JP6706199B2 - スペックル撮像技術及び血行動態モデリングを用いた血流分布の非侵襲な作動方法、システム、及びコンピュータプログラム - Google Patents

Description

［優先権の主張］
本願は、２０１１年１月１０日付け出願の米国仮特許出願第６１／４３１，１６１号及び２０１１年４月１９日付け出願の米国仮特許出願第６１／４７６，８５４号に対する優先権を主張する２０１２年１月９日付け出願の米国国内段階特許出願第ＰＣＴ／ＵＳ２０１２／０２０６２６号に対応した２０１３年２月２８日付け出願の米国特許出願第１３／８１９，８１７号の優先権を主張するものであり、これらを引用することにより本明細書の一部をなすものとする。

［著作権の留保］
本特許文献の開示の一部には、著作権保護の対象となる要素を含む。著作権所有者であるＥａｓｔ Ｃａｒｏｌｉｎａ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ ｏｆ Ｇｒｅｅｎｖｉｌｌｅ、Ｎ．Ｃ．は、特許商標局の特許ファイル又はレコードに現れる本特許文献又は本特許開示の如何なる者による複製にも何ら異存はないが、それ以外の場合は如何なるものであれ、すべての著作権を留保する。

［発明の分野］
本発明に係る概念は、一般的には血流分布の決定に関し、より詳細には、スペックル撮像技術を用いた血流分布の非侵襲決定に関する。

血行再建術は、身体部位又は臓器に対して新規、追加、又は拡張的に血液を供給するための介入手技である。血行再建術は通常、罹患臓器の既存の病変血管系の徹底した分析並びに／又は診断及び処置を伴う。場合により、血行再建術は、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）スキャン、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャン、及びＸ線透視法等の様々な画像診断法を使用することによって支援可能である。

血行再建術は、組織に血液供給する（１つ又は複数の）主要な動脈血管により灌流する当該組織への血流の改善を意図している。血行再建術は、例えば当該組織に血液供給する本来の動脈血管の閉塞が原因となって必要となる場合がある。冠動脈バイパス術（ＣＡＢＧ）は、本来の冠動脈閉塞をバイパスすることによって虚血心筋への血流を増加させるのに利用可能な血行再建術手技である。

血行再建術の評価には、主要な動脈血液供給における血流及び組織における定量的灌流という２つの測定要素が存在する。従来の血流測定方法及び灌流測定方法は、血行再建術手技の品質の臨床評価に対してこれらの測定がもたらす利益にも関わらず、制限されている。

血流を測定する従来のいくつかの術間方法は、本来の（１つ又は複数の）主要な動脈血管ではなく、移植管中の血流の超音波検出に基づく。従来のいくつかの血管造影評価方法は、外科手術時の混成手術室環境で行われる従来の冠動脈造影を含む。近年、Ｎｏｖａｄａｑ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ， Ｉｎｃ． ｏｆ Ｔｏｒｏｎｔｏ、Ｃａｎａｄａは、ＣＡＢＧに対する血管造影画像評価及び定量的灌流評価の両者を利用する蛍光撮像を導入している。

しかしながら、超音波検出では通常、移植血管とプローブとの間の物理的な接触が必要となる。さらに、超音波検出は通常、正確な流速測定結果を得るため、血管周りのプローブの適正な配置に依拠しており、測定ごとに不安定となる可能性がある。

冠動脈造影では通常、有毒な画像造影剤の放射及び管理が必要となる。さらに、冠動脈造影に用いられる混成手術室は比較的高価となる可能性があるため、ＣＡＢＧを受ける多くの患者にこの方法を利用することができない。

蛍光撮像では通常、毒性のない色素を患者に注入する必要がある。さらに、蛍光撮像では通常、主要な血管中の血流の速度を直接決定する情報を提供できない。以上にも関わらず、血流を決定する代替方法が依然として求められている。

本発明に係る概念のいくつかの実施形態は、対象の心臓の主要な血管中の血流を測定する非侵襲の方法であって、心臓の関心領域をコヒーレントな光源で照射するステップであり、コヒーレントな光源が約６００ｎｍ〜約１１００ｎｍの波長を有する、ステップと、固定期間において心臓の関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得するステップであり、対象の心臓の動きに同期して少なくとも２つのスペックル画像を取得するサブステップを含む、ステップと、少なくとも２つの取得スペックル画像における画素強度の時間的変化に基づいて少なくとも２つの取得スペックル画像を電子的に処理することにより、レーザスペックルコントラスト撮像（ＬＳＣＩ）画像を生成し、ＬＳＣＩ画像により主要な血管中の血流速度の空間的分布及び心臓の関心領域の組織中の灌流分布を決定するステップとを含んでなる方法を提供する。

別の実施形態において、少なくとも２つのスペックル画像を順次取得するステップは、対象のＥＫＧ心周期を電子的に監視するサブステップと、スペックル画像の取得をＥＫＧ信号と電子的に同期させるサブステップとを含みうる。

さらに別の実施形態において、順次取得するステップ及び電子的に評価するステップは、対象に施される手技の前及び対象に施される手技の後に実行するようにしてもよい。この方法は、手技前における主要な血管中の決定した血流速度及び心臓の関心領域の組織中の決定した灌流分布を手技後における主要な血管中の決定した血流速度及び心臓の関心領域の組織中の決定した灌流分布と比較することによって、手技の成功に近づくステップをさらに含みうる。

いくつかの実施形態において、この方法は、心臓の関心領域の速度場を計算するステップと、計算した速度場に基づいて心臓の関心領域における血流速度を計算するステップと、計算した関心領域における血流速度を心臓の関心領域の少なくとも２つの取得スペックル画像を用いて決定した血流速度と比較することにより、少なくとも２つのスペックル画像を用いて得られた結果を検証するステップとをさらに含む。

別の実施形態において、速度場は、以下の式（９）及び式（１０）を用いて計算される。

さらに別の実施形態において、コヒーレントな光源は、約６００ｎｍ〜約１１００ｎｍの波長を有していてもよく、組織への比較的深い光の侵入によって、主要な血管中の血流速度及び灌流分布を正確に決定できるようになっていてもよい。

いくつかの実施形態において、コヒーレントな光源は、関心領域を実質的に一定の強度で照射するように構成されたレーザを含みうる。レーザは、約６００ｎｍ〜約１１００ｎｍの固定又は可変波長を有していてもよい。レーザは、撮像ユニットの視野（ＦＯＶ）内において実質的に一定の強度を有するレーザビームを生成するようになっていてもよい。また、レーザは、レーザの影響から守るための如何なる保護装置も対象が必要とすることのないように、低出力の連続波レーザであってもよい。

別の実施形態において、データ取得は、約１ｍｓ〜約２００ｍｓの固定期間中にカメラを用いて約５０個〜約１０００個のスペックル画像を順次取得することを含みうる。

さらに別の実施形態において、順次取得するステップは、固定期間中に約２００〜約５００個のスペックル画像を取得するサブステップを含みうる。

いくつかの実施形態において、固定期間は、関心領域における対象の血流速度のその場取得に基づいて選択するようにしてもよい。

本発明に係る概念の別の実施形態は、対象の主要な血管中の血流を測定する非侵襲の方法であって、関心領域をコヒーレントな光源で照射するステップであり、コヒーレントな光源が約６００ｎｍ〜約１１００ｎｍの波長を有する、ステップと、固定期間中に関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得するステップと、少なくとも２つの取得スペックル画像における画素強度の時間的変化に基づいて少なくとも２つの取得スペックル画像を電子的に処理することにより、レーザスペックルコントラスト撮像（ＬＳＣＩ）画像を生成し、主要な血管中の血流速度の空間的分布を決定し、ＬＳＣＩ画像により関心領域の組織中の灌流分布を定量化するステップと、関心領域の速度場を計算するステップと、計算した速度場に基づいて関心領域における血液流量を計算するステップと、計算した関心領域における血流速度を関心領域の少なくとも２つの取得スペックル画像を用いて決定した血流速度と比較することにより、少なくとも２つのスペックル画像を用いて得られた結果を検証するステップとを含む方法を提供する。

本発明に係る概念のさらに別の実施形態は、対象の心臓の主要な血管中の血流を測定する非侵襲のシステムであって、対象の心臓の関心領域を照射するように構成されたコヒーレントな光源であり、約６００ｎｍ〜約１１００ｎｍの波長を有する、コヒーレントな光源を備えた、システムを提供する。また、コヒーレントな光源と連通し、固定期間中に心臓の関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得するように構成されたカメラであって、少なくとも２つのスペックル画像の取得が対象の心臓の動きと同期した、カメラが設けられている。また、少なくとも２つの取得スペックル画像における画素強度の時間的変化を評価することにより、ＬＳＣＩ画像を生成し、主要な血管中の血流速度の空間的分布を決定し、ＬＳＣＩ画像により心臓の関心領域の組織中の灌流分布を定量化するように構成されたデータ処理回路が設けられている。

本発明に係る概念のいくつかの実施形態は、対象の心臓の主要な血管中の血流を測定するコンピュータプログラム製品であって、コンピュータ可読プログラムコードが具現化された持続性コンピュータ可読記憶媒体を含む、コンピュータプログラム製品を提供する。コンピュータ可読プログラムコードは、少なくとも２つの取得スペックル画像における画素強度の時間的変化を電子的に評価することによって、ＬＳＣＩ画像を生成し、主要な血管中の血流速度の空間的分布を決定し、ＬＳＣＩ画像により心臓の関心領域の組織中の灌流分布を定量化するように構成されたコンピュータ可読プログラムコードであって、少なくとも２つのスペックル画像が、約６００ｎｍ〜約１１００ｎｍの波長を有するコヒーレントな光源により対象の関心領域が照射されている場合に、カメラを用いて固定期間中に順次取得される、コンピュータ可読プログラムコードと、対象の心臓の動きに同期して少なくとも２つのスペックル画像を順次取得するように構成されたコンピュータ可読プログラムコードとを含む。

本発明に係る概念の別の実施形態は、関心領域における血流分布を決定する非侵襲の方法を提供する。この方法は、対象の関心領域をコヒーレントな光源で照射するステップと、関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得するステップであり、対象の心臓の動きに同期して少なくとも２つのスペックル画像を取得するサブステップを含む、ステップと、少なくとも２つの取得スペックル画像における画素強度の時間的変化に基づいて少なくとも２つの取得スペックル画像を電子的に処理することにより、レーザスペックルコントラスト撮像（ＬＳＣＩ）画像を生成し、主要な血管中の血流速度の分布を決定し、ＬＳＣＩ画像により関心領域の組織中の灌流分布を定量化するステップとを含む。ＬＳＣＩ画像は、異なる血流速度の検出を可能にする。

さらに別の実施形態において、対象の心臓の動きに同期して少なくとも２つのスペックル画像を取得するステップは、対象のＥＫＧ心周期を電子的に監視するサブステップと、スペックル画像の取得をＥＫＧ信号と電子的に同期させるサブステップとをさらに含みうる。

いくつかの実施形態において、関心領域は、鼓動する心臓であってもよく、この方法は、データ取得に同期したＥＫＧ信号を用いて心周期中の任意のタイミングで関心領域の瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを生成するステップをさらに含みうる。第１及び第２のタイミングで生成された瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを比較することにより、処置の有効性を判定するようにしてもよい。特定の実施形態において、第１のタイミングは、処置が施される前のタイミングであってもよく、第２のタイミングは、処置が施された後のタイミングであってもよい。

別の実施形態において、関心領域は、鼓動する心臓であってもよく、この方法は、データ取得に同期したＥＫＧ信号を用いて２回以上の心周期にわたる関心領域の平均的な血流マップ及び／又は灌流マップを生成するステップをさらに含みうる。第１及び第２のタイミングで生成された平均的な血流マップ及び／又は灌流マップを比較することにより、処置の有効性を判定するようにしてもよい。特定の実施形態において、第１のタイミングは、処置が施される前のタイミングであってもよく、第２のタイミングは、処置が施された後のタイミングであってもよい。

さらに別の実施形態において、関心領域は、対象の心臓以外の領域であってもよく、この方法は、データ取得に同期したＥＫＧ信号を用いてデータ取得中の任意のタイミングで瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを生成するステップをさらに含みうる。第１及び第２のタイミングで生成された瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを比較することにより、処置の有効性を判定するようにしてもよい。第１のタイミングは、処置が施される前のタイミングであってもよく、第２のタイミングは、処置が施された後のタイミングであってもよい。

いくつかの実施形態において、関心領域は、対象の心臓以外の領域であってもよく、この方法は、データ取得に同期したＥＫＧ信号を用いて２つ以上のデータ取得期間にわたる平均的な血流マップ及び／又は灌流マップを生成するステップをさらに含みうる。第１及び第２のタイミングで生成された平均的な血流マップ及び／又は灌流マップを比較することにより、処置の有効性を判定するようにしてもよい。第１のタイミングは、処置が施される前のタイミングであってもよく、第２のタイミングは、処置が施された後のタイミングであってもよい。

別の実施形態において、コヒーレントな光源は、約６００ｎｍ〜約１１００ｎｍの波長を有していてもよい。

本発明に係る概念のさらに別の実施形態は、関心領域における血流分布を決定する非侵襲の方法を提供する。この方法は、対象の関心領域をコヒーレントな光源で照射するステップと、関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得するステップであり、対象の心臓の動きに同期して少なくとも２つのスペックル画像を取得するサブステップを含む、ステップと、少なくとも２つの取得スペックル画像における画素強度の時間的変化に基づいて少なくとも２つの取得スペックル画像を電子的に処理することにより、レーザスペックルコントラスト撮像（ＬＳＣＩ）画像を生成し、主要な血管中の血流速度の分布を決定し、ＬＳＣＩ画像により関心領域の組織中の灌流分布を定量化するステップと、データ取得に同期したＥＫＧ信号を用いて、データ取得中の任意のタイミングでの関心領域の瞬時的な血流マップ及び／若しくは灌流マップ、並びにデータ取得に同期した前記ＥＫＧ信号を用いて、２つ以上のデータ取得期間にわたる平均的な血流マップ及び／若しくは灌流マップのうちの一方を生成するステップと、第１及び第２のタイミングで生成された瞬時的な血流マップ及び／若しくは灌流マップ並びに平均的な血流マップ及び／若しくは灌流マップのうちの一方を比較することにより処置の有効性を判定するステップとを含む。

本発明に係る概念のいくつかの実施形態は、関心領域における血流分布を決定する非侵襲の方法を提供する。この方法は、対象の関心領域をコヒーレントな光源で照射するステップと、関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得するステップであり、心電図（ＥＫＧ）に同期して少なくとも２つのスペックル画像を取得するサブステップを含む、ステップと、ＥＫＧに基づくタイミングによって、少なくとも２つのスペックル画像を選択するステップと、選択した画像を処理することにより、時間的コントラストアルゴリズム及び空間的コントラストアルゴリズムのうちの少なくとも一方を用いて関心領域における瞬時的／平均的な流速（センチメートル／秒）を決定するステップであり、データ取得及び分析中の任意のタイミングでＥＫＧを用いることによって、処理するフレームの選択、１回若しくは複数回のＥＫＧ周期における瞬時的な流速の位置付け、並びに／又は平均的な流速の分析の開始タイミング及び終了タイミングの指定を行う、ステップと、瞬時的／平均的な流速の画像を分析モデルに入力することによって、主要な血管中の流量（立方センチメートル／秒）マップ及び微小血管構造中の灌流マップを生成するステップと、血流及び圧力の方向を生成するステップとを含みうる。

また、関連するシステム及びコンピュータプログラム製品を提供するものであってもよい。

なお、いくつかの実施形態に関して説明した本発明に係る概念の態様は、特段の記述はないものの、様々な実施形態に組み込まれていてもよい。すなわち、すべての実施形態及び／又は任意の実施形態の特徴は、如何なる方法及び／又は組合せでも組み合わせることができる。出願人は、原出願の任意の請求項を補正することにより元々は請求されていない１つ又は複数のその他任意の請求項の任意の特徴を従属及び／又は援用できる権利を含めて、原出願の任意の請求項を変更する権利及び／又はそれに応じて任意の新たな請求項を出願する権利を留保する。本発明に係る概念の上記及び他の目的及び／又は態様については、後述の明細書において詳しく説明する。当業者であれば、図面及び以下の詳細な実施形態の説明を読むことにより、本発明に係る概念のその他の特徴、利点、及び詳細が理解されるであろうが、このような説明は、本発明に係る概念の一例に過ぎない。

