JP2019207222A - 蛍光撮像装置 - Google Patents

Abstract

【課題】蛍光較正の方法を提供する。【解決手段】励起光が光プローブを介して対象物に供給され入射する。対象物から発生した蛍光が検出される。対象物の構造データが取得され、この構造データに基づいて対象物の光減衰特性が計算される。次に、蛍光強度が光減衰特性に基づいて較正される。【選択図】図２

Description

関連出願の相互参照
本出願は、２０１８年３月３０日に米国特許商標局に出願された米国特許仮出願第６２／６５０６５８号、さらに２０１９年１月３１日に米国特許商標局に出願された米国特許仮出願第６２／７９９５１６号の優先権を主張し、両出願の開示は、その全体が参照により組み込まれる。

本開示は、一般に蛍光撮像装置に関し、より詳細には光干渉断層撮影法（ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴ）と蛍光分光法（ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ）の統合に関する。

光干渉断層撮影法（ＯＣＴ）は、組織微細構造の高解像度断面撮像を生体内の原位置で、かつリアルタイムで実現し、蛍光撮像は、分子過程の可視化を可能にする。単一のカテーテルにおけるＯＣＴと蛍光撮像の統合により、共存している解剖学的情報と分子情報を動脈壁などの組織から同時に得る機能が実現する。たとえば、「Ｅｘ．Ｖｉｖｏ ｃａｔｈｅｔｅｒ−ｂａｓｅｄ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｃｏｒｏｎａｒｙ ａｔｈｅｒｏｓｃｌｅｒｏｓｉｓ ｕｓｉｎｇ ｍｕｌｔｉｍｏｄａｌｉｔｙ ＯＣＴ ａｎｄ ＮＩＲＡＦ ｅｘｃｉｔｅｄ ａｔ ６３３ｎｍ」（Ｂｉｏｍｅｄ Ｏｐｔ Ｅｘｐｒｅｓｓ ２０１５，６（４）：１３６３〜１３７５頁）でＷａｎｇは、蛍光のためのＨｅ：Ｎｅ励起光とＯＣＴのための掃引レーザを光ファイバプローブに通して同時に使用するＯＣＴ−蛍光撮像システムを開示している。通常、光学撮像では、信号強度は距離に依存し得る。蛍光信号は、撮像プローブからサンプルまでの距離が遠くなると弱くなる。Ｗａｎｇによって開示されたシステムは、光ファイバによって検出された蛍光光強度を光ファイバと組織の間の距離を用いて較正し、ＯＣＴではその距離を測定することができる。しかし、光ファイバによる蛍光の集光効率は、光ファイバと組織の間の距離だけでなく、組織の光減衰特性または散乱特性などの光学特性にも依存することが判明している。

本特許出願は、蛍光サンプルの光学特性を取り入れる蛍光較正法によって蛍光撮像の精度を改善することを目標とする。

１つの実施形態では、励起光が光プローブを介して対象物（ｏｂｊｅｃｔ）に供給され入射する。対象物から発生した蛍光が検出される。対象物の構造データが取得される。構造データに基づいて対象物の光減衰特性（ｏｐｔｉｃａｌ ａｔｔｅｎｕａｔｉｏｎ ｐｒｏｐｅｒｔｙ）が計算される。次に、蛍光強度（ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ）が光減衰特性に基づいて較正される。

好ましくは、光プローブと対象物との間の距離もまた計算され、蛍光強度は、距離および光減衰特性に基づいて較正される。好ましくは、しかし任意選択で、蛍光強度と構造データは同時に得られる。蛍光および構造データは、構造データがダブルクラッドファイバのコアによって送出され、蛍光がダブルクラッドファイバのクラッドによって送出されるように、ダブルクラッドファイバによって送出することができる。蛍光は、近赤外光を含み得る。蛍光較正の方法は、さらに、光干渉断層撮影法（ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）によって構造データを取得することを含み得る。光減衰特性は、ＯＣＴ画像の減衰係数を含む。次に、蛍光強度が較正され、蛍光画像が構築される。別の実施形態では、蛍光較正の方法は、さらに、対象物が均一な光学特性を有する場合に対象物の少なくとも最上層の光減衰特性を計算するステップと、少なくとも最上層の深度を計算するステップと、を含む。次に、蛍光強度は、距離、光減衰特性および深度に基づいて較正される。次に、蛍光画像が構築される。

別の実施形態では、以下のステップを含む蛍光較正の方法が提供される。励起光が光プローブを介して対象物に供給され入射する。対象物から発生した蛍光の蛍光強度が検出される。対象物の構造データが取得される。光プローブと対象物との間の距離が計算される。蛍光強度は、距離に基づいて較正される。距離に基づいて較正された蛍光強度が所定のレベルよりも高い場合には、対象物の光減衰特性が構造データに基づいて取得される。蛍光の蛍光強度は、さらに、この光減衰特性に基づいて較正される。別の実施形態では、対象物の光減衰特性が構造データに基づいて取得され、蛍光の蛍光強度は、この光減衰特性に基づいて較正される。光減衰特性に基づいて較正された蛍光強度が所定のレベルよりも高い場合には、光プローブと対象物との間の距離が計算される。蛍光の蛍光強度は、さらに、この距離に基づいて較正される。

この方法では、さらに、蛍光強度と構造データを同時に得ることを含み得る。蛍光および構造データは、ダブルクラッドファイバによって送出することができる。構造データはダブルクラッドファイバのコアによって送出され、蛍光はダブルクラッドファイバのクラッドによって送出される。蛍光は、近赤外光を含む。蛍光較正の方法は、さらに、光干渉断層撮影法（ＯＣＴ）によって構造データを取得することを含み得る。光減衰特性は、対象物のＯＣＴ信号の減衰係数を含む。較正された蛍光は、次に、蛍光によって構築された蛍光画像を補正するために適用される。

第１の較正係数（ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ ｆａｃｔｏｒ）によって較正された蛍光強度が所定のレベルよりも高くない場合には、第１の較正係数によって較正された蛍光強度だけが適用されて、蛍光によって構築された蛍光画像が補正される。第１の較正係数によって較正された蛍光強度が所定のレベルよりも高い場合には、第２の較正係数によってさらに較正された蛍光強度が適用されて、蛍光によって構築された蛍光画像が補正される。第１の較正係数と第２の較正係数の両方を用いて蛍光強度を較正するために、第２の較正係数を第１の較正係数で較正された蛍光強度に適用することができ、あるいは、第１の較正係数および第２の較正係数により計算されている第３の較正係数を元の蛍光強度に適用することができる。

蛍光撮像システム（ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ ｓｙｓｔｅｍ）も、また提供される。このシステムは、励起光を発生するように構成された光源と、励起光を対象物に向けて導き、励起光に応答して対象物で発生した蛍光を検出するための光導波路（ｏｐｔｉｃａｌ ｗａｖｅｇｕｉｄｅ）と、対象物からのＯＣＴ画像を得るように構成されたＯＣＴシステムと、信号プロセッサとを含む。信号プロセッサは、ＯＣＴ画像処理ユニットおよび蛍光処理ユニットを備える。ＯＣＴ画像処理ユニットは、カテーテルと対象物との間の距離、および減衰係数を計算するように構成される。蛍光処理ユニットは、ｉ）距離および減衰係数に基づいて蛍光の蛍光強度を較正する、または、ｉｉ）距離に基づいて蛍光の蛍光強度を較正し、距離に基づいて較正された蛍光強度が所定のレベルよりも高い場合には、減衰係数に基づいて蛍光を較正する、ように構成される。

光導波路の遠位端は、光を側方角（ｓｉｄｅ ａｎｇｌｅ）に向けるように、また光を側方角から集めるように構成することができる。システムは、さらに、光導波路を回転させる回転ユニットを備え得る。

システムは、さらに、撮像中にサンプルをスキャンするためのプルバックユニット（ｐｕｌｌｂａｃｋ ｕｎｉｔ）を備え得る。蛍光およびＯＣＴ画像を送出するためにダブルクラッドファイバを使用することができる。蛍光は、ダブルクラッドファイバのクラッドで送出することができ、ＯＣＴ画像は、ダブルクラッドファイバのコアで送出することができる。

