JP2017500550A - 心臓組織のハイパースペクトル分析のためのシステム及び方法 - Google Patents

心臓組織のハイパースペクトル分析のためのシステム及び方法 Download PDF

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Abstract

心臓組織のハイパースペクトル分析のためのシステム及び方法が提供される。いくつかの実施形態では、アブレーション損傷を可視化する方法は、アブレーション損傷を有する組織の表面を１つ又は複数の照射波長で照射することと、複数のスペクトル帯域のそれぞれにおいて１つ又は複数の取得波長で取得された、照射された組織のスペクトル画像を含むスペクトルデータセットを収集することと、アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織の間の１つ以上のスペクトルの差に基づいて、アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織を識別することと、アブレーション損傷を示す組織及びアブレーションされていない組織の合成画像を作成することとを含む。

Description

本開示は、概して、生物医学的な目的で、生体学的試料内の影響を受けた生物学的組織の構造を明らかにするための光学的画像生成に関する。特に、本開示は、心臓のアブレーション損傷の識別及び可視化のためのハイパースペクトル又はマルチスペクトル療法の装置、システム、及び方法に関する。
関連出願
本願は、２０１４年１１月２０日に出願された米国出願シリアル番号第１４／５４９０５７号の利益及び優先権を主張し、２０１３年１１月２０日に出願された仮出願シリアル番号第６１／９０６７６９号の利益及び優先権を主張し、これら両方の全体は参照によってここに組み込まれる。
心房細動（ＡＦ）は、最も一般的な持続性不整脈である。米国のみにおいて、ＡＦは、２０５０年までに１０００万を超える人々に影響すると予想される。ＡＦは、心臓律動の障害による全入院のうちの３分の１の原因となる。ＡＦは、死亡率の増加、病的状態、及び損なわれた生活の質に関連付けられている。その発生率は、年齢とともに急激に増大する。それは、発作の確率を５倍に増大させるので、発作の独立なリスクファクタである。ＡＦ罹患率は、年齢とともに著しく増大する。米国のみでＡＦの管理に関連する年間コストは、約７０億ドルである。これらのコストは、一貫して、ＡＦを主要な公衆衛生消費に位置付ける。
ラジオ波アブレーション（ＲＦＡ）、レーザアブレーション、及びクライオアブレーションは、医師によって心房細動を治療するために使用される、カテーテルに基づいたマッピング及びアブレーションシステムの最も一般的な技術である。医師は、焦点のトリガを破壊するように、又は、トリガを心臓の残りの伝導系から隔離する電気的隔離ラインを形成するように、エネルギーを方向付けるためのカテーテルを使用する。後者の技術は、一般的に、肺静脈隔離（ＰＶＩ）と呼ばれるもので使用される。しかしながら、ＡＦアブレーション処置の成功率は比較的停滞したままであり、処置後１年の再発推定率が５０％の高さになった。カテーテルアブレーション後の再発の最も一般的な理由は、ＰＶＩラインにおける１つ又は複数のギャップにある。ギャップは、通常は、影響がないか不完全な損傷の結果であり、これは、処置中に一時的に電気的信号を阻止するが、時間がたつと回復し、心房細動の再発を助長する可能性がある。
ラジオ波（ＲＦ）又はクライオアブレーション処置を実行するために、心臓へカテーテルが通され、その先端は心房へ導かれる。その後、右心房から左心房へ交差する経中隔の穿刺が実行され、ここで、アブレーションの核心が実行される。ＡＦの最も一般的な治療は、肺静脈の孔のまわりに円形にアブレーション損傷を配置し、異所性信号源を心房の残りから隔離することからなる。クライオアブレーションは、同じ最終的な目標で、ターゲット組織を凍結させて活動の異常な信号源を破壊することを含む。
米国特許出願第１３／６２４９０２号明細書
外科的アブレーションは、薬理学的治療に比較したとき、患者により長い生存期間を提供すると信じられている。しかし、アブレーション手術は、異常な信号源を組織から完全に隔離できないことに起因して、多くの場合、複数回にわたって実行されることを必要とする。アブレーション手術後のＡＦの再発率は５０％にまで達し、その犯人の９０％はアブレーション損傷間のギャップに関連付けることが可能である。これらの実行可能なギャップは、大部分は、外科医が経皮的なＡＦアブレーションを実行しながら組織のダメージを直接的に可視化することが不可能であることに起因して生じる可能性がある。外科医の目標が、ギャップなしのアブレーションで肺静脈の隔離を完了することであっても、又は、ターゲット部位を有するアブレーションで肺静脈の隔離を完了することであっても、アブレーションの部位における組織のダメージの程度を知ることは重要である。これは、カテーテルの下方の組織のダメージの程度が印加されたエネルギーの簡単な関数ではないからであり、例えば、それは、カテーテルの先端及び組織の間の接触、心筋の厚さ、近くの血流の程度、脂肪組織及びコラーゲンの存在、ならびに他のファクタを含む、多数のファクタに依存する。
先の円周状のアブレーションにおけるギャップを識別することは、ＭＲＩ技術により可能であるが、ＭＲＩは、現在のＥＰラボではリアルタイムで行うことができない。したがって、本技術では、アブレーションされている領域において生体内のリアルタイム分析を行う装置が必要とされている。損傷の境界を高い分解能で可視化し、損傷間のギャップ及び損傷の深さを定量的に決定する装置が必要とされている。同じ領域の再アブレーションを回避するために、以前にアブレーションされた部位において瘢痕が残った組織の存在を決定する装置がさらに必要とされている。
今日の時点で、アブレーションは、本質的には、局所的信号源の電気的隔離がアブレーション効率の主な指標である「ブラインド」方式で行なわれる。このアプローチには少なくとも２つの制限がある。第１のものは、処置の間に損傷の程度を測定できないということである。第２のものは、電気的隔離の特定の原因を決定できないということである。それは、組織壊死、可逆的に傷つけられた細胞における機能的変化、さらに一時的浮腫に起因する可能性がある。浮腫の場合、それは数週後におさまり、肺静脈及び左心房の間の電気的な伝導が回復してＡＦが再発する可能性がある。実際に、アブレーション治療後の最初のうちは洞律動へ戻っているが、ＡＦは高い再発性を有する。
従って、多数のニーズの中でもとりわけ、適切な損傷の形成及び検証をリアルタイムかつ全体的に行うより良好な方法を提供することで、異常な信号源を組織から完全に隔離できないことに起因するアブレーション手術の回数を低減することが必要とされている。さらに、損傷及びそれらの間のギャップを手術中にリアルタイムで可視化することでアブレーション処置を改善することが少なくとも必要とされている。
心臓組織のハイパースペクトル分析のためのシステム及び方法が提供される。
実施形態によれば、本開示のハイパースペクトル画像生成の装置、システム、及び方法は、アブレーションされた心房組織及びアブレーションされていない心房組織の間で、２つの間のスペクトル差に基づいて識別するツールとして使用可能である。本開示の少なくとも１つの方法は、ハイパースペクトルハイパーキューブデータセットのスペクトル分離を用いて、熱アブレーションの部位と、アブレーションされた心房組織及びアブレーションされていない心房組織の間のギャップの部位を明らかにする。
いくつかの態様では、アブレーション損傷を可視化する方法が提供される。
上記方法は、
アブレーション損傷を有する組織の表面を１つ又は複数の照射波長で照射することと、
複数のスペクトル帯域のそれぞれにおいて１つ又は複数の取得波長で取得された、上記照射された組織のスペクトル画像を含むスペクトルデータセットを収集することと、
上記アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織の間の１つ以上のスペクトルの差に基づいて、上記アブレーション損傷及び上記アブレーションされていない組織を識別することと、
上記アブレーション損傷を示す組織及び上記アブレーションされていない組織の合成画像を作成することとを含む。
いくつかの態様では、心房のアブレーション損傷を可視化する方法が提供される。
上記方法は、
アブレーション損傷を有する心臓組織の表面を１つ又は複数の離散的な照射波長で照射することと、
上記照射された心臓組織からスペクトルデータを収集することと、
上記アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織の間の１つ以上のスペクトルの差に基づいて、上記アブレーション損傷及び上記アブレーションされていない組織を識別することと、
アブレーションされた組織及びアブレーションされていない組織を示す、上記心臓組織の画像を作成することとを含む。
いくつかの態様では、組織の画像を生成するシステムが提供される。
上記システムは、
遠位領域及び近位領域を有するカテーテルと、
光源と、
上記光源から上記カテーテルの遠位領域へ延在する光ファイバであって、上記カテーテルの遠位端の近傍における損傷部位を有する組織に照射する光ファイバと、
上記照射された組織からの反射された光を集める画像バンドルと、
上記画像バンドルに接続されたカメラであって、複数のスペクトル帯域又は各照射波長において取得された上記照射された組織のスペクトル画像を含むハイパースペクトルデータを収集するように構成されるカメラと、
上記カメラと通信する画像処理ユニットであって、アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織の間の１つ以上のスペクトル差に基づいて、アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織を識別し、上記アブレーションされた組織及び上記アブレーションされていない組織を示す心臓組織の画像を作成するように構成される装置とを備える。
いくつかの態様では、心臓組織の画像を生成するシステムが提供される。
上記システムは、
損傷部位を有する組織に照射するように構成された照射装置と、
ハイパースペクトルデータを収集するように構成された画像生成装置と、
上記画像生成装置と通信する画像処理装置であって、収集されたハイパースペクトルデータを処理して、上記損傷部位を明らかにする画像を生成するように構成された画像処理装置とを備える。
上記収集された画像は、アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織の間の１つ以上のスペクトル差に基づいて、アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織を識別し、上記アブレーションされた組織及び上記アブレーションされていない組織を示す心臓組織の、結果として得られる画像を作成することを可能にする。
