論的干渉パターンである。関心ボリュームに運動があると、基礎を成す散乱粒子及び構造がそれらのロケーションを変えるため、スペックルパターンが変化する。これらの変動は、血液の運動に関する情報を提供することができる。有限な露光時間では、その時間期間中にスペックルパターンが変化した場合、写真記録が幾分ぼやけて見える。このため、干渉パターンが散乱の位置が異なることによって変化するということが分かると、コントラストの低減を理解することができる。スペックルコントラストの減少は、血球などの散乱する運動粒子によって引き起こされるドップラー幅の観点からも理解することができる。したがって、そのような生スペックル画像４２は、高コントラストのセクション又はロケーションと、変動がスペックルのぼやけを引き起こし、局所的なスペックルコントラストの低減をもたらす、低コントラストのロケーションとを含む。このため、運動粒子から光子が散乱するとき、その搬送周波数がドップラーシフトされるので、光は、散乱後に単色となるということが分かると、このコントラストの低減を理解することができる。
【0058】
したがって、生スペックル画像４２は、時間的様相を含む。すなわち、静的なレーザスペックルパターンは、血球の運動がないことを表し、動的なパターンは、血球の運動があることを示す。
【0059】
続くステップでは、生スペックル画像４２からコントラスト画像４４が生成され、最後のステップで、コントラスト画像４４から最終灌流画像４６が生成される。灌流は、典型的には、コントラストの逆数、並びに血流速度及び流動血液のボリュームに比例する。最終灌流画像４６と生スペックル画像４２とを比較することによって、低コントラストのロケーションが高灌流を持つことが明白となる。したがって、コントラスト画像は、空間的様相を含む。すなわち、高コントラストは、血球の運動がないことを表し、低コントラストは、血球の運動があることを表す。
【0060】
しかしながら、ここでも、先述したＰＰＧ画像に関して言えば、特定のロケーションの高灌流が深い血管の非常に強い灌流によって引き起こされるのか、又はより浅い血管の比較的中程度の灌流によって引き起こされるのかは不明瞭である。したがって、従来の灌流画像の解釈も、深さ情報の欠如によって曖昧である。
【0061】
図５は、測定されたＰＰＧ信号が、ボリューム脈動性ＶＰ、組織減衰μａ、及び信号源深さＳＤに依存することを例示する概略図を示す。組織内の光は、光の減衰を、光が中を通って進む物質の特性と関連付ける、ベールの法則を用いてモデル化することができる。減衰係数μａは、既知の光学及び組織特性から合理的に決定することができる。図５の上部に示すように、ＰＰＧ振幅は、前記減衰係数μａ、Ｐ（ｚ）及び強度Ｉ（ｚ）に比例し、ここで、Ｐ（ｚ）は、ｐ（ｚ）及びＶＰによって置き換えることができ、ｚは、皮膚領域に侵入する光の組織進行距離である。ＶＰは、個人間で、又は例えば、周囲温度の結果として個人内で、大きく異なり得る、全体的なボリューム的脈動性である。式ｐ（ｚ）は、細動脈レベルにおける脈拍（細動脈における局所的な脈動プロファイル）を表し、これは、皮膚レベルにおける異なるシャント状態に応じて変化し、また、細動脈の深さに依存している。同様に、組織減衰係数μａも、波長に対する依存性が高いため、大きく変動する。しかしながら、出射光の既知の波長を使用することにより、既知の組織特性から前記減衰係数μａを合理的に決定することができる。一般に、μａは、ｐ（ｚ）ではなく、発色団の総量及び調査される組織の散乱特性に依存している。
【0062】
測定されたＰＰＧ信号が生じる支配的な信号源深さＳＤを定義することによって、図５における第２の式からｐ（ｚ）及びＩ（ｚ）を置き換えて、ＰＰＧ振幅がボリューム脈動性ＶＰ、組織減衰μａ及び信号源深さＳＤの３つの因子のみに依存する最終式を得ることができる。したがって、ＰＰＧ振幅は、血管の全体的なボリューム的脈動性ＶＰに線形に比例し、減衰係数μａに線形に比例し、脈動血管の信号源深さＳＤに非線形に比例する（すなわち、光は、距離ＳＤだけ、脈動血管の方へと下に進み、皮膚表面へと戻る必要がある）ということが想定される。
【0063】
したがって、深さ情報を抽出することにより、補正されたＰＰＧ振幅を決定することが可能となる。図５の最後の式からＶＰ及びμａを比定して、幾何形状、すなわち、信号源深さＳＤのみに（一意でなくとも）高く依存するＰＰＧ振幅の式を得ることが可能である。これは、後述する、ＰＰＧ信号源に対してＯＤＩを決定するための本発明の手法の論理的根拠となる。ＳＣ信号源に対しても同じ原理が適用されるため、図５に示す算出は、ＰＰＧに対する一例のために作られたものに過ぎないことを理解されたい。
【0064】
また、ベールの法則と、収縮期及び拡張期に対する異なる減衰係数とを用いて組織内の光をモデル化することもオプションとなることに留意されたい。このように、組織進行距離ｚと、収縮期減衰係数と拡張期減衰係数との間の差分とのみに依存するＰＰＧ振幅ＡＣ／ＤＣの式を見つけることが可能である。したがって、このモデルにより、ＰＰＧ信号の信号源深さ（すなわち、その深さにおけるボリューム脈動性の）を推定することも可能となる。