本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、対象の主要な血管中の血流を測定する非侵襲のシステムのブロック図である。 本発明に係る概念の実施形態に係る、データ処理システムのブロック図である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図２に示したデータ処理システムのより詳細なブロック図である。 本発明に係る概念の種々実施形態に係る、主要な血管中の血流を測定する動作を示すフローチャートである。 本発明に係る概念の種々実施形態に係る、主要な血管中の血流を測定する動作を示すフローチャートである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、実験の実施に用いた疑似血流を測定するシステムのデジタル写真である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図５に示したシステムの特定要素の拡大デジタル写真である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図５に示したシステムの特定要素の拡大デジタル写真である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図５に示したシステムの特定要素の拡大デジタル写真である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図５に示したシステムの特定要素の拡大デジタル写真である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に用いた例示的な流れ生成システムのデジタル写真である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に用いた例示的な流れ生成システムのデジタル写真である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、流れ生成システムの高さ（ｃｍ）対流量（ｍｌ／分）の変化を示すグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「流れなし」のケースを示すデジタル画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「流れなし」のケースを示すデジタル画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「流れなし」のケースを示すデジタル画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「流れなし」のケースを示すデジタル画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「流れ１」のケースを示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「流れ１」のケースを示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「流れ１」のケースを示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「流れ１」のケースを示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「流れ２」のケースを示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「流れ２」のケースを示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「流れ２」のケースを示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「流れ２」のケースを示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「流れ３」のケースを示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「流れ３」のケースを示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「流れ３」のケースを示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「流れ３」のケースを示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図１３〜図１６に示した４つの流れそれぞれのケースのスペックル画像を示す（多数のフレームにわたる平均的な）画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図１３〜図１６に示した４つの流れそれぞれのケースのスペックル画像を示す（多数のフレームにわたる平均的な）画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図１３〜図１６に示した４つの流れそれぞれのケースのスペックル画像を示す（多数のフレームにわたる平均的な）画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図１３〜図１６に示した４つの流れそれぞれのケースのスペックル画像を示す（多数のフレームにわたる平均的な）画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図１３〜図１６に示した４つの流れそれぞれのケースを示す反転スペックルコントラスト画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図１３〜図１６に示した４つの流れそれぞれのケースを示す反転スペックルコントラスト画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図１３〜図１６に示した４つの流れそれぞれのケースを示す反転スペックルコントラスト画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図１３〜図１６に示した４つの流れそれぞれのケースを示す反転スペックルコントラスト画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図１３〜図１６の４つの流れそれぞれのケースの反転スペックルコントラスト画像の垂直プロファイルを示すグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図１３〜図１６の４つの流れそれぞれのケースの反転スペックルコントラスト画像の垂直プロファイルを示すグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図１３〜図１６の４つの流れそれぞれのケースの反転スペックルコントラスト画像の垂直プロファイルを示すグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図１３〜図１６の４つの流れそれぞれのケースの反転スペックルコントラスト画像の垂直プロファイルを示すグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、予測流量（ｍｌ／分）対反転スペックル画像の画素強度を示すグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、疑似血流を測定する例示的なシステムのデジタル写真である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図２１に示したシステムの要素の拡大写真である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図２１に示したシステムの要素の拡大写真である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図２１に示したシステムの要素の拡大写真である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図２１に示したシステムの要素の拡大写真である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図２１に示したシステムの要素の拡大写真である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図２１に示したシステムの要素の拡大写真である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、流量（ｍｌ／分）、流速（ｃｍ／分）、及びＬＡＤ相当流量対反転スペックルコントラスト画像の画素強度を示すグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、流速対反転スペックルコントラスト画像の画素強度を示すグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、スペックルコントラスト画像により決定された平均流速対ポンプ流量により決定された流速を示すグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、正反射率が取得スペックル画像データに及ぼす影響を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、正反射率が取得スペックル画像データに及ぼす影響を示すグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、正反射率が取得スペックル画像データに及ぼす影響を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、正反射率が取得スペックル画像データに及ぼす影響を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図３１Ａ、図３１Ｃ、及び図３１Ｄの正反射率の除去を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図３１Ａ、図３１Ｂ、及び図３１Ｄの正反射率の除去を示すグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図３１Ａ、図３１Ｃ、及び図３１Ｄの正反射率の除去を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図３１Ａ、図３１Ｃ、及び図３１Ｄの正反射率の除去を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、実験の実施に用いた容器を含む血流を測定する例示的なシステムのデジタル写真である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「チューブ固定」状況を示すデジタル画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「チューブ固定」状況を示すデジタル画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「チューブ固定」状況を示すデジタル画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「チューブ固定」の状況を示すデジタル画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「ポンプ示度値１００ｍＬ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「ポンプ示度値１００ｍＬ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「ポンプ示度値１００ｍＬ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「ポンプ示度値１００ｍＬ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「ポンプ示度値５００ｍＬ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「ポンプ示度値５００ｍＬ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「ポンプ示度値５００ｍＬ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「ポンプ示度値５００ｍＬ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「ポンプ示度値１０００ｍＬ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「ポンプ示度値１０００ｍＬ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「ポンプ示度値１０００ｍＬ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「ポンプ示度値１０００ｍＬ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図３３〜図３７に示した４つの流れそれぞれのケースの（多数のフレームにわたる平均的な）平均スペックル画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図３３〜図３７に示した４つの流れそれぞれのケースの（多数のフレームにわたる平均的な）平均スペックル画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図３３〜図３７に示した４つの流れそれぞれのケースの（多数のフレームにわたる平均的な）平均スペックル画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図３３〜図３７に示した４つの流れそれぞれのケースの（多数のフレームにわたる平均的な）平均スペックル画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図３３〜図３７に示した４つの流れそれぞれのケースを示す色付き反転スペックルコントラスト画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図３３〜図３７に示した４つの流れそれぞれのケースを示す色付き反転スペックルコントラスト画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図３３〜図３７に示した４つの流れそれぞれのケースを示す色付き反転スペックルコントラスト画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図３３〜図３７に示した４つの流れそれぞれのケースを示す色付き反転スペックルコントラスト画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図３３〜図３７の４つの流れそれぞれのケースの反転スペックルコントラスト画像の垂直線プロファイルを示すグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図３３〜図３７の４つの流れそれぞれのケースの反転スペックルコントラスト画像の垂直線プロファイルを示すグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図３３〜図３７の４つの流れそれぞれのケースの反転スペックルコントラスト画像の垂直線プロファイルを示すグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図３３〜図３７の４つの流れそれぞれのケースの反転スペックルコントラスト画像の垂直線プロファイルを示すグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、流速（ｃｍ／分）対反転スペックルコントラスト画像の画素強度を示すグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、流速（ｃｍ／分）対反転スペックルコントラスト画像の画素強度を示すグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「ポンプ示度値０ｍＬ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「ポンプ示度値０ｍＬ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「ポンプ示度値０ｍＬ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「ポンプ示度値０ｍＬ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「固定ポンプ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「固定ポンプ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「固定ポンプ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、「固定ポンプ」の状況を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、方法及びシステムを用いてアクセス可能な中間部分が狭塞した血管の図である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、血行動態モデリングを用いて得られた、図４５に示した血管中の様々な位置の速度プロファイルを示す図である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、剪断応力が約１．０秒の場合の図４５及び図４６に示した血管全体での剪断率（流量に関連）及び水平座標（直径）を示すグラフである。 本発明に係る概念の種々実施形態に係る、主要な血管中の血流を測定する動作を示すフローチャートである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、使用するＳＰＹ装置システムの図である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、単一レーザスペックル撮像（ＬＳＩ）画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、反転レーザスペックル時間コントラスト撮像（ＬＳＣＴＩ）画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、単一ＬＳＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、反転ＬＳＣＴＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、従来のＳＰＹ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、従来のＬＳＣＴＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、ＳＰＹシステムの種々態様を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、ＳＰＹシステムの種々態様を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、ＳＰＹシステムの種々態様を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、ＳＰＹシステムの種々態様を示す画像である。 本発明に係る概念の種々実施形態に係る、鼓動していない人間の心臓の単一ＬＳＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念の種々実施形態に係る、鼓動していない人間の心臓のレーザスペックル空間コントラスト撮像（ＬＳＳＣＩ）画像を示す画像である。 本発明に係る概念の種々実施形態に係る、鼓動していない人間の心臓のＬＳＣＴＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、鼓動する人間の心臓の単一ＬＳＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、鼓動する人間の心臓のレーザスペックル空間コントラスト撮像（ＬＳＳＣＩ）画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、鼓動する人間の心臓のＬＳＣＴＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図５５Ａ〜図５５Ｃの鼓動する心臓の動きのパターンを示す平均強度対時間のグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、鼓動する心臓の静止画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、鼓動する心臓の動きのパターンを示すとともにＥＫＧゲーティングを用いた平均強度対時間のグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、ＥＫＧ同期方法を用いて心周期の任意のタイミングで生成できる瞬時的な血流マップ及び灌流マップの一例である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、拡張末期の鼓動する人間の心臓の単一ＬＳＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、拡張末期の鼓動する人間の心臓のＬＳＳＣＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、拡張末期の鼓動する人間の心臓のＬＳＣＴＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図５８Ａ〜図５８Ｃの鼓動する心臓の瞬時的な血流の測定結果を示す平均強度対時間のグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、収縮末期の鼓動する人間の心臓の単一ＬＳＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、収縮末期の鼓動する人間の心臓のＬＳＳＣＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、収縮末期の鼓動する人間の心臓のＬＳＣＴＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図５９Ａ〜図５９Ｃの鼓動する心臓の瞬時的な血流の測定結果を示す平均強度対時間のグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、ＥＫＧ同期方法を用いて２回以上の心周期に生成できる平均的な血流マップ及び灌流マップの一例である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、拡張期の鼓動する人間の心臓の単一ＬＳＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、拡張期の鼓動する人間の心臓のＬＳＳＣＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、拡張期の鼓動する人間の心臓のＬＳＣＴＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図６１Ａ〜図６１Ｃの鼓動する心臓の平均的な血流の測定結果を示す平均強度対時間のグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、収縮期の鼓動する人間の心臓の単一ＬＳＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、収縮期の鼓動する人間の心臓のＬＳＳＣＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、収縮期の鼓動する人間の心臓のＬＳＣＴＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図６２Ａ〜図６２Ｃの鼓動する心臓の平均的な血流の測定結果を示す平均強度対時間のグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、固定済みのバイパス移植片を含む鼓動する人間の心臓の単一ＬＳＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、固定済みのバイパス移植片を含む鼓動する人間の心臓のＬＳＳＣＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、固定済みのバイパス移植片を含む鼓動する人間の心臓のＬＳＣＴＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図６３Ａ〜図６３Ｃの鼓動する心臓の平均強度対時間のグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、固定除去済みのバイパス移植片を含む鼓動する人間の心臓の単一ＬＳＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、固定除去済みのバイパス移植片を含む鼓動する人間の心臓のＬＳＳＣＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、固定除去済みのバイパス移植片を含む鼓動する人間の心臓のＬＳＣＴＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図６４Ａ〜図６４Ｃの鼓動する心臓の平均強度対時間のグラフである。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、人間の手の単一ＬＳＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、人間の手のＬＳＳＣＩ画像を示す画像である。 本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、人間の手のＬＳＣＴＩ画像を示す画像である。 本明細書に記載の種々実施形態に係る、動作を示すフローチャートである。 本明細書に記載の種々実施形態に係る、動作を示すフローチャートである。

以下、本発明に係る概念の好適な実施形態を示す添付の図面を参照して、本発明に係る概念の実施形態をより詳しく説明する。ただし、本発明に係る概念は、多くの異なる形態で具現化されていてもよく、本明細書に示す実施形態に限定されるものと解釈すべきではない。全体を通して、類似の要素は類似の番号で表している。また、図面において、層、領域、要素、又は構成要素は、明瞭化のため誇張している場合がある。特段の定めのない限り、破線は、任意の特徴又は動作を示している。

本明細書に用いる専門用語は、特定の実施形態を説明することのみを目的としており、本発明に係る概念を制限するものではない。本明細書において、単数形（「ａ」、「ａｎ」、及び「ｔｈｅ」）は、文脈上の別段の明確な指示がない限り、複数形も同様に含むものとする。さらに、本明細書において使用する用語「備える（ｃｏｍｐｒｉｓｅｓ及び／又はｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」は、規定の特徴、整数、ステップ、動作、要素、及び／又は構成要素の存在を指定しているが、１つ又は複数の他の特徴、整数、ステップ、動作、要素、構成要素、及び／又はそれらの群の存在又は追加を除外するものではない。本明細書において、用語「及び／又は（ａｎｄ／ｏｒ）」は、関連する一覧項目のうちの１つ以上のありとあらゆる組合せを含む。本明細書において、「Ｘ〜Ｙ（ｂｅｔｗｅｅｎ Ｘ ａｎｄ Ｙ）」及び「約Ｘ〜Ｙ（ｂｅｔｗｅｅｎ ａｂｏｕｔ Ｘ ａｎｄ Ｙ）」等の表現は、Ｘ及びＹを含むものと解釈すべきである。本明細書において、「約Ｘ〜Ｙ（ｂｅｔｗｅｅｎ ａｂｏｕｔ Ｘ ａｎｄ Ｙ）」等の表現は、「約Ｘ〜約Ｙ（ｂｅｔｗｅｅｎ ａｂｏｕｔ Ｘ ａｎｄ ａｂｏｕｔ Ｙ）」を意味する。本明細書において、「約Ｘ〜Ｙ（ｆｒｏｍ ａｂｏｕｔ Ｘ ｔｏ Ｙ）」等の表現は、「約Ｘ〜約Ｙ（ｆｒｏｍ ａｂｏｕｔ Ｘ ｔｏ ａｂｏｕｔ Ｙ）」を意味する。

別段の定めのない限り、本明細書に用いる（技術用語及び科学用語を含む）すべての用語は、本発明に係る概念を有する当業者が一般的に理解しているものと同じ意味を有する。さらに、一般的な辞書に定義されているような用語は、本明細書の文脈及び関連技術におけるそれぞれの意味と整合する意味を有するものと解釈すべきであり、本明細書において明示的な定めのない限り、理想化された意味又は過度に形式張った意味で解釈すべきではないことを理解されたい。周知の機能又は構成については、簡略化及び／又は明瞭化のため、詳しく説明しない場合がある。

ある要素が別の要素に対して、「載置」、「取り付け」、「接続」、「結合」、「接触」等しているものと表される場合、当該要素は、他方の要素に対して直接載置、取り付け、接続、結合、又は接触可能であることを理解されたい。或いは、介在要素が存在していてもよい。一方、ある要素が別の要素に対して、例えば「直接載置」、「直接取り付け」、「直接接続」、「直接結合」、又は「直接接触」しているものと表される場合、介在要素は存在しない。また、当業者には当然のことながら、ある構造又は機構が別の機構に「隣接して」配設されている場合は、隣接する機構の上側又は下側に重畳する部分を有していてもよい。

本明細書においては、様々な要素、構成要素、領域、層、及び／又は部位を説明するため、第１、第２等の用語を使用する場合があるが、これらの要素、構成要素、領域、層、及び／又は部位は、これらの用語によって制限されるべきではないことを理解されたい。これらの用語は、ある要素、構成要素、領域、層、又は部位を別の要素、構成要素、領域、層、又は部位から識別するためにのみ使用している。したがって、後述の第１の要素、構成要素、領域、層、又は部位は、本発明に係る概念の教示内容から逸脱することなく、第２の要素、構成要素、領域、層、又は部位と称することも可能である。また、一連の動作（又は、ステップ）は、特段の指示がない限り、特許請求の範囲又は図面に提示の順序に限定されない。