ソフトウェア（すなわち主成分分析ソフトウェア（ＰＣＡ））とともに音響光学的チューナブルフィルタ（ＡＯＴＦ）を備えたハイパースペクトル画像生成（hyperspectral imaging：ＨＳＩ）システムを示す。 複数の異なる波長において取得されてハイパースペクトルデータキューブを作成するｘ−ｙ画像のシーケンスを示す。 プッシュブルーム（空間的スキャニング）システムを備えた本開示のシステムの実施形態を示す。 チューナブルフィルタを備えた本開示のシステムの実施形態を示す。 照射側においてチューナブルフィルタを備えた本開示のシステムの実施形態を示す。 本開示の態様に係る臨床カテーテル及びハイパースペクトル画像生成構成要素の少なくとも１つの設計を示す図を示す。 本開示の実施形態に係るシステムのシステムアーキテクチャ図を示す。 本開示の実施形態に係るシステムのブロック図を示す。 本開示の方法及びシステムでの使用に適している例示的なコンピュータシステムを示す図を示す。 本開示の実施形態に係る特製カテーテルの図を示す。 本開示の態様に係る膨張したカテーテルバルーン及び先端のクローズアップ写真を示す。 本開示に係る方法のフローチャートを示す。 本開示に係る方法のフローチャートを示す。 本開示に係る方法のフローチャートを示す。 本開示に係る方法のフローチャートを示す。 反射、散乱、吸収、及び蛍光のような、アブレーションによって引き起こされたスペクトルの変化の背後の物理的現象に関連する情報を提供する、励起−蛍光マトリックス（ＥＥＭ）の例を示す。 心筋の励起−蛍光マトリックス（ＥＥＭ）の例を示す。 心房組織及び心室組織において、光がラジオ波アブレーション（ＲＦＡ）の損傷及び低音による損傷と相互作用する方法における主要な差のうちのいくつかを示す。 摘出されて開かれた豚の心房において、左心房の組織及び右心房の組織の外観の差を示す。左心房画像は、動物又はヒトの右心房画像と比較して、心内膜のコラーゲンの著しくより厚い層を示す。 摘出されて開かれた豚の心房において、左心房の組織及び右心房の組織の外観の差を示す。左心房画像は、動物又はヒトの右心房画像と比較して、心内膜のコラーゲンの著しくより厚い層を示す。 摘出された新鮮なヒトの心房における心内膜の面を示す。筋組織を下方に示すように切断された、摘出された新鮮なヒトの心房における心内膜の面を示す。 摘出された新鮮なヒトの心房における心内膜の面を示す。トリフェニルテトラゾリウムクロリド（ＴＴＣ）で染色されたヒトの心房組織を示す。断面は暗く染色された筋肉層を示し、心内膜の面に白色のコラーゲン層を示す。 ＨＳＩシステムによる損傷境界の画像生成を示す。損傷の視覚的な外観を示す。 ＨＳＩシステムによる損傷境界の画像生成を示す。損傷の視覚的な外観を示す。 ＨＳＩシステムによる損傷境界の画像生成を示す。ハイパースペクトル画像生成（ＨＳＩ）アプローチによって識別された損傷を示す。 ＨＳＩシステムによる損傷境界の画像生成を示す。ハイパースペクトル画像生成（ＨＳＩ）アプローチによって識別された損傷を示す。 カメラの前にＡＯＴＦフィルタを備えたＰｅｒｋｉｎ−Ｅｌｍｅｒ Ｎｕａｎｃｅ ＦＸマルチスペクトル画像生成システムを用いて画像生成された２つのＲＦ損傷を有する、摘出された豚の左心房を示す。組織の視覚的な外観を示す。 カメラの前にＡＯＴＦフィルタを備えたＰｅｒｋｉｎ−Ｅｌｍｅｒ Ｎｕａｎｃｅ ＦＸマルチスペクトル画像生成システムを用いて画像生成された２つのＲＦ損傷を有する、摘出された豚の左心房を示す。ＨＳＩキューブ主成分分析によって明らかにされた個々の成分（損傷部位９００、コラーゲン９１０、及び筋肉９２０）を示す。組織は白色の白熱光で照射された。反射光は４５０〜９５０ｎｍの範囲内で２０ｎｍのステップを用いて取得された。 ４つのＲＦ損傷を有する、摘出されたヒトの左心房を示す。ＨＳＩキューブを個々の成分へ分解するために使用される関心対象領域を有する組織の視覚的外観を示す。 ４つのＲＦ損傷を有する、摘出されたヒトの左心房を示す。筋肉、コラーゲン、及び損傷の画像をそれぞれ示す。 ４つのＲＦ損傷を有する、摘出されたヒトの左心房を示す。筋肉、コラーゲン、及び損傷の画像をそれぞれ示す。 ４つのＲＦ損傷を有する、摘出されたヒトの左心房を示す。 組織が白色の白熱光によって照射された場合の、未処理及び正規化された反射スペクトルのグラフを示す。反射光は４５０ｎｍ〜７５０ｎｍの範囲内で２０ｎｍのステップを用いて取得された。 ２つの個々のＨＳＩ成分、コラーゲン９１０及び損傷９００の重ね合わせを示す。 ３つのＲＦ損傷を有する、摘出された豚の左心房を示す。ＵＶ照射の下での組織の視覚的外観を示す。 ３つのＲＦ損傷を有する、摘出された豚の左心房を示す。ＨＳＩ合成画像を示す。 ３つのＲＦ損傷を有する、摘出された豚の左心房を示す。主成分分析によって明らかにされた個々の成分を示す。主成分分析によって明らかにされた、損傷成分を含む個々の成分を示す。 ３つのＲＦ損傷を有する、摘出された豚の左心房を示す。主成分分析によって明らかにされた個々の成分を示す。主成分分析によって明らかにされた、アブレーションされていない成分を含む個々の成分を示す。 コラーゲン層の下のアブレーションされた筋組織（矢印を参照）を露出させるために、上に示した図１１Ｃの直線１１３０を通って切断されて、半分に折りたたまれた組織を示し、筋肉１１１０、アブレーションされた筋肉１１００、及びコラーゲン１１２０を示す。 図１１Ｅの対応するターゲットスペクトルを示す。組織は３６５ｎｍのＬＥＤ ＵＶ光によって照射され、反射光は４２０ｎｍ〜６００ｎｍの範囲内で１０ｎｍのステップを用いて取得された。 異なる強度の４つのＲＦ損傷を有する、摘出されたヒトの左心房の画像を示す。 異なる強度の４つのＲＦ損傷を有する、摘出されたヒトの左心房の画像を示す。 異なる強度の４つのＲＦ損傷を有する、摘出されたヒトの左心房の画像を示す。 心内膜の面におけるＲＦアブレーション損傷を備えた豚の左心房組織を示す。上段は、単一の深い損傷を示し、下段の３Ｄ面プロットに対応する。 心内膜の面におけるＲＦアブレーション損傷を備えた豚の左心房組織を示す。上段は、アブレーションされていない組織とともに異なる深さの２つの損傷を示し、下段に対応する３Ｄプロットを示す。アブレーションされていない組織は、２つの損傷深度の間の高所として現れるものである。
ここに開示した実施形態は、添付の図面を参照してさらに説明される。複数の図の全体にわたって、同様の構造は同様の数字によって示される。示した図面は必ずしも縮尺どおりではなく、その代わりに、概して、ここに開示した実施形態の原理を示す際に強調されている。
上記の図面はここに開示する実施形態を示すが、議論の中で注意するように、他の実施形態も意図される。本開示は、例示の実施形態を限定ではなく代表として提示する。当業者は、ここに開示した実施形態の原理の範囲及び精神に含まれる、多数の他の変更及び実施形態を考えることができる。
本開示は、概して、ハイパースペクトル及び／又はマルチスペクトル様式を用いて心臓のアブレーション損傷の識別及び可視化を行うことに関する。特に、アブレーションされた心房組織及びアブレーションされていない心房組織の間で識別するためのツールとしてハイパースペクトル画像生成を使用することは、２つの間のスペクトル差に基づく。
心臓における異なるタイプの組織及び組織構造物に起因して、熱アブレーションの部位と、アブレーションされた心房組織及びアブレーションされていない心房組織の間のギャップの部位とを明らかにする態様は、非常に複雑であり、克服が困難である可能性がある。
本開示の実施形態によれば、アブレーション損傷を可視化する方法は、
アブレーション損傷を有する組織の表面を１つ又は複数の照射波長で照射することと、
複数のスペクトル帯域のそれぞれにおいて複数の異なる取得波長で取得された、上記照射された組織のスペクトル画像を含むスペクトルデータセットを収集することと、
上記アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織の間の１つ以上のスペクトルの差に基づいて、上記アブレーション損傷及び上記アブレーションされていない組織を識別することと、
上記アブレーションされた組織及び上記アブレーションされていない組織の合成画像を作成することとを含む。
いくつかの実施形態では、本システム及び方法は、心臓の組織（心内膜、心外膜、心房、及び心室の組織）におけるアブレーションされた損傷を可視化するために使用されてもよい。しかしながら、ここに開示した方法及びシステムは、他の組織のタイプにおける損傷を分析することにも適用可能である可能性があるかもしれない。分析される損傷は、アブレーション処置の間にアブレーションによって作成されてもよい。いくつかの実施形態では、アブレーション又は他の手段によって作成された既存の損傷が、本明細書に開示した方法及びシステムを用いて分析されてもよい。
図１Ａ及び図１Ｂは、複数のスペクトル帯域にわたって個々の組織画像を収集して格納することに基づく、ハイパースペクトル画像生成（ＨＳＩ）を示す。例えば、図１Ａは、カメラ１３５Ａ、音響光学的チューナブルフィルタ（ＡＯＴＦ）１４１を含み、さらに、ソフトウェア、すなわち主成分分析ソフトウェア（ＰＣＡ）を有するコンピュータ１４０を含む、ＨＳＩ１００の構成要素を示す。典型的には、１０個より多くのスペクトル帯域がある場合、それはハイパースペクトルと呼ばれ、１０個未満のスペクトル帯域がある場合、それはマルチスペクトルと呼ばれる。使用されるＨＳＩ装置は、どの画像がどのような順序で表示されるかを、独立成分分析（ＰＣＡ）に基づいて、ただしＮｕａｎｃｅソフトウェア（及び、同じ技術に基づいた動物全体の画像生成システムであるＭａｅｓｔｒｏ）に特有の少しのプロプライエタリな修正を行ったものに基づいて決定する数学的処理を含む。ＰＣＡアルゴリズムを使用可能であり、又は、他の市販の同様のタイプのプログラムを使用可能であることに注意する。しかしながら、ユーザは、スペクトルを計算するためにどの画像が使用されるべきであるかを選択する。各画像は、正／負の画素のマスクを形成するためにしきい値に対して比較される。それらのマスクは比較され、一意的な領域のみが維持される（それらのマスクにおいて２つの画像が同じ画素を有する場合、それらの画素は放棄される）。その後、残りの領域内のスペクトルの平均が計算され、典型的な「純粋なスペクトルを計算する」ための計算がスペクトル及び混合スペクトルを用いて実行される。