【0065】
図６及び図６Ｂは、広視野ＰＰＧ及びラジアルＰＰＧに対する対象者の皮膚領域１２を通る電磁放射線９０の経路を例示する概略図を示す。本発明は、広視野イメージング及びラジアルイメージングという２つの異なる測定タイプを組み合わせる。図６Ａ及び図６Ｂは、ＰＰＧ測定の場合に、これら２つの異なる測定タイプがどのように実行され得るかを一例として示している。広視野ＰＰＧは、数年にわたってカメラモードで一般的に使用されているモードであり、照射ユニット２００からの電磁放射線９０による照射は、皮膚領域１２にわたって均一に分布し、ＰＰＧ信号は、同皮膚領域にわたって測定される。このモードは、図６Ａに示されている。電磁放射線９０は、非脈動血管１４及び脈動血管１６を持つ皮膚領域１２を通って進んだ後、カメラなどのイメージングユニット３００によって検出される。検出された電磁放射線９０及び導出されたＰＰＧ信号は、カメラ３００によって検出された全ての電磁放射線９０の平均である。
【0066】
図６Ｂは、ラジアルＰＰＧモードを示す。ラジアルＰＰＧは、従来のコンタクトプローブＰＰＧ測定と非常に類似する原理による。皮膚領域１２は、スポット（又は円、ストライプ、ドット等のパターンなどのパターン）によって照射され、ＰＰＧ信号は、皮膚領域１２上の１つ又は複数の照射スポットから数ミリメートル離れた場所で測定される。皮膚領域１２上の１つの照射スポットと、ＰＰＧ信号が測定されるスポットとの間のこのラジアル距離１５が、図６Ｂにおいて、１つの反射ビームに関して一例として示されている。したがって、ラジアルＰＰＧ信号は、一般に、ラジアル距離１５に依存する信号である。言い換えれば、対象者の皮膚領域１２から反射される電磁放射線９０は、照射スポットにおける表皮を通して皮膚領域に入り、皮膚領域の構成要素から反射され、照射スポットからラジアル距離１５において（典型的には、照射スポットから数ミリメートル又は数センチメートル離れた場所で）表皮１３を通して皮膚領域を出ることにより、前記皮膚領域から反射される。これにより、イメージングユニット３００によって検出される電磁放射線９０は、皮膚領域１２から後方に散乱し、表皮１３下の皮膚領域１２に位置する異なる非脈動血管１４及び脈動血管１６から脈動情報を収集する。
【0067】
本発明が、これらの２つの異なる測定タイプ（ラジアルＰＰＧイメージング及び広視野ＰＰＧイメージング）から得た結果を組み合わせることについて、後で示す。同様にラジアル及び広視野イメージングから得られる結果が組み合わせられるＳＣ測定にも、同じことが適用される。
【0068】
【0069】
図７Ａは、広視野ＰＰＧセットアップの検出された反射光を例示する図を（下部に）示す。この目的のために、縦座標軸は、反射された検出光を示し、横座標軸は、測定時間を示す。曲線は、ＤＣ成分及びＡＣ成分を含む反射された検出光を示す。ＡＣ成分は、脈動動脈血に由来する光吸収率の脈動成分を表し、ＤＣ成分は、非脈動動脈血、静脈血及び他の組織からの寄与を含む非脈動成分を表す。
【0070】
図７Ｂは、ラジアルＰＰＧセットアップの検出された反射光を例示する３つの図を、真ん中の列に示す。この目的のために、縦座標軸は、ここでも反射された検出光を示し、横座標軸は、測定時間を示す。３つの曲線から、対象者の皮膚を通って光が進んだ距離が長くなるほど（また、ラジアル距離１５が大きくなるほど（図６Ｂ参照））、反射された検出光のＤＣ成分が小さくなることが明白となる。これは、３つの異なる曲線のオフセットによって、それぞれ概略的に示されている。この理由は、光が皮膚を通ってより長い経路だけ進むと、より多くの光又は電磁放射線９０が、皮膚領域１２によって吸収及び／又は散乱されるということである。これにより、ＤＣ成分が低減される。
【0071】
この依存性は、図７Ｂの最下図にも示されている。この図は、反射された検出光のＡＣ又はＤＣ成分を縦座標軸で、ラジアル距離１５を横座標軸で示している。一方の曲線は、反射された検出光のＤＣ成分を示しており、他方の曲線は、反射された検出光のＡＣ／ＤＣ比を示している。既に論じた傾向が明白となっている。また、ラジアル距離１５が大きくなるほど、ＡＣ／ＤＣ比が大きくなる（相対的な脈動成分が大きくなる）ことも明らかになっている。
【0072】
図８は、ラジアルＰＰＧ測定のための対象者の皮膚領域１２を通る光の経路のモンテカルロシミュレーションの概略図を示す。皮膚領域１２内の光分布は、異なる侵入深さを示すために視覚化されている。
【0073】