本明細書において、「〜の下側（ｕｎｄｅｒ）」、「〜の下（ｂｅｌｏｗ）」、「〜の下方（ｌｏｗｅｒ）」、「〜の上側（ｏｖｅｒ）」、「〜の上方（ｕｐｐｅｒ）」等の空間に関する用語は、図面に示すある要素又は機構と別の要素又は機構との関係の説明を容易化するために使用している場合がある。これらの空間に関する用語は、図面に示す配位のほか、使用又は動作時の装置の異なる配位を包含するものであることを理解されたい。例えば、図面中の装置が反転した場合、他の要素又は機構の「下側」又は「直下」にあるものとして記載された要素は、当該他の要素又は機構の「上側」に置かれることになる。したがって、一例としての用語「〜の下側（ｕｎｄｅｒ）」は、上側及び下側の両配位を包含可能である。また、装置は別の配位（９０°回転又は他の配位）が可能であり、本明細書における空間に関する記述も相応に解釈される。同様に、本明細書において、用語「上方に（ｕｐｗａｒｄｌｙ）」、「下方に（ｄｏｗｎｗａｒｄｌｙ）」、「垂直（ｖｅｒｔｉｃａｌ）」、「水平（ｈｏｒｉｚｏｎｔａｌ）」等は、特段の指示がない限り、説明のみを目的として使用している。

当業者には当然のことながら、本発明に係る概念の実施形態は、方法、システム、データ処理システム、又はコンピュータプログラム製品として具現化することができる。これにより、本発明に係る概念は、ソフトウェア及びハードウェアの態様を組み合わせた実施形態の形態であってもよく、本明細書においてはこれらを「回路」又は「モジュール」と総称する。さらに、本発明に係る概念は、コンピュータ使用可能なプログラムコードが具現化された持続性コンピュータ使用可能な記憶媒体上のコンピュータプログラム製品の形態であってもよい。ハードディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、光学記憶装置、又は他の電子的記憶装置等、任意の適当なコンピュータ可読媒体を利用するようにしてもよい。

本発明に係る概念の動作を実行するコンピュータプログラムコードは、Ｍａｔｌａｂ、Ｍａｔｈｅｍａｔｉｃａ、Ｊａｖａ（登録商標）、Ｓｍａｌｌｔａｌｋ、Ｃ、又はＣ＋＋等のオブジェクト指向プログラミング言語で記述されていてもよい。ただし、本発明に係る概念の動作を実行するコンピュータプログラムコードは、「Ｃ」プログラミング言語等の従来の手続き型プログラミング言語又はＶｉｓｕａｌ Ｂａｓｉｃ等の視覚指向プログラミング環境で記述されていてもよい。

プログラムコードの一部は、ユーザのコンピュータのうちの１つ又は複数で完全に実行してもよいし、ユーザのコンピュータで部分的に実行してもよいし、独立したソフトウェアパッケージとして実行してもよいし、ユーザのコンピュータ及びリモートコンピュータでそれぞれ部分的に実行してもよいし、リモートコンピュータで完全に実行してもよい。後者の場合、リモートコンピュータは、ローカルエリアネットワーク（ＬＡＮ）又はワイドエリアネットワーク（ＷＡＮ）を介してユーザのコンピュータに接続されていてもよいし、（例えば、インターネットサービスプロバイダによりインターネットを介して）外部のコンピュータに接続されていてもよい。

本発明に係る概念は、その実施形態に係る方法、装置、システム、コンピュータプログラム製品、並びにデータ及び／若しくはシステムアーキテクチャ構造のフローチャート図及び／又はブロック図を参照して、以下にその一部を記述している。図示の各ブロック及び／又はブロックの組合せは、コンピュータプログラム命令により実装可能であることを理解されたい。これらのコンピュータプログラム命令は、汎用コンピュータ、専用コンピュータ、又は他のプログラム可能なデータ処理装置のプロセッサに提供されることでマシンが構成されるようになっていてもよく、これにより、コンピュータ又は他のプログラム可能なデータ処理装置のプロセッサを介して実行する当該命令は、１つ以上のブロックに指定の機能／動作を実現する手段を構成する。

また、これらのコンピュータプログラム命令は、コンピュータ又は他のプログラム可能なデータ処理装置を特定の様態で機能させることができるコンピュータ可読メモリ又はストレージに格納されていてもよく、これにより、コンピュータ可読メモリ又はストレージに格納された当該命令は、１つ以上のブロックに指定の機能／動作を実現する命令手段を含む製品を構成する。

また、コンピュータプログラム命令は、コンピュータ又は他のプログラム可能なデータ処理装置にロードされることにより、一連の動作ステップがコンピュータ又は他のプログラム可能な装置上で実行されて、コンピュータ実装プロセスが構成されるようになっていてもよく、これにより、コンピュータ又は他のプログラム可能な装置上で実行する当該命令は、１つ以上のブロックに指定の機能／動作を実現するステップを提供する。

上述の通り、血流分布を決定する効果的な非侵襲の方法が求められている。既存の方法では、流速決定の問題に対する完全に非侵襲の費用効率に優れた解決手段は得られないと考えられる。したがって、本発明に係る概念のいくつかの実施形態は、色素注入、造影剤、又は接触プローブを用いることなく血流の速度分布を決定する方法、システム、及びコンピュータプログラム製品を提供する。本発明に係る概念のいくつかの実施形態では、スペックル撮像技術を用いることによって、血流分布を決定する。本明細書において、「スペックル」画像の取得は、弾性散乱光の記録を表す。すなわち、散乱光は、コヒーレントな光源からの出力等、コヒーレントな光を照射した物体からの入射光と同じ波長を有する。特に、「スペックル」は実際上、撮像する物体の形態と高く相関する回折パターンである。物体の特定の部位が並進運動している場合すなわち冠動脈を流れる血流の場合、スペックル画像の対応部位又は画素は、そのような並進運動をしていない部位と異なる様態で時間とともに変化する。このスペックル画像における画素強度の時間的変化の差により、主要な血管中の流速（ｍ／秒又はｃｍ／分）を非侵襲的に測定するメカニズムが与えられる。同じ取得スペックル画像集合により決定できる主要な血管の直径を把握することにより、ＦＯＶ内の血液流量（ｍｌ／分）を決定するようにしてもよい。血液流量及びその様々な血管中の分布の組合せ情報により、患者の血行再建状態及び臨床予後の改善における冠動脈バイパス術（ＣＡＢＧ）及び他の外科手術手技の有効性を評価するための重要なデータが得られる。スペックル画像の取得については、例えばＯｈｔｓｕｂｏらによるＶｅｌｏｃｉｔｙ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ ａ ｄｉｆｆｕｓｅ ｏｂｊｅｃｔ ｂｙ ｕｓｉｎｇ ａ ｔｉｍｅ−ｖａｒｙｉｎｇ ｓｐｅｃｋｌｅに概説されている。

このように、本発明に係る概念のいくつかの実施形態は、図１〜図４４に関して以下に詳述する通り、主要な血管中の血流及びこれら主要な血管のうちの１つ以上のものにより灌流した領域における灌流分布の定量的な測定を可能とする非侵襲の血流測定技術を提供する。

さらに、得られたスペックル画像集合から取得したデータは、本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る血行動態モデリングを用いて検証可能である。特に、流体力学の支配方程式を与えるナビエ・ストークス方程式を用いることにより、（主要な血管中の）ＦＯＶに関連する速度場を得ることができる。本明細書において、「速度場」は、流体速度の空間的及び時間的分布を表す。そして、この速度場を用いることにより、流量のほか、圧力等の他の関心量を計算するようにしてもよい。そして、例えば流量等のこれらの関心量は、得られたスペックル画像集合を用いて計算した実験データと比較することができる。このように、血行動態モデリングを用いることによって、図４５〜図４８に関して以下に詳述する通り、実験データ及び手技の成功を確認するようにしてもよい。

まず、図１を参照して、本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、対象の主要な血管中の血流を測定する非侵襲のシステムを論じる。上述の通り、「非侵襲」は、対象に対する色素の注入、物体の侵入、又は１つ以上の体内プローブによる接触を要しないシステム又は方法を表す。このように、本明細書において、非侵襲という用語は、対象との接触が最小限のシステム又は方法を表す。本明細書において、「対象」は、撮像する人間又は物を表す。本明細書において、本発明に係る概念の実施形態は、対象の主要な血管中の血流の測定に関して論じるが、この構成に限定されないことを理解されたい。対象は、獣医学、死体研究、又は被験者等、任意の対象とすることが可能である。本明細書において、「灌流」は、スペックル撮像により検出される組織灌流分布レベルでの血流を表す。

図１に示すように、システム１００は、通信装置１１０、コヒーレントな光源ユニット１２０、カメラ１３０、同期モジュール１７０、及びＥＫＧ装置１８０を備える。図１のシステムは、これらの要素のみを備えるものとして図示されているものの、本発明に係る概念の範囲から逸脱することなく、他の要素がシステムに存在していてもよいことを理解されたい。例えば、図５及び図２１の写真に示すシステムは、図１に示すシステムに存在しない付加的な要素を備える。

図１を再び参照すると、いくつかの実施形態において、コヒーレントな光源ユニット１２０は、レーザ１２３及びビーム成形レンズ１２５を備えるレーザユニットでありうる。レーザユニット１２０は、関心領域１４０を照射するコヒーレントな光源を提供していてもよい。レーザユニット１２０が提供するコヒーレントな光源は、約６００ｎｍ〜約１１００ｎｍの波長を有していてもよい。本明細書において、「関心領域」は、例えば主要な血管、組織、臓器等、撮像により血流を決定する対象の領域を表す。本明細書において、本発明に係る概念の実施形態は主に、主要な血管中の血流分布に関して論じているが、この構成に限定されない。例えば、本発明に係る概念の範囲から逸脱することなく、臓器中の血流を決定するようにしてもよい。

レーザユニット１２０は、本発明に係る概念の範囲から逸脱することなく、約６００ｎｍ〜約１１００ｎｍの固定又は可変波長での光出力を有していてもよい。レーザ１２０は、撮像ユニットのＦＯＶ内において実質的に一定の強度を有するレーザビーム１２７で関心領域１４０を照射するように構成可能である。いくつかの実施形態において、レーザビームの一定又は略一定の強度は、高い信号対雑音（ＳＮＲ）比を有するスペックル画像の取得を容易化可能である。レーザ１２０は、低出力の連続波レーザとすることが可能である。したがって、対象は、例えば衣類又はゴーグル等、レーザの潜在的な悪影響から守るための如何なる保護装置も着用する必要がない。いくつかの実施形態において、レーザ１２０は、例えば波長が６３３ｎｍであり、出力が１ｍＷでありうる。

波長が約６００ｎｍ〜約１１００ｎｍのレーザ等のコヒーレントな光源を使用することによって、組織への比較的深い光の侵入が可能となり、以下に詳述する通り、主要な血管中の血流速度及び灌流分布を正確に決定できる。

いくつかの実施形態においては、レーザユニット１２０を用いて冠動脈を照射するとともに、同期モジュール１７０を介してＥＫＧ装置１８０が提供する心電図（ＥＫＧ）によりトリガするようにしてもよく、心臓の外側の同じ点及び心臓上の同じ点から測定を行うことができる。言い換えると、ＦＯＶは、心臓上の点及び心臓の外側のカメラからの距離という２つのパラメータによって固定可能である。ＦＯＶは、同期が実行可能となるように、同一に保たれる。

図１を再び参照して、カメラ１３０は、レーザユニット１２０及び通信装置１１０と連通する。カメラ１３０は、固定期間中に関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得するように構成されている。カメラ１３０が高速になるほど、同じ数のスペックル画像を取得するのに必要な固定期間が短くなる。いくつかの実施形態において、カメラ１３０は、例えばＬｕｍｅｎｅｒａ Ｌｍ０７５又は類似の装置等のＣＣＤカメラであってもよい。

本明細書において、固定期間は通常、運動効果を低減又は場合により最小化するのに十分短く、十分な光信号を得るのに十分長い。この固定期間の複数の例を本明細書の全体を通して論じるが、固定期間は、例えば約１．０ｍｓ〜約２００ｍｓ又は単一のＥＫＧ心周期内でありうる。しかしながら、固定期間は、本明細書に記載の特定の期間に限定されないことを理解されたい。例えば、固定期間は、本明細書に記載の実施形態から逸脱することなく、単一のＥＫＧ心周期より長くてもよい。

カメラ１３０は、固定期間中に約５０個〜約１０００個のスペックル画像を取得するように構成されていてもよい。いくつかの実施形態において、カメラは、有意な結果を得るのに約５０個〜約５００個のスペックル画像を取得しさえすれば十分でありうる。固定期間は、その場で決定された血流速度に関連するデータに基づいて選択するようにしてもよい。いくつかの実施形態において、固定期間は、比較的短く、通常は１秒未満又は約１．０ｍｓ〜約２００ｍｓである。

スペックル画像の取得は、対象の心臓の動きと同期可能である。例えば、いくつかの実施形態においては、心臓の動きが血流速度の決定に及ぼす影響が最小限となるように、スペックル画像の取得が対象のＥＫＧと同期していてもよい。このため、固定期間は、単一のＥＫＧ心周期内となる。

図１を再び参照して、通信装置１１０は、少なくとも２つの取得スペックル画像間の画素強度の時間的変化に基づいて取得スペックル画像を処理することにより、主要な血管中の血流速度の空間的分布及び関心領域の組織中の灌流分布を決定するように構成されている。少なくとも２つの取得スペックル画像は、当該少なくとも２つの取得スペックル画像の時間的及び空間的計算を組み合わせた画像処理アルゴリズムを用いて電子的に評価及び／又は処理可能である。少なくとも２つの取得スペックル画像は、主要な血管中の血流速度及び灌流分布に直接関係する。

特に、本発明に係る概念のいくつかの実施形態においては、スペックル撮像技術を用いることによって、ＦＯＶ上の主要な血管中の血流速度及び灌流分布を生成する。本明細書において、ＦＯＶは、撮像センサにより視認可能な撮像物体の領域を表す。撮像物体の照射領域の異なる部位からの散乱光間のコヒーレンスにより、撮像センサの検出要素に到来する散乱光の強度は、異なる部位間の相対的な空間的関係に依存する。この依存性により、取得画像の「スペックル」が出現する。光学波長が約２００ｎｍ〜約２０００ｎｍの散乱光の強度は、サイズが約１０ｃｍの微小な空間領域にわたって高速に変化し得るためである。これらの考え方については、以下に詳述する。

ここで図２Ａ及び図２Ｂを参照して、本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、図１に示したシステム１００に使用可能なデータ処理システム２００を論じる。データ処理システム２００は、本発明に係る概念の範囲から逸脱することなく、通信装置１１０に備わっていてもよいし、カメラ１３０に備わっていてもよいし、システム１００の様々な要素間に分割されていてもよい。図２に示すように、図１のシステム１００での使用に適したデータ処理システム２００の例示的な一実施形態は、キーボード、キーパッド、タッチパッド等のユーザインタフェース２４４、Ｉ／Ｏデータポート２４６、及びプロセッサ２３８と連通するメモリ２３６を備える。Ｉ／Ｏデータポート２４６を用いることによって、データ処理システム２００と別のコンピュータシステム又はネットワークとの間で情報を伝達することができる。これらの構成要素は、本明細書に記載の通り動作するように構成し得る、従来の多くのデータ処理システムで用いられているような従来の構成要素でありうる。

ここで図２Ｂを参照して、本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係るデータ処理システム２００のより詳細なブロック図を論じる。プロセッサ２３８は、アドレス／データバス３４７を介してディスプレイ３４５と、アドレス／データバス３４８を介してメモリ２３６と、アドレス／データバス３４９を介してＩ／Ｏデータポート２４６と連通する。プロセッサ２３８は、任意の市販若しくはカスタムマイクロプロセッサ又はＡＳＩＣでありうる。メモリ２３６は、データ処理システム２００の機能を実現するためのソフトウェア及びデータを含むメモリ装置の階層全体を表す。メモリ２３６としては、キャッシュ、ＲＯＭ、ＰＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、フラッシュメモリ、ＳＲＡＭ、及びＤＲＡＭといった種類の装置が挙げられるが、これらに限定されない。