図１Ａ及び図１Ｂをなお参照すると、ハイパースペクトル画像生成（ＨＳＩ）は、２つの空間的次元及び１つのスペクトル次元を有し、異なるハードウェア構成を用いて達成可能である、ハイパーキューブと呼ばれる３次元データセットを取得することを含む。図１Ｂは、異なる波長（すなわち、ＵＶ、可視光波長、及び近赤外線波長）において取得された複数のｘ−ｙ画像のシーケンスを示し、それはハイパースペクトルデータキューブを作成する。その後、各画素からスペクトル情報は、画素を異なるサブタイプに分類するために使用される。ＨＳＩは、心房及び心室組織におけるアブレーション損傷を可視化することができ、さらに、組織の瘢痕化をもたらす治療された損傷の可視化を行うことができる。本開示の方法及びシステムは、レーザ、マイクロ波、局所的な超音波誘発性の損傷、急激な低温、及びラジオ波を含むがこれらに限定されない、様々なタイプのアブレーションによって作成された損傷を識別するのに適している。損傷の境界の画定及び損傷の深さの推定は、アブレーションされた領域のスペクトル特性の変化を明らかにすることに基づく。これは、ＵＶ、可視光、及び近赤外線の特定の範囲を有するアブレーションされた領域の画像を取得し、画像生成平面の各点におけるサンプルのスペクトルを分析することで達成される。その後、各画素からのスペクトルは、既存のスペクトルライブラリにつきあわせられるか、又は、主成分分析又は関連するアルゴリズムの対象とされる。態様は、アブレーションされている領域のリアルタイムかつ生体内の分析を含み、損傷の境界の高分解能の可視化、損傷間のギャップの定量的決定、及び損傷の深さの推定を含む。それは、以前にアブレーションされた部位における瘢痕を有する組織の存在を決定し、同じ領域の再アブレーションを回避する。ある改良は、ＡＦを治療するための熱アブレーションの時間を短縮して効率を改善することを含み、不必要な組織受傷を最小化する。不必要な組織受傷は、肺静脈狭窄及び食道の受傷のようなアブレーション後の合併症をもたらす可能性があり、後者は、紅斑、潰瘍を含み、最悪のシナリオでは、左心房から食道へのフィステルを含む。ある改良は、アブレーション後のＡＦの再発及び繰り返されたアブレーションのための複数の再入院の必要性を低減する。
図２Ａ、図２Ｂ、及び図２Ｃは、ハイパースペクトル情報を収集するために使用可能である異なる光学的構成を示し、１つ又は複数が使用されてもよい。例えば、図２Ａは、ハイパースペクトル情報を収集可能にされた光学的構成であり、物体、又はプッシュブルームシステムのような取得装置の移動を用いて構成可能である、検出器に基づくハイパースペクトル画像生成（ＨＳＩ）システムを示す。図２Ｂは、ハイパースペクトル情報を収集可能にされた光学的構成であり、チューナブルフィルタ又はフィルタホイールを備えた静的装置を用いて構成可能である、検出器に基づくＨＳＩシステムを示す。これらの構成において、組織２００は、照射波長を有する光を備えた光源２１０から照射されてもよい。カメラ２２０は、照射された組織２００から複数の異なるスペクトル帯域において取得波長を有する光を収集するために、フィルタ又はプリズムのような光変更器２３０を備えもよい。図２Ｃは、代替の光源に基づくＨＳＩアプローチを示し、ここでは、照射光の波長が変更され、その間、カメラはそれに送られるすべての光を記録する。そのような実施形態において、組織２００は、（フィルタ又は予め選ばれた光源に起因して）様々なスペクトル帯域又は波長を有する光２１０で照射され、カメラ２２０は、照射された組織からのすべての光を集める。
図２Ａ、図２Ｂ、及び図を２Ｃ参照すると、ＨＳＩによって取得された、空間分解スペクトル画像生成は、組織の生理学、形態学、及び組成に関する診断情報を提供することができる。各画素からのスペクトルは、主成分分析を用いて、又は、以下ではスペクトル分離と呼ぶ他の数学的アルゴリズムを用いて、複数の異なる部分集合に分類可能である。したがって、本開示の態様によれば、ハイパースペクトルハイパーキューブデータセットのスペクトル分離を行うことは、熱アブレーション及びそれらの間のギャップの部位を明らかにすることができる。代替として、それらは、既存のスペクトルライブラリにつきあわせ可能である。その後、さらに、指定された信頼度でターゲットスペクトルに一致するスペクトルを有する画素は、潜在的ターゲットとしてマークされる。既存のスペクトルライブラリと組み合わせてハイパースペクトル情報を収集する１つ以上の異なる光学的構成を使用することができる。
心臓の組織は、心内膜の側及び心外膜の側の両方に、筋肉の層を覆う厚いコラーゲンの層を有する。これは、臨床的に最も関連する部位、すなわち、通常、心房細動の進行を止めるためにアブレーションされる部位であるヒトの左心房には特にあてはまる。任意の外科アブレーションの少なくとも１つの態様は、不整脈を止めて、コラーゲン層の下方にある筋肉層にダメージを与えることである。しかし、白色かつ強く蛍光するコラーゲンは、熱アブレーションに伴う光学的変化のほとんどをマスクする。従って、コラーゲンの層が１００ミクロンを超過する場合、アブレーションによって引き起こされた筋肉へのダメージは、肉眼では容易に見えない。しかしながら、アブレーションは、アブレーションされた組織のスペクトルシグネチャを変更する。いくつかのスペクトル変化は以下のものを含んでもよいが、これらに限定されない。ＮＡＤＨ蛍光の喪失は、約３５０ｎｍから約３７０ｎｍの照射範囲及び約４５０ｎｍから４８０ｎｍの放射範囲において最もよく現れるが、これらの範囲に限定しない。コラーゲンの蛍光の減少は、約３３０ｎｍから３６０ｎｍの照射範囲及び約４３０ｎｍから４６０ｎｍの放射範囲において最もよく現れるが、これらの範囲に限定しない。組織の散乱の増加は、画像生成検出器に戻る光子のより多くの部分が、照射光のエネルギーよりも低いエネルギーを有することをもたらす可能性がある。この効果は、大部分は波長独立である可能性があり、ＵＶ、可視光、及びＩＲの範囲にわたって生じる可能性があることに注意する。その結果は、反射率スペクトルにおける増大した肩状部分でありえる。光学的な組織の濃度の増加は、熱によって引き起こされた組織の乾燥に起因する可能性がある。この効果は、大部分は波長独立である可能性があり、ＵＶ、可視光、及びＩＲの範囲にわたって生じる可能性があることに注意する。吸収の変化は、例えば、ミオグロビンからメトミオグロビン（methmyoglobin）への遷移及び他の細胞間の発色団の遷移に起因する可能性がある。従って、ここに開示したシステム及び方法は、これらの変化を利用して、アブレーションされた組織及びアブレーションされていない組織の間で識別することができる。
図３Ａは、本開示の態様に係る臨床カテーテル３０５Ａ及びハイパースペクトル画像生成構成要素の少なくとも１つの設計を示す図を示す。図３Ａの図は、経皮的アブレーション処置の間にＲＦアブレーション損傷及びギャップをライブで可視化する可視化カテーテル３０５Ａを示す。カテーテル３０５Ａは、コンピュータ３４０、光源（図示せず）、チューナブルフィルタ３３５ＡＡを備えたカメラ３３５Ａ、及び光ファイバーケーブル３４５を含むことができる。いくつかの実施形態では、光ファイバーケーブル３４５及び組織の表面の間で血液を移動させるために、可膨張性バルーン３５５が含まれてもよい。その後、光ファイバーケーブル３４５はハイパースペクトルカメラ３３５Ａに接続される。現在、増加しつつある多数の商用のハイパースペクトルカメラ及び関連する画像処理ソフトウェアパッケージが利用可能である。最も最近のものは、３０個以上の異なるスペクトル帯域をビデオレート速度で並列に取り込み、主成分分析識別アルゴリズムによってリアルタイムで分析することを可能にする。上述したハイパースペクトル可視化カテーテル３０５Ａは、ＲＦ又は低温のアブレーション装置と組み合わされ、それを単一のカテーテル３０５Ａにすることもできる。
本開示の態様によれば、システム及び方法は、上述した熱による損傷、すなわちＲＦ及び低温による受傷から、レーザに基づくもの、マイクロ波、又は局所的な超音波に基づく組織破壊のような他の手段によって作成されたアブレーション損傷の可視化にまで拡張されてもよい。
図３Ｂ及び図３Ｃは、本開示のいくつかの態様に係る、図３Ａで注意したハイパースペクトル画像生成構成要素を組み込んだアブレーション可視化システム（ＡＶＳ）を示す図を示す。図３Ｂは、図３Ａで注意したハイパースペクトル画像生成構成要素を組み込んだアブレーション可視化システム（ＡＶＳ）３０６の少なくとも１つの実施形態を示す。図３Ｃは、図３Ａで注意したハイパースペクトル画像生成構成要素を組み込んだアブレーション可視化システム（ＡＶＳ）３０７の少なくとももう１つの実施形態を示す。図３Ｂ及び図３Ｃは、患者の体外にある光源３３０Ａと、光源３３０Ａから患者の体内に光を伝送する光伝送ファイバ３３０Ｂと、必要であれば適切なフィルタリングを行う、カメラ３３５Ａと、カメラに接続された画像バンドル３３５Ｂと、１つ又は複数のディスプレイ３４０Ａ（技術者用）及び３４０Ｂ（医師用）を有し、そのプロセッサ又はコントローラにおける画像処理ソフトウェアを備えるコンピュータシステム３４０とを示す。カメラの態様がさらに議論される。
図３Ｄは、例示として、本開示の方法及びシステムに関連して使用可能である典型的な処理アーキテクチャ３０８の図を示す。コンピュータ処理装置３４０は、グラフィカル出力用のディスプレイ３４０ＡＡに接続されることが可能である。プロセッサ３４２は、ソフトウェアを実行可能なコンピュータプロセッサ３４２であってもよい。典型的な例は、コンピュータプロセッサ（Ｉｎｔｅｌ（登録商標）又はＡＭＤ（登録商標）のプロセッサなど）、ＡＳＩＣ、マイクロプロセッサなどであってもよい。プロセッサ３４２はメモリ３４６に接続されることが可能である。それは、典型的には、プロセッサ３４２の実行中に命令及びデータを格納するための揮発性ＲＡＭメモリであってもよい。プロセッサ３４２は記憶装置３４８にも接続されることが可能である。それは、ハードドライブ、ＦＬＡＳＨドライブ、テープドライブ、ＤＶＤＲＯＭ、又は同様の装置のような、不揮発性記憶媒体であってもよい。図示しないが、コンピュータ処理装置３４０は、典型的には、さまざまな形態の入力及び出力を含む。Ｉ／Ｏは、ネットワークアダプタ、ＵＳＢアダプタ、ブルートゥース（登録商標）無線、マウス、キーボード、タッチパッド、ディスプレイ、タッチスクリーン、ＬＥＤ、振動装置、スピーカ、マイクロホン、センサ、又はコンピュータ処理装置３４０とともに使用するための他の入力もしくは出力装置を含んでもよい。プロセッサ３４２は、プロセッサ３４２のようなプロセッサにコンピュータ可読命令を提供可能である電子的、光学的、磁気的、又は他の記憶装置又は伝送装置を含むがそれらに限定されない、他のタイプのコンピュータ可読媒体にも接続されることが可能である。他の様々な形態のコンピュータ可読媒体は、有線及び無線の両方で、ルータ、専用もしくは公衆ネットワーク、又は他の伝送装置もしくはチャネルを含むコンピュータに命令を送信又は伝送することができる。命令は、例えば、Ｃ、Ｃ＋＋、Ｃ＃、Ｖｉｓｕａｌ Ｂａｓｉｃ、Ｊａｖａ（登録商標）、Ｐｙｔｈｏｎ、Ｐｅｒｌ、及びＪａｖａＳｃｒｉｐｔ（登録商標）を含む、任意のコンピュータプログラミング言語からのコードを含んでもよい。