図９Ａ及び図９Ｂは、浅い脈動層、中間の脈動層、及び深い脈動層を持つ３つの異なる皮膚構成のモンテカルロの結果を示す。浅い脈動層、中間の脈動層、及び深い脈動層は、０．４ｍｍ、０．７ｍｍ及び１ｍｍの異なる信号源深さ２０を持つ。モンテカルロの結果から、脈動層の信号源深さ２０は、広視野ＰＰＧ及びラジアルＰＰＧの両方の振幅に対して影響を持つことが分かる。広視野ＰＰＧ信号の振幅は、信号源深さ２０の増大と共に低下し、一方、ラジアルＰＰＧ信号の振幅は増大する。これは、ラジアルＰＰＧ信号（ｒａｄＰＰＧ（ｒ））の振幅が最も深い脈動層（１ｍｍの皮膚の深さ２０に位置する）に対して最大となり、広視野ＰＰＧ信号（ｗｆＰＰＧ）の振幅が、最も浅い脈動層（０．４ｍｍの皮膚の深さ２０に位置する）に対して最大となる、図９Ａにおいて見て取ることができる。
【0074】
図９Ａの最下図は、ｒａｄＰＰＧ（ｒ）信号を、ｗｆＰＰＧ信号で除算することによって決定される、正規化されたラジアルＰＰＧ信号（ｒａｄＰＰＧ＿ｎ）を示す。この式ｒａｄＰＰＧ＿ｎが、脈動層の支配的な信号源深さの推定を可能にすることが分かった。このことは、ｒａｄＰＰＧ＿ｎ曲線が、より大きいスケールで再度示されている図９Ｂにおいて示されている。ｒａｄＰＰＧ＿ｎ曲線の振幅が大きくなるほど、皮膚領域内の血流の深さを示すＯＤＩが高くなる。
【0075】
まとめると、ＰＰＧの場合、ＯＤＩの決定は、広視野ＰＰＧとラジアルＰＰＧとを組み合わせることによって、より具体的には、ｒａｄＰＰＧ（ｒ）信号を広視野ＰＰＧ信号で正規化し（ｒａｄＰＰＧ＿ｎ（ｒ）＝ｒａｄＰＰＧ（ｒ）／ｗｆＰＰＧ）、続いて、ＯＤＩを所定のラジアル距離におけるｒａｄＰＰＧ＿ｎ（ｒ）の値として取ることによって行われる。
【0076】
これらの原理は、ＳＣ測定にも適用されるということを理解されたい。ＰＰＧ変調深さに対するＯＤＩの決定と同様に、ＳＣＩのＯＤＩは、図９ＢにおいてＰＰＧに関して一例として示すように、０．５ｍｍなどの所定の距離ｒにおいてｒａｄＳＣＩ（ｒ）／ｗｆＳＣＩの値を選択することによって決定される。ＰＰＧ測定に関する図９Ｂの例では、ｒ＝０．５のＯＤＩは、それぞれ、浅い脈動層、中間の脈動層、及び深い脈動層に対して、ＯＤＩ＝２．２、３．２、及び４．１として決定される。
【0077】
図１０は、本発明による、対象者の皮膚領域１２における心臓誘発性の血液の動きによって誘発される血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングを提供するためのシステム５００を示す。
【0078】
図１０に示すように、システム５００は、少なくとも、照射ユニット２００と、イメージングユニット３００と、対象者の皮膚領域１２における心臓誘発性の血液の動きによって誘発される血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングを提供するための処理ユニット１１０を備えたデバイス１００とを備える。前記デバイス１００のより詳細な説明については、図１２を参照して以下で与えられる。
【0079】
照射ユニット２００は、電磁放射線９０を出射して皮膚領域１２を照射するように構成されている。好ましくは、前記照射ユニット２００は、電磁放射線９０の制御可能な狭いビームを出射するように構成されている。さらに好ましくは、電磁放射線９０は、可視及び赤外スペクトル範囲に位置する。したがって、照射ユニット２００はまた、少なくとも２つの異なる波長における電磁放射線９０を出射し、且つ／又は、例えば、可視光と赤外光とを、電磁放射線９０として交互に出射するように構成されてもよい。ＳＣＩとＰＰＧＩとの間の１つの違いは、ＳＣ測定の場合、出射光がコヒーレントである必要があり、一方、ＰＰＧ測定の場合は、出射光は必ずしもコヒーレントである必要はない。しかしながら、コヒーレントな光源が照射ユニット２００として使用される場合、ＳＣＩ及びＰＰＧＩを共に、イメージングユニット３００として同じ（従来の）カメラを使用して記録される同じ動画シーケンスから抽出することができる。
【0080】
図１０に示す実施形態によれば、システム５００は、任意選択として、対象者の皮膚領域１２を、測定される限定された皮膚エリアに限定するためのサポート２５０をさらに備える。このサポート２５０は、図１０に示すように対象者の皮膚の上に置かれ、好ましくは、可視又は赤外スペクトル範囲の入射する電磁放射線９０に対して非透過性である材料で作製される。したがって、好ましくは、測定に使用される皮膚領域１２は、測定されるエリアに沿って均一な表面を持つ皮膚部分を含むエリアに限定される。これにより、測定精度が向上する。
【0081】
追加として、図１０に示すシステム５００は、拡散器２２０をさらに備える。前記拡散器２２０は、照射ユニット２００によって出射された電磁放射線９０の制御可能な狭いビームを拡散させて、対象者の皮膚領域１２上に、均一な照射プロファイル及び／又はドット、円、ストライプなどのパターンを生成するように構成されている。イメージングユニット３００は、好ましくは、可視及び赤外スペクトル範囲の電磁放射線９０を検出するように構成されるカメラである。カメラ３００は、視野が照射ユニット２００によって照射される皮膚領域１２をカバーするように位置する。