本開示は、さらに、蛍光データ測定値（ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ ｄａｔａ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ）を補正する方法を教示し、この方法は、対象構造物（ｓｕｂｊｅｃｔ ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ）の第１の層と第２の層との間の境界を画定することと、第２の層の深度を計算することと、深度値を所定の補正関数（ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ ｆｕｎｃｔｉｏｎ）に代入する（ｐｌｕｇｇｉｎｇ）ことによって深度較正係数（ｄｅｐｔｈ ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ ｆａｃｔｏｒ）を計算することと、深度補正係数を乗じることによって蛍光強度を補正することと、を含む。

加えて、本開示は、蛍光データ測定値を補正する方法を提示し、この方法は、対象構造物の第１の層と第２の層との間の境界を画定することと、第２の層の深度を計算することと、深度値を所定の補正表（ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ ｔａｂｌｅ）に代入することによって深度較正係数を計算することと、深度補正係数を乗じることによって蛍光強度を補正することと、を含む。

さらに追加の実施形態では、本方法は、さらに、蛍光データと構造データを同時に取得することを含む。

追加の実施形態では、この方法は、さらに、蛍光データを深度較正係数で補正する前に、蛍光データを光プローブと構造物との間の距離に基づいて補正する。

この方法は、蛍光層の深度と第１の層の光減衰特性との関数である補正関数を教示することが、さらに企図される。

さらに、追加の実施形態では、この方法は、自動化アルゴリズムによって画定される第１の層と第２の層との境界を含む。さらには、第１の層と第２の層との境界は、ユーザ入力によって与えられる。

別の実施形態では、この方法は、補正された蛍光データを表示することをさらに教示し、蛍光信号は、近赤外光を含み、かつ／または内因性蛍光（ｅｎｄｏｇｅｎｅｏｕｓ ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ）である。

この方法の別の実施形態では、蛍光信号は、外因性蛍光作用物（ｅｘｏｇｅｎｅｏｕｓ ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ ａｇｅｎｔ）から発せられる。

さらに、構造データと蛍光データは、両方とも単一のカテーテルを用いて取得される。加えて、構造データはダブルクラッドファイバのコアで送出することができ、蛍光データはダブルクラッドファイバのクラッドで送出することができる。

図１は、本開示の１つまたは複数の実施形態による、ＯＣＴ−蛍光撮像システムの概略図である。 図２は、本開示の１つまたは複数の実施形態による、ＯＣＴ−蛍光撮像システムの信号処理のフローチャートである。 図３Ａ〜図３Ｂは、本開示の１つまたは複数の実施形態による、ＯＣＴ撮像システムによって処理された冠状動脈および組織強度プロファイルの例示的なＯＣＴ画像である。図３Ｃは、本開示の１つまたは複数の実施形態による、プルバックでの組織強度プロファイルを示すグラフである。 図４Ａ〜図４Ｂは、本開示の１つまたは複数の実施形態による、代表的なＯＣＴ画像およびＡラインプロファイルを示す図である。図４Ｃは、本開示の１つまたは複数の実施形態による、深度に対する信号強度を示すグラフである。 図５は、本開示の１つまたは複数の実施形態による、ＯＣＴ−蛍光撮像システムの信号処理アルゴリズムのフローチャートである。 図６Ａは、本開示の１つまたは複数の実施形態による、蛍光較正の様々な例を提示するグラフである。 図６Ｂは、本開示の１つまたは複数の実施形態による、蛍光較正の様々な例を提示するグラフである。 図６Ｃは、本開示の１つまたは複数の実施形態による、蛍光較正の様々な例を提示するグラフである。 図６Ｄは、本開示の１つまたは複数の実施形態による、蛍光較正の様々な例を提示するグラフである。 図７は、主題の装置、方法またはシステムの１つまたは複数の実施形態による、信号処理アルゴリズムのフローチャートである。 図８は、主題の装置、方法またはシステムの１つまたは複数の実施形態による、信号処理アルゴリズムのフローチャートである。 図９は、主題の装置、方法またはシステムの１つまたは複数の実施形態による、深度の関数としての蛍光強度を示すグラフである。 図１０ａ〜図１０ｃは、すべてが主題の装置、方法またはシステムの１つまたは複数の実施形態による、蛍光の距離・深度補正の例示的な結果の画像であり、図１０ａが生蛍光画像であり、図１０ｂが距離・深度補正されたＯＣＴ／蛍光画像であり、図１０ｃがＯＣＴ画像である。 図１１ａ〜図１１ｄは、本開示の実施形態のうちの１つによる、ファントムおよびファントムを撮像する方法を示す図である。 図１２ａ〜図１２ｄは、本開示の実施形態のうちの１つによる、ファントムおよびファントムを撮像する方法を示す図である。 図１３ａは、本開示の実施形態のうちの１つによる、図１２ａ〜図１２ｄに示されたファントムを撮像する際に得られたデータを示す図である。図１３ｂは、図１３ａに示されたデータを補正することによって生成されたデータを示す図である。図１３ｃは、図１３ｂに示されたデータから生成された補正曲線を示す図である。図１３ｄは、図１２ａに示されたファントムの断面を示す図である。 図１４は、主題の装置、方法またはシステムの１つまたは複数の実施形態による、蛍光データを補正するためのフローチャートである。 図１５は、主題の装置、方法またはシステムの１つまたは複数の実施形態による、製作されたファントムのＯＣＴ画像、およびＡスキャンの強度のグラフである。 図１６は、距離補正の選択肢と、距離補正および深度補正がそれぞれの状況でどのように実施されるかとを示す表である。

以下の説明は特定の例示的な実施形態についてのものであるが、他の実施形態には代替形態、同等形態、および修正形態が含まれ得る。加えて、例示的な実施形態にはいくつかの新規の機能が含まれることがあり、また特定の機能は、本明細書に記載のデバイス、システム、および方法を実践するのに必須ではないことがある。

図１は、冠状動脈または他の身体管腔を撮像する血管内ＯＣＴ蛍光システムとして適用できる、１つの実施形態のＯＣＴ蛍光撮像システムの概略図である。システムは、また、食道撮像に使用されるように適応させることもできる。ＯＣＴ光源３００は、送出されスプリッタ３０２によって参照アーム３０４およびサンプルアーム３０６に分割される、波長が約１，３μｍのＯＣＴ光を供給する。参照アーム３０４に沿って進むＯＣＴ光からの参照ビームは、参照鏡３０８から反射され、サンプルアーム３０６に沿って進むＯＣＴ光からのサンプルビームは、サーキュレータ３１０、回転結合部（ＲＪ）３１６、およびカテーテル３１８を経由してサンプル４００に入射し、反射または散乱される。サンプルアーム３０６は、患者インターフェースユニット（ＰＩＵ）３３０、およびカテーテル３１８を含む。カテーテル３１８は、側方ビュー撮像のために先端に研磨ボールレンズが付いているダブルクラッドファイバ（ＤＣＦ）を含む。遠位光学部品には、代替としてＤＣＦ、ＧＲＩＮレンズ、および屈折要素（格子）が含まれてもよい。ＰＩＵ３３０は、ＲＪ３１６およびプルバックユニット３１４を含む。図１に示されたＯＣＴ−蛍光撮像システムでは、励起光源２００から供給された励起光もまた、回転結合部３１６およびカテーテル３１８に向けられてサンプル４００に照射する。サンプル４００に入射する励起光により、サンプル４００が蛍光を発する。１つの実施形態では、サンプル４００で発生した蛍光は、自己蛍光、すなわち色素または作用物が加えられずに発生した内因性蛍光光を含み得る。あるいは、サンプル４００で発生した蛍光は、サンプル中の外因性蛍光色素（ｅｘｏｇｅｎｏｕｓ ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ ｄｙｅ）または作用物によって発生した蛍光を含み得る。ＯＣＴ光は、ダブルクラッドファイバのコアを通して送出され、サンプル４００から発した蛍光は、ダブルクラッドファイバのクラッドによって集められる。