プログラム３４９は、命令及び／又はデータを含むコンピュータプログラム又はコンピュータ可読コードであってもよく、記憶装置３４８上に格納可能である。命令は、例えば、Ｃ、Ｃ＋＋、Ｃ＃、Ｖｉｓｕａｌ Ｂａｓｉｃ、Ｊａｖａ、Ｐｙｔｈｏｎ、Ｐｅｒｌ、及びＪａｖａＳｃｒｉｐｔを含む、任意のコンピュータプログラミング言語からのコードを含んでもよい。典型的なシナリオにおいて、プロセッサ２０４は、プログラム３４９の命令及び／又はデータの一部又はすべてを実行のためにメモリ３４６にロードしてもよい。プログラム３４９は、ウェブブラウザ、ブラウザアプリケーション、アドレス登録処理、アプリケーション、又は他のコンピュータアプリケーションもしくは処理を含むがこれらに限定されない、任意のコンピュータプログラム又は処理であってもよい。プログラム３４９は様々な命令及びサブルーチンを含んでもよく、それらは、メモリ３４６にロードされてプロセッサ３４２によって実行されたとき、プロセッサ３４２に様々な動作を実行させ、その一部又はすべては、本明細書に開示された医療を管理する方法を実施してもよい。プログラム３４９は、ハードドライブ、着脱可能なドライブ、ＣＤ、ＤＶＤ、又は他の任意のタイプのコンピュータ可読媒体などを含むがこれらに限定されない、任意のタイプの非一時的なコンピュータ可読媒体上に格納されてもよい。
光源３３０Ａはカート３３２を含んでもよい。いくつかの実施形態では、システムは、可膨張性バルーン３５５を備える特製カテーテル３０５Ａをさらに含んでもよい。いくつかの実施形態では、画像バンドル３３５Ｂ及び光伝送ファイバは、カテーテル３０５Ａの外部からバルーン３５５の内部のカテーテル３０５Ａの遠位領域へ延在してもよい。上述の開示されたシステムに追加された各構成要素の複数の構成要素が存在してもよいことが意図される。システムは、カテーテル３０５Ｃのガイドワイヤー、ＥＰ蛍光透視システム３６０、スティーラブルシース（ｓｔｅｅｒａｂｌｅ ｓｈｅａｔｈ）３６５Ａ、スティーラブルシース３６５Ｂのためのガイドワイヤー、挿入器シースキット３６５Ｃ、インデフレータ３７０、及び経中隔キット３８０をさらに含んでもよい。
図３は、本開示に係る例示的なシステムのブロック図である。ＡＶＳシステムは、光源３３０Ａと、必要であれば適切なフィルタリングを行う、カメラ３３５Ａと、１つ又は複数のディスプレイ３４０Ａを有し、画像処理ソフトウェアを備えるコンピュータシステム（図示せず）とを有する外部機器３２５を含む。ＡＶＳシステムは、アブレーション装置３３８、照射装置３３０Ｂ、及び画像生成装置３３５Ｂを含む体内機器を含み、体内構成要素は、カテーテル３０５Ａに関連付けられた体内バルーン３５５の内部にある。可膨張性バルーンカテーテル３５５，３０５Ａを有するカテーテル３０５Ａを含む体内機器が体外機器３２５に接続されることに注意する。いくつかの実施形態では、照射装置３３０Ｂ及び画像生成装置３３５Ｂは、治療された組織への光及びその組織からの光を伝送するために光ファイバ導波路を利用してもよい。
図３Ｂ及び図３Ｃをなお参照すると、光源３３０Ａは、心臓の心内膜の面のような組織に様々な波長で照射するように選択されてもよい。
図３Ｂ及び図３Ｃのいくつかの態様によれば、レーザにより発生された光は、照射のためにずっと大きなパワーを提供してもよく、その波長は、ナノメートルを単位として、必要とされる可能性がある１つの値のみを有する可能性がある。所望の照射帯域において放射可能な市販のレーザ源があり、それらは５０〜２００ｍＷの近傍及びそれよりも高い多くの電力設定で利用可能である。本システムは、いくつかの実施形態において、最大で１５０ｍＷまでの調整可能なパワーを有するレーザを使用する。
図３Ｂ及び図３Ｃをなお参照すると、カテーテル３０５Ａは、管のナビゲーション、血液の移動、光源３３０Ａから心筋までの光の伝搬、及び蛍光光の画像収集を含むがこれらに限定されない、多数の機能を実行するために使用可能である。適切なカテーテル３０５Ａの一例は、本願と同じ出願人による特許文献１に開示され、その全体はここに組み込まれる。いくつかの実施形態では、アブレーション技術は、システム及びカテーテル３０５Ａ実施形態で収容されるか、又はシステム及びカテーテル３０５Ａ実施形態の内部に組み込まれる。
図３Ｅ及び図３Ｆを参照すると、カテーテル３０５Ａは、カテーテル３０５Ａの遠位端における、又はその近くにおける、バルーン３５５を含んでもよい。血液が照射波長及び蛍光波長を吸収するので、バルーン３５５は心筋の面から血液を移動させてもよい。これを達成するために、バルーン３５５は、解剖学的構造物、特に肺静脈の内部にうまく填まるように拡張可能かつ可撓性を有してもよい。バルーン３５５を膨張させるために使用される媒体は、光学的に透明であってもよいが、ただし理想的には、ナビゲーション目的のために蛍光透視法では不透明であってもよい。適切な膨張媒体は、これら両方の要件を満たす重水素（重水）及びＣＯ２を含むが、これらに限定されない。バルーン３５５は、少なくとも、心筋の照射及び蛍光の両方に関する波長において、光学的にクリアである材料から構成されてもよい。バルーン３５５は、可撓性をもたないが肺静脈及び他の構造物の内部に最もうまくフィットする最適の可変サイズを有する材料からなってもよく、又は、シリコーン又はウレタンのような可撓性の材料からなってもよい。いくつかの実施形態では、バルーン３５５は、３３０ｎｍから３７０ｎｍのＵＶ範囲において光学的に透明であってもよい。
いくつかの実施形態では、バルーン３５５は、ＵＶ照射の場合には３３０ｎｍから３７０ｎｍにおいて、また、蛍光波長の場合には４００ｎｍから５００ｎｍにおいて、光学的にクリアである。バルーン３５５に適したＵＶ透明材料は、シリコーン及びウレタンを含むがこれらに限定されない。
図３Ｅ及び図３Ｆをなお参照すると、カテーテル３０５Ａは、照射光を、体外の光源３３０Ａからバルーン３５５へ、及びバルーン３５５から心臓組織へ効率的に伝送するために使用されてもよい。いくつかの実施形態では、レーザ伝送ファイバは、ＵＶレーザ光源から照射光を伝送するために使用されてもよく、通常は、ＵＶ効率及び小さな直径のために石英からなる。
図３Ｅ及び図３Ｆのカテーテル３０５Ａは、照射された組織から光を集めて体外のカメラに転送するために使用されてもよい。いくつかの実施形態では、これは、カテーテル３０５Ａの遠位領域から体外のカメラへ延在する画像生成ファイババンドルを用いて達成されてもよい。いくつかの実施形態では、画像バンドルは、画像の完全性を保持するとともに、それをカテーテル３０５Ａの全長にわたってカメラ及び必要であればフィルタまで送る、１つ又は複数の個別の単一モードファイバを含んでもよい。画像生成バンドルは、柔軟でありかつ小さな直径を有するが、バルーン３５５によって覆われたターゲット組織領域の画像を生成するために十分な視界を実現可能であってもよい。
照射された組織からの光を受信してＨＳＩ法に関連して使用するために、カメラ３３５Ａがコンピュータシステム３４０に接続されてもよい。いくつかの実施形態では、カメラ３３５Ａによって生成されたディジタル画像は、２Ｄ及び３Ｄの再構成を行うために使用される。いくつかの実施形態では、画像バンドルはカメラ３３５Ａに接続されてもよく、カメラ３３５Ａは、照射された組織から受けた光からディジタル画像を生成してもよく、それはコンピュータ上に表示可能である。
図４Ａを参照して、本開示のシステム及び方法の動作を示す。本システム及び方法は、急激にアブレーションされた心房組織から反射された光の複数の波長を分析し、経過観察のスペクトル画像生成分析を行うことを含むことに注意する。ハイパースペクトル画像生成装置は、アブレーションされた心房組織及びアブレーションされていない心房組織の間で、２つの間のわずかなスペクトル差に基づいて識別するためのツールとして使用される。本システム及び方法の少なくとも１つの態様は、熱アブレーション及びそれらの間のギャップの部位を明らかにするために、ハイパースペクトルキューブデータセットのスペクトル分離を行うこと含む。
最初に、図４Ａのステップ４１０は、影響を受ける領域にカテーテルを挿入することを開示する。図４Ａのステップ４１５は、影響を受ける領域に光源から照射することを含む。本明細書で使用されるように、「光」は、概して、スペクトルの赤外線部分、可視光部分、及び紫外線部分を含む、任意の波長の電磁放射を表す。照射光のスペクトルの特定部分は、本来の（アブレーションされていない）組織及びアブレーションされた組織からの反射光の間で最大のスペクトル差を生じる部分であってもよい。面に照射するために、カテーテルは、肺静脈／左心房の接合部又は心臓の他の領域のような、心房細動によって影響を受ける心臓の組織の領域に挿入される。血液は、例えばバルーンによって、視野から除去される。肺静脈／左心房の接合部における血液を移動させるために、光ファイバ導波路を囲む透明なバルーンを使用可能である。影響を受ける領域は、光源及び光ファイバ又は他の照射装置からの光によって照射されてもよい。
図４Ａのステップ４２０は、照射された領域において組織をアブレーションすることを含む。反射光を画像生成装置へ集めながら、さらにアブレーション処置を行うことができる。例えば、心房細動アブレーションの場合、照射される領域における組織は、照射の前又は後に、アブレーション装置を用いてアブレーションされてもよい。本開示のシステムを用いて、ポイントツーポイントのＲＦアブレーション又はクライオアブレーション又は、レーザ又は他の既知のアブレーション処置が使用されてもよい。アブレーションは、先端をカテーテルの中央の管腔に通すことにより、又はカテーテルの外部で進行する。処置の後、アブレーション先端は引き込まれてもよい。いくつかの実施形態では、アブレーション先端は、本明細書に開示されたカテーテルに組み込まれてもよい。
ステップ４２５は、照射された領域の画像を取得し、反射光を集めて画像生成装置へ送ることを含む。後者は、カメラに接続された光ファイバーケーブルを用いて、又は小さな画像生成チップによって直接的に実行可能である。
図４Ａのステップ４３０は、照射されて画像生成された領域の表示を生成することを含む。図４Ａのステップ４３５は、上述したように、アブレーションされた組織及びアブレーションされていない組織の間のスペクトルシグネチャの変化を用いて、画像生成された領域においてアブレーションされた組織及びアブレーションされていない組織を識別することを含む。
プロセッサ又はコンピュータによってコンピュータシステムにおいて実行されるアプリケーションソフトは、医師へのインターフェースをユーザに提供することができる。主な機能のうちのいくつかは以下のものを含むことが可能である：レーザ制御、カメラ制御、画像取り込み、画像調整（明るさ及びコントラスト調整など）、損傷識別、損傷深度分析、処置イベント記録、及びファイル操作（作成、編集、削除など）。