【0082】
対象者の皮膚１２が均一に照射される場合に限らず、広視野ＰＰＧ又は広視野ＳＣは測定され得ることに留意されたい。スポットパターン（ドット、円、ストライプなど）などのパターンによって、又は単一のスポットのみによって皮膚領域１２が照射される場合、そのやり方でも有効となる。その場合、ＰＰＧ又はＳＣ信号は、好ましくは、皮膚領域１２を通して透過された又は皮膚領域１２から反射された全ての電磁放射線９０の空間積分によって導出される。処理ユニット１００は、前記空間積分を実行するように構成されてもよい。また、対象者の皮膚領域１２に対する均一な照射プロファイルの生成は、制御可能な狭いビーム（レーザなど）を出射するように構成された照射ユニット２００と、前記狭いビームを拡散させるための拡散器２２０とを使用することだけでなく、バルブなど、均一な照射プロファイルを直接出射する１つ又は場合によっては複数の照射ユニットを使用することによっても得ることが可能であることに留意されたい。このことは、次の図１１から明らかとなる。
【0083】
システムが、（図１０に示すように）１つの照射ユニットのみを備えている場合、拡散器２２０は、照射ユニット２００の出射光の経路内又は経路の外側に選択的に配置される。この場合、拡散広視野照射は、光の経路の内側に光拡散器を配置することによって得られ、ラジアル照射（単一のレーザスポットなど）は、光の経路の外側に光拡散器を配置することによって得られる。
【0084】
図１１は、本発明による、対象者の皮膚領域１２における心臓誘発性の血液の動きによって誘発される血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングを提供するためのさらなるシステム５００’、５００”を示す。
【0085】
両システム５００、５００”について示すように、２つの異なる照射ユニット２００ａ、２００ｂを使用する場合もある。第１の照射ユニット２００ａは、電磁放射線９０のパターンを出射して、パターン化された照射によって対象者の皮膚領域１２を照射するように構成され、第２の照射ユニット２００ｂは、均一な照射プロファイルを出射して、対象者の皮膚領域を均一に照射するように構成されている。前記態様によれば、光の経路の内側又は外側に選択的に配置される光拡散器は、もはや必要ではない。
【0086】
典型的に生じる問題は、二次照射が、測定されたＰＰＧ又はＳＣ信号を「汚染する」ということである。二次照射とは、組織から反射又は再出射された後、非組織物体に当たって反射されて、組織の２度目の照射を行う光である。この二次照射を抑制するために、システム５００’は、再出射された光を吸収して二次照射を回避するように被覆された高吸収バッフル３５０を備える。これらのバッフル３５０は、測定されたＳＣ又はＰＰＧ信号が、二次照射によって汚染されないように配置される。代替又は追加として、システム５００”はまた、二次照射を最小限に抑えるための偏光器４１０、４２０を備える。
【0087】
図１２は、本発明による、皮膚領域における心臓誘発性の血液の動きによって誘発される血液灌流の１つ又は複数の様相のイメージングを提供するためのデバイス１００によって実行される方法を例示するフローチャートを示す。デバイス１００は、図１２に示すようにステップＳ１０～Ｓ５０を実行するように構成された処理ユニット１１０を備える。この処理ユニットが、血液灌流の１つ又は複数の様相をイメージングするように構成されるのではなく、この処理ユニットが、１つ又は複数の様相をイメージングする前に、全ての処理ステップを実行することによってイメージングを提供するように構成されていることは明らかである。処理ユニット１１０は、例えば、コンピュータのプロセッサであり、したがって、この処理ユニットは、処理ユニットに接続されたディスプレイユニットが１つ又は複数の様相をイメージングするために構成されるように、全てのステップＳ１０～Ｓ５０を実行するように構成される。
【0088】
第１のステップＳ１０において、処理ユニットは、データストリームを取得する。データストリームは、調査される皮膚領域を通して透過された又は皮膚領域から反射された、検出された電磁放射線から導出される。また、前記データストリームは、皮膚領域の複数の皮膚ピクセルに対する皮膚ピクセル単位のデータ信号を含む。第１のデータストリームは、皮膚領域のパターン化された照射から導出され、第２のデータストリームは、皮膚領域のパターン化された照射及び／又は均一な照射から導出される。したがって、別の言い方をすれば、第１のデータストリームは、ラジアルイメージングから導出され、第２のデータストリームは、広視野イメージングから導出される。
【0089】