システムは、ＯＣＴ光源からのＯＣＴ光とサンプル４００から反射されたＯＣＴ光とが結合されて干渉縞が発生するカプラ３２０を含む。干渉縞は、フォトダイオードまたはマルチアレイカメラなどの検出器３２２によって検出され、データ取得デバイス３２４を介してコンピュータ１００などのプロセッサへ送出される。同時に、サンプル４００からの蛍光は、検出器３２６によって検出される。検出器３２６は、蛍光の蛍光信号を記録し、この蛍光信号をコンピュータ１００へデータ取得デバイス３２８を介して送出する。好ましくは、ＯＣＴ光のＯＣＴ干渉縞および蛍光信号は、コンピュータ１００へ同時に送出される。

図１に示されるように、コンピュータは、ＯＣＴデータを収集および処理するＯＣＴユニット１１０と、蛍光データを収集および処理する蛍光ユニット１２０とを含む。ＯＣＴユニット１００は、光減衰特性計算用ユニット１１２と、サンプル４００とサンプル４００に入射するＯＣＴ光のカテーテル３１８出口端との間の距離を計算するユニット１１４とを含む。ＯＣＴユニット１１０で計算された光減衰特性および距離は、蛍光ユニット１２０へ出力される。計算された光減衰特性および計算された距離に基づいて、蛍光強度の較正が行われる。ＯＣＴユニット１１０および蛍光ユニット１１２の出力は、ＯＣＴ画像および較正蛍光データを共登録済ＯＣＴ蛍光画像５０１として表示できるように表示装置５００に接続される。１つの実施形態では、対象物の光減衰特性以外に蛍光集光効率（ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ ｃｏｌｌｅｃｔｉｏｎ ｅｆｆｉｃｉｅｎｃｙ）と相互に関連する情報が、光プローブと対象物との間の距離の代わりに使用される。この情報は、光プローブと対象物との間の距離と相互に関連する。たとえば、対象物から反射された光の強度は、蛍光を較正するのに使用することができる。

図１に示されるように、カテーテル３１８内部の光導波路の位置は、プルバックユニット３１４によって調整または制御することができる。１つの実施形態では、回転結合部３１６はプルバックユニット３１４の上にある。システムは、さらに、ＯＣＴ光および蛍光を所望の位置／デバイスに向けるためのダイクロイックフィルタ３１２および３３０を含む。回転結合部は、身体管腔の断面画像を得るためにカテーテル３１８内部の光プローブを回転させる。光プローブは同時に、画像がヘリカルスキャンパターン（ｈｅｌｉｃａｌ ｓｃａｎｎｉｎｇ ｐａｔｔｅｒｎ）で得られるように、回転中に長手方向に移動する。ＯＣＴカテーテルの回転および並進運動の動作により、光プローブを身体管腔内部で螺旋状にスキャンし、サンプルの一連の隣接ヘリカルＡスキャンを生成し、このＡスキャンを使用してヘリカル２次元（２Ｄ）断層画像を作成することができる。カテーテルを身体管腔内で長手方向に動かすことにより、組み合わせて対象のサンプルの３次元（３Ｄ）画像を形成できる一連のＢスキャンの収集が可能になる。

図２は、サンプルから得られたＯＣＴ蛍光画像を処理するための例示的なフローチャートを示す。上述したように、ＯＣＴデータセットおよび蛍光データセットは、単一のカテーテルを使用して同時に取得され、それぞれ、ＯＣＴユニットおよび蛍光ユニットへ送出される。ＯＣＴユニットでは、ＯＣＴ画像がＯＣＴデータセットに基づいて構築される。好ましくは、サンプル表面は、すべてのＯＣＴ画像を通じてすぐに自動的にセグメント化される。カテーテルとプルバック位置ｐおよび角度θのサンプルとの間の距離は、セグメント化ＯＣＴ画像から計算され、ｄ（ｐ，θ）として記憶される。ＯＣＴ画像は、Ａラインを含む。対応するプルバック位置ｐおよび角度θのサンプルＯＣＴ強度プロファイルは、プルバック位置ｐおよび角度θのＡラインから取り込まれる。光減衰特性ｓ（ｐ，θ）は、Ａラインの勾配を用いて計算される。ｄ（ｐ，θ）およびｓ（ｐ，θ）を所定の較正関数ｇ（ｘ，ｙ）に代入することによって蛍光較正係数が決定される。蛍光データセットは、較正係数を乗じることによって蛍光強度較正のために処理される。この処理をプルバック位置からのＯＣＴデータセット全体に適用することによって蛍光信号全体が補正され、補正された蛍光画像を得ることができる。

１つの実施形態では、可変距離および減衰係数に関する所定の較正係数表を所定の較正関数の代わりに用いることができる。距離ｄ（ｐ，θ）および光減衰特性ｓ（ｐ，θ）がＯＣＴ画像から計算され、最も近いｄ（ｐ，θ）値およびｓ（ｐ，θ）値の較正係数が較正係数表から検索される。選択された較正係数を蛍光信号に乗じることによって、蛍光較正を行うことができる。

図３Ａ〜図３Ｃは、ＯＣＴ撮像システムによって処理された冠状動脈および組織強度プロファイルの例示的なＯＣＴ画像を示す。図３Ａに、ある極座標を基準とした任意のプルバック位置ｐからの冠状動脈の断面画像が提示されている。ＯＣＴ画像のセグメント化は、図３Ｂに示されるように極座標画像を用いて行われる。図３Ｂでは、組織とカテーテルとの間の距離が実線矢印で示されている。光減衰特性計算の該当する組織領域が点線矢印で示されている。カテーテルと組織管腔との間の距離ｄ（ｐ，θ）は、プルバック位置ｐおよび角度θの関数ｄ（ｐ，θ）によって計算される。極領域ＯＣＴ画像は、セグメント化組織管腔、距離ｄ（ｐ，θ）、および光減衰特性を計算するために使用された該当する組織領域を示す。自動的なセグメント化および距離計算アルゴリズムを距離計算に用いることができる。該当する組織領域の減衰特性ｓ（ｐ，θ）は、図３Ｃに示されるＯＣＴ強度プロファイルを分析することによって計算される。

上述したように、蛍光対象物の光減衰特性は、ＯＣＴ強度プロファイル、すなわちＡラインを使用して計算される。総減衰係数μｔは、吸収係数μａと散乱係数μｓの和である。吸収係数μａは、ＯＣＴ光の波長、たとえば１．３μｍでは散乱係数μｓよりもずっと小さいので、総減衰係数μｔは散乱係数μｓとほぼ同じであり、すなわちμｔ≒μｓである。減衰係数は、複合ＯＣＴ Ａラインを単一の散乱モデルにフィットさせることによって引き出すことができ、このモデルは、ランベルト・ベールの法則に基づいており、サンプルアーム光学部品の共焦点広がり関数特性を明らかにする。たとえば、フィッティングは、対数圧縮された（ｌｏｇｃｏｍｐｒｅｓｓｅｄ）Ａラインデータとの最小二乗フィッティングを用いることによって行うことができる。管腔境界に近い最大強度点は、ラインフィッティングの開始点で用いることができる。隣接Ａラインデータは、ノイズを低減するために平均することができる。

図４Ａおよび図４Ｂは、それぞれ、１％および５％イントラリピッドを含む蛍光ファントムの代表的なＯＣＴ画像を示す。図４Ｃは、ファントムの平均Ａラインプロファイル（点線）、および対応する線形最小二乗フィット結果（実線）を示す。図４Ａおよび図４Ｂの点からなる長方形は、分析の関心領域（ＲＯＩ）を示す。ＲＯＩが決定され、ＲＯＩ内のＡラインが得られる。各Ａラインの蛍光対象物の表面の境界が識別され、ＲＯＩ内の平均Ａラインが得られる。線形最小二乗フィットが対数圧縮平均Ａラインに対して行われ、その勾配値が減衰係数値として使用される。