図４Ｂは、アブレーションされた組織のＨＳＩ画像を構成する例示的な方法のフローチャートである。図４Ｂのステップ４４０は、アブレーション損傷を有する心房組織の心内膜の面に、特定波長で照射することを含む。図４Ｂのステップ４４５は、複数のスペクトル帯域において取得された、照射された心内膜の面の複数の画像からなるスペクトルデータキューブを収集することを含む。具体的には、複数のスペクトル帯域において取得された、照射された心内膜の面の複数の画像からなる３次元データセット（スペクトルデータキューブ又はハイパースペクトルデータキューブ（ＨＳＤＣ））を形成するためのデータを収集する。図４Ｂのステップ４５０は、スペクトルデータキューブを処理して、アブレーションされた組織の領域及びアブレーションされていない領域に対応する画素を識別することを含む。具体的には、スペクトルデータを処理して、アブレーションされた組織の領域及びアブレーションされていない領域に対応する画素を識別する。後者は、３つの次元、すなわち２つの空間的次元（Ｘ，Ｙ）及び１つのスペクトル次元（λ）からなる。ＨＳＤＣは、同時に取得される２つの空間的次元（Ｘ，Ｙ）から構成可能であり、このとき、スペクトルは、調整可能な光学的バンドパスフィルタを用いて、波長（λ）にわたって逐次にスキャニングすることで構成される。代替として、ＨＳＤＣは、同時に取得される１つの空間的次元及び１つのスペクトル次元（Ｚ、Ｘ）から構成可能であり、このとき、ＨＳＤＣは逐次に走査第２の空間的次元（Ｙ）を逐次にスキャニングすることによって構成される。
図４Ｂのステップ４５５は、画像生成処理アルゴリズムを用いて、アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織の間の１つ以上のスペクトルの差に基づいて、アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織を識別することを含む。具体的には、各画素からのスペクトルを、主成分分析を用いて、又は、以下ではスペクトル分離と呼ぶ他の数学的アルゴリズムを用いて、複数の異なる部分集合に分類し、アブレーションされた損傷及びアブレーションされていない組織の間の１つ以上のスペクトルの差に基づいて、アブレーションされた損傷及びアブレーションされていない組織を識別する。代替として、スペクトルは、既存のスペクトルライブラリとの一致に基づいて分類可能である。その後、各画素のスペクトルは、予め定義されたスペクトルの線形結合であると仮定され、最小二乗法アプローチを用いて、これらのスペクトルを観察された画素スペクトルにあてはめる。
図４Ｂのステップ４６０は、アブレーション損傷、損傷間のギャップ、及び損傷の深さを示す合成画像を作成することを含む。各タイプの組織、すなわち、アブレーションされた組織対アブレーションされていない組織、コラーゲン対筋肉の存在量マップを構成して、各画素におけるその存在量の部分を表示する。このように、アブレーション損傷、損傷間のギャップ、及び損傷の深さを示す合成画像を作成する。
図４Ｃは、本開示のもう１つの例示的な方法を示す。図４Ｃのステップ４６５は、アブレーション損傷を有する心房組織の心内膜の面に、複数の特定波長（λ１、λ２、λ３、λ４…λｎ）を用いて照射することを開示する。図４Ｃのステップ４７０は、上述の照射波長のそれぞれを用いて照射され、心内膜の面から反射された光を集めることを開示する。図４Ｃのステップ４７５は、複数のスペクトル帯域において照射された心内膜の面の複数の画像からなるスペクトルデータキューブを構成することを開示する。図４Ｃのステップ４８０は、スペクトルデータキューブを処理して、アブレーションされた組織の領域及びアブレーションされていない領域に対応する画素を識別することを開示する。図４Ｃのステップ４８５は、アブレーションされた損傷及びアブレーションされていない組織の間の１つ以上のスペクトルの差に基づいて、アブレーションされた損傷及びアブレーションされていない組織を識別することを開示する。図４Ｃのステップ４９０は、アブレーション損傷、損傷間のギャップ、及び損傷の深さを示す合成画像を作成することを開示する。
図４Ｄは、損傷深度処理を決定するフローチャートを示す。いくつかの実施形態では、例えば図１３Ａ〜図１３Ｂに示すように、アブレーションされた損傷の深度マップが構成されてもよい。図４Ｄのステップ４９５は、コンピュータディスプレイから、アプリケーションソフトにより、画像生成された領域におけるアブレーションされた組織及びアブレーションされていない組織を識別することを開示する。図４Ｄのステップ５００は、１つ又は複数の損傷に特有の１つ又は複数の関心対象画像を識別して損傷深度分析を開始することを開示する。図４Ｄのステップ５０５は、損傷の関心対象画像の内部における健康な組織の領域を識別することを開示する。非限定的な例示によれば、アブレーションされた組織のスペクトル変化の変化に起因して、損傷部位は暗い外観を有する可能性があり、損傷の深さが増すとき、損傷部位の外観はより暗くなる可能性があり、ギャップ又は健康な組織はより明るい外観を有する。いったん１つ又は複数の損傷が識別されたとき、それらは損傷深度分析のために選択される。図４Ｄのステップ５１０は、識別された健康な組織で観察された強度に対する各画素で観察された強度の比を用いて、画像全体を正規化することを開示する。図４Ｄのステップ５１５は、結果として得られた正規化画像データを、予め確立されたデータセットから導出されたアルゴリズムであって、正規化された強度の比を損傷の深さに相関させるアルゴリズムを用いて処理することを開示する。
図４Ｄのステップ５２０は、損傷にわたる１つの直線に沿って行われた深度分析が完了することを開示する。これは、単一の場所、直線、又は領域からの情報から複数の損傷におけるただ１つ場所について実行可能である可能性がある。図４Ｄのステップ４７０は、最初の直線に平行な複数の異なる直線に沿って上述のステップを繰り返し、各直線の深度データから、１つ又は複数の損傷部位の３Ｄ再構成モデルを構成することを開示する。損傷にわたる単一の直線に沿って実行された深度分析処理は、最初の直線に平行な複数の異なる直線に沿って、必要に応じて何度でも繰り返し可能であり、各直線の深度データから、損傷部位の３Ｄ再構成モデルを構成することができる。
図５Ａは、反射、散乱、吸収、及び蛍光のような、アブレーションによって引き起こされたスペクトルの変化の背後の物理的現象に関連する情報を提供する、励起−蛍光マトリックス（ＥＥＭ）の例を示す。図５Ｂは、心筋の励起−蛍光マトリックス（ＥＥＭ）の例を示す。
図５Ａ及び図５Ｂを参照すると、ヒトの心房は、１〜３ｍｍの範囲を有する平均で２ｍｍの厚さを有する可能性がある。心房の筋肉の層は、心外膜及び心内膜のコラーゲンの層の間にはさまれる。後者の厚さは５０ミクロンから１ｍｍの範囲を有する可能性がある。
図５Ａ及び図５Ｂをなお参照すると、生物学的組織の組成は異種混合であり、光学的性質は空間的に変動する。細胞と、エラスチン及びコラーゲンを含む細胞外タンパク質とからなる組織の分散特性は、それらが形成する構造物における小規模な不均質性及び大規模な変動によって引き起こされる。さらに、異なる組織の構成要素は異なる蛍光プロファイルを有する。図５Ａは、励起−蛍光マトリックス（ＥＥＭ）の個々の成分を示す。ＥＥＭは、組織の個々の構成要素から完全な情報を提供することができる。図５ＡのＥＥＭにわたる４５度の直線は、反射光を表わす。線形形式で表示される場合、それは反射光のスペクトルを示し、そのピークは特定の波長における吸収の減少に対応する。散漫散乱は反射直線の幅によって表される。例えば、反射直線がより広くなると、その特定の波長において、より顕著な散漫散乱が観察される（光子は、非弾性相互作用と呼ばれるものが生じたときにエネルギーを失い、従ってそれらの波長が減少する）。さらに、４５度の反射率直線の外側のピークは、個々の蛍光団の蛍光を表わす。上で注意したように、図５Ａは、心筋組織から集められた反射、散乱、蛍光光を含む、３つの異なる成分すべてを示す。無処置の場合、心筋組織は、３５５／４６０ｎｍの励起／蛍光範囲において強く蛍光する、かなりの量のＮＡＤＨを有する。
図６は、心房組織及び心室組織において、光がラジオ波アブレーション（ＲＦＡ）の損傷及び低音による損傷と相互作用する方法における主要な差のうちのいくつかを示す。例えば、熱アブレーションは、コラーゲン及びその下方の筋組織の両方のスペクトル特性に影響する可能性がある。影響を受けるスペクトル特性は、それらの波長特異性の吸収及び蛍光の変化と、波長独立の組織散乱の変化とを含む。これらの変化の方向及び振幅は、熱による損傷の状態及びタイプの特定部分集合の間で異なる。しかし、すべての場合において、アブレーションは、非常にはっきりと異なる方法で、損傷部位における組織のスペクトルシグネチャを変更する。これは、ハイパースペクトル画像生成アプローチを用いて、画素を適宜に分類し、とりわけ、アブレーション損傷の場所、形状、サイズ、及び深さを正確に識別することを可能にする。
熱アブレーションがコラーゲン及びその下方の筋組織の両方のスペクトル特性にどのように影響する可能性があるのかに関して、なお図６を参照する。心房のラジオ波（ＲＦ）アブレーション中に、高温により表面のコラーゲンが変性して脱水し、これにより、それはより不透明にされ、わずかに黄色の色調が与えられることに注意する。ＲＦエネルギーは、下方の筋肉及び脂質層のスペクトルシグネチャも変化させる。後者は、変更された吸収スペクトルと、ニコチンアミド及びフラビンアデニンジヌクレオチド、リポフッシン、ポルフィリン、及びその他のような内在性蛍光団の喪失とを含む。ＲＦにより引き起こされたアブレーションは、劇的に光散乱を増大するタンパク質凝固も引き起こす。最後に、ＲＦアブレーションはコラーゲン及び筋肉層の両方を乾燥させ、それらの光学的濃度を増大させる。全体的に、これらの変化は変更されたスペクトルシグネチャをもたらし、紫外線、可視光、及び赤外線範囲を含む広い波長範囲の全体にわたって、ハイパースペクトル画像生成（ＨＳＩ）に基づく心房のアブレーション損傷の識別を可能にする。特定の変化は、５２０〜６００ｎｍの間で最大になる、可視光範囲の大部分にわたる散漫反射のはっきりとした増加を含み、さらに、ＮＡＤＨ蛍光の減少に対応する蛍光の変化（３６５ｎｍの励起／４５０ｎｍの蛍光範囲）を含む。
上で注意したコラーゲン及びその下方の筋組織に関して、図７Ａ及び図７Ｂは、摘出されて開かれた豚の心房において、左心房の組織及び右心房の組織の外観の差を示す。左心房画像は、動物又はヒトの右心房画像と比較して、心内膜のコラーゲンの著しくより厚い層を示す。図７Ｃは、筋組織を下方に示すように切断された、摘出された新鮮なヒトの心房における心内膜の面を示す。図７Ｄは、トリフェニルテトラゾリウムクロリド（ＴＴＣ）で染色されたヒトの心房組織を示す。断面は暗く染色された筋肉層を示し、心内膜の面に白色のコラーゲン層を示す。
しかしながら、照射及び画像取得に使用された光の所定の波長は、高い信号対雑音比でアブレーション部位を明らかにする能力をＨＳＩアプローチが有する限り、他のものより効果的である可能性がある。
波長範囲（４５０ｎｍ〜７００ｎｍ）。