ステップＳ２０において、処理ユニットは、第１のデータストリーム及び第２のデータストリームのデータ信号から、光学的深さ指標ＯＤＩを皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で決定する。このＯＤＩの決定は、第１のデータストリームのデータ信号を、第２のデータストリームのデータ信号によって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で除算することによって行われる。ＯＤＩは、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループにおける皮膚領域内の血流の深さを示す。
【0090】
ステップＳ３０において、決定されたＯＤＩから、複数の皮膚ピクセルを含む皮膚領域のＯＤＩ画像マップが作成される。
【0091】
ステップＳ４０において、第２のデータストリームのデータ信号から、複数の皮膚ピクセルを含む皮膚領域の振幅画像マップが作成される。
【0092】
最後になるが、最後のステップＳ５０において、第２のデータストリームのデータ信号を、決定されたＯＤＩによって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で補正することによって、振幅画像マップが補正される。
【0093】
図１３は、図１２に示す方法の処理ステップＳ２０～Ｓ５０を視覚化した概略図を示す。広視野ＰＰＧ画像マップｗｆＰＰＧ（ｘ，ｙ）１４０及びラジアルＰＰＧ画像マップｒａｄＰＰＧ（ｒ，ｘ，ｙ）１５０が、図１３の左側に示されている。広視野ＰＰＧ画像マップ１４０は、以下では「振幅画像マップ」１４０とも呼ばれる。振幅画像マップ１４０は、好ましくは、皮膚領域の均一な照射（すなわち、広視野イメージング）から導出された第２のデータストリームのデータ信号１１２から作成される。したがって、振幅画像マップ１４０は、当技術分野で知られている従来のＰＰＧ画像マップである（Ｖｅｒｋｒｕｙｓｓｅら、「Ｒｅｍｏｔｅ ｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｉｃ ｉｍａｇｉｎｇ ｕｓｉｎｇ ａｍｂｉｅｎｔ ｌｉｇｈｔ」、２００８も参照）。したがって、図１３に示すように擬色マップである振幅画像マップ１４０は、各皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループに対する第２のデータストリームのデータ信号の振幅を反映する。ＰＰＧの場合、擬色は、広視野ＰＰＧイメージングから取得されたＡＣ／ＤＣ比を反映する。ＳＣの場合、擬色は、広視野ＳＣイメージングから取得された灌流信号の脈動成分又は灌流信号の固定成分のいずれかを反映する。
【0094】
ラジアルＰＰＧ画像マップｒａｄＰＰＧ（ｒ，ｘ，ｙ）１５０は、本発明に必ずしも必要なものではないが、パターン化された照射（すなわち、ラジアルイメージング）から導出された第１のデータストリームのデータ信号１１１から追加として作成される。ＰＰＧの場合、擬色は、ラジアルＰＰＧイメージングから取得されたＡＣ／ＤＣ比を反映する。ＳＣの場合、擬色は、ラジアルＳＣイメージングから取得された灌流信号の脈動成分又は灌流信号の固定成分のいずれかを反映する。
【0095】
ＯＤＩ画像マップＯＤＩ（ｘ，ｙ）１３０が図１３に示されている。このＯＤＩ画像マップ１３０は、その前に決定されたＯＤＩ１２０から作成される。これらのＯＤＩは、第１のデータストリームのデータ信号１１１を、第２のストリームのデータ信号１１２によって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で除算することにより決定される。すなわち、図１３に示すＯＤＩ画像マップ１３０は、振幅画像マップ１４０（図１３のｗｆＰＰＧ（ｘ，ｙ））とラジアル画像マップ１５０とを組み合わせたものから作成される。
【0096】
好ましくは、座標（ｘ，ｙ）を持つ各皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループに対して、ｒａｄＰＰＧｎ（ｒ）＝ｒａｄＰＰＧ（ｒ）／ｗｆＰＰＧの比（ＰＰＧ測定の場合）又はｒａｄＳＣｎ（ｒ）＝ｒａｄＳＣ（ｒ）／ｗｆＳＣの比（ＳＣ測定の場合）を決定することによってＯＤＩが決定される。一例として、図１３は、ＰＰＧ測定に関してＯＤＩがどのように決定されるのかを示す。ＯＤＩ画像マップ１３０を作成するために、複数の皮膚ピクセルが逐次的又は同時に（ただし、互いから十分な距離を取って）照射される。これにより、異なる空間的な組織ロケーションに対してＯＤＩ１２０を作成することが可能となり、したがって、図１３に示すようなＯＤＩ画像マップ１３０を形成することが可能となる。
【0097】
ＳＣ測定の場合、測定された灌流信号の脈動成分又は固定成分は、血管（細動脈の可能性が高い）における脈動流の深さを示す、ＯＤＩｐｕｌｓ（ｘ，ｙ）、又は血流を伴う全ての血管における平均化された非脈動流の深さを示す、マップＯＤＩｃｏｎｓｔ（ｘ，ｙ）を算出するために使用される（両マップは、図１３に示していない）。
【0098】