較正関数は、異なる光学特性を有するファントムの蛍光強度を光プローブ（カテーテル）と蛍光対象物との間の距離の関数として測定することによって、あらかじめ決定することができる。様々な光減衰特性を有するファントムを得るために、イントラリピッドなどの散乱粒子を含むファントムを用意し使用することができる。ファントムの減衰係数は、ＯＣＴによってファントムを撮像し、説明した通りに減衰係数を計算することによって測定することができる。異なる光学特性を有する複数の蛍光ファントムを使用して、各光学特性の距離の関数としての蛍光強度プロファイルを得ることができる。この測定に基づいて、距離（ｘ）と減衰係数（ｙ）の関数としてのフィッティングモデルｆ（ｘ，ｙ）を得ることができる。蛍光強度の較正関数は、ｇ（ｘ，ｙ）＝１／ｆ（ｘ，ｙ）として得ることができる。蛍光信号の較正は、距離（ｘ）、および蛍光データセットの各要素に対応する減衰係数（ｙ）を当てはめることによって得られる較正係数を乗じることによって達成される。

較正関数ｆ（ｘ，ｙ）は、また、蛍光対象物が示し得る代表的な減衰係数値に対する距離（ｘ）の較正関数のセットとして用意することもできる。測定に基づいて、異なる光学特性に対する距離（ｘ）の関数としてのフィッティングモデルｆ（ｘ）を得ることができる。蛍光強度に対する較正関数は、ｇ（ｘ）＝１／ｆ（ｘ）として得られる。較正関数ｇ（ｘ，ｙ）は、サンプル減衰係数値に最も近い較正関数を選択することによって得ることができる。

本開示の実施形態のうちの１つでは、異なるファントムから得られた曲線のそれぞれに、指数関数モデルｆ（ｘ）＝ａ×ｅｘｐ（ｂ×ｘ）＋ｃ×ｅｘｐ（ｄ×ｘ）をフィッティングのために適用することができる。定数（ａ）から（ｄ）までをフィッティング過程で決定することができる。また、ファントムのそれぞれは、既知の減衰特性を有する。コンピュータ１００は、既知の曲線と関連付けられた既知の減衰特性に基づいて、特有の減衰特性を有する組織の曲線を内挿および外挿によって決定することができる。この実施形態では、曲線測定が特有の減衰特性（Ａ１，Ａ２，…Ａｎ；Ａｉ≦Ａｉ＋１，１＜ｉ≦ｎ）を有する複数のファントムについて行われ、曲線フィッティングが測定曲線ごとに行われ、曲線パラメータが得られる（Ｃ１，Ｃ２，…，Ｃｎ；Ｃｉ＝（ａｉ，ｂｉ，ｃｉ，ｄｉ）、１＜ｉ≦ｎ）。これらのデータ片は、コンピュータ１００のメモリに記憶される。組織撮像が生体内で行われる場合には、システムは、組織の減衰特性Ａｘを計算する。次に、コンピュータ１００は、既知の隣接する減衰特性Ａｊ，Ａｊ＋１（Ａｊ＜Ａｘ＜Ａｊ＋１）、および対応する曲線パラメータＣｊ，Ｃｊ＋１を選択する。コンピュータ１００は、内挿によって、曲線パラメータＣｘ＝（ａｘ，ｂｘ，ｃｘ，ｄｘ）のセットを得ることができ、この曲線パラメータおよび指数関数モデルを用いることによって、コンピュータ１００は、距離補正を行うことができる。

図１１ａ〜図１１ｄは、どのようにして複数の較正曲線ｆ（ｘ）を得ることができるかを示す。図１１Ａでは、カテーテル１１０１が円筒形ファントム１１０４ａの中に位置している。図１に示されたカテーテル３１８でよいカテーテル１１０１は、方向１１０２に引き戻され、全プルバック期間中、方向１１０３に回転することができる。軸Ｉは、方向１１０２に沿っているカテーテル１１０１の長手方向に設定されている。軸ｄ１は、軸Ｉに垂直であり、また回転方向１１０２の径方向にある。

ファントム１１０４ａは、断面が実質的に円形である内部領域を有し、その円の直径は、Ｉ軸に沿って大きくなっている。ファントム１１０４ａは、特有の減衰特性Ａａを有する材料で作られており、カテーテルの先端から発した励起光に応答して蛍光を発する。図１１ｂ〜図１１ｄでは、構成は図１１ａに示されたものと同じであるが、ファントムは、異なる減衰特性（図１１ｂがＡｂ、図１１ｃがＡｃ、および図１１ｄがＡｄ）を有する別々の材料で作られている。撮像が行われる間、ファントムの内部領域には造影剤が充填されており、この造影剤は、ＯＣＴ−蛍光撮像システムによって撮像されるべきヒト血管に注入される造影剤と同じである。カテーテルを用いて図１１ａ〜図１１ｄのファントムのＯＣＴおよび蛍光撮像をプルバックおよび回転の間に行うことによって、ＯＣＴデータのセットおよび蛍光データのセットが得られる。このデータを分析することによって、コンピュータ１００は、図４および図６ａ〜図６ｄのグラフを得る。カテーテル１１０１の先端からファントム１１０４Ａの表面までの距離は、ＯＣＴデータから得ることができる。

ファントム１１０４ａ〜１１０４ｄの撮像、および、以下の曲線フィッティング処理を含む補正データ取得処理は、工場で行うことができる。この場合、カテーテル、またはＯＣＴ−蛍光撮像システムの残りのものは、病院で実際の生体内撮像に使用されるものではない。特定のタイプの１つのカテーテル、または特定のタイプの１つのＯＣＴ−蛍光撮像システムが使用されて補正データ取得処理が決定され、このデータは、顧客に販売されるべき同じ特定のタイプのＯＣＴ−蛍光撮像システムのコンピュータ１００のメモリに記憶される。

別の実施形態では、工場で取得された補正データは、顧客に販売されるべき同じ特定のタイプのＯＣＴ−蛍光撮像システムとバンドル（ｂｕｎｄｌｅ）される、別個のコンピュータ可読媒体に記憶される。さらに別の実施形態では、工場で取得された補正データは、カテーテルの特定のタイプおよび／またはＯＣＴ−蛍光撮像システムの特定のタイプと関連付けられ、顧客がアクセスできるサーバに記憶される。この場合には、顧客の場所にあるコンピュータ１００は、カテーテルまたはＯＣＴ−蛍光撮像システムの特定のタイプについての情報を送ることによって、サーバから補正データを得る、あるいは、補正データがコンピュータ可読媒体中にあってもよい。

生体内撮像では、血管の蛍光層が相対的に高い減衰特性を有するのに対し、血管の非蛍光層は相対的に低い減衰特性を有する。しかしながら、人工的に製作されるファントムでは、低い減衰特性を有する蛍光材料で作られたファントムが製作されるという可能性がある。距離補正関数は、血管の（内面から）第１の層の減衰特性に依存し、第１の層が蛍光層であるか非蛍光層であるかは重要でない。したがって、第１の層が非蛍光層であり、第１の層の下の第２の層が蛍光層である状況では、ファントム１１０４ａ〜１１０４ｄの撮像から得られた較正曲線のセットを距離補正に用いることができる。これについては、図７〜図１６を参照してより詳細に説明する。

図５は、別の実施形態におけるＯＣＴ蛍光画像の信号処理のフローチャートを示す。好ましくは、ＯＣＴデータセットと蛍光データセットとは、同時に処理ユニットへ送出される。ＯＣＴユニットでは、カテーテルと蛍光対象物との間の距離が計算され、所定の較正関数に代入されて較正係数１が得られる。較正係数１は、蛍光ユニットに入力される。第１の蛍光強度較正が、計算された係数を乗じることによって行われる。補正された蛍光強度が高く、たとえば所定のレベルを超える場合、光減衰特性がＯＣＴユニットで計算される。１つの較正係数が、計算された光減衰特性を減衰係数の関数としての所定の較正関数に代入して較正係数２を得ることによって得られる。次に、蛍光強度は、較正係数２によって較正される。補正された蛍光画像はこのようにして、較正係数１および／または較正係数２によって較正された蛍光強度に基づいて得ることができる。