筋組織に対してＲＦアブレーションが行われる場合、その色は、赤褐色から、黄色がかった白色の色調に変わる。これは、容易に、肉眼で見ることも、又はカラーカメラを用いて記録することもできる。しかしながら、心房組織において、筋肉は、０．１ｍｍから０．５ｍｍの厚いコラーゲン層によって覆われている（図７Ａ及び図を７Ｃ参照）。後者は、アブレーションによって引き起こされた筋肉の色の変化を不明瞭にし、これにより、ＲＦ損傷を視覚的に検出できなくする。しかし、色調及び光学濃度における非常にわずかな変化は、白熱照射及び／又は白色光源を用いて損傷を画定するために十分なスペクトル情報を提供する。プッシュブルームに基づくかＡＯＴＦに基づくＨＳＩ画像生成システムは、さらに詳細に以下で説明するように、高忠実度の損傷識別を提供する。
オフセット取得。
本開示の態様によれば、実験は、散乱が３つの主要な光学的成分のうちの１つであり、吸収及び蛍光が他の２つであることを示唆する。従って、本開示の少なくとも１つの態様によれば、心房のＲＦ損傷を可視化する有効な方法は、ＨＳＩハイパーキューブが取得されるスペクトル範囲より下の波長で、アブレーションされた面に照射することであるということが開示される。例えば、アブレーションされた組織は、４６０ｎｍのＬＥＤ及び５００〜６００ｎｍの範囲から取得された光によって照射可能である。増大した散乱は、検出器に戻る光のスペクトルの右肩全体を増大させ、高忠実度のスペクトル分離を可能にする。ＨＳＩ取得及び分析から照射波長を除外することによって、非常に強い反射光があっても、識別力が低下することを防止する。後者は、アブレーションされていない組織部位及びアブレーションされた組織部位の間の差をマスクする場合がある。
赤外線範囲（６５０〜９００ｎｍ）。
熱アブレーションは、光学スペクトル全体にわたる光散乱を増大させる。したがって、サンプルが赤外線源によって照射されるときにＨＳＩスペクトルハイパーキューブを取得することは、損傷識別の根拠としても作用する可能性がある。少なくとも２つの主な理由で、より長い波長を使用することには追加の利点が存在する可能性がある。第１に、多数の理由の中でもとりわけ、それは、照射光及び散乱光の両方について浸透を増大させ、ダメージを受けた筋肉のより深い層の可視化を可能にする。第２に、多数の理由の中でもとりわけ、それは、ヘモグロビンによる光の吸収が最小になる治療ウィンドウを使用することを可能にし、従って、損傷の可視化は、光ファイバ及び組織の間の血液を完全に移動させる必要なしに行うことができる。
紫外線Ａ又はＵＶＡ（３３０〜４００ｎｍ）。
ＨＳＩが左心房組織における熱損傷を高効率で明らかにすることができるもう１つの照射範囲は、ＵＶＡである（豚のデータについては図１１Ａ〜図１１Ｆを参照し、ヒトの左心房については図１２Ａ〜図１２Ｄを参照）。心房組織に照射する短波長ＵＶＡの光子は、コラーゲン層の深くまでは浸透せず、従って、その下方の筋肉層には到達しない。代わりに、コラーゲンを励起することができる波長（３３０〜４００ｎｍの範囲）を用いることで、心房のコラーゲンの自己蛍光を誘発し、これにより、その下方の筋肉層を照射する。コラーゲンの放射プロファイルはかなり広く（３９０ｎｍにおいてピークに達し、５００ｎｍに達する）、従って、コラーゲン層から放射された光子は、より長い波長を有し、筋肉層に浸透し、検出器に戻ることができる。これは、コラーゲンの下方に位置するアブレーションされた筋肉から反射を劇的に増大させ、戻る光のスペクトルの右肩を増大させる。さらに、ＲＦアブレーションの熱は組織を乾燥及び凝縮させ、コラーゲンの蛍光の増加をもたらす（図１２Ａ〜図１２Ｄを参照）。これらの２つのファクタはともに、ＵＶ範囲で照射されたときに、ＨＳＩがアブレーションされていない組織及びアブレーションされた組織の間で識別することを可能にする。
本開示の態様によれば、照射波長は、約３５０ｎｍから約４００ｎｍのＵＶ範囲における任意の波長であってもよく、好ましくは約３６０ｎｍから約３７０ｎｍの範囲内にあってもよい。照射波長は、４００ｎｍから約７００ｎｍの可視光範囲における任意の波長であってもよく、好ましくは約４００ｎｍから約５００ｎｍの範囲内にあってもよい。さらに、照射波長は、７００ｎｍから約９００ｎｍのＩＲ範囲における任意の波長であってもよく、好ましくは約７００ｎｍから約７５０ｎｍの範囲内にあってもよい。
本開示の態様によれば、照射光は連続範囲の波長を含み、この波長は、約３５０ｎｍから約４００ｎｍのＵＶ範囲における任意の波長であってもよく、好ましくは約３６０ｎｍから約３７０ｎｍの範囲内にあってもよい。照射波長は、４００ｎｍから約７００ｎｍの可視光範囲における任意の波長であってもよく、好ましくは約４００ｎｍから約５００ｎｍの範囲内にあってもよい。さらに、照射波長は、７００ｎｍから約９００ｎｍのＩＲ範囲における任意の波長であってもよく、好ましくは約７００ｎｍから約７５０ｎｍの範囲内にあってもよい。
本開示の態様によれば、照射光は約３５０ｎｍから約３８０ｎｍの範囲内にあってもよく、一方、集められた光は、約４００ｎｍ及び７００ｎｍの間の範囲あってもよく、好ましくは約４００ｎｍ及び５００ｎｍの範囲内に場合があってもよい。さらに、照射光は約４００ｎｍから約７００ｎｍの可視光範囲にあってもよく、一方、集められた光も約４００ｎｍから約７００ｎｍの同じ範囲にあってもよい。照射光は約７００ｎｍから約９００ｎｍの赤外線範囲にあってもよく、一方、集められた光は約７００ｎｍから約９００ｎｍの同じ範囲にあってもよい。
本開示の態様によれば、照射光の波長は、約１０ｎｍ及び約５０ｎｍの間の波長だけ、取得範囲よりも小さくてもよく、例えば以下の例を含むがこれらに限定されない。
約３６０ｎｍ：約３７０ｎｍ〜約４７０ｎｍ、
約３７０ｎｍ：約４００ｎｍ〜約４８０ｎｍ、
約４５０ｎｍ：約５００ｎｍ〜約６００ｎｍ。
本開示の態様によれば、フィルタリングは、約４６０／２５ｎｍ、約５００／２５ｎｍ、及び約５４０／２５ｎｍを含むがこれらに限定されない、個々の帯域通過フィルタからなる集合を用いて、照射された心臓組織からの放射を有する可能性がある。カメラの前段において、約４２０ｎｍから約７２０ｎｍ、及び約４５のｎｍから約９００ｎｍを含むがこれらに限定されない、指定された範囲に調整可能な音響光学的フィルタが使用される。
本開示の態様によれば、照射された心臓組織から放射された光を検出すること、蛍光、反射、及び散乱成分から構成される放射を含む可能性があり、蛍光は、約４００ｎｍから約５００ｎｍの範囲内において、アブレーションされた部位及びアブレーションされていない部位の間で最も異なり、反射は、約４５０ｎｍから約６００ｎｍの範囲内において、アブレーションされた部位及びアブレーションされていない部位の間で最も異なり、散乱反射は、約５５０ｎｍから６００ｎｍの範囲内の可視光スペクトルにわたって、アブレーションされた部位及びアブレーションされていない部位の間で最も異なる。
本開示の態様によれば、画像からアブレーションされた損傷の深度マップを構成することは、ターゲットスペクトルを有する、すなわちアブレーションされた組織の画素の濃度を、損傷の深さの指標として用いることで達成することができる。各画素のグレーレベルの強度により３Ｄマップを作成することができる。
本開示の態様によれば、アブレーションされた損傷をラジオ波によって作成された損傷として識別すること及び照射波長を設定することは、約４００ｎｍから約７００ｎｍの間であってもよく、取得波長は約４００ｎｍから約７００ｎｍの間であってもよい。さらに、アブレーションされた損傷をクライオアブレーションによって作成された損傷として識別すること及び照射波長を設定することは、約３５０ｎｍから約４００ｎｍの間であってもよく、取得波長は約３８０ｎｍから約５００ｎｍの間であってもよい。さらになお、アブレーションされた損傷がラジオ波によって作成されたのか、それとも、クライオアブレーションによって作成されたのかを識別する際に、アブレーションされた損傷がラジオ波によって作成された場合、照射波長の設定は約４００ｎｍから約７００ｎｍの間であってもよく、取得波長は約４００ｎｍから約７００ｎｍであってもよく、アブレーションされた損傷がクライオアブレーションによって作成された場合、照射波長の設定は約３５０ｎｍから約４００ｎｍの間であってもよく、取得波長は約３８０ｎｍから約５００ｎｍの間であってもよい。
本開示の態様によれば、スペクトル範囲及び使用されるカメラのタイプは変化してもよい。いくつかの実施形態では、ＵＶ及び白色光の両方の照射を行って、反射されたスペクトルのハイパースペクトル分析を行うことは、ＲＦ損傷を可視化するように働くことが可能である。蛍光のハイパースペクトル分析と組み合わせたＵＶ照射は、低温による損傷を可視化するより良好なアプローチである。また、蛍光の強度は、反射光の強度に比較して数桁のオーダーで小さいので、低温による損傷の可視化は、近紫外線範囲（３５０〜５００ｎｍ）においてより高感度のハイパースペクトルカメラを必要とし、その一方で、ＲＦ損傷は、４００ｎｍ〜７００ｎｍの範囲において反射光を集めるより低感度のハイパースペクトルカメラを用いて観察可能である。従って、クライオ又はＲＦアブレーションの最終的な結果が壊死した心筋の損傷であるという事実にもかかわらず、２つのタイプのアブレーション手術には、照射源及びカメラのタイプの両方が異なる必要があるかもしれない。非限定的な例示として、次の設定内容が使用されてもよい。
図８Ａ、図８Ｂ、図８Ｃ、及び図８Ｄは、ハイパースペクトル画像生成（ＨＳＩ）システムが損傷の境界を明らかにする能力を示す。図８Ａは、犬の左心房の心内膜の面におけるＲＦＡ損傷の視覚的な外観の例を示す。損傷を視覚的に見ることができるが、その境界の画定は不十分である。図８Ｂは、摘出された豚の左心房の心内膜の面におけるラジオ波アブレーションのよる２つの損傷の視覚的な外観を示す。再び、損傷の境界は明確には画定できない。
図８Ｃ及び図８Ｄは、Ｍｉｄｄｌｅｔｏｎ Ｒｅｓｅａｒｃｈによって製造された、標本分光写真機及びＡｎｄｏｒ ｉＸｏｎ ＣＣＤで構成されたカスタムプッシュブルームＨＳＩシステムによって画像生成された、図８Ｂに示した豚のサンプルを示す。豚の左心房の心内膜の面のアブレーションされていない領域及びアブレーションされた領域からのスペクトルプロファイルは互いに異なり（図８Ｃ）、これにより、ハイパースペクトルキューブの有効な分離が可能になった。結果として生じるＨＳＩデータキューブは、ＵｍＢｉｏ Ｅｖｉｎｃｅソフトウェアパッケージによって実行された主成分分析を用いて分析され、明確に画定された２つ損傷（図８Ｄ）を有する偽色合成ＨＳＩ画像をもたらした。
図９Ａ及び図９Ｂは、カメラの前にＡＯＴＦフィルタを備えたＰｅｒｋｉｎ−Ｅｌｍｅｒ Ｎｕａｎｃｅ ＦＸマルチスペクトル画像生成システムを用いて画像生成された２つのＲＦ損傷を有する、摘出された豚の左心房を示す。図９Ａは、組織の視覚的な外観を示す。図９Ｂは、ＨＳＩキューブ主成分分析によって明らかにされた個々の成分（９００は損傷部位であり、青はコラーゲンであり、赤は筋肉である）を示す。組織は白色の白熱光で照射された。反射光は４５０ｎｍ〜９５０ｎｍの範囲内で２０ｎｍステップを用いて取得された。