図１３に示すＯＤＩ画像マップ１３０は、対象者の額のＯＤＩが小さいのに対して、頬のＯＤＩが大きいことを示す。このことは、額で測定されたＰＰＧ又はＳＣ信号が浅い血管から得られ、頬で測定されたＰＰＧ又はＳＣ信号が、より深い血管から得られることを示す。一般に、ＯＤＩは、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループにおける皮膚領域内の血流の深さを示す。
【0099】
ＰＰＧに関して図１３にさらに示すように、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループとパターン化された照射の照射スポットとの間の所定のラジアル距離１５において、第１のデータストリームのデータ信号１１１の時間変動するＡＣ成分と固定のＤＣ成分との比の値を選択することによって（すなわち、ｒａｄＰＰＧ（ｒ）曲線の値を選択することによって）皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位でＯＤＩが決定される。一例として、図１３は、各皮膚ピクセル（ｘ，ｙ）に対して第１のデータストリームのデータ信号１１１のＡＣ／ＤＣ比（ｒａｄＰＰＧ（ｒ＝Ｒｃ＝５ｍｍ）の値を選択するために、５ｍｍの所定のラジアル距離１５が使用されることを示す。
【0100】
最後のステップＳ５０において、振幅画像マップ１４０が深さに関して補正される。
これは、振幅画像マップ１４０のデータ信号１１２を、決定されたＯＤＩ画像マップ１３０の決定されたＯＤＩ１２０によって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で補正することによって行われる。したがって、最後に信号源深さ補正振幅画像マップＰＰＧｓｄｃ（ｘ，ｙ）１６０が得られる。この最後の補正ステップに関するさらなる詳細は、次の図１４において見つけることができる。
これは、振幅画像マップ１４０のデータ信号１１２を、決定されたＯＤＩ画像マップ１３０の決定されたＯＤＩ１２０によって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で補正することによって行われる。したがって、最後に信号源深さ補正振幅画像マップＰＰＧｓｄｃ（ｘ，ｙ）１６０が得られる。この最後の補正ステップに関するさらなる詳細は、次の図１４において見つけることができる。
【0101】
図１４は、図１２に示す方法の処理ステップＳ５０を視覚化した概略図を示す。信号源深さ補正振幅画像マップＰＰＧｓｄｃ（ｘ，ｙ）１６０は、深さに関して振幅画像マップ１４０を補正することによって得られる。式ＰＰＧｓｄｃ（ｘ，ｙ）＝ｗｆＰＰＧ（ｘ，ｙ）×Ｃｓｄ（ＯＤＩ）は、振幅画像マップ１４０のデータ信号１１２が、決定されたＯＤＩに依存する補正係数Ｃｓｄ（ＯＤＩ）によって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で補正されることを表している。これは、振幅画像マップ１４０のデータ信号１１２を補正するために、額及び頬に対して、異なる補正係数Ｃｓｄ（ＯＤＩ）（額ではＯＤＩ＝２に対してＣｓｄ＝０．２８、頬ではＯＤＩ＝５に対してＣｓｄ＝０．８７）が使用されることを意味する。これは、額のＯＤＩが小さく（ＯＤＩ＝２）、頬のＯＤＩが大きい（ＯＤＩ＝５）からである。言い換えれば、振幅画像マップ１４０は、第２のデータストリームのデータ信号１１２を、決定されたＯＤＩによって、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で補正することによって補正される。
【0102】
図１５は、ＳＣとＰＰＧとの間の類似点及び違いを例示する概略図を示す。ＰＰＧの場合、好ましくは、ｗｆＰＰＧ信号及びｒａｄＰＰＧ（ｒ）信号を取得するために、広視野ＰＰＧ及びラジアルＰＰＧの両方に対する生反射強度信号から脈動強度ＡＣ／ＤＣが算出される。また、ＰＰＧの場合、好ましくは、これらの信号の比を決定することによってＯＤＩＰＰＧ１２０が算出される。したがって、ＰＰＧの場合、（図１３に示すように）第１及び第２のデータストリームのデータ信号１１１、１１２は、生強度信号である。
【0103】
ＳＣの場合、第１及び第２のデータストリームのデータ信号１１１、１１２は、好ましくは、皮膚領域の血管における心臓誘発性の脈動性の血液の動き表す脈動成分と、皮膚領域の血管における平均化された非脈動性の血液の動きを表す固定成分とに分割される灌流信号である。脈動成分（「ｐｕｌｓ」）に対するｒａｄＳＣＩ（ｒ）とｗｆＳＣＩとの比を決定すること、又は固定成分（「ｃｏｎｓｔ」）に対する前記比を決定することのいずれかによって、ＯＤＩｓｃｉ，ｐｕｌｓ、ＯＤＩｓｃｉ，ｃｏｎｓｔ１２０が算出される。それはまた、図１３に示す異なるＯＤＩ画像マップ１３０が、好ましくは、灌流信号の脈動又は固定成分に対して作成されるということを意味する。