図２Ｂに示すように、メモリ２３６は、オペレーティングシステム３５２、アプリケーションプログラム３５４、入出力（Ｉ／Ｏ）装置ドライバ３５８、及びデータ３５６といったデータ処理システム２００で用いられるソフトウェア及びデータの複数のカテゴリを含みうる。当業者には当然のことながら、オペレーティングシステム３５２は、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｂｕｓｉｎｅｓｓ Ｍａｃｈｉｎｅｓ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ、Ａｒｍｏｎｋ、ＮＹのＯＳ／２、ＡＩＸ、若しくはｚＯＳ、Ｍｉｃｒｏｓｏｆｔ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ、Ｒｅｄｍｏｎｄ、ＷＡのＷｉｎｄｏｗｓ（登録商標）９５、Ｗｉｎｄｏｗｓ（登録商標）９８、Ｗｉｎｄｏｗｓ（登録商標）２０００、Ｗｉｎｄｏｗｓ（登録商標）ＸＰ、若しくはＶｉｓｔａ、Ｕｎｉｘ（登録商標）、Ｌｉｎｕｘ（登録商標）、ＬａｂＶｉｅｗ、又はＱＮＸ若しくはＶｘＷｏｒｋｓ等のリアルタイムオペレーティングシステム等、データ処理システムでの使用に適した任意のオペレーティングシステムでありうる。Ｉ／Ｏ装置ドライバ３５８は通常、アプリケーションプログラム３５４がオペレーティングシステム３５２を介してアクセスするソフトウェアルーチンを備えることにより、Ｉ／Ｏデータポート２４６等の装置及びメモリ２３６の特定の構成要素と連通する。アプリケーションプログラム３５４は、本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係るシステムを含むデータ処理システム２００の様々な特徴を実現するプログラムを示しており、本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る動作をサポートする少なくとも１つのアプリケーションを含むことが好ましい。最後に、データ３５６は、アプリケーションプログラム３５４、オペレーティングシステム３５２、Ｉ／Ｏ装置ドライバ３５８、及びメモリ２３６に存在し得る他のソフトウェアプログラムが使用する静的及び動的なデータを表す。

図２Ｂに示すように、本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係るデータ３５６は、取得スペックル画像３６０、中間データ３６１、算出血液流量３６３、及びモデリングデータ３６４を含みうる。図２Ｂに示すデータ３５６は、３つの異なるファイル３６０、３６１、３６３、及び３６４を含むが、本発明に係る概念の実施形態はこの構成に限定されない。本発明に係る概念の範囲から逸脱することなく、例えば、２つ以上のファイルを組み合わせて１つのファイルとしてもよいし、１つのファイルを２つ以上のファイルに分割していてもよい。

さらに図２Ｂに示すように、アプリケーションプログラム３５４は、本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る光源トリガモジュール３５１、画像取込モジュール３５２、処理モジュール３５３、及びモデリングモジュール３５４を含みうる。本発明に係る概念は、例えば図２Ｂのアプリケーションプログラムである光源トリガモジュール３５１、画像取込モジュール３５２、処理モジュール３５３、及びモデリングモジュール３５４を参照して図示しているが、当業者には当然のことながら、本発明に係る概念の教示内容の利益を依然として享受しつつ、他の構成を利用するようにしてもよい。例えば、光源トリガモジュール３５１、画像取込モジュール３５２、処理モジュール３５３、及びモデリングモジュール３５４は、オペレーティングシステム３５２又はデータ処理システム２００のそのような他の論理的区分に組み込まれていてもよい。したがって、本発明に係る概念は、図２Ｂの構成に限定されるものとして解釈すべきではなく、本明細書に記載の動作を実行可能な任意の構成を包含するものである。

さらに、光源トリガモジュール３５１、画像取込モジュール３５２、処理モジュール３５３、及びモデリングモジュール３５４は、単一のデータ処理システム中に示しているが、当業者には当然のことながら、このような機能は、１つ以上のデータ処理システムに分散していてもよい。したがって、本発明に係る概念は、図２Ａ及び図２Ｂに示す構成に限定されるものとして解釈すべきではなく、データ処理システム間の他の機能構成及び／又は区分により提供されていてもよい。

特に、光源トリガモジュール３５１は、関心領域をコヒーレントな光源で照射するように構成されていてもよい。コヒーレントな光源は、上述の通り、約６００ｎｍ〜約１１００ｎｍの波長を有していてもよい。画像取込モジュール３５２は、固定期間中に関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得するように構成されていてもよい。処理モジュール３５３は、少なくとも２つの取得スペックル画像それぞれの回折パターンに基づいて当該少なくとも２つのスペックル画像を処理することにより、主要な血管中の血流速度の空間的分布及び関心領域の組織中の灌流分布を決定するように構成されていてもよい。

モデリングモジュール３５４は、関心領域の速度場を計算し、計算した速度場に基づいて関心領域における血流速度を計算し、計算した関心領域における血流を関心領域の少なくとも２つの取得スペックル画像を用いて決定した血流速度と比較することにより、少なくとも２つのスペックル画像を用いて得られた結果を検証するように構成されていてもよい。いくつかの実施形態において、モデリングモジュール３５４は、以下の式（９）及び式（１０）を用いて速度場を計算するように構成されている。

このように、対象に手技を施す前及び対象に手技を施した後に、スペックル法及び速度場法の両者を用いて血流速度及び他の量を計算することにより、手技が成功したことを検証するようにしてもよい。手技前後の測定結果／量を比較することによって手技の成功を判定するようにしてもよいが、これについては以下に詳述する。

ここで図３及び図４のフローチャートを参照して、対象の主要な血管中の血流を測定する非侵襲の方法の動作を論じる。図３に示すように、ブロック３１５の動作においては、心臓の関心領域をコヒーレントな光源で照射する。コヒーレントな光源は、約６００ｎｍ〜約１１００ｎｍの波長を有していてもよい。コヒーレントな光源が約６００ｎｍ〜約１１００ｎｍの波長を有することによって、組織への非侵襲で深い光の侵入が可能になるとともに、光侵入層内の主要な血管中の血流速度及び灌流分布を正確に決定可能となる。

いくつかの実施形態において、コヒーレントな光源は、関心領域を照射するように構成されたレーザにより与えられていてもよい。レーザは、固定波長又は可変波長を有していてもよい。レーザは、撮像ユニットのＦＯＶ内において実質的に一定の強度を有するビームを生成するようになっていてもよい。また、レーザは、レーザの影響から守るための如何なる保護装置も対象が必要とすることのないように、低エネルギーの連続波レーザであってもよい。

図３を再び参照して、続くブロック３２５の動作においては、固定期間中に関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得する。固定期間は、その場で決定された血流速度に関連するデータに基づいて選択するようにしてもよい。いくつかの実施形態においては、少なくとも２つの取得スペックル画像を用いた血流速度の決定に対して心臓の動きが及ぼす影響が最小限となるように、少なくとも２つのスペックル画像を対象の心臓の動きと同期して取得するようにしてもよい。例えば、固定期間は、単一のＥＫＧ心周期又は当該周期の規定部分に対応可能である。

カメラは、固定期間に少なくとも２つのスペックル画像を取得するように構成されていてもよい。いくつかの実施形態においては、約１ｍｓ〜約２００ｍｓの固定期間中にカメラを用いて約５０個〜約１０００個のスペックル画像を取得するようにしてもよい。いくつかの実施形態においては、約２００個〜約５００個のスペックル画像を取得するようにしてもよい。通常は、スペックル画像の数が多いほど、計算したＬＳＣＩ画像中の信号対雑音比は良くなるが、取得に掛かる時間が長くなる。

図３を再び参照して、続くブロック３３５の動作においては、取得スペックル画像における画素強度の時間的変化に基づいて取得スペックル画像を電子的に処理することにより、レーザスペックルコントラスト撮像（ＬＳＣＩ）画像を生成するとともに、ＬＳＣＩ画像により、主要な血管中の血流速度の空間的分布及び関心領域の組織中の灌流分布を決定する。

いくつかの実施形態において、スペックル画像データの電子的評価には、取得スペックル画像の時間的及び空間的計算を組み合わせた画像処理アルゴリズムを用いた取得スペックル画像の電子的評価を含むことにより、ＬＳＣＩ画像を生成するとともに血流速度の空間的分布を決定するようにしてもよい。血流速度の空間的分布を決定するためのＬＳＣＩ画像の生成に用いられる少なくとも２つのスペックル画像は、主要な血管中の血流速度及び灌流分布に直接関係していてもよい。例えば、以下の式を用いることにより、取得スペックル画像集合｛Ｉ_ｎ｝（ｎ＝１、２、・・・、Ｎ）から、ＬＳＣＩ画像Ｋ（ｉ，ｊ）の各画素における強度を求めることができる。

ここで、
である。この計算において、Ｉ_ｎ（ｉ，ｊ）は、ｎ番目の時点で取得されたスペックル画像における（ｉ，ｊ）位置の画素を表し、Ｎ（＞１）は、取得スペックル画像の総数である。

ブロック３１５、３２５、及び３３５の動作は、対象に施される手技の前後に行ってもよいことを理解されたい。手技前後の結果を比較することによって、対象における手技の成功を検証するようにしてもよい。

ここで図４を参照して、いくつかの実施形態に係る、対象の主要な血管中の血流を測定する非侵襲の方法の動作を論じる。ブロック４１５の動作においては、心臓の関心領域をコヒーレントな光源で照射するが、このコヒーレントな光源は、約６００ｎｍ〜約１１００ｎｍの波長を有する。心臓の動きに同期して、固定期間中に関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得する（ブロック４２５）。少なくとも２つの取得スペックル画像の画素強度の時間的及び空間的変化を電気的に評価することによって、主要な血管中の血流速度の空間的分布及び心臓の関心領域の組織中の灌流分布を決定する（ブロック４３５）。

心臓の関心領域の速度場を計算する（ブロック４４５）。いくつかの実施形態において、速度場は、以下の式（９）及び式（１０）を用いて計算する。計算した速度場に基づいて、心臓の関心領域における血流速度を計算する（ブロック４５５）。計算した心臓の関心領域における血流速度を関心領域の少なくとも２つの取得スペックル画像を用いて決定した血流速度と比較することにより、少なくとも２つのスペックル画像を用いて得られた結果を検証する（ブロック４６５）。このように、本発明に係る概念の実施形態を用いることによって、以下に詳述する通り、実験結果を検証するようにしてもよい。

ブロック４１５、４２５、４３５、４４５、４５５、及び４６５の動作は、対象に施される手技の前後に行ってもよいことを理解されたい。手技前後の結果を比較することによって、対象における手技の成功を検証するようにしてもよい。

以下の非限定的な実施例は、一例として提供するものである。

図５を参照して、本発明に係る概念のいくつかの実施形態に掛かる、レーザスペックルコントラスト撮像（ＬＳＣＩ）技術を用いて流速を検出する試作システム５００のデジタル写真を論じる。図５に示すように、このシステムは、ラップトップコンピュータ等の通信装置５１０と、レーザ発生器及び集束レンズを具備したレーザユニット５２０と、カメラ５３０と、流れ発生器５８０と、流動液体５９０と、流れ標的５８５とを含む。以下の表１は、この実験で用いた実際の機器／装置をまとめている。

上述の通り、カメラ５３０が高速になるほど、適当な数のスペックル画像を取得して有意な結果を得るのに必要な固定期間が短くなる。したがって、試作システムのカメラ５３０のフレームレートの制約により、この実験の最終結果に影響が及んでいる場合がある。レーザ５２０は、単一波長のコヒーレントな光源を提供する低出力の連続波レーザである。したがって、撮像の対象は通常、保護衣類又は眼鏡類等、このようなレーザに対する如何なる保護も必要としない。いくつかの実施形態において、レーザ５２０は、約６００ｎｍ〜約１１００ｎｍの波長を有するビームを発生させる。実験中は、レーザ５２０が発生させたレーザビームを用いて、撮像ユニットのＦＯＶにおいて実質的に一定の強度を有する関心領域を照射する。これにより、得られる画像が高ＳＮＲとなるため、この実験の重要な点である。

実験において、色付きイントラリピッドを流動液体５９０として用いたのは、色付きイントラリピッドの光散乱特性が哺乳類の血液の光散乱特性と類似しているという事実のためである。したがって、色付きイントラリピッドは、人体を流れる血液を模擬している。使用した通信装置５１０はラップトップコンピュータであるが、本発明に係る概念の実施形態は、ラップトップコンピュータの使用に限定されない。取得スペックル画像を通信装置５１０に提供して使用することにより、本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る血流を計算する。上述の通り、データは、取得スペックル画像の時間的計算及び空間的計算を組み合わせた画像処理アルゴリズムを用いて計算する。このようにして、主要な血管中の血流速度の空間的分布及び灌流分布を決定することができる。

ここで図６〜図９を参照して、第１の実験で使用した図５に示す装置の拡大写真を提供する。特に、図６はレーザユニット５２０の拡大写真であり、図７はカメラ５３０の拡大写真であり、図８は通信装置５１０の拡大写真であり、図９は流動液体５９０の拡大写真である。

以下の表２は、第１の実験で使用したカメラ５３０のパラメータをまとめている。これらのパラメータは、画像シーケンスを取得する際のカメラ５３０に関する。

第１の実験の設定に基づいて検出可能な流れの上限（Ｖ_{ｌｉｍｉｔ}）は、以下の式によりまとめることができる。

式（４）において、ΔＬは、チューブの直径であり、第１の実験では０．２６ｃｍであった。
は、推定露出時間であり、第１の実験では３．０ｍｓであった。ｆは、フレームレートである。したがって、第１の実験では、Ｖ_{ｌｉｍｉｔ}を約９．０ｃｍ／秒と大まかに推定可能である。

ここで図１０及び図１１を参照して、第１の実験で使用した流れ発生システムの写真を論じる。図１０は、流れ発生システム５８０を示している。流れ発生システム５８０のボトルの位置が高くなるほど、流動液体５９０の流れは速くなる。図１１は、第１の実験の流れ標的として使用したチューブ標的５８５の拡大写真である。以下の表３は、第１の実験に係る、流れ発生システムにおけるボトルの高さの変化と液体の流れとの間の関係をまとめている。高さの変化は、ボトルの高さからチューブの端部までで測定している。

したがって、表３の差分高さ（ｃｍ）及び流れに関する列に示すように、ボトルの位置が高くなるほど、色付きイントラリピッド液体の流量は大きくなる。

差分高さ（ｃｍ）と流量（ｍｌ／分）との間の推定関係は、以下の式（５）により表される。

ただし、Δｈは、チューブ端部の垂直位置に対するボトルの高さの変化である。図１２は、表３のデータをまとめており、差分高さ（ｃｍ）対流量（ｍｌ／分）を示すグラフである。

第１の実験の設定では、ＬＳＣＩ法によって、流れなし、流れ１、流れ２、及び流れ３という４つの流量のケースを測定した。流量それぞれの詳細については、以下の表４にまとめている。第１の実験は、ケースごとに３回繰り返して、精度及び再現性を確保した。図１３Ａ〜図１３Ｄは、「流れなし」状態に関して得られた結果の画像を示している。図１３Ａは、「流れなし」のケースについて、９７フレームの画素間の平均により得られた平均画像である。図１３Ｂは、「流れなし」のケースについての反転スペックルコントラスト画像の中央における垂直線プロファイル画像である。図１３Ｃは、「流れなし」のケースについての反転スペックルコントラスト画像である。図１３Ｄは、「流れなし」のケースについての色付き反転スペックルコントラスト画像である。

図１４Ａ〜図１４Ｄは、「流れ１」のケースに関して得られた結果の画像を示している。図１４Ａは、「流れ１」のケースについて、９７フレームの画素間の平均により得られた平均画像である。図１４Ｂは、「流れ１」のケースについての反転スペックルコントラスト画像の中央における垂直線プロファイル画像である。図１４Ｃは、「流れ１」のケースについての反転スペックルコントラスト画像である。図１４Ｄは、「流れ１」のケースについての色付き反転スペックルコントラスト画像である。