図１０Ａ、図１０Ｂ、図１０Ｃ、及び図１０Ｄは、４つのＲＦ損傷を有する、摘出されたヒトの左心房を示す。図１０Ａは、ＨＳＩキューブを個々の成分へ分解するために使用される関心対象領域を有する組織の視覚的外観を示す。図１０Ｅは、組織が白色の白熱光によって照射された場合の、未処理及び正規化された反射スペクトルのグラフを示す。反射光は４５０ｎｍ〜７５０ｎｍの範囲内で２０ｎｍのステップを用いて取得された。図１０Ｆは、２つの個々のＨＳＩ成分、コラーゲン９１０、及び損傷９００の重ね合わせを示す。
図１１Ａ、図１１Ｂ、図１１Ｃ、及び図１１Ｄは、３つのＲＦ損傷を有する、摘出された豚の左心房を示す。図１１ＡはＵＶ照明下における組織の視覚的な外観を示す。図１１Ｂは、カラーコード化されたＨＳＩ合成画像を示す。図１１Ｃ及び図１１Ｄは、主成分分析によって明らかにされた個々の成分を示す。図１１Ｃは、主成分分析によって明らかにされた、損傷成分を含む個々の成分を示す。図１１Ｄは、主成分分析によって明らかにされた、アブレーションされていない成分を含む個々の成分を示す。
図１１Ｅは、コラーゲン層の下のアブレーションされた筋組織（矢印を参照）を露出させるために、上に示した図１１Ｃの直線１１３０を通って切断されて、半分に折りたたまれた組織を示す。そこにおいては、カラーコード化されたＨＳＩ合成画像は、組織の複数の態様、すなわち、筋肉１１１０、アブレーションされた筋肉１１００、及びコラーゲン１１２０を示す。さらに、図１１Ｆは、図１１Ｅの対応するターゲットスペクトルを示す。組織は３６５ｎｍのＬＥＤのＵＶ光によって照射され、反射光は４２０ｎｍから６００ｎｍの範囲で１０ｎｍステップを用いて取得された。
慢性のラジオ波（ＲＦ）損傷に関して、ＨＳＩは、急性のＲＦ損傷及びそれらの間のギャップの手術中におけるリアルタイムの可視化に加えて、以前に行われたＲＦ手術から治癒した損傷の可視化のために使用可能である。これは、成功したアブレーションの部位に形成されたコラーゲンの痕跡が、その周囲の筋組織とは非常に異なるスペクトルシグネチャを有するからである。従って、ＨＳＩは、以前のＲＦアブレーションの部位を明らかにすることができ、これにより、医師は、残りのギャップをターゲットとすること、及び、以前にアブレーションされた領域を反復して焼くことを回避することができる（後者は、過度の瘢痕化、心房の柔軟性の喪失、及び／又は肺静脈狭窄をもたらす可能性がある）。
クライオアブレーション処置の使用に関して、クライオアブレーション処置は、異所性信号源の近くの組織を破壊するための代替手段として人気を獲得している。それは、ＲＦ処置と比較して、より「クリーン」な損傷を作成し、手術後の肺動脈狭窄症のより低い発生率を有する。クライオアブレーションがＲＦとは対照的にコラーゲン及びその下方の筋肉層の熱凝結をもたらさないことを部分的には理由として、低温による損傷はより画定され、より少ない痕跡を形成する。代わりに、それは膜構造物を裂く氷晶を形成することによって細胞を破壊する。ＲＦアブレーションとは対照的に、筋肉のクライオアブレーションは、可視光スペクトルにわたって低減した光散乱をもたらす。
さらに、ＲＦ損傷を解消することができる上述した反射スペクトルの分離は、低温による損傷の可視化にも適用可能である。まだ、低温による損傷では散乱があまり劇的に変化しないので、ＨＳＩは、単なる組織の散乱における変化に基づいて低温による損傷を可視化することには、それほど有効ではないだろう。一方、低温による損傷については、筋肉のＮＡＤＨの喪失及び減少した反射は「同じ」方向の変化をもたらす、すなわち、両方が、戻る光のスペクトルの右肩を「低下」させる。さらに、蛍光のスペクトルプロファイルを見る場合、ＮＡＤＨ及びコラーゲンの蛍光ピークは明らかに識別可能である。クライオアブレーションに際して、コラーゲン層が無処置のままである間に、心房の筋肉は破壊され、ＮＡＤＨの蛍光は減少する。従って、戻る光の強度における合計の減少が最小である間、損傷部位から到来する蛍光のスペクトルプロファイルは変化する。その後、スペクトル分離アルゴリズムの使用は、損傷及びそれらの間のギャップを識別することを可能にする。
図１２Ａ、図１２Ｂ、図１２Ｃ、及び図１２Ｄは、異なる強度の４つのＲＦ損傷を有する、摘出されたヒトの左心房の画像を示す。図１２Ａは、白熱光の照明下における組織の視覚的な外観を示す。図１２Ｂは、ＵＶ照射（３６５ｎｍのＬＥＤ光源）を用いたときのＨＳＩによって識別された損傷を示す。図１２Ｃは、ＵＶ照射下では損傷がより高い濃度で見えることを示す。基礎をなすスペクトル成分のうちの１つは、上で注意したように、ＲＦによって引き起こされた含水量の喪失に（少なくとも部分的に）起因する、アブレーションされたコラーゲンからの増大した蛍光強度である。この影響を示すために、図１２Ｄの組織は直線１２２０を通って切断したものであり、半分に折りたたまれ、同じ設定内容を用いて画像生成された。赤い矢印は、損傷部位におけるコラーゲンの増大した強度を指す。追加のスペクトル成分は、以前の図面に示す下方の筋肉の色及び増大した散の変化になりえる。
図１３Ａ及び図１３Ｂは、心内膜の面におけるＲＦアブレーション損傷を備えた豚の左心房組織を示す。図１３Ａは、単一の深い損傷及びその３Ｄ面プロットを示す。図１３Ｂは、異なる深さの２つの損傷と、その間のアブレーションされていない組織とを示す。以下で、アブレーションされていない組織の領域を示す、２つの損傷の３Ｄ面プロットを示す。
図１３Ａ及び図１３Ｂのアブレーション損傷に関して、アブレーション損傷は、適切な深さを有し、心臓以外の構造物へのダメージを最小化しながら、ほぼ経壁で細胞壊死を引き起こさなければならない。ヒトの左心房の壁厚の平均は約１．８ｍｍである。損傷深さを検出するＨＳＩの能力は、照射波長の周波数に反比例し、より長い波長（近赤外線及び赤外線の範囲）では、より深い損傷まで貫通して検出する。ＲＦアブレーションによって引き起こされた散漫組織反射の変化は、大部分、水がアブレーション部位から蒸発したときの増大した経壁組織乾燥の結果である。従って、損傷の深さを増大することは、組織のより不透明外観をもたらす。図１３Ａ及び図１３Ｂは、ＨＳＩ画像からの損傷の深さの再構成物を示す。図１３Ａは、深いＲＦ損傷の３Ｄ深さプロファイルを示し、図１３Ｂは、並んで配置された弱い損傷及び強い損傷の間のギャップを示す。
アブレーションされた組織を含む領域からのスペクトル情報を分離するアプローチに関する本開示のシステム及び方法は、複数の画素からなる画像全体に、又は、限られた個数の個々の画素に適用可能であることが意図される。極端な場合では、接触型カテーテルを用いて集められた光の単一点測定及びスペクトル解析のみを行うことが可能である。
本開示のシステム及び方法は、右及び左心房の心外膜及び心内膜の面、心室の心内膜及び心外膜の面、さらに主要な血管の及び弁構造物を含む、心臓の任意の部分に適用可能である。
さらに、本開示のシステム及び方法は、子宮の裏（子宮内膜のアブレーション）、又は、 肝臓、腎臓、肺、筋肉、又は骨を含む身体の複数の器官内の癌を含むがこれらに限定されない、人体の様々な器官及び部分上で実行されるアブレーションの異なる組織及び部位を識別することに適用可能である。
本開示の態様によれば、組織の面は心臓組織を含むことができる。心臓の組織の面は心房組織の心内膜の面を含んでもよい。照射波長は約３５０ｎｍ及び約４００ｎｍの間にあってもよい。照射波長は約４００ｎｍ及び約７００ｎｍの間にあってもよい。照射波長は約７００ｎｍ及び約９００ｎｍの間にあってもよい。照射波長は、約１０ｎｍ及び約５０ｎｍの間の波長だけ、取得波長の範囲より短くてもよい。
本開示の態様によれば、照射された心臓組織から戻る光を、１組の帯域通過フィルタを用いてフィルタリングすることを含んでもよい。照射された心臓組織から戻る光を、チューナブルフィルタを用いてフィルタリングすることを含むことを意図する。蛍光、反射、及び散乱成分を含む、照射された心臓組織から戻る光を検出することを含んでもよく、蛍光成分は約４００ｎｍから約５００ｎｍの間の取得波長で検出され、反射成分は約４５０ｎｍ及び約７００ｎｍの間の取得波長で検出され、散乱成分は可視光スペクトルの全体にわたって検出される。
本開示の態様によれば、照射された組織のディジタル画像の各画素を、アブレーションされた組織又はアブレーションされていない組織として分類することを含んでもよい。アブレーションされた組織として分類された画像画素のバルク密度に基づいて、画像からアブレーション損傷の深度マップを構成してもよい。
本開示の態様によれば、アブレーションされた損傷を、ラジオ波によって作成された損傷として識別することと、照射波長を約４００ｎｍ及び約７００ｎｍの間に設定し、取得波長を約４００ｎｍから約７００ｎｍに設定することとをさらに含むことを意図する。照射波長を３５０〜４００ｎｍの間に設定し、取得波長の範囲を３８０〜５００ｎｍに設定することで、クライオアブレーションによって作成された、アブレーションされた組織を識別することをさらに含んでもよい。照射波長を３５０〜４００ｎｍの間に設定し、取得波長の範囲を３８０〜５００ｎｍに設定することで、ラジオ波によって作成された、アブレーションされた組織を識別することをさらに含むことを意図する。さらに、レーザ、マイクロ波、又は局所的な超音波によって引き起こした損傷を含む、他のタイプの熱アブレーションによって作成された、アブレーション損傷を識別することを含んでもよい。１つ又は複数の照射波長における特定の波長で照射すること、又は、既知のスペクトル分布を有する広帯域照射を使用することをさらに含むことを意図する。予め選択された複数のスペクトル差からなる集合のうちの１つ又は複数のスペクトル差に基づいて、アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織を識別することをさらに含んでもよい。
本開示の態様によれば、スペクトルデータを収集することをさらに含むことを意図する。これは、検出器に基づくハイパースペクトル画像生成（ＨＳＩ）システムと、チューナブルフィルタを備えた静的装置を用いる検出器に基づくＨＳＩシステムと、照射光の可変波長を含む代替信号源に基づくＨＳＩと、それらの所定の組み合わせとのうちの１つを含む。さらに、収集されたスペクトルデータは、既存のスペクトルライブラリに適合されるか、主成分分析の対象とされるか、関連する主成分分析アルゴリズムの対象とされるか、又はそれらの所定の組み合わせであってもよい。
いくつかの態様では、アブレーション損傷を可視化する方法が提供される。
上記方法は、
アブレーション損傷を有する組織の表面を１つ又は複数の照射波長で照射することと、
複数のスペクトルバンドのそれぞれにおいて１つ又は複数の取得波長で取得された、上記照射された組織のスペクトル画像を含むスペクトルデータセットを収集することと、
上記アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織の間の１つ以上のスペクトルの差に基づいて、上記アブレーション損傷及び上記アブレーションされていない組織を識別することと、