また、図１３に示す振幅画像マップｗｆＰＰＧｒｅｄ（ｘ，ｙ）１４０及びラジアル画像マップｒａｄＰＰＧ（ｒ，ｘ，ｙ）１５０も、灌流信号の脈動成分又は固定成分のいずれかから作成される。また、ＳＣの場合、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループとパターン化された照射の照射スポットとの間の所定のラジアル距離１５において、第１のデータストリームのデータ信号の脈動又は固定成分の値を選択することによって、ＯＤＩが、皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループ単位で決定されるということを述べておきたい。また、一例として、前記所定のラジアル距離（ｒ）１５は、図１５では、非常に大きく、曲線ｒａｄＳＣＩ（ｒ）／ｗｆＳＣＩは、停滞状態になっていく。
【0104】
【0105】
図１６は、広視野ＳＣＩ及びラジアルＳＣＩのためのコントラスト信号及びそれらの灌流信号への変換を例示する概略図を示す。（コヒーレント又は非コヒーレント光が使用され得るＰＰＧとは異なり）皮膚領域１２がコヒーレント光で均一に照射されるか又はパターンによって照射される、広視野ＳＣＩイメージングでは、コントラストσが高く、脈動流のため時間変調する。皮膚領域１２が１つのコヒーレントなペンシルビーム（又はコヒーレントなペンシルビームのパターン）で照射される、ラジアルＳＣＩイメージングでは、コントラストは、レーザスポットからのより大きいラジアル距離１５に対してより小さくなる。（脈動流からの）時間変調部分は、流れ全体と同様により大きくなる。本質的には、ラジアルＳＣＩの場合、ラジアルＰＰＧＩの場合と同じ原理が使用される。すなわち、光が組織を通って進んだ距離が長くなるほど、光は、組織から関連信号をより多く拾っている（図６Ａ及び図６Ｂも参照）。ＰＰＧでは、前記信号は、単純な、（ボリューム脈動血管から得られる）強度の変調深さである。ＳＣＩでは、前記信号は、流れのために低減されたスペックルコントラストである。
【0106】
ＰＰＧ及びＳＣＩに対する一次信号は、非常に類似して見えるが、重要な違いがあるということに留意されたい。ＰＰＧでは、第１及び第２のデータストリームの一次信号が光強度であり、正規化が光強度を、ＡＣ及びＤＣが共にそれに比例しているため打ち消すので、ＤＣ部分によるＡＣ部分の正規化が意味を持つ。したがって、正規化後の変調深さは、好ましくは、さらに検討すべきデータ信号である。ＳＣＩでは、一次信号（すなわち、第１及び第２のデータストリームのデータ信号）は、好ましくは、灌流信号Ｐ（ｔ）（図１６参照）であり、ＰＰＧのような正規化は、意味を持たない。そうではなく、脈動成分及び固定成分は、別個の独立した成分として処理される。
【0107】
図１７は、本発明による、パターン化された照射のために使用される異なる照射パターンの写真を示す。ラジアルＰＰＧ及びラジアルＳＣ測定のために使用される照射は、これまで、対象者の皮膚上の１つの単一レーザスポットなどの１つのペンシルビームに関して主に論じてきた。図１７は、使用される、ドット、円、又はストライプのパターンなどの種々の異なる照射パターンを示している。円又はリング及び線は、ペンシルビームの場合よりも、測定信号のＤＣレベルが、ラジアル距離１５と共に減少する幅が大きくないため、ディテクタ（例えば、カメラ）のダイナミックレンジに対する要求が少なくなるという利点がある。円の場合、ＡＣ／ＤＣのラジアル依存性（ＰＰＧに関するＯＤＩ情報を含む）は、同様であるのに対して、ダイナミックレンジ（ＤＣ）は、より有利となる。線照射又は他のタイプの構造的照射に関しても、同様の主張を行うことができる。これは、点光源照射と円形照射との間の分析的比較を示す、次の図１８にも示されている。円形照射によって、より有益なＤＣの範囲が得られるが、ラジアル距離１５の範囲が限定されるという点で対価が支払われる。線照射、又は他のタイプの構造的照射についても、同様の妥協が存在する。
【0108】
図１９は、異なるタイプの照射と、恣意性の低いＯＤＩ決定の値を選択するための点とを例示する概略図を示す。図１９に示すこれらの異なるタイプの照射は、一例として、円照射（ｉ）、線照射（ｉｉ）、及びスポット照射（ｉｉｉ）に分けることができる。
【0109】
円照射（ｉ）の場合、好ましくは、照射円の中心が、ＯＤＩを決定するために選定される。
【0110】
線照射（ｉｉ）の場合、好ましくは、照射線間の所定の距離又は２つの照射線間の中心が、ＯＤＩを決定するために選定される。
【0111】
スポット又は複数点照射（ｉｉｉ）の場合、好ましくは、最大灌流信号Ｐｍａｘ（ｒ）を伴う点又は２つの照射スポット間の点のいずれかが、ＯＤＩを決定するために選定される。
【0112】
また、比較的粗い解像度点からより高い解像度画像マップを作製するために、図２０を参照して以下で説明するいくつかの技法を提案する。これらの技法は、補間、並進、回転及びこれらの組合せを含む。
【0113】