図６は、図５に示された較正方法の例示的な結果を示す。異なる濃度のイントラリピッド（０％、１％、３％、５％）およびＡｌｅｘａ Ｆｌｕｏｒ ６３３色素を含むファントムの蛍光強度が、ボールレンズが遠位端にある光ファイバプローブを使用して測定される。図６Ａは、光プローブと蛍光ファントムとの間の距離と、そのデータによる対応する指数フィッティング曲線ｆ（ｘ）との関数としての正規化蛍光強度を示す。このデータから、較正係数が１／ｆ（ｘ）として計算された（図６Ｂ）。図６Ｃは、０％イントラリピッド（ＩＬ ０％）に対する単一の較正係数を使用して較正された蛍光強度を示し、図６Ｄは、各ファントムの減衰係数に対応する較正係数を使用して較正された蛍光強度を示す。これらの結果は、光減衰特性を考慮に入れる較正方法（図６Ｄ）が正確な蛍光強度較正を実現することを実証している。

上述の実施形態では、距離補正曲線を決定する方法は、蛍光を発する血管の組織の減衰特性に基づいていた。これらの方法は、血管の表面に蛍光層（組織）を有する血管に適用することができる。しかしながら、蛍光層が血管の表面にはない、また、非蛍光層が蛍光層の最上部にある、いくつかの状態がある。この状況では、蛍光層の最上部の非蛍光層の深度が考慮され、距離補正（すなわち深度補正）が非蛍光層に対して行われる。本開示の実施形態によるこれらの方法について、以下で説明する。

図７は、本方法の例示的なフローチャートを示す。ＯＣＴデータセットおよび蛍光データセットは、単一のカテーテルを使用して同時に取得される。ＯＣＴ画像は、ＯＣＴデータセットから構築され、管腔を画定するためにセグメント化される。ＯＣＴ画像は、さらに、最上層と第２の蛍光層との間の境界を画定するためにセグメント化される。プルバック位置ｐおよび角度θにおける管腔からの第２の層の深度が、ｄ（ｐ，θ）として境界値および管腔値から計算される。深度補正係数は、ｄ（ｐ，θ）を所定の深度補正関数ｇ_depth（ｘ）に代入することによって得られる。次に、補正された蛍光強度は、補正係数を、対応するプルバック位置および角度における蛍光値に乗じることによって得られる。図７では、第２の蛍光層の上の第１の非蛍光層に対する深度補正だけが行われ、血管の内部領域に対する距離補正は行われない。この例示的な処理は、カテーテル３１８の直径とほとんど同じである小さい直径の血管に対してＯＣＴおよび蛍光撮像が行われる状況に適用することができる。この状況では、カテーテル３１８と撮像されるべき血管との間には距離が全くないかほとんどなく、距離補正を省くことができる。

図１２ａ〜図１２ｄおよび図１３は、深度補正関数ｇ_depth（ｘ）を得る方法を示す。図１２ａ〜図１２ｄは、複数の較正曲線ｆ（ｘ）がどのようにして得られるかに関する状況を示す。図１２ｄでは、カテーテル１２０１が、材料１２０４ａおよび材料１２０５を有する円筒形ファントムの中に位置している。カテーテル１２０１は、図１に示されたカテーテル３１８でよく、方向１２０２に引き戻され、全プルバックの期間中、方向１２０３に回転することができる。軸Ｉは、方向１２０２に沿っているカテーテル１２０１の長手方向に設定されている。軸ｄ１は、軸ｄ１に垂直であり、また回転方向１２０２の径方向である。

ファントムの材料１２０４ａは、断面が実質的に円形である内部領域を画定し、この円の直径は、Ｉ軸に沿って、Ｄとして一定である。材料１２０４ａは、特有の減衰特性Ａａ’を有する材料で作られており、カテーテル１２０１の先端から発した励起光に応答して蛍光を発することがない。Ｉ軸に垂直の平面では、材料１２０４ａは、幅がｄ２の環状断面を有する。幅ｄ２は、Ｉ軸に沿って単調に大きくなる。材料１２０５は、カテーテル１２０１から発した励起光に応答して蛍光を発する。Ｉ軸に垂直の平面内に、材料１２０５は、材料１２０４ａによって画定された内部環を取り囲む環状断面を有する。材料１２０５によって画定される幅リングは、Ｉ軸に沿って小さくなり得るが、幅および形状は、材料１２０５が材料１２０４ａを取り囲む限り異なるものでよい。材料１２０４ａと材料１２０５は、１つの円筒形ファントムを形成するように互いに固定されている。

図１２ｂ〜図１２ｄでは、構成は図１２ａに示されたものと同じであるがファントム材料１２０４ａが、図１２ｂでは材料１２０４ｂに置き換えられており、さらに、図１２ｃでは材料１２０４ｃに置き換えられており、最後に図１２ｄでは材料１２０４ｄに置き換えられている。材料１２０４ａ〜１２０４ｄは、異なる減衰特性（材料１２０４ａがＡａ’、材料１２０４ｂがＡｂ’、材料１２０４ｃがＡｃ’、および材料１２０４ｄがＡｄ’）を有する。これらの材料のすべてが非蛍光材料であり、カテーテル１２０１からの励起光に応答して蛍光を発することがない。図１２ｂ〜図１２ｄでは、図１２ｓのファントムと同じ材料１２０５がこれらの円筒形ファントムに使用されている。

撮像が行われる間、ファントムの内部領域には造影剤が充填されており、この造影剤は、ＯＣＴ蛍光撮像システムによって撮像されるべきヒト血管に注入される造影剤と同じである。これらの４つの円筒形ファントムのＯＣＴおよび蛍光撮像によって、コンピュータ１００は、ＯＣＴデータおよび蛍光データを得る。

図１３ａ〜図１３ｃは、蛍光データ、ならびにこのデータがどのようにして補正データに変換されるかを示す。図１３ａは、カテーテル１２０１およびＯＣＴ−蛍光システムを用いてプルバック中に得られた蛍光データを示す。水平軸はデータ取得の時間ｔを表し、垂直軸Ｉは蛍光の強度を表す。グラフ１３０１ａ、１３０１ｂ、１３０１ｃ、および１３０１ｄは、それぞれ、図１２ａ〜図１２ａの円筒形ファントムに対応する。材料１２０４ａ〜１２０４ｄの直径（ｄ２）がＩ軸に沿って大きくなるので、強度は、ｔ軸に沿って小さくなる。異なるファントムでは減衰特性が異なるので、曲線は、それぞれ異なる。

図１３ｂは、距離補正処理によって補正された蛍光データを示す。図１２ａ〜図１２ｄの円筒形ファントムは内径Ｄが一定になるように設計されているが、実際の直径は、これらのファントムのエラー製造処理によりＤとは異なり、また、Ｉ軸における位置も異なるはずである。このエラーの影響を取り除く正規化の目的で、距離補正がデータに適用される。この距離補正は従来の方法で行うことができ、単一の基準補正関数がファントムの撮像結果に基づいて用意され、基準補正データが使用される。水平軸ｔは、図１３ａのものと同じであるが、垂直軸Ｉ’は、図１３ａのものと異なる。Ｉ’は、基準補正係数を蛍光データＩに乗じる（または除する）ことによって得ることができる。基準補正係数は、基準補正データと、カテーテル１２０１の中心および材料１２０４ａ（、１２０４ｂ、１２０４ｃまたは１２０４ｄ）の表面からの距離とによって決定される。この距離は、ＯＣＴデータから得ることができる。ここで、この距離補正処理では、理論的に、補正関数は、材料１２０４ａ、１２０４ｂ、１２０４ｃまたは１２０４ｄに依存し得るが、差δ＝ｄ１−Ｄ（ｄ１は、カテーテル１２０１の中心および材料１２０４ａ、１２０４ｂ、１２０４ｃ、または１２０４ｄの表面からの実際の距離）は非常に小さいので、単一の基準補正関数を用いることに関する問題は実際的にない。