図１５Ａ〜図１５Ｄは、「流れ２」のケースに関して得られた結果の画像を示している。図１５Ａは、「流れ２」のケースについて、８９フレームの画素間の平均により得られた平均画像である。図１５Ｂは、「流れ２」のケースについての反転スペックルコントラスト画像の中央における垂直線プロファイル画像である。図１５Ｃは、「流れ２」のケースについての反転スペックルコントラスト画像である。図１５Ｄは、「流れ２」のケースについての色付き反転スペックルコントラスト画像である。

図１６Ａ〜図１６Ｄは、「流れ３」のケースに関して得られた結果の画像を示している。図１６Ａは、「流れ３」のケースについて、８９フレームの画素間の平均により得られた平均画像である。図１６Ｂは、「流れ３」のケースについての反転スペックルコントラスト画像の中央における垂直線プロファイル画像である。図１６Ｃは、「流れ３」のケースについての反転スペックルコントラスト画像である。図１６Ｄは、「流れ３」のケースについての色付き反転スペックルコントラスト画像である。

図１７Ａ〜図１７Ｄは、「流れなし」、「流れ１」、「流れ２」、及び「流れ３」それぞれについての平均画像である。図１８Ａ〜図１８Ｄは、「流れなし」、「流れ１」、「流れ２」、及び「流れ３」それぞれについての色付き反転スペックルコントラスト画像である。図１９Ａ〜図１９Ｄは、「流れなし」、「流れ１」、「流れ２」、及び「流れ３」それぞれについての垂直線プロファイル画像である。

以下の表４は、４つの流れのケースすべてについてのデータをまとめている。特に、差分高さと予測流れとの間の関係が容易に明らかとなる。図２０は、表４に示した予測流量（ｍｌ／分）対反転スペックルコントラスト画像の画素強度を示すグラフである。

第１の実験をまとめると、レーザスペックルコントラスト撮像設定は明らかに、流れなしの状態と３つの流速のケースとを識別することができる。ただし、感度及び正確さは理想的ではなく、図２０に示すように、「流れなし」の点は、その他３つの流れの点と整合しなかった。この不正確さの一部は、流速発生法にボトルを用いたことが原因と考えられる。これにより、流れが変動して一定でなくなった可能性がある。さらに、カメラのフレームレートによって、得られるスペックル画像の数が制限された可能性がある。実験中に使用したレーザビームの強度は、ＦＯＶにおいて不均一であった。すなわち、ＦＯＶに暗点が存在する。

ただし、この不正確さにも関わらず、結果として、フレームレートが高くなるほど、ＬＳＣＩ画像の品質は良くなり、同じフレームレートが実現可能な条件においては、露出時間を可能な限り長くすべきことが分かった。

まず、図２１を参照して、本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、ＬＳＣＩ技術を用いて流速を検出する第２の実験のシステム２１００の写真を論じる。図２１に示すように、このシステムは、ラップトップコンピュータ等の通信装置２１１０と、レーザ発生器及びビーム成形レンズを具備したレーザユニット２１２０と、カメラ２１３０と、生体ポンプにより与えられる流れ発生器２１８０と、流動液体２１９０と、流れ標的２１８５と、電磁的流量検出器２１９１とを含む。以下の表５は、この実験で用いた実際の機器／装置をまとめている。

上述の通り、カメラ２１３０が高速になるほど、適当な数のスペックル画像を取得して有意な結果を得るのに必要な固定期間が短くなる。したがって、カメラ２１３０のフレームレートの制約により、この実験の最終結果に影響が及んでいる場合がある。レーザ２１２０は、単一のコヒーレントな光源を提供する低出力のレーザである。したがって、撮像の対象は通常、保護衣類又は眼鏡類等、レーザに対する如何なる保護も必要としない。いくつかの実施形態において、レーザ２１２０は、約６００ｎｍ〜約１１００ｎｍの波長を有するビームを発生させる。実験中は、レーザ２１２０が発生させたレーザビームを用いて、撮像ユニットのＦＯＶにおいて実質的に一定の強度を有する関心領域を照射する。これにより、スペックルコントラスト画像は、高い信号対雑音比を有することができる。

実験において、色付きイントラリピッドを流動液体２１９０として用いたのは、イントラリピッドの光散乱特性が哺乳類の血液の光散乱特性と類似しているという事実のためである。したがって、色付きイントラリピッドは、人体を流れる血液を模擬することになる。使用した通信装置２１１０はラップトップコンピュータであるが、本発明に係る概念の実施形態は、ラップトップコンピュータの使用に限定されない。取得スペックル画像を通信装置２１１０に提供して使用することにより、本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る血流を計算する。上述の通り、データは、取得スペックル画像の時間的計算及び空間的計算を組み合わせた画像処理アルゴリズムを用いて計算する。このようにして、主要な血管中の血流速度の空間的分布及び灌流分布を決定することができる。

ここで図２２〜図２７を参照して、第２の実験で使用した図２１に示す装置の拡大写真を提供する。特に、図２２はレーザユニット２１２０の拡大写真であり、図２３はカメラ２１３０の拡大写真であり、図２４は通信装置２１１０の拡大写真であり、図２５は生体ポンプ２１８１の拡大写真であり、図２６は電磁的流量検出器２１９１の拡大写真であり、図２７は流れ標的２１８５の拡大写真である。

以下の表６は、第２の実験で使用したカメラ２１３０のパラメータをまとめている。これらのパラメータは、画像シーケンスを取得する際のカメラ２１３０に関する。

第２の実験に係る血液の流量及び流速の推定について論じる。ＬＳＣＩ技術では、流量（ｍｌ／分）ではなく流速（ｃｍ／分）を測定するため、冠動脈の主枝における血液の流速の範囲を規定可能である。第２の実験は、この範囲に焦点を合わせた。流量は、同じ位置の流速及び血管の断面積を用いて計算可能と考えられる。以下の表７は、ＬＡＤにおける推定血液流量及び推定血液流速を示している。

以下、第２の実験に係る使用手順について論じる。以下の表８に示すように、ある時間の液体の測定体積を電磁的流量検出器２１９１の示度値と比較することにより、生体ポンプの校正を行った。特に、２０％イントラリピッド溶液を１：４の比で塩水と混合したものを用いてポンプの校正を行った（体積は１００ｍＬ〜３００ｍＬで測定し、検出器の示度値は、液体が２００ｍＬに達した場合に記録した）。

濃度が異なる３つのイントラリピッド溶液を測定することによって、以下に論じるように血液の光散乱特性をシミュレーションするとともに、ＬＳＣＩ技術の安定性を調べた。３つのイントラリピッドの濃度を以下の表９にまとめる。表１０には、第２の実験で測定した体積及び線形の流量範囲をまとめている。

以下、第２の実験の結果について論じる。以下の表１１は、第２の実験に係る（１）０．５％イントラリピッド溶液（１：３９）、（２）１％イントラリピッド溶液（１：１９）、（３）２％イントラリピッド溶液（１：９）の場合の結果をまとめている。

ここで図２８の流速及びＬＡＤ相当流量対反転スペックルコントラスト画像の画素強度１／Ｋを参照して、塩水に対する２０％イントラリピッドの比が（１）１：３９、（２）１：１９、（３）１：９の場合に得られた結果を論じる。図２８に示すように、イントラリピッド溶液は、希釈するほど、流れ示度値がゼロでの背景雑音が大きく、流速が８００ｃｍ／分を超えたところから１／Ｋは飽和し始め、流速の変化の影響を受け難くなり、イントラリピッド溶液の広い濃度範囲と比べて、曲線の変化はごくわずかである。

以下、レーザスペックルコントラスト画像の画素強度と流速との間の定量的関係について論じる。流速と計算した画像の画素強度とを正の相関とするため、以下の式を用いて、反転スペックルコントラスト画像Ｌを構成する。

レーザスペックルコントラスト画像の画素Ｋ（ｉ，ｊ）と流速との間の定量的関係は、以下のように導出されている。

ここで、Ｔはカメラの積分時間、τ_ｃは速度ｖで運動している散乱粒子の相関時間であり、
で与えられ、λはレーザ光の波長である。上記関係に基づいて、反転スペックル画像の画素強度は、以下のように記述可能である。

ただし、Ｌ_０は、背景雑音を表す追加項であり、基準値の除去後はゼロにすべきである。ａは、Ｋ及び液体の成分を求めるための撮像パラメータ、レーザパラメータ、時間／空間的平滑パラメータに関する定数である。したがって、ケース（１）〜（３）の各単一の測定結果から「流れなし」のケースのデータに対する基準値を除去した後は、式（８）を用いることにより、測定データを当てはめることができる。

図２９は、式（８）に基づいて曲線を当てはめた流速対Ｌを示すグラフである。表１２は、曲線当てはめの結果をまとめており、Ｒは当てはめの信頼値である（Ｒ＝１は、完全な当てはめを意味する）。

予測モデル（曲線当てはめ）に基づいて、測定結果（１）〜（３）の流速を求めることにより、ポンプ示度値から計算した流速との比較を行った。その結果は、ケース（１）〜（３）のＬによる算出流速の平均（ｃｍ／分）対ポンプ示度値により決定した流速を示すグラフである図３０に示す。

第２の実験をまとめると、現行の撮像システムで取得した反転スペックル画像の画素強度Ｌは、冠動脈の平均的な主枝における最大血液流量に相当する特定範囲内（流速＜８００ｃｍ／分又はＬＡＤ流量＜１００ｍＬ／分）の流速に相関可能であることが実験から分かった。イントラリピッド溶液の広い濃度範囲と比べて、曲線の変化はごくわずかである。以下の表１３に示すように、血液の光散乱パラメータは、ケース（１）とケース（３）との間となる可能性がある。ただし、μ_ａは吸収係数、μ_ｓは散乱係数、ｇは異方性因子、μ_ｓ’＝（１−ｇ）μ_ｓは誘導散乱係数である。

生体ポンプに泡が閉じ込められると、電磁的流量計の流れ示度値の精度に影響が及ぶ場合があるとともに、測定の結果に影響が及ぶおそれがある。また、チューブの滑らかな表面からの正反射によって、図３１Ａ〜図３１Ｄに示すように、カメラが飽和するとともにスペックル情報が劣化することになる。第２の実験では、サンドペーパーを用いてチューブの表面を粗くすることによりこの影響を取り除いており、その結果を図３２Ａ〜図３２Ｄに示す。すなわち、チューブの表面を粗くすることによって、正反射を取り除いている。Ｌの速度検出限界は、フレームレート及びスペックルコントラスト画像の生成に用いたフレームの数によって決まり、Ｌの信号対雑音比と何らかの関連を有する。３〜５フレームの移動ウィンドウを用いて元の画像を平滑化することは、信号対雑音比の向上に役立つ。

以下、図３３〜図４３に関して、本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る別の実験の実行を論じる。図３３は、本発明に係る概念のいくつかの実施形態に係る、ＬＳＣＩ技術を用いて血流速度を検出するための試作システム設定のデジタル写真である。図３３〜図４３に関して論じる実験は、図２１〜図３２に関して上述した実験と類似するが、予備の容器３３９７を設けることによって、赤十字社から得られる血液バッグ３３９８（期限切れのため研究用途に限る）からの血液循環に赤血球を追加している。したがって、実験の詳細の大部分は、ここでは繰り返さない。

以下の表１４は、この実験で用いた実際の機器／装置をまとめている。

以下の表１５は、第２の実験において使用したカメラのパラメータをまとめている。これらのパラメータは、画像シーケンスを取得する際のカメラに関する。

図３３の設定を用いて、ＬＳＣＩにより４つの流れのケースを測定し、各状況を３回実行して再現性を試験した。試験した流れのケースは、「チューブ固定」、「ポンプ示度値１００ｍＬ」、「ポンプ示度値５００ｍＬ」、及び「ポンプ示度値１０００ｍＬ」である。以下の表１６は、測定した血流及び各状況の結果をまとめている。

図３４Ａ〜図３４Ｄは、「チューブ固定」のケースについて得られた結果の画像を示している。図３４Ａは、「チューブ固定」のケースについての９０フレームの平均画像である。図３４Ｂは、「チューブ固定」のケースについての反転スペックルコントラスト画像の中央における垂直線プロファイル画像である。図３４Ｃは、「チューブ固定」のケースについての反転スペックルコントラスト画像である。図３４Ｄは、「チューブ固定」のケースについての着色反転スペックルコントラスト画像である。

図３５Ａ〜図３５Ｄは、「ポンプ示度値１００ｍＬ」のケースについて得られた結果の画像を示している。図３５Ａは、「１００ｍＬ」のケースについての９７フレームの平均画像である。図３５Ｂは、「１００ｍＬ」のケースについての反転スペックルコントラスト画像の中央における垂直線プロファイルである。図３５Ｃは、「１００ｍＬ」のケースについての反転スペックルコントラスト画像である。図３５Ｄは、「１００ｍＬ」のケースについての着色反転スペックルコントラスト画像である。

図３６Ａ〜図３６Ｄは、「ポンプ示度値５００ｍＬ」のケースについて得られた結果の画像を示している。図３６Ａは、「５００ｍＬ」のケースについての９７フレームの平均画像である。図３６Ｂは、「５００ｍＬ」のケースについての反転スペックルコントラスト画像の中央における垂直線プロファイル画像である。図３６Ｃは、「５００ｍＬ」のケースについての反転スペックルコントラスト画像である。図３６Ｄは、「５００ｍＬ」のケースについての着色スペックルコントラスト画像である。

図３７Ａ〜図３７Ｄは、「ポンプ示度値１０００ｍＬ」のケースについて得られた結果の画像を示している。図３７Ａは、「１０００ｍＬ」のケースについての９８フレームの平均画像である。図３７Ｂは、「１０００ｍＬ」のケースについての反転スペックルコントラスト画像の中央における垂直線プロファイル画像である。図３７Ｃは、「１０００ｍＬ」のケースについての反転スペックルコントラスト画像である。図３７Ｄは、「１０００ｍＬ」のケースについての着色反転スペックルコントラスト画像である。

図３８Ａ〜図３８Ｄは、「ポンプ固定」、「１００ｍＬ」、「５００ｍＬ」、及び「１０００ｍＬ」それぞれのケースについての平均画像である。図３９Ａ〜図３９Ｄは、「ポンプ固定」、「１００ｍＬ」、「５００ｍＬ」、及び「１０００ｍＬ」それぞれのケースについての色付き反転スペックルコントラスト画像である。図４０Ａ〜図４０Ｄは、「ポンプ固定」、「１００ｍＬ」、「５００ｍＬ」、及び「１０００ｍＬ」それぞれのケースについての垂直線プロファイル画像である。

図４１は、式（８）に基づいて曲線をデータに当てはめた流速対Ｌのグラフである。以下の表１７は、式（８）を用いた曲線当てはめパラメータをまとめている。

図３３に示したレーザスペックル撮像設定は明らかに、人間の血液の異なる流速を識別することができる。特に、ポンプの示度値がゼロである場合は、図４３Ａ〜図４３Ｄに示すように、ＬＳＣＩ画像が依然として流速に関するコントラストを有する。チューブが固定されるまでは、図４４Ａ〜図４４Ｄに示すようにコントラストが消失する。したがって、流速が非常に低い場合には、ポンプ示度値は依然として正確であろうか？ 曲線当てはめ後の式（８）の速度項ｖの指数は、０．５に等しくなく、図２１〜図３２に関して上述したイントラリピッド溶液とは異なる。「流れなし」のケースに関するデータを破棄した場合は、その他のデータが式（８）によく当てはまることが分かる。その結果を、基準値除去後の式（８）による流速対Ｌを示す図４２のグラフにまとめている。したがって、力率が０．５の式（６）は、データによく当てはまることになる。以下の表１８は、曲線当てはめパラメータをまとめている。

上述の通り、上述のスペックル画像を用いて得られたデータは、図４５〜図４７に関して後述する血行動態モデリングを用いて検証可能である。ナビエ・ストークス方程式は、流体力学の支配方程式を与える。

ナビエ・ストークス方程式を以下の式（９）及び式（１０）に示す。

ただし、ρは密度（ｋｇ／ｍ^３）、ｕは速度ベクトル（ｍ／ｓ）、ｐは圧力（Ｎ／ｍ ^２ 、又はＰａ）、Ｆは体積力ベクトル（Ｎ／ｍ^３）、μは粘度である。

ナビエ・ストークス方程式を解くことにより、速度場すなわち空間的及び時間的な流体速度の分布が得られる。この速度場が求められたら、流量及び牽引力等の他の関心量を計算可能となる。そして、計算したこれらの量を上述のスペックル画像を用いて得られた実験データと比較することにより、データを確認することができる。