図２０は、ＯＤＩの解像度及び信号源深さ補正画像を改善するためのいくつかの実施形態（オプション１～６）を例示する概略図を示す。図２０の上部に示すように、各ｙｊについてＯＤＩ（ｘ）が決定されるため、２１本の線を持つ照射パターンから２０本のＯＤＩ（ｘ）曲線を取得することが可能である。オプション１は、線測定値を離散化してピクセルを作製するステップを有する。したがって、各線ｊに対して、ＯＤＩ（ｘ）曲線が、ＯＤＩｘｊに離散化される。次いで、深さに関して灌流信号を補正するために、各皮膚ピクセル又は各皮膚ピクセルのグループｉ、ｊに対して、離散化されたＯＤＩからＯＤＩ画像マップが作成される。
【0114】
別の、オプション２は、線照射によってＯＤＩｘｊデータを取得し、次いで、照射パターンを９０°回転させてＯＤＩｙｊデータを取得するステップを有する。次いで、ＯＤＩｘｊ及びＯＤＩｙｊデータの平均としてＯＤＩｉｊを決定し、決定されたＯＤＩｉｊからＯＤＩ画像マップを作成するステップに進む。
【0115】
オプション３では、格子を用いて照射が実行され、各皮膚ピクセル又は皮膚ピクセルのグループの中心の値として皮膚ピクセルｉ、ｊのＯＤＩが選定される。オプション２に対して、このオプション３は、より高速であるという利点をもたらす。
【0116】
オプション４では、それぞれ波長λ１及びλ２を持つ、２つの直交する線Ｌ１及びＬ２のセットを用いて同時に照射が実行される。２つのカメラなどの２つの照射ユニットは、パスバンドが重複しないため、波長λ１及びλ２を通過して各線パターンを独立に記録するためのバンドパスフィルタを備える。波長λ１及びλ２は、組織の光学特性が、侵入深さに著しく影響を与えないほど、非常に類似し、小さいことを確実にするように、極めて近くなるように選定される。このため、バンドパスフィルタは、非常に小さいパスバンドを持つ。血液（支配的な発色団）が著しく変化しない領域における（例えば、約６６０ｎｍ範囲における）波長を選定することにより、光学特性（吸収率及び散乱率）が非常に類似した波長を選定することが可能となる。
【0117】
オプション５では、同じ波長の２つの直交する線のセットを用いて同時に照射が実行されるが、パターン及びイメージングユニットにおけるその記録が、時分割多重化される（時間変調又は周波数変調される）。
【0118】
最後のオプション６では、正方形の中心における光が、相当の深さ／距離だけ進行したことを確実にするように相当の大きさの正方形サイズ（例えば、５×５ｍｍ）の格子を用いて照射が実行される。より粗い格子から得られる画像解像度の低さを軽減するために、この格子の並進においても照射が実行され、粗い解像度の画像が組み合わされて、高解像度の１つの画像となる。好ましくは、４つの照射／記録は、オプション４の波長選定を使用して同時に行われるか、又はオプション５で提案されたように時分割多重化される。図２０では、格子の３つの並進が、３つの矢印で示されており、例えば、０．５格子周期にわたる並進では、ｘ及びｙの両方向において２倍の解像度が得られる。当然ながら、０．３３３周期にわって並進された９つの照射は、より多く多重化する必要があるという代償を払って、さらに高く効果的な画像解像度をもたらす。また、そのような並進は、照射格子の場合だけでなく、図２０のオプション６に示すように、円又は点の場合にも可能である。
【0119】
本発明は、図面及び前述の説明において詳細に例示及び説明されているが、そのような例示及び説明は、実例又は一例のためであり、制限的なものではない。すなわち、本発明は、開示される実施形態に限定されない。開示される実施形態に対する他の変形形態は、図面、開示、及び添付の特許請求の範囲の検討から、特許請求される本発明を実行する当業者によって、理解及び実施され得る。
【0120】
請求項の範囲において、「備える（有する、含む、持つ）」という単語は、他の要素又はステップを排除しない。また、単数形の表現は、複数を排除しない。単一の要素又は他のユニットが、特許請求の範囲に記載される複数の項目の機能を満たし得る。単に特定の措置が相互に異なる従属請求項に記載されていることが、利点を得るために、これらの措置の組合せを使用できないということを示しているわけではない。
【0121】
コンピュータプログラムは、他のハードウェアと一体に又は他のハードウェアの一部として供給される光学記憶媒体又はソリッドステート媒体などの好適な非一時的媒体上に記憶／配布されてもよいが、インターネット又は他の有線若しくは無線電気通信システムを介してなど、他の形態で配布されてもよい。
【0122】
特許請求の範囲における任意の参照符号は、範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。
【図1】
【図2】
【図3】
【図4】
【図5】
【図6A】
【図6B】
【図7A-7B】
【図8】
【図9A-9B】
【図10】
【図11】
【図12】
【図13】
【図14】
【図15】
【図16】
【図17】
【図18】
【図19】
【図20】