上記アブレーション損傷を示す組織及び上記アブレーションされていない組織の合成画像を作成することとを含む。
いくつかの態様では、心房のアブレーション損傷を可視化する方法が提供される。
上記方法は、
アブレーション損傷を有する心臓組織の表面を１つ又は複数の離散的な照射波長で照射することと、
上記照射された心臓組織からスペクトルデータを収集することと、
上記アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織の間の１つ以上のスペクトルの差に基づいて、上記アブレーション損傷及び上記アブレーションされていない組織を識別することと、
アブレーションされた組織及びアブレーションされていない組織を示す、上記心臓組織の画像を作成することとを含む。
いくつかの態様では、組織の画像を生成するシステムが提供される。
上記システムは、
遠位領域及び近位領域を有するカテーテルと、
光源と、
上記光源から上記カテーテルの遠位領域へ延在する光ファイバであって、上記カテーテルの遠位端の近傍における損傷部位を有する組織に照射する光ファイバと、
上記照射された組織からの反射された光を集める画像バンドルと、
上記画像バンドルに接続されたカメラであって、複数のスペクトルバンド又は各照射波長において取得された上記照射された組織のスペクトル画像を含むハイパースペクトルデータを収集するように構成されるカメラと、
上記カメラと通信する画像処理ユニットであって、アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織の間の１つ以上のスペクトル差に基づいて、アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織を識別し、上記アブレーションされた組織及び上記アブレーションされていない組織を示す心臓組織の画像を作成するように構成される装置とを備える。
いくつかの態様では、心臓組織の画像を生成するシステムが提供される。
上記システムは、
損傷部位を有する組織に照射するように構成された照射装置と、
ハイパースペクトルデータを収集するように構成された画像生成装置と、
上記画像生成装置と通信する画像処理装置であって、収集されたハイパースペクトルデータを処理して、上記損傷部位を明らかにする画像を生成するように構成された画像処理装置とを備える。
上記収集された画像は、アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織の間の１つ以上のスペクトル差に基づいて、アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織を識別し、上記アブレーションされた組織及び上記アブレーションされていない組織を示す心臓組織の、結果として得られる画像を作成することを可能にする。
以上の開示は、単に、本開示の様々な非限定的な実施形態を説明するために示され、限定することを意図していない。本開示の精神及び物質を組み込んだ本開示の実施形態の修正が当業者によって考えられてもよいので、ここに開示した実施形態は、添付した特許請求の範囲及びその等価物の範囲内のすべてを含むように解釈されるべきである。

Claims (22)

  1. アブレーション損傷を可視化する方法であって、上記方法は、
    アブレーション損傷を有する組織の表面を１つ又は複数の照射波長で照射することと、
    複数のスペクトル帯域のそれぞれにおいて１つ又は複数の取得波長で取得された、上記照射された組織のスペクトル画像を含むスペクトルデータセットを収集することと、
    上記アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織の間の１つ以上のスペクトルの差に基づいて、上記アブレーション損傷及び上記アブレーションされていない組織を識別することと、
    上記アブレーション損傷を示す組織及び上記アブレーションされていない組織の合成画像を作成することとを含む方法。
  2. 上記組織の表面は心房組織の心内膜の表面である請求項１記載の方法。
  3. 上記１つ又は複数の照射波長は約３５０ｎｍ及び約４００ｎｍの間にある請求項１〜２のうちの１つに記載の方法。
  4. 上記１つ又は複数の照射波長は約４００ｎｍ及び約７００ｎｍの間にある請求項１〜２のうちの１つに記載の方法。
  5. 上記１つ又は複数の照射波長は約７００ｎｍ及び約９００ｎｍの間にある請求項１〜２のうちの１つに記載の方法。
  6. 上記１つ又は複数の照射波長は、取得波長の範囲よりも、約１０ｎｍから約５０ｎｍまでの間だけ短い請求項１〜５のうちの１つに記載の方法。
  7. 照射された心臓組織から戻る光を、１組の帯域通過フィルタを用いてフィルタリングすることをさらに含む請求項１〜６のうちの１つに記載の方法。
  8. 照射された心臓組織から戻る光を、チューナブルフィルタを用いてフィルタリングすることをさらに含む請求項１〜７のうちの１つに記載の方法。
  9. 上記方法は、照射された心臓組織から戻る光を検出することをさらに含み、
    上記検出される光は、蛍光、反射、及び分散成分を含み、
    上記蛍光成分は約４００ｎｍから約５００ｎｍの間の取得波長で検出され、
    上記反射成分は約４５０ｎｍ及び約７００ｎｍの間の取得波長で検出され、
    上記散乱成分は可視光スペクトルの全体にわたって検出される請求項１記載の方法。
  10. 上記照射された組織のディジタル画像の各画素を、アブレーションされた組織又はアブレーションされていない組織として分類することをさらに含む請求項１〜９のうちの１つに記載の方法。
  11. アブレーションされた組織として分類された上記ディジタル画像の画素のバルク密度に基づいて、画像からアブレーション損傷の深度マップを構成することをさらに含む請求項１０記載の方法。
  12. アブレーションされた損傷を、ラジオ波によって作成された損傷として識別することと、
    上記照射波長を約４００ｎｍ及び約７００ｎｍの間に設定し、上記取得波長を約４００ｎｍから約７００ｎｍに設定することとをさらに含む請求項１〜１１のうちの１つに記載の方法。
  13. 上記アブレーション損傷を、クライオアブレーション又はラジオ波によって作成された損傷として識別することと、
    上記照射波長を約３５０ｎｍから４００ｎｍの間に設定し、上記取得波長の範囲を約３８０ｎｍから５００ｎｍに設定することとをさらに含む請求項１〜１２のうちの１つに記載の方法。
  14. １つ又は複数の照射波長における特定の波長で照射すること、又は、既知のスペクトル分布を有する広帯域照射を使用することをさらに含む請求項１〜１２のうちの１つに記載の方法。
  15. 予め選択された複数のスペクトル差からなる集合のうちの１つ又は複数のスペクトル差に基づいて、上記アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織を識別することをさらに含む請求項１〜１４のうちの１つに記載の方法。
  16. 心房のアブレーション損傷を可視化する方法であって、上記方法は、
    アブレーション損傷を有する心臓組織の表面を１つ又は複数の離散的な照射波長で照射することと、
    上記照射された心臓組織からスペクトルデータを収集することと、
    上記アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織の間の１つ以上のスペクトルの差に基づいて、上記アブレーション損傷及び上記アブレーションされていない組織を識別することと、
    アブレーションされた組織及びアブレーションされていない組織を示す、上記心臓組織の画像を作成することとを含む方法。
  17. 上記スペクトルデータを収集することは、検出器に基づくハイパースペクトル画像生成（ＨＳＩ）システムと、チューナブルフィルタを備えた静的装置を用いる検出器に基づくＨＳＩシステムと、照射光の可変波長を含む代替信号源に基づくＨＳＩと、それらの所定の組み合わせとのうちの１つを含む請求項１６記載の方法。
  18. 上記収集されたスペクトルデータは、既存のスペクトルライブラリに適合されるか、主成分分析の対象とされるか、関連する主成分分析アルゴリズムの対象とされるか、又はそれらの所定の組み合わせである請求項１６記載の方法。
  19. 組織の画像を生成するシステムであって、上記システムは、
    遠位領域及び近位領域を有するカテーテルと、
    光源と、
    上記光源から上記カテーテルの遠位領域へ延在する光ファイバであって、上記カテーテルの遠位端の近傍における損傷部位を有する組織に照射する光ファイバと、
    上記照射された組織からの反射された光を集める画像バンドルと、
    上記画像バンドルに接続されたカメラであって、複数のスペクトル帯域又は各照射波長において取得された上記照射された組織のスペクトル画像を含むハイパースペクトルデータを収集するように構成されるカメラと、
    上記カメラと通信する画像処理ユニットであって、アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織の間の１つ以上のスペクトル差に基づいて、アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織を識別し、上記アブレーションされた組織及び上記アブレーションされていない組織を示す心臓組織の画像を作成するように構成される装置とを備えるシステム。
  20. 上記光源は、１つ又は複数の帯域と、１組の切り替え可能な光源と、少なくとも１つのチューナブルフィルタを有する光源とのうちの１つを含む請求項１９記載のシステム。
  21. 心臓組織の画像を生成するシステムであって、上記システムは、
    損傷部位を有する組織に照射するように構成された照射装置と、
    ハイパースペクトルデータを収集するように構成された画像生成装置と、
    上記画像生成装置と通信する画像処理装置であって、収集されたハイパースペクトルデータを処理して、上記損傷部位を明らかにする画像を生成するように構成された画像処理装置とを備え、
    上記収集された画像は、アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織の間の１つ以上のスペクトル差に基づいて、アブレーション損傷及びアブレーションされていない組織を識別し、上記アブレーションされた組織及び上記アブレーションされていない組織を示す心臓組織の、結果として得られる画像を作成することを可能にするシステム。
  22. 上記画像生成装置は、スペクトル選択的な照射に依存するハイパースペクトルデータ、又は、画像取得前のスペクトル選択的なフィルタリングに依存するハイパースペクトルデータを収集するように構成される請求項２１記載のシステム。
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