さらに、これらの量は、対象に手技が施される前及び対象に手技が施された後に計算することによって、手技が成功したことを検証するようにしてもよい。例えば、上述の測定、撮像、及び計算は、総頸動脈の狭窄（狭塞）を修正することによって脳卒中の可能性の低減又は場合により脳卒中の防止を図るための外科手術手技である頸動脈内膜剥離術（ＣＥＡ）を対象が受ける前に行うようにしてもよい。内膜剥離術は、動脈の内側（端部）の物質の除去である。例えば図４５に、狭塞４５９７を含む血管４５０１を示している。速度場／プロファイルは、狭塞４５９７を修正する頸動脈内膜剥離術の前後に、図４６に示す血管の様々な点で計算するようにしてもよい。このように、手技前後の測定結果／量を比較することにより、手技の成功を判定するようにしてもよい。図４７は、図４５及び図４６に示した血管４５０１の直径に沿った流量推定値を示すグラフである。

本明細書に記載の方法及びシステムの使用は、頸動脈内膜剥離術に関して具体的に論じているが、本発明に係る概念の実施形態は、この構成に限定されない。例えば、本発明に係る概念の実施形態は、脳、結腸、又は本明細書に記載の技術の利益を享受し得る対象のその他の任意の適用可能部位に使用するようにしてもよい。

図４８に関して、いくつかの実施形態に係る、対象の主要な血管中の血流を測定する非侵襲の方法の動作を論じる。ブロック４８１６の動作においては、関心領域をコヒーレントな光源で照射するが、このコヒーレントな光源は、約６００ｎｍ〜約１１００ｎｍの波長を有する。固定期間中に、関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得する（ブロック４８２６）。少なくとも２つの取得スペックル画像の画素強度の時間的変化及び空間的変化を電気的に評価することによって、主要な血管中の血流速度の空間的分布及び関心領域の組織中の灌流分布を決定する（ブロック４８３６）。

関心領域の速度場を計算する（ブロック４８４６）。いくつかの実施形態において、速度場は、以下の式（９）及び式（１０）を用いて計算する。計算した速度場に基づいて、関心領域における血流速度を計算する（ブロック４８５６）。計算した関心領域における血流速度を関心領域の少なくとも２つの取得スペックル画像を用いて決定した血流速度と比較することにより、少なくとも２つのスペックル画像を用いて得られた結果を検証する（ブロック４８６６）。このように、本発明に係る概念の実施形態を用いることによって、以下に詳述する通り、実験結果を検証するようにしてもよい。

ブロック４８１６、４８２６、４８３６、４８４６、４８５６、及び４８６６の動作は、対象に施される手技の前後に行ってもよいことを理解されたい。手技前後の結果を比較することによって、対象における手技の成功を検証するようにしてもよい。

心臓の空間では、事態が急速に起こるため、タイミングを正規化することができない。すなわち、血流の速度があまりに大きいため、タイミングは因子となり得ない。ただし、例えば四肢等の身体のその他の部分では、事態の発生がはるかに緩慢である（血流の速度がはるかに小さい）ため、タイミングが非常に重要である。したがって、本明細書に記載の本発明に係る概念の実施形態によれば、ＥＫＧを用いてデータ取得を同期させることにより、時間の経過に応じた同じ領域の相対的な比較が可能となる場合がある。この同期により、心臓以外の身体の多くの領域においても、本明細書に記載のＬＳＩ法を使用可能となる場合がある。また、同期ツールとしてＥＫＧを用いることにより、図４９〜図６７に関して本明細書に詳述する通り、血流及び／又は灌流の瞬時的及び平均的な測定結果を生成可能となる場合がある。

後述の通り、本発明に係る概念のいくつかの実施形態に従って、停止状態及び鼓動状態の両者の人間の心臓に対して実験を行った。後述の通り、本明細書に記載のスペックル撮像技術は、ＬＳＣＩ画像による主要な血管中の血流速度の非侵襲決定及び関心領域の組織中の灌流分布の定量化のみならず、瞬時的及び平均的な血流マップ及び灌流マップの生成にも利用可能である。さらに、上述の通り、心臓領域のほか、情報が有用となり得る身体の他の領域においてデータを取得するための分析用時間標準としてＥＫＧゲーティングを用いる。本明細書に記載の実施形態に係るＬＳＩデータがＥＫＧゲーティングを用いて同期されることから、本発明に係る概念の実施形態に係るＬＳＩ技術は、本明細書で「トリガＬＳＩ」として論じる。言い換えると、本明細書に記載の実施形態において、データ収集は測定基準を用いて同期され、この測定基準が患者のＥＫＧであってもよいことから、ＬＳＩ画像の取得は「トリガ」されることになる。

まず、図４９を参照して、本明細書に記載の実験は、図４９に示すＳＰＹ（登録商標）撮像システムを用いて行った。ＳＰＹ撮像システムは、Ｎｏｖａｄａｑ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ， Ｉｎｃ．により提供されている。ＳＰＹシステムは、部屋から部屋へ容易に移動可能である。設定は、手術室のスタッフにより管理可能である。関節アーム及びカメラヘッドは、外科医が操作する。画像取り込みは２分未満で遂行可能であり、画像を即座に再生して見直すことができる。

ＳＰＹシステムが容易に利用可能な蛍光撮像システムであることから、本発明に係る概念の実施形態に係る実験は、このＳＰＹシステムを用いて行った。ただし、本明細書に記載の実施形態に関して、システムの改良を行った。例えば、本明細書に記載のトリガＬＳＩ手順では色素注入を用いないため、対象へのＩＣＧ色素の注入は行わなかった。ＳＰＹシステムを用いると、例えばＳＰＹ装置のフレームレートが約３０フレーム／秒（ｆｐｓ）と低いために取得可能なデータ量が制限される、といった様々な不都合が生じる。さらに、ＳＰＹ装置のレーザの波長は約８１０ｎｍであるが、蛍光発光は約８３０ｎｍである。カメラの前方には、８１０ｎｍの光の大部分を除去するロングパスフィルタが存在する。トリガＬＳＩは８１０ｎｍのみを利用するため、反射光は、フィルタにより１／１０，０００まで小さくなる。したがって、トリガＬＳＩ用に最適化された機器を用いることにより、結果が大幅に改善される場合がある。上述の通り、後者の例及び図面において、ＳＰＹシステムは主に、これらの実験において単にレーザ照射源として機能していた。しかしながら、以下に説明するように、ＳＰＹ装置を用いて得られる結果は、後述の通り、本発明に係る概念の種々態様を表すことができる。

以下の図面の多くは、停止及び／又は鼓動する心臓に関して論じているが、本発明に係る概念の実施形態は、この構成に限定されない。例えば、本発明に係る概念の実施形態は、本発明に係る概念の範囲から逸脱することなく、冠動脈バイパス、心臓血管、形成、再建、顕微鏡、臓器移植、及び消化管手術のほか、本発明に係る概念が提供する情報の利益を享受可能なその他多くの手技に使用するようにしてもよい。

ここで図５０Ａ及び図５０Ｂを参照して、これらの画像は、対象に色素を注入せず、人工心肺を用いた動きのない無鼓動の心臓に改良ＳＰＹ装置を用いてＬＳＩ撮像により取得したものである。特に、図５０Ａは、本発明に係る概念の実施形態に係る、ＬＳＩデータの単一フレームを示し、図５０Ｂは、反転レーザスペックル時間コントラスト撮像（ＬＳＴＣＩ）画像を示している。図５０Ｂに示すように、ＬＳＴＣＩ画像には、左前下行冠動脈（ＬＡＤ）がはっきりと見えている。図５０Ａ及び図５０Ｂの停止心臓（ＡＫＡ順行性心停止液）は、心肺バイパスポンプを装着した患者を撮像したものである。図５０ＢのＬＡＤは、血流が高速である。上述の通り、これらの画像は、反射光がフィルタにより１／１０，０００まで小さくなったＳＰＹ装置を用いて得られたものである。しかしながら、ＬＡＤは依然として、図５０ＢのＬＳＴＣＩ画像において非常によく見える。図５０Ｂは、時間的なコントラス画像を示しているが、本明細書に記載の実施形態に従って、空間的及び時間的コントラスト分析の両者が用いられるものと理解されたい。

ここで図５１Ａ及び図５１Ｂを参照して、これらの画像は、図５０Ａ及び図５０Ｂに示したものと同じ動きのない無鼓動の心臓に改良ＳＰＹ装置を用いてＬＳＩ撮像により取得したものであるが、これらの画像は、流体を逆行注入して取得した（ＡＫＡ逆行性心停止液）。特に、図５１Ａは、本発明に係る概念の実施形態に係る、ＬＳＩデータの単一フレームを示し、図５１Ｂは、ＬＳＴＣＩ画像を示している。図５１Ｂに示すように、ＬＳＴＣＩ画像には、左前下行冠動脈（ＬＡＤ）がはっきりと見えており、図５０Ｂに示したＬＡＤよりも血流の速度が小さい。図５１Ａ及び図５１Ｂの停止心臓（ＡＫＡ逆行性心停止液）は、心肺バイパスポンプを装着した患者を撮像したものである。したがって、本発明に係る概念の実施形態を用いることにより、例えば図５０Ｂに示すＬＡＤ（順行、高速）及び図５１Ｂに示すＬＡＤ（逆行、低速）等、同じ血管の異なる時点での速度の差を検出することができる。

ここで図５２Ａ及び図５２Ｂを参照して、従来の近赤外蛍光ＳＰＹ画像を本明細書に記載の実施形態に係るＬＳＴＣＩ画像と比較している。特に、図５２Ａは、従来のＳＰＹ撮像システムの静脈相中の１フレームを示している。図５２Ａに示すように、ＳＰＹ画像においては、ＬＡＤに対するバイパス移植が識別される。図５２Ｂは、本明細書に記載の実施形態に係る反転ＬＳＴＣＩにより生成した画像である。図５２Ｂにおいては、ＬＡＤを指し示している。これらの画像を比較すると、図５２Ｂの本発明に係る概念の実施形態を用いて生成した画像が図５２ＡのＳＰＹ画像と非常によく似ていることが明らかである。言い換えると、本発明に係る概念の実施形態は、撮像した生体構造を正確に示している。さらに、上述の通り、本明細書に記載の実施形態に係るトリガＬＳＩ技術を用いることによって、動脈及び静脈における異なる速度を示すことができる。ＳＰＹシステムは、流れ（１）又は流れなし（０）の画像を提供するのみであり、本明細書に論じるような流れの異なる速度を示すことはできない。

血流の速度に関する情報は、例えば心臓移植を行う外科医にとって非常に有用となり得る。本発明に係る概念の実施形態によれば、外科医は、移植前及び移植後の移植片周りの動脈及び静脈における血流の速度を実時間で利用することにより、外科手術の成功を実時間で評価することができる。この情報は、以下に詳述する通り、非常に有益となり得る。

上述の通り、本明細書に記載の種々実施形態に係る結果は、様々な測定結果及び画像を取得するための機器の品質の影響を受ける。ここで図５３Ａ〜図５３Ｄを参照して、いくつかの実施形態においては、使用した元のカメラ（３０ｆｐｓ）の２倍の６０ｆｐｓで動作するカメラを用いて画像を取得した。図５３Ａは、６０ｆｐｓで画像を取り込むように構成された新たなカメラを含むＳＰＹ装置を示している。図５３Ｂは、ＳＰＹ装置のアームに取り付けられたカメラ５３３０の拡大図である。図５３Ｃは、プラスチックに覆われて手術室で衛生的な環境を提供するシステムを示している。図５３Ｄは、カメラが取り込む視野（ＦＯＶ）を示しており、この特定の例では患者の心臓である。

ここで図５４Ａ〜図５４Ｃを参照して、上述の６０ｆｐｓカメラを備えたシステムを用いて無鼓動の心臓から得られた画像を論じる。特に、図５４Ａは、単一画像フレームであり、図５４Ｂは、６０ｆｐｓカメラを用いて取り込まれた画像により得られた反転ＬＳＳＣＩ画像であり、図５４Ｃは、６０ｆｐｓカメラを用いて取り込まれた画像により得られた反転ＬＳＴＣＩ画像である。図５４Ａ〜５４Ｃに示した画像と図５０Ａ〜図５２Ｂの画像とを比較すると、心臓の構造は、高ｆｐｓのカメラを用いて得られた画像においてより鮮明なことが明らかである。また、通常は、ＬＳＴＣＩ画像がＬＳＳＣＩ画像よりも優れた画像であることが明らかである。

ここで図５５Ａ〜５５Ｄを参照して、画像を６０ｆｐｓカメラで取得するカメラを用いて鼓動する心臓で得られた画像を論じる。図５５Ａは、単一画像フレームであり、図５５Ｂは、６０ｆｐｓカメラを用いて取り込まれた画像により得られた反転ＬＳＳＣＩ画像であり、図５５Ｃは、６０ｆｐｓカメラで生成した画像を用いて得られた反転ＬＳＴＣＩ画像である。このように、本発明に係る概念の実施形態を用いて動いている心臓の画像を取り込むことにより、様々な動脈、静脈、及び組織の瞬時的な血流及び灌流を測定できるようにしてもよい。ただし、図５５Ｂ及び図５５Ｃの画像から明らかなように、高ｆｐｓで画像を取り込むカメラが望ましい。例えば、カメラのレートが６００ｆｐｓであれば、はるかに詳細に画像が得られる。さらに、画像の黒領域の多くは、無菌手術環境のための図５３Ｃに示した無菌プラスチックカバーからの想定外の反射が原因となっている場合がある。

ここで図５５Ｄを参照して、平均強度対時間（秒）のグラフを論じる。このグラフは、個々の心拍における心臓の表面の動きを追跡したものであって、ＥＫＧの代替として機能するものである。カメラレンズと心臓表面との間の物体距離は、心周期とともに変化し、各周期において接近及び離間するため、図５５Ｄに示す周期パターンにおいて個々のフレームの平均強度が変動する。また、平均強度対時間の曲線をフィルタリングすることによって、本明細書に記載の実施形態に係る代替ＥＫＧ信号とすることができる。特に、このグラフは、例えば２秒のピークにおいて連続する正方形で示すように、心周期の任意の時点における瞬時的なＬＳＩ速度測定結果を示している。ただし、グラフのどの部分が収縮期すなわち左心室の収縮時に発生する最大動脈圧に対応し、グラフのどの部分が拡張期すなわち心拍間の合間の最低動脈圧に対応するかは不明である。グラフのどの部分が心臓のどの周期に対応するかを決定するには、定数が必要であり、例えばＥＫＧゲーティングを分析の時間的標準として用いることができる。

ある期間にわたって心臓の実際の鼓動を観測するとともにＥＫＧゲーティングの考え方を取り入れることによって、図５６Ａ及び図５６Ｂに示すように、グラフのどの部分が心臓の心周期の関連する時点に対応するかを決定した。図５６Ａは、図５６Ｂの瞬時的なＬＳＩ速度測定結果を示す平均強度対時間（秒）のグラフを得るのに用いた、動いている心臓の映像からの静止画である。図５６Ｂに示すように、動いている心臓を監視するとともに本明細書に記載のＥＫＧゲーティングを用いることによって、拡張期及び収縮期に対応するグラフの部分を識別した。また、ＥＫＧゲーティングの考え方を用いて、拡張期と収縮期とを分離した。

上述の実施形態においては、ＥＫＧを用いることによって、例えば心臓の動きが最小となる心周期の特定の段階（拡張期）を見つけるようにしてもよく、この非常に短い期間に、瞬時的な血流マップ／灌流マップを生成可能である。本明細書に記載の実施形態によれば、本明細書に記載のＥＫＧゲーティングを用いることによって、心周期の任意のタイミングで瞬時的な血流マップ及び灌流マップを生成可能である。特に、本発明に係る概念の実施形態では、手術室のすべての患者がＥＫＧ機に接続され、ＥＫＧ機が外来診療所等の外来施設で容易に利用可能であるという事実を利用する。このように、ＥＫＧを用いることによって、データ収集と撮像データの分析とを同期させることができる。