図１３ｃは、補正曲線ｆ_depth（ｘ）を示す。水平軸は、図１３ｄに示される材料１２０４ａの幅であるｄ２を表す。垂直軸は、図１３ｂのものと同じであるＩ’を表す。ｆ_depth（ｘ）は、図１３ｂに示されるデータの曲線フィッティングによって得られる。フィッティングモデルは、ｆ（ｘ）＝ａ’×ｅｘｐ（ｂ’×ｘ）＋ｃ’×ｅｘｐ（ｄ’×ｘ）とすることができる。補正関数ｇ_depth（ｘ）は、１／ｆ_depth（ｘ）として得ることができる。補正関数のそれぞれは、パラメータＣ’＝｛ａ’，ｂ’，ｃ’，ｄ’｝のセットによって定義することができる。

ここで、４つの補正曲線ｆ_depth＿ａ’（ｘ）、ｆ_depth＿ｂ’（ｘ）、ｆ_depth＿ｃ’（ｘ）およびｆ_depth＿ｄ’（ｘ）、または、４つの補正関数ｇ_depth＿ａ’（ｘ）、ｇ_depth＿ｂ’（ｘ）、ｇ_depth＿ｃ’（ｘ）およびｇ_depth＿ｄ’（ｘ）は、上述の処理によって得られる。これらの補正関数ｇ_depth＿ａ’（ｘ）、ｇ_depth＿ｂ’（ｘ）、ｇ_depth＿ｃ’（ｘ）およびｇ_depth＿ｄ’（ｘ）は、それぞれ、減衰特性Ａａ’、Ａｂ’、Ａｃ’およびＡｄ’と関連付けられる。内挿法または外挿法を適用することによって、コンピュータ１００は、減衰特性Ａｔを有する特定の組織の特定の補正関数ｇ_depth＿ｔ（ｘ）を、Ａｔが｛最小（Ａａ’，Ａｂ’，Ａｃ’，Ａｄ’），最大（Ａａ’，Ａｂ’，Ａｃ’，Ａｄ’）｝の範囲に近いかその範囲内にある場合に得ることができる。たとえば、減数特性Ａｔが次の条件、Ａｂ’＜Ａｔ＜Ａｃ’を満たす場合、システムは、ｇ_depth＿ｂ’（ｘ）およびｇ_depth＿ｃ’（ｘ）（または、ｆ_depth＿ｂ’（ｘ）、ｆ_depth＿ｃ’（ｘ））を用いた内挿をして、特定の組織の補正関数ｇ_depth＿ｔ（ｘ）を得る。

図１４は、本開示の実施形態のうちの１つによる、上で詳述した方法のうちの１つで得られた補正関数を用いて蛍光データを補正する処理が記述されたフローチャートを示す。ステップＳ１４０１で、ＯＣＴ−蛍光撮像システムは、生体内で血管のＯＣＴ撮像および蛍光撮像を実行して、ＯＣＴ画像データおよび蛍光データを取得する。ステップＳ１４０２で、コンピュータ（またはコンピュータ内のＯＣＴユニット）は、血管領域のセグメント化を実行して、その領域内の１つまたは複数の層を確定する。セグメント化は、ＯＣＴ画像の強度を分析することによって行われる。この処理では、血管内の１つまたは複数の層がセグメント化される。ステップＳ１４０３で、コンピュータは、ＯＣＴ画像データと蛍光データとの間の位置合わせ（ｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ）を実行する。位置合わせ処理では、ＯＣＴ画像データの各Ａスキャンデータおよび蛍光データの各片と関連付けられたタイムスタンプデータが、どのＡスキャンデータとどの蛍光データ片が同時に取得されたかを確定するために使用される。ステップＳ１４０４で、コンピュータは、ステップＳ１４０２でセグメント化された各層の減衰特性を計算する。

図１４のステップＳ１４０５で、コンピュータは、蛍光層が撮像血管に存在するかどうかを決定する。この決定は、セグメント化された層の計算された減衰特性に基づいて行うことができる。減衰特性が特定の閾値以上である場合、コンピュータは、その層がカテーテルからの励起光に応答して蛍光を発することができると決定する。減衰特性が特定の閾値未満である場合、コンピュータは、その層が、カテーテルからの励起光に応答して蛍光を発することができない非蛍光層であると決定する。この基準は、血管の生体内撮像に適用することができる。この方法を用いることによって、コンピュータは、撮像血管内の長手方向のどこに蛍光層が存在するかを取得し、深度方向または径方向に積み重なった複数の層がある場合でも、コンピュータは複数の層のうちのどれが蛍光層であるかを取得する。この方法を用いることによって、次のステップＳ１４０６では、このステップＳ１４０５で上に示したように実行することができる。

決定は、蛍光データに基づいて行うことができる。カテーテルによって取得された蛍光強度が全くないかほとんどない場合、コンピュータは、撮像血管に存在した蛍光層がないと決定する。強度が特定の閾値よりも大きい蛍光データがある場合、コンピュータは、蛍光層が撮像血管に存在すると決定する。この方法を用いることによって、コンピュータは、また、撮像血管内の長手方向のどこに蛍光層が存在するかを取得するが、深度方向または径方向に積み重なった複数の層がある場合には、コンピュータは、複数の層のうちのどれが蛍光層であるかを特定することができない。他に、どの層が蛍光層であるかを特定するために、コンピュータは、層の減衰特性を用いることによって、上に示した別の方法を適用する。しかしながら、計算された減衰特性の代わりに蛍光強度を用いるこの方法によって、コンピュータは、撮像血管に何らかの蛍光層があるかどうかを容易に決定することができる。この場合、ステップＳ１４０５は、ステップＳ１４０４の前に実行することができ、それによりコンピュータは、ステップＳ１４０４をスキップし、ステップＳ１４０６からＳ１４０９まで進むことができ、撮像から画像の表示までの処理時間が低減する。

さらに別の実施形態では、コンピュータは、（１）減衰特性を用いる方法と、（２）蛍光強度を用いる方法の両方を利用する。１つの実施形態では、（１）または（２）どちらかの結果で蛍光層があることを示し、コンピュータは、蛍光層が存在すると決定する。この方法は、可能な限り多くの蛍光データを表示することに寄与する。別の実施形態では、（１）と（２）の両方の結果で撮像血管に蛍光層があることを示し、コンピュータは、蛍光層が存在すると決定する。この方法は、ＯＣＴ画像データと共に表示される蛍光データの不利な点を改善することに寄与する。

コンピュータが、蛍光層が存在すると決定した場合、処理はＳ１４０６へ進み、そうでなければ、処理はＳ１４１３へ進む。ステップＳ１４１３で、コンピュータは表示装置に、蛍光層が撮像血管に存在しないと決定されているので蛍光データは表示せずに、ＯＣＴ画像データを表示させる。

ステップＳ１４０６で、コンピュータは、減衰特性に基づいて、セグメント化層を蛍光層または非蛍光層として特定する。

図１５は、ステップＳ１４０４からＳ１４０６までの例示的な処理を示す。例示的な処理は、血管の２つの層Ａ１およびＡ２の減衰特性を計算する処理を描写している。ＯＣＴの極領域画像が左側に示されている。極領域画像は、管腔、および最上層と第２の蛍光層との間の境界を示す。点矢印は、散乱特性計算の組織領域を示す。右側には、画像Ａの点矢印に対応するＯＣＴ強度プロファイルが示されている。管腔のセグメント化、および最上層と第２の蛍光層との間の境界は、ステップＳ１４０２のソフトウェアアルゴリズムによって自動的に処理することができる。蛍光を補正する対象のフレームにおいてエッジ検出アルゴリズムを実行して、管腔および最上層と第２の蛍光層との間の境界の座標を得ることができる。管腔および最上層と第２の蛍光層との間の境界の座標は、さらに、ユーザ入力によって調整することができる。別の実施形態では、最上層と第２の蛍光層との間の境界は、ユーザ入力を用いる手作業で画定して境界輪郭を描写することができる。