また、本明細書に記載のＥＫＧゲーティングの実施形態に用いる複数の心周期にわたって、平均的な血流マップ及び灌流マップを生成可能である。上述の実施形態では、心臓の用途にＥＫＧ同期を用いているが、本発明に係る概念の実施形態は、この構成に限定されない。ＥＫＧ同期は、身体の他の部位及び臓器すなわち心臓以外の部分の瞬時的／平均的な血流マップ及び灌流マップを用いて血流と灌流とを比較する心臓以外のトリガＬＳＩ用途の方法論として利用可能である。

特に、心臓の処置（心臓疾患及び手技）に際しては、事態が非常に急速に起こり、事象がミリ秒オーダーで発生及び終了する可能性がある。また、血流は、（ゼロから最大まで）劇的に変化する。したがって、心臓の用途では、瞬時的な血流及び平均的な血流の両者の決定において通常、時間対生理学的発生事項を見出して参照する方法が必要となる。心臓の外側の身体の他の部位においては、血流がより一定であるものの、瞬時的な血流及び平均的な血流の決定に依然として、時間対生理学的発生事項を見出して参照する方法すなわち何らかの生理学的なタイマーが必要である。このため、本発明に係る概念の実施形態によれば、データ収集、取得、及び分析のトリガとしてＥＫＧを利用可能である。心臓の外側では事態の発生がはるかに緩慢であるため、正確な結果を得るための生理学的なタイマーとしてこのＥＫＧ同期がやはり必要であり、データ収集のための不可触のものとして利用可能である。

実時間でのデータ収集及び瞬時的な血流マップ及び灌流マップの作成により、研究環境において、時間が大幅に節約される可能性がある。例えば、人体に対する血管収縮薬／血管拡張薬の効果すなわち薬の即効性、持続性等を研究者が研究している場合は、身体の関心領域にトリガＬＳＩ技術を用いることができ、血流マップ及び灌流マップは、投薬前、投薬中、及び投薬後に生成して、必要な点を利用するようにしてもよい。これと同じような分析には、実験室で数日を要し、複数回の採血及びスキャンが必要となる場合がある。

ここで図５７には、ＥＫＧゲーティングによる瞬時的な血流マップ及び灌流マップの生成方法の一例を示している。図示のＥＫＧトレーシングを用いることによって、例えば収縮期（パネルＡ）又は拡張期（パネルＢ）等の心周期の任意の選択要素を識別する。これにより、ＥＫＧを用いてデータ取得をトリガするとともに周期内のタイミングをチェックすることができ、また、本明細書に記載の実施形態の心臓以外の用途においては、外部時間基準としてＥＫＧを利用可能である。上述の通り、本明細書に記載の実施形態に係るＥＫＧ同期技術を用いることによって、心周期の任意のタイミングで瞬時的な血流マップ及び灌流マップを生成するようにしてもよい。

ここで図５８Ａ〜図５９Ｄを参照して、拡張末期及び収縮末期に近いタイミングでの瞬時的な血流の測定を論じる。図５８Ａ〜図５８Ｃ及び図５９Ａ〜図５９Ｃの画像は、画像を６０ｆｐｓカメラで取得するカメラを用いて鼓動する心臓で得られたものである。図５８Ａ及び図５９Ａは、単一画像フレームであり、図５８Ｂ及び図５９Ｂは、６０ｆｐｓカメラを用いて生成した画像により得られた反転ＬＳＳＣＩ画像であり、図５８Ｃ及び図５９Ｃは、６０ｆｐｓカメラを用いて生成した画像により得られた反転ＬＳＴＣＩ画像である。このように、本発明に係る概念の実施形態を用いて動いている心臓の画像を取り込むことにより、様々な動脈、静脈、及び組織の瞬時的な血流を測定できるようにしてもよい。図５８Ａ〜図５８Ｃは、拡張末期（最大血流）に近いタイミングでの心臓の前壁を表した画像である。図５８Ｃは、外科医がＬＡＤに挿入した移植片を具体的に示している。図５８Ｄは、平均強度対時間（秒）のグラフであって、心周期の任意の時点における瞬時的なＬＳＩ速度測定結果を示している。グラフの強調部分は、拡張末期に近いタイミングでの速度に対応する。このグラフは、図５５Ｄと同様な方法で生成している。図５９Ａ〜図５９Ｃは、収縮末期（最小血流）に近いタイミングでの心臓の前壁を表した画像である。図５９Ｃは、外科医が挿入した移植片及びＬＡＤを具体的に示している。図５９Ｄは、平均強度対時間（秒）のグラフであって、心周期の任意の時点における瞬時的なＬＳＩ速度測定結果を示している。グラフの強調部分（正方形）は、収縮末期に近いタイミングでの速度に対応する。このグラフは、図５５Ｄと同様な方法で生成している。これらのグラフを比較して明らかなように、鼓動する心臓における速度の差は、本明細書に記載のＬＳＩ法を用いて測定可能である。図５８ＣのＬＡＤと図５９ＣのＬＡＤとを比較することによって、血流の差も確認できる。

ここで図６０を参照すると、これは、ＥＫＧトリガ及び分析による平均的な血流及び灌流の生成方法の一例である。上述の通り、本明細書に記載の実施形態に係るＥＫＧ同期技術を用いることによって、２つ以上の複数の心周期の画像データを組み合わせることにより平均的な血流マップ及び灌流マップを生成するようにしてもよい。このＥＫＧトレーシングは、３つの心周期からの収縮期データの順次取り込みを示す。

ここで図６１Ａ〜図６２Ｄを参照して、複数の心周期における拡張期及び収縮期の平均的な血流の測定を論じる。図６１Ａ〜図６１Ｃ及び図６２Ａ〜図６２Ｃの画像は、画像を６０ｆｐｓカメラで取得するカメラを用いて鼓動する心臓で得られたものである。図６１Ａ及び図６２Ａは、単一画像フレームであり、図６１Ｂ及び図６２Ｂは、６０ｆｐｓカメラを用いて得られた反転ＬＳＳＣＩ画像であり、図６１Ｃ及び図６２Ｃは、６０ｆｐｓカメラを用いて生成した画像により得られた反転ＬＳＴＣＩ画像である。このように、上述の通り、本発明に係る概念の実施形態を用いて動いている心臓の画像を取り込むことにより、複数の心周期における様々な動脈、静脈、及び組織の平均的な血流測定結果を生成できるようにしてもよい。図６１Ａ〜図６１Ｃは、複数の心周期における拡張末期（最大血流）に近いタイミングでの心臓の前壁を表した画像である。図６１Ｄは、平均強度対時間（秒）のグラフであって、複数の心周期における平均的なＬＳＩ速度測定結果を示している。このグラフは、図５５Ｄと同じ方法で生成しているが、この場合は、分析用の９つの連続した心周期の拡張末期に近いタイミングでの画像取得データを示している。グラフの強調部分は、複数の周期の拡張末期に近いタイミングでの速度に対応する。図６２Ａ〜図６２Ｃは、収縮末期（最小血流）に近いタイミングでの心臓の前壁を表した画像である。図６２Ｄは、平均強度対時間（秒）のグラフであって、心周期の任意の時点における平均的なＬＳＩ速度測定結果を示している。このグラフは、図５５Ｄと同様の方法で生成したものであるが、この場合は、分析用の８つの連続した心周期の収縮末期に近いタイミングでの画像取得データを示している。グラフの強調部分は、収縮末期に近いタイミングでの速度に対応する。これらのグラフを比較して明らかなように、鼓動する心臓における速度の差は、本明細書に記載のＬＳＩ法を用いて測定可能である。例えば介入前後の血流マップ及び灌流マップを比較して、ＥＫＧ同期は、理想的な技術である。上述の通り、手術室のすべての患者がＥＫＧを有する。また、ＥＫＧ機は、すべての外来診療所及び外来環境で容易に利用可能である。ＥＫＧは、比較の基準値として利用可能な標準化された生理学的なタイミングテンプレートである。これが有益なのは、生理学において、ＬＳＩ臨床用途全体で時相が標準ではないためである。また、ＥＫＧは、瞬時的な血流マップ及び灌流マップの比較の分析的基礎を構成する。血流パターン及び灌流パターンは、血流及び灌流の生理学／病態生理学に基づいて変化するためである。ＥＫＧ同期は、独立した客観的なベンチマークすなわち特定の心位相に対して血流及び灌流を結び付ける理想的な方法である。

また、ＥＫＧは、平均的な血流マップ及び灌流マップの比較の分析的基礎を構成する。ＥＫＧの客観的な正確さは、単にランダムな始点を見つけて数秒の撮像データを平均することと対比して、平均化プロセスの始点及び終点を規定するのに理想的なためである。

ここで図６３Ａ〜図６３Ｄを参照して、ＥＫＧゲーティングの考え方を用いて移植手順に関する情報を提供する本発明に係る概念の実施形態を論じる。図６３Ａ〜図６３Ｃの画像は、画像を６０ｆｐｓカメラで取得するカメラを用いて鼓動する心臓で得られたものである。図６３Ａは、単一画像フレームであり、図６３Ｂは、６０ｆｐｓカメラにより生成した画像を用いて得られた反転ＬＳＳＣＩ画像であり、図６３Ｃは、６０ｆｐｓカメラを用いて生成した画像により得られた反転ＬＳＴＣＩ画像である。図６３Ａ〜図６３Ｃに示す実施形態においては、バイパス移植片を固定することにより、バイパス移植片が患者に挿入される前の動脈、静脈、及び組織の本来の血流を模擬している。図６３Ｄは、平均強度対時間（秒）のグラフであって、バイパス移植により引き起こされる灌流変化の展開を示している。このグラフは、図５５Ｄと同様の方法で生成したものであり、拡張末期（最大冠血流）に近いタイミングで３つの周期を分析している。図６３Ｃに示すように、移植片か固定されている場合には、移植片に血流が存在しないため、ＬＡＤを流れる血流は、移植片が患者に挿入される前の血流に同等となる。

これと全く対照的に、図６４Ａ〜図６４Ｄは、移植片の固定を除去して、移植片に血液を流せるようにした実施形態を示している。図６４Ａ〜図６４Ｃの画像は、画像を６０ｆｐｓカメラで取得するカメラを用いて鼓動する心臓で得られたものである。図６４Ａは、単一画像フレームであり、図６４Ｂは、６０ｆｐｓカメラにより生成した画像を用いて得られた反転ＬＳＳＣＩ画像であり、図６４Ｃは、６０ｆｐｓカメラを用いて生成した画像により得られた反転ＬＳＴＣＩ画像である。図６４Ｃに示すように、移植片には血流が存在し、ＬＡＤを流れる血流が増大している。図６４Ｄは、平均強度対時間（秒）のグラフであって、バイパス移植により引き起こされる灌流変化の展開を示している。このグラフは、図５５Ｄと同様の方法で生成したものであり、この場合も、拡張末期に近いタイミングで３つの周期を分析している。したがって、このＥＫＧの考え方に基づくタイミングにより、図６４Ｃを図６３Ｃと直接比較可能であり、その画像の差は、心臓血管に対するバイパス移植の結果としての血流及び速度である。

この図６３Ｃと図６４Ｃとの比較は、データ取得のＥＫＧトリガ並びに平均速度及びその比較分析のＥＫＧタイミングの考え方を示す。瞬時的な速度の比較についても、血流及び組織灌流の研究を示唆する任意の生理学的状況において、同様に遂行可能である。

ただし、上述の通り、本発明に係る概念の実施形態を心臓の用途に用いる必要はない。言い換えると、ＬＳＩ技術は、他の用途に拡張可能である。生理学的には、心臓の用途が血流及び灌流の分析に関して最も複雑である。創傷治癒、組織再構成、血管手術、及び移植等の他の用途は、トリガＬＳＩ撮像にとって課題となることはほとんどない。

ここで図６５Ａ〜６５Ｃを参照して、本明細書に記載の実施形態を用いて生成した人間の手の画像を論じる。図６５Ａは、単一画像フレームであり、図６５Ｂは、６０ｆｐｓカメラにより生成した画像を用いて得られた反転ＬＳＳＣＩ画像であり、図６５Ｃは、６０ｆｐｓカメラを用いて生成した画像により得られた反転ＬＳＴＣＩ画像である。これらの画像は、本明細書に記載の実施形態に係るＬＳＩ技術を用いて、人間の手の微小血管の血流を明瞭に示している。

本発明に係る概念の実施形態に係るトリガＬＳＩを用いることによって、手技中に、実時間の血流マップ及び灌流マップを生成するようにしてもよい。このように、必要に応じて、手技の成功を即座に評価及び是正するようにしてもよい。血流は、ｃｃｓ／分として測定する。カメラのフレームレートは、例えば通信装置における図２Ａのデータ処理システム２００等のプロセッサよりも低いため、血流ダイアグラム及び灌流ダイアグラムを生成するためのアルゴリズムは、システムにハード符号化することによって、手技を行う人間に実時間情報を提供することができる。上述の通り、この実時間情報は、極めて貴重となり得る。

ここで図６６及び図６７を参照して、本発明に係る概念の種々実施形態に係る動作を示したフローチャートを論じる。まず、図６６を参照して、ブロック６６１５の動作においては、対象の関心領域をコヒーレントな光源で照射する。関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を取得する（ブロック６６２５）。この少なくとも２つのスペックル画像は、タイミング信号として同時に取得するＥＫＧトレーシングとともに同期して取得する。少なくとも２つの取得スペックル画像における画素強度の時間的変化に基づいて少なくとも２つの取得スペックル画像を電子的に処理することにより、レーザスペックルコントラスト撮像（ＬＳＣＩ）画像を生成し、主要な血管中の血流速度の分布を決定し、ＬＳＣＩ画像により関心領域の組織中の灌流分布を定量化する（ブロック６６３５）。上述の通り、本明細書に記載の実施形態によれば、ＬＳＣＩ画像は、従来の方法では不可能であった異なる血流速度の検出を可能にする。

ここで図６７を参照して、ブロック６７１５の動作においては、対象の関心領域をコヒーレントな光源で照射する。関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を取得する（ブロック６７２５）。この少なくとも２つのスペックル画像は、タイミング信号として同時に取得するＥＫＧトレーシングとともに同期して取得する（ブロック６７２５）。フレームを選択して瞬時的又は平均的な血流の分析を行うためのＥＫＧに基づくタイミングを用い、画素強度の時間的、空間的、又は両者の組合せのコントラスト変化に基づいて少なくとも２つの取得スペックル画像を電子的に処理することにより、レーザスペックルコントラスト撮像（ＬＳＣＩ）画像を生成する（ブロック６７３５）。このＬＳＣＩ画像は、関心領域の流速に比例する。ＥＫＧを対応する生理学的なタイミングロケータとして用いることにより、ＬＳＣＩを利用して、１つのＥＫＧ周期の任意のタイミングにおける主要な血管中の瞬時的な流速及び／又は組織中の灌流と、２つ以上のＥＫＧ周期における主要な血管中の平均的な流速及び／又は組織中の灌流とを決定する（ブロック６７３５）。さらに、流速画像を流体力学モデル等の分析モデルに入力して、主要な血管中の体積流量及び定量化された組織中の灌流マップ、流れ方向及び圧力分布等の多くの測定結果を生成する（ブロック６７４５）。手術前後に生成した瞬時的な流量及び／若しくは灌流マップ又は平均的な流量及び／若しくは灌流マップを比較して、処置の有効性を判定する（６７５５）。

関心領域は、本発明に係る概念の範囲から逸脱することなく、心臓の関心領域又は心臓以外の関心領域であってもよいことを理解されたい。

上述の通り、本発明に係る概念の実施形態を用いることによって、血流の速度のみならず、血管の断面領域にわたって積分された血液流量及び速度を決定するようにしてもよい。測定結果は、心電図（ＥＫＧ）の心拍タイミング信号に従って得られる。血流分布の測定の結果は、トリガＬＳＩを用いて確認するとともに、血流の血行動態モデリングによって増強する。