第１の層（Ｓ１）および第２の層（Ｓ２）の減衰特性は、ＯＣＴ強度プロファイルを用いて計算される。ＯＣＴ強度プロファイルは、隣り合う管腔の座標からのＡライン強度プロファイル（Ａ１）と、最上層と第２の蛍光層との間の境界からのＡライン強度プロファイル（Ａ２）とを平均することによって得ることができる。減衰係数は、平均ＯＣＴ Ａライン強度プロファイルを単一の散乱モデルにフィッティングすることによって推定することができる。減衰係数は、線形モデルとの対数圧縮平均Ａライン強度プロファイルの最小二乗フィッティングによって推定される。

深度補正を第２の層に適用することができる。１つの実施形態では、深度補正は、壊死性コアまたはマクロファージ浸潤などの進行した第２の層のプラーク組織特性を暗示する、第２の層の減衰係数が第１の層よりも大きい場合にだけ適用される。

１つの変形形態では、ステップＳ１４０６は、距離補正のステップＳ１４０７およびＳ１４０８の後に実行することができる。

ステップＳ１４０７で、コンピュータは、距離補正データを取得し、（１）血管の最上層の特性（減衰特性）とは無関係に定義された単一の補正関数を用いる従来の距離補正方法、または、（２）血管の最上層の特性に依存する補正関数を用いる距離補正方法、を実行することができる。ユーザは選択肢（１）および（２）のどちらが蛍光データに適用されるかを選択することができる。これについては後で、図１６を参照して説明する。

選択肢（１）が適用される場合、コンピュータは、そのメモリから距離補正関数を得る。選択肢（２）が適用される場合、コンピュータは、図１〜図６を参照して説明したように、ｇ（ｘ，ｙ）に基づいて距離補正関数を得る。

ステップＳ１４０８で、コンピュータは、得られた距離補正関数（データ）に基づいて距離補正を蛍光データに適用する。ステップＳ１４０９で、コンピュータは、非蛍光層が蛍光層の最上部に存在するかどうかを決定する。この決定は、ステップ１４０７の結果に基づいて行うことができる。非蛍光層が存在すると決定された場合、処理はステップＳ１４１０へ進んで、最上層の深度補正を実行する。非蛍光層が存在しないと決定された場合、処理はステップＳ１４１２へ進む。

ステップＳ１４１０で、コンピュータは、減衰特性、ならびに図１２および図１３を参照して説明した方法によって生成できる補正関数ｇ_depth＿ａ’（ｘ）からｇ_depth＿ｄ’（ｘ）までに基づいて、深度補正データｇ_depth＿ｔ（ｘ）を得る。ステップＳ１４１１で、コンピュータは、深度補正データに基づいて、深度補正を蛍光データに適用する。

ステップＳ１４１２で、コンピュータは、表示装置にＯＣＴ画像データと、ＯＣＴ画像データと共に登録されている補正された蛍光データとを表示させる。

図１６は、選択肢（１）および（２）と、距離補正および深度補正がそれぞれの状況でどのようにして行われるかとを示す表である。上述のように、ユーザ選択に応じてコンピュータは、選択肢（１）および（２）のどちらが蛍光データに適用されるかを決定する。選択肢（１）では、血管の内部領域に対する距離補正が、血管壁の最上層とは無関係の単一の補正関数に基づいて行われる。選択肢（２）では、血管の内部領域に対する距離補正が、血管壁の最上層に依存する補正関数に基づいて行われる。

選択肢（１）で、蛍光層の最上部に非蛍光層がある場合、距離補正は、単一の関数を用いて行われ、深度補正は、血管壁の最上層の減衰特性によって決定された補正関数に基づいて行われる。

選択肢（１）で、最上部に蛍光層がある場合、距離補正は、単一の関数を用いて行われ、深度補正は、適用されない。

選択肢（１）で、複数の非蛍光層だけがある場合、距離補正または深度補正は、適用されない。

選択肢（１）で、蛍光層だけがある場合、距離補正は、単一の関数を用いて行われ、深度補正は、適用されない。

選択肢（１）で、非蛍光層だけがある場合、距離補正または深度補正は、適用されない。

選択肢（２）で、蛍光層の最上部に非蛍光層がある場合、距離補正は、血管壁の最上層の減衰特性によって決定された補正関数に基づいて行われ、深度補正は、血管壁の最上層の減衰特性によって決定された補正関数に基づいて行われる。

選択肢（２）で、最上部に蛍光層がある場合、距離補正は、血管壁の最上層の減衰特性によって決定された補正関数に基づいて行われ、深度補正は、適用されない。

選択肢（２）で、複数の非蛍光層だけがある場合、距離補正または深度補正は、適用されない。

選択肢（２）で、蛍光層だけがある場合、距離補正は、血管壁の最上層の減衰特性によって決定された補正関数に基づいて行われ、深度補正は、適用されない。

選択肢（２）で、非蛍光層だけがある場合、距離補正または深度補正は、適用されない。

本開示の実施形態のうちの１つにおける深度補正は、基本的に血管の最上部非蛍光層に対する距離補正である。深度補正と距離補正の両方で、距離補正係数ｇ（ｘ）または深度補正係数ｇ_depth（ｘ）に蛍光強度が乗じられる。したがって、これらの補正の順序は、入れ替え可能である。

別の実施形態では、変化する深度に対する所定の補正係数表を所定の補正関数の代わりに用いることができる。この場合、ｄ（ｐ，θ）は、ＯＣＴ画像から計算され、最も近いｄ（ｐ，θ）値に対する補正係数が補正係数表から検索される。選択された較正係数を蛍光値に乗じることによって、蛍光補正を行うことができる。

深度補正関数は、表面からの蛍光層深度が異なるファントムの蛍光強度を測定することによって、あらかじめ決定することができる。深度が異なるファントムを得るために、様々な厚さの最上層として、また蛍光色素または量子ドットなどの蛍光材料、ならびにイントラリピッドまたはＴｉＯ₂などの散乱粒子を含む第２の層として、イントラリピッドまたはＴｉＯ₂などの散乱粒子を含む。深度が異なる複数の点を測定することによって、蛍光層の深の関数としての蛍光信号を得ることができる。深度の関数としての蛍光強度プロファイルが得られる。光プローブから第１の層までの距離が均一ではない場合、距離補正を行うことができる。測定のプロットに基づいて、深度（ｘ）の関数としてのフィッティングモデルｆ_depth（ｘ）を得ることができる。たとえば、ｆ（ｘ）＝ａ×ｅｘｐ（ｂ×ｘ）＋ｃ×ｅｘｐ（ｄ×ｘ）などの指数モデルを用いて誤差の小さいフィッティングを達成することができ、この場合、蛍光強度の補正関数はｇ_depth（ｘ）＝１／ｆ（ｘ）として得られる。

管腔のセグメント化、および最上層と第２の蛍光層との間の境界は、ソフトウェアアルゴリズムによって自動的に処理することができる。蛍光を補正する対象のフレームにおいて、エッジ検出により、管腔および最上層と第２の蛍光層との間の境界の座標を得ることができる。

別の実施形態では、最上層と第２の蛍光層との間の境界は、ソフトウェアによって行われる第１のセグメント化と、ユーザ入力に基づくセグメント化輪郭のさらなる調整とによって、半自動的に画定することができる。

別の実施形態では、最上層と第２の蛍光層との間の境界は、ユーザ入力を用いて手作業で画定して、境界輪郭を画定することができる。深度は、管腔および境界の座標から計算される。

さらに別の実施形態では、蛍光強度が光プローブから管腔表面までの距離に対して最初に補正され、次に、蛍光層の深度に対する蛍光強度に関してさらに補正される。図８は、この実施形態の例示的なフローチャートを示す。ＯＣＴデータセットおよび蛍光データセットは、単一のカテーテルを使用して同時に取得される。カテーテルと蛍光対象物との間の距離は、ＯＣＴデータからｄｉｓｔ（ｐ，θ）として計算される。カテーテルと蛍光対象物との間の距離を所定の補正関数に帰属させることによって、距離補正係数が決定される。次に、蛍光データセットが補正される。第２に、最上層と第２の層との間の境界のセグメント化が処理され、第２の層の深度がｄ（ｐ，θ）として計算される。

この深度値を所定の補正関数に帰属させることによって、深度補正関数が決定される。距離補正された蛍光データは、深度補正係数を乗じることによって深度補正される。加えて、蛍光構成部分を覆う第１の層の減衰係数が蛍光減衰プロファイルに影響を及ぼすことがあるので、別の実施形態では減衰係数を補正アルゴリズムの一部として用いることができる。

図９は、均一に分散したＴｉＯ₂およびＱｄｏｔ７０５を含み、最上部（Ｐｈ１）にＴｉＯ₂を含む非蛍光層の厚さが変化する固体ポリウレタン蛍光ファントムを用いる、蛍光測定の例示的な結果を示す。このデータは、本発明の深度補正関数を構築するために用いられる。Ｐｈ１が、遠位端にボールレンズがある光ファイバプローブから成るカテーテルを用いて撮像されて、様々な非蛍光層厚さでの蛍光強度データが得られた。蛍光データが非蛍光層の厚さ（蛍光層の深度）の関数としてプロットされ、このデータは、指数モデルｆ_depth（ｘ）＝ａ’×ｅｘｐ（ｂ’×ｘ）＋ｃ’×ｅｘｐ（ｄ’×ｘ）を用いてフィッティングされた（図９）。次に、深度補正関数がｇ_depth（ｘ）＝１／ｆ（ｘ）として得られた。

試験ファントム（Ｐｈ２）が、主題の発明を例示するために製作された。均一に分散したＴｉＯ₂およびＱｄｏｔ７０５を含む蛍光固体ポリウレタンロッドが、厚さが変化する非蛍光固体ポリウレタン層で覆われた。Ｐｈ２がＯＣＴ−蛍光カテーテルによって異なる位置で撮像されて、深度プロファイルが異なるロッドのＯＣＴ画像および蛍光画像が得られた（図１０）。

図１０ａで分かるように、異なる深度における蛍光ロッドの蛍光強度は、著しく異なる蛍光プロファイルを示す。蛍光強度は、最初に光プローブからファントム表面までの距離に関して補正された。次に、蛍光ロッドの深度が、ロッドと非蛍光層の境界をセグメント化することによって測定された。この深度値を用いて、距離補正された蛍光が深度に関してさらに補正された。図１０ｂは、深度補正された蛍光を示す。蛍光を距離および深度に対して補正することによって、非蛍光層の下の蛍光構成部分の蛍光プロファイルは、同様の蛍光プロファイルを示す。

以上の開示では特定の例示的な実施形態について説明したが、本発明は上述の実施形態に限定されず、以下の特許請求の範囲には、これら実施形態の範囲内の様々な修正形態および同等の構成が含まれる。

Claims (21)

1. 蛍光較正の方法であって、
   対象物に入射する励起光を光プローブを介して供給することと、
   前記対象物から発生した蛍光を検出することと、
   前記対象物の構造データを取得することと、
   前記構造データに基づいて前記対象物の光減衰特性を計算することと、
   前記光減衰特性に基づいて蛍光強度を較正することと、を含む、方法。
2. 前記光プローブと前記対象物との間の距離に基づいて前記蛍光強度を較正することをさらに含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記光プローブと前記対象物との間の距離を計算することをさらに含む、請求項１に記載の方法。
4. 前記蛍光を検出することと、同時に前記構造データを取得することと、をさらに含む、請求項１に記載の方法。
5. 前記蛍光および前記構造データがダブルクラッドファイバによって送出される、請求項１に記載の方法。
6. 前記構造データが前記ダブルクラッドファイバのコアによって送出され、前記蛍光が前記ダブルクラッドファイバのクラッドによって送出される、請求項６に記載の方法。
7. 前記構造データを光干渉断層撮影法によって取得することをさらに含む、請求項１に記載の方法。
8. 前記光減衰特性は、ＯＣＴ画像の減衰係数を含む、請求項１に記載の方法。
9. 前記較正された蛍光強度を、前記蛍光によって構築された蛍光画像を補正するために適用することをさらに含む、請求項１に記載の方法。
10. 蛍光較正の方法であって、
    対象物に入射する励起光を光プローブを介して供給することと、
    前記対象物から発生した蛍光の蛍光強度を検出することと、
    前記対象物の構造データを取得することと、
    前記光プローブと前記対象物との間の距離を計算することと、
    前記距離に基づいて前記蛍光強度を較正することと、
    前記距離に基づいて較正された前記蛍光強度が所定のレベルよりも高い場合には、前記構造データに基づいて前記対象物の光減衰特性を計算し、さらに、前記光減衰特性に基づいて前記蛍光の前記蛍光強度を較正することと、を含む、方法。
11. 前記蛍光を検出することと、同時に前記構造データを得ることと、をさらに含む、請求項１０に記載の方法。
12. 前記蛍光および前記構造データがダブルクラッドファイバによって送出される、請求項１０に記載の方法。
13. 前記構造データが前記ダブルクラッドファイバのコアによって送出され、前記蛍光が前記ダブルクラッドファイバのクラッドによって送出される、請求項１０に記載の方法。
14. 前記構造データを光干渉断層撮影法（ＯＣＴ）によって取得することをさらに含む、請求項１０に記載の方法。
15. 前記光減衰特性は、ＯＣＴ画像の減衰係数を含む、請求項１０に記載の方法。
16. 第１の較正係数によって較正された前記蛍光強度が前記所定のレベルよりも高くない場合には、前記第１の較正係数によって較正された前記蛍光強度だけを適用して、前記蛍光によって構築された蛍光画像を補正することをさらに含む、請求項１０に記載の方法。
17. 第１の較正係数によって較正された前記蛍光強度が前記所定のレベルよりも高い場合には、前記第１の較正係数と第２の較正係数の両方によって較正された前記蛍光強度を適用して、前記蛍光によって構築された蛍光画像を補正することをさらに含む、請求項１０に記載の方法。
18. 励起光を発生するように構成された光源と、
    前記励起光を対象物に向けて導き、前記励起光に応答して前記対象物で発生した蛍光を検出するための光導波路と、
    蛍光を検出するための光センサと、
    前記対象物からのＯＣＴ画像を得るように構成されたＯＣＴシステムと、
    信号プロセッサであって、
    カテーテルと前記対象物との間の距離、および減衰係数を計算するように構成されたＯＣＴ画像処理ユニット、ならびに、
    ｉ）前記距離および前記減衰係数に基づいて前記蛍光の蛍光強度を較正する、
    または、
    ｉｉ）前記距離に基づいて前記蛍光の蛍光強度を較正し、前記距離に基づいて較正された前記蛍光強度が所定のレベルよりも高い場合には、前記減衰係数に基づいて前記蛍光を較正する、
    ように構成された蛍光処理ユニット
    を含む信号プロセッサと、
    を備える、蛍光撮像システム。
19. 前記蛍光および前記ＯＣＴ画像を送出するためのダブルクラッドファイバを備える、請求項２１に記載のシステム。
20. 蛍光データ測定値を補正する方法であって、
    対象構造物の第１の層と第２の層との間の境界を画定することと、
    前記第２の層の深度を計算することと、
    深度値を所定の補正関数に代入することによって深度較正係数を計算することと、（または補正表）
    前記深度補正係数を乗じることによって蛍光強度を補正することと、を含む、方法。
21. 蛍光データ測定値を補正する方法であって、
    対象構造物の第１の層と第２の層との間の境界を画定することと、
    前記第２の層の深度を計算することと、
    深度値を所定の補正表に代入することによって深度較正係数を計算することと、
    前記深度補正係数を乗じることによって蛍光強度を補正することと、を含む、方法。