以上は、本発明に係る概念の一例であり、それを制限するものと解釈すべきではない。以上、本発明に係る概念のいくつかの例示的な実施形態を説明したが、当業者には当然のことながら、本発明に係る概念の新規な教示内容及び利点から著しく逸脱することなく、これらの例示的な実施形態の多くの改良が可能である。したがって、このようなすべての改良は、特許請求の範囲に規定する本発明に係る概念の範囲に含まれるものである。特許請求の範囲において、ミーンズプラスファンクション条項が用いられている場合、これらは、記載された機能を実行するものとしての本明細書に記載の構造及び構造的均等物のみならず同等な構造をも網羅するものである。したがって、以上は本発明に係る概念の一例であり、開示した特定の実施形態に限定されるものと解釈すべきではなく、また、開示の実施形態及び他の実施形態の改良が添付の特許請求の範囲に含まれるものであることを理解されたい。本発明に係る概念は、以下の特許請求の範囲により規定され、その均等物も当該特許請求の範囲に含まれる。
（請求項１）
関心領域における血流分布を決定する非侵襲の方法であって、
対象の関心領域をコヒーレントな光源で照射するステップと、
前記関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得するステップであり、前記対象の心臓の動きに同期して前記少なくとも２つのスペックル画像を取得するサブステップを含む、ステップと、
前記少なくとも２つの取得スペックル画像における画素強度の時間的変化に基づいて前記少なくとも２つの取得スペックル画像を電子的に処理することにより、レーザスペックルコントラスト撮像（ＬＳＣＩ）画像を生成し、主要な血管中の血流速度の分布を決定し、前記ＬＳＣＩ画像により前記関心領域の組織中の灌流分布を定量化するステップと
を含んでなり、
前記ＬＳＣＩ画像が、異なる血流速度の検出を可能にするものである、方法。
（請求項２）
前記対象の心臓の動きに同期して前記少なくとも２つのスペックル画像を取得するサブステップを含む、前記少なくとも２つのスペックル画像を順次取得するステップは、
前記対象のＥＫＧ心周期を電子的に監視するサブステップと、
スペックル画像の取得を前記ＥＫＧ信号と電子的に同期させるサブステップと
をさらに含む、請求項１に記載の方法。
（請求項３）
前記関心領域は鼓動する心臓であり、前記方法は、データ取得に同期した前記ＥＫＧ信号を用いて心周期中の任意のタイミングで前記関心領域の瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを生成するステップをさらに含む、請求項２に記載の方法。
（請求項４）
第１及び第２のタイミングで生成された瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを比較することにより処置の有効性を判定するステップをさらに含む、請求項３に記載の方法。
（請求項５）
前記第１のタイミングは処置が施される前のタイミングであり、前記第２のタイミングは前記処置が施された後のタイミングである、請求項４に記載の方法。
（請求項６）
前記関心領域は鼓動する心臓であり、前記方法は、データ取得に同期したＥＫＧ信号を用いて２回以上の心周期にわたる前記関心領域の平均的な血流マップ及び／又は灌流マップを生成するステップをさらに含む、請求項２に記載の方法。
（請求項７）
第１及び第２のタイミングで生成された平均的な血流マップ及び／又は灌流マップを比較することにより処置の有効性を判定するステップをさらに含む、請求項６に記載の方法。
（請求項８）
前記第１のタイミングは処置が施される前のタイミングであり、前記第２のタイミングは前記処置が施された後のタイミングである、請求項７に記載の方法。
（請求項９）
前記関心領域は前記対象の心臓以外の領域であり、前記方法は、データ取得に同期した前記ＥＫＧ信号を用いてデータ取得中の任意のタイミングで瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを生成するステップをさらに含む、請求項２に記載の方法。
（請求項１０）
第１及び第２のタイミングで生成された瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを比較することにより処置の有効性を判定するステップをさらに含む、請求項９に記載の方法。
（請求項１１）
前記第１のタイミングは処置が施される前のタイミングであり、前記第２のタイミングは前記処置が施された後のタイミングである、請求項１０に記載の方法。
（請求項１２）
前記関心領域は前記対象の心臓以外の領域であり、前記方法は、データ取得に同期したＥＫＧ信号を用いて２つ以上のデータ取得期間にわたる平均的な血流マップ及び／又は灌流マップを生成するステップをさらに含む、請求項２に記載の方法。
（請求項１３）
第１及び第２のタイミングで生成された平均的な血流マップ及び／又は灌流マップを比較することにより処置の有効性を判定するステップをさらに含む、請求項１２に記載の方法。
（請求項１４）
前記第１のタイミングは処置が施される前のタイミングであり、前記第２のタイミングは前記処置が施された後のタイミングである、請求項１３に記載の方法。
（請求項１５）
前記コヒーレントな光源は、約６００ｎｍ〜約１１００ｎｍの波長を有する、請求項１に記載の方法。
（請求項１６）
関心領域における血流分布を決定する非侵襲の方法であって、
対象の関心領域をコヒーレントな光源で照射するステップと、
前記関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得するステップであり、前記対象の心臓の動きに同期して前記少なくとも２つのスペックル画像を取得するサブステップを含む、ステップと、
前記少なくとも２つの取得スペックル画像における画素強度の時間的変化に基づいて前記少なくとも２つの取得スペックル画像を電子的に処理することにより、レーザスペックルコントラスト撮像（ＬＳＣＩ）画像を生成し、主要な血管中の血流速度の分布を決定し、前記ＬＳＣＩ画像により前記関心領域の組織中の灌流分布を定量化するステップと、
データ取得に同期したＥＫＧ信号を用いて、データ取得中の任意のタイミングでの前記関心領域の瞬時的な血流マップ及び／若しくは灌流マップ、並びに、データ取得に同期した前記ＥＫＧ信号を用いて、２つ以上のデータ取得期間にわたる平均的な血流マップ及び／若しくは灌流マップのうちの一方を生成するステップと、
第１及び第２のタイミングで生成された前記瞬時的な血流マップ及び／若しくは灌流マップ並びに前記平均的な血流マップ及び／若しくは灌流マップのうちの一方を比較することにより処置の有効性を判定するステップと
を含んでなる方法。
（請求項１７）
前記関心領域は鼓動する心臓である、請求項１６に記載の方法。
（請求項１８）
関心領域における血流分布を決定する非侵襲のシステムであって、
対象の関心領域を照射するように構成されたコヒーレントな光源と、
前記コヒーレントな光源と連通し、前記関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得するように構成されたカメラであり、前記少なくとも２つのスペックル画像の取得が前記対象の心臓の動きと同期した、カメラと、
前記少なくとも２つの取得スペックル画像における画素強度の時間的変化を評価することにより、レーザスペックルコントラスト撮像（ＬＳＣＩ）画像を生成し、主要な血管中の血流速度の分布を決定し、前記ＬＳＣＩ画像により前記心臓の前記関心領域の組織中の灌流分布を定量化するように構成されたデータ処理回路と、を備え、
前記ＬＳＣＩ画像が、異なる血流速度の検出を可能にする、システム。
（請求項１９）
前記データ処理回路は、
前記対象のＥＫＧ心周期を電子的に監視し、
スペックル画像の取得を前記ＥＫＧ信号と電子的に同期させる、
ようにさらに構成された、請求項１８に記載のシステム。
（請求項２０）
前記関心領域は鼓動する心臓であり、前記システムは、データ取得に同期した前記ＥＫＧ信号を用いて心周期中の任意のタイミングで前記関心領域の瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを生成するように構成されたモデリングモジュールをさらに備えた、請求項１９に記載のシステム。
（請求項２１）
前記データ処理回路は、第１及び第２のタイミングで生成された瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを比較することにより処置の有効性を判定するようにさらに構成された、請求項２０に記載のシステム。
（請求項２２）
前記関心領域は鼓動する心臓であり、前記システムは、データ取得に同期したＥＫＧ信号を用いて２回以上の心周期にわたる前記関心領域の平均的な血流マップ及び／又は灌流マップを生成するように構成されたモデリングモジュールをさらに備えた、請求項１９に記載のシステム。
（請求項２３）
前記データ処理回路は、第１及び第２のタイミングで生成された平均的な血流マップ及び／又は灌流マップを比較することにより処置の有効性を判定するようにさらに構成された、請求項２２に記載のシステム。
（請求項２４）
前記関心領域は前記対象の心臓以外の領域であり、前記システムが、データ取得に同期した前記ＥＫＧ信号を用いてデータ取得中の任意のタイミングで瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを生成するように構成されたモデリングモジュールをさらに備えた、請求項１９に記載のシステム。
（請求項２５）
前記データ処理回路は、第１及び第２のタイミングで生成された瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを比較することにより処置の有効性を判定するようにさらに構成された、請求項２４に記載のシステム。
（請求項２６）
前記関心領域は前記対象の心臓以外の領域であり、前記システムは、データ取得に同期したＥＫＧ信号を用いて２つ以上のデータ取得期間にわたる平均的な血流マップ及び／又は灌流マップを生成するように構成されたモデリングモジュールをさらに備えた、請求項１９に記載のシステム。
（請求項２７）
前記データ処理回路は、第１及び第２のタイミングで生成された平均的な血流マップ及び／又は灌流マップを比較することにより処置の有効性を判定するようにさらに構成された、請求項２６に記載のシステム。
（請求項２８）
関心領域における血流分布を決定するコンピュータプログラム製品であって、
対象の関心領域をコヒーレントな光源で照射するように構成されたコンピュータ可読プログラムコードと、
前記関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得するように構成されたコンピュータ可読プログラムコードであり、前記対象の心臓の動きに同期して前記少なくとも２つのスペックル画像を取得することを含む、コンピュータ可読プログラムコードと、
前記少なくとも２つの取得スペックル画像における画素強度の時間的変化に基づいて前記少なくとも２つの取得スペックル画像を電子的に処理することにより、レーザスペックルコントラスト撮像（ＬＳＣＩ）画像を生成し、主要な血管中の血流速度の分布を決定し、前記ＬＳＣＩ画像により前記関心領域の組織中の灌流分布を定量化するように構成されたコンピュータ可読プログラムコードと、
データ取得に同期したＥＫＧ信号を用いて、データ取得中の任意のタイミングでの前記関心領域の瞬時的な血流マップ及び／若しくは灌流マップ、並びに、データ取得に同期した前記ＥＫＧ信号を用いて、２つ以上のデータ取得期間にわたる平均的な血流マップ及び／若しくは灌流マップのうちの一方を生成するように構成されたコンピュータ可読プログラムコードと、
第１及び第２のタイミングで生成された前記瞬時的な血流マップ及び／若しくは灌流マップ並びに前記平均的な血流マップ及び／若しくは灌流マップのうちの一方を比較することにより処置の有効性を判定するように構成されたコンピュータ可読プログラムコードと を含むコンピュータ可読プログラムコードを具現化した持続性コンピュータ可読記憶媒体を含む、コンピュータプログラム製品。
（請求項２９）
関心領域における血流分布を決定する非侵襲の方法であって、
対象の関心領域をコヒーレントな光源で照射するステップと、
前記関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得するステップであり、心電図（ＥＫＧ）に同期して前記少なくとも２つのスペックル画像を取得するサブステップを含む、ステップと、
ＥＫＧに基づくタイミングによって、少なくとも２つのスペックル画像を選択するステップと、
前記選択した画像を処理することにより、時間的コントラストアルゴリズム及び空間的コントラストアルゴリズムのうちの少なくとも一方を用いて前記関心領域における瞬時的／平均的な流速（センチメートル／秒）を決定するステップであり、データ取得及び分析中の任意のタイミングで前記ＥＫＧを用いることによって、処理するフレームの選択、１回若しくは複数回のＥＫＧ周期における瞬時的な流速の位置付け、並びに／又は平均的な流速の分析の開始タイミング及び終了タイミングの指定を行う、ステップと、
前記瞬時的／平均的な流速の画像を分析モデルに入力することによって、主要な血管中の流量（立方センチメートル／秒）マップ及び微小血管構造中の灌流マップを生成するステップと、
血流及び圧力の方向を生成するステップと
を含んでなる方法。

Claims (22)

1. 関心領域における血流分布を決定する非侵襲のシステムの作動方法であって、
   対象の関心領域をコヒーレントな光源で照射する手段が作動するステップと、
   前記関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得する手段が作動するステップであり、前記対象の心臓の動きに同期して前記少なくとも２つのスペックル画像を取得するサブステップを含む、作動するステップと、
   前記少なくとも２つの取得スペックル画像における画素強度の時間的変化に基づいて前記少なくとも２つの取得スペックル画像を電子的に処理することにより、レーザスペックルコントラスト撮像（ＬＳＣＩ）画像を生成し、主要な血管中の血流速度の分布を決定し、前記ＬＳＣＩ画像により前記関心領域の組織中の灌流分布を定量化する手段が作動するステップと、
   データ取得に同期した前記心臓の動きを用いた心周期中の任意のタイミングで前記関心領域の瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを生成する手段が作動するステップと
   を含んでなり、
   前記ＬＳＣＩ画像が、異なる血流速度の検出を可能にするものであり、
   前記関心領域の瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを生成する手段が作動するステップは、収縮期及び拡張期に対応する前記心周期の決定した部分を含む、データ取得に同期した代替ＥＫＧ信号として、前記心周期におけるカメラレンズと心臓表面との間の物体距離の変動の周期パターンを用いて生成した、該周期パターンの個々のフレームの平均強度対時間のグラフを用いて、前記血流マップ及び／又は前記灌流マップ上の収縮期及び拡張期に対応する前記心周期の部分を決定することをさらに含む、関心領域における血流分布を決定する非侵襲のシステムの作動方法。
2. 前記対象の心臓の動きに同期して前記少なくとも２つのスペックル画像を取得するサブステップを含む、前記少なくとも２つのスペックル画像を順次取得する手段が作動するステップは、
   前記対象のＥＫＧ心周期を電子的に監視するサブステップと、
   スペックル画像の取得を、監視した前記ＥＫＧ心周期のＥＫＧ信号と電子的に同期させるサブステップと
   をさらに含む、請求項１に記載の作動方法。
3. 前記関心領域は鼓動する心臓であることをさらに含む、請求項２に記載の作動方法。
4. 第１及び第２のタイミングで生成された瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを比較する手段が作動するステップをさらに含む、請求項３に記載の作動方法。
5. 前記第１のタイミングは処置が施される前のタイミングであり、前記第２のタイミングは前記処置が施された後のタイミングである、請求項４に記載の作動方法。
6. 前記関心領域は鼓動する心臓であり、生成された前記関心領域の瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップは、２回以上の心周期にわたって生成されたものである、請求項２に記載の作動方法。
7. 第１及び第２のタイミングで生成された平均的な血流マップ及び／又は灌流マップを比較するステップをさらに含む、請求項６に記載の作動方法。
8. 前記第１のタイミングは処置が施される前のタイミングであり、前記第２のタイミングは前記処置が施された後のタイミングである、請求項７に記載の作動方法。
9. 前記コヒーレントな光源は、６００ｎｍ〜１１００ｎｍの波長を有する、請求項１に記載の作動方法。
10. 関心領域における血流分布を決定する非侵襲のシステムの作動方法であって、
    対象の関心領域をコヒーレントな光源で照射する手段が作動するステップと、
    前記関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得する手段が作動するステップであり、前記対象の心臓の動きに同期して前記少なくとも２つのスペックル画像を取得するサブステップを含む、ステップと、
    前記少なくとも２つの取得スペックル画像における画素強度の時間的変化に基づいて前記少なくとも２つの取得スペックル画像を電子的に処理することにより、レーザスペックルコントラスト撮像（ＬＳＣＩ）画像を生成し、主要な血管中の血流速度の分布を決定し、前記ＬＳＣＩ画像により前記関心領域の組織中の灌流分布を定量化する手段が作動するステップと、
    心周期中の任意のタイミングでの前記関心領域の瞬時的な血流マップ及び／若しくは灌流マップ、並びに、２つ以上のデータ取得期間にわたる平均的な血流マップ及び／若しくは灌流マップのうちの一方を生成する手段が作動するステップと、
    第１及び第２のタイミングで生成された前記瞬時的な血流マップ及び／若しくは灌流マップ並びに前記平均的な血流マップ及び／若しくは灌流マップのうちの一方を比較する手段が作動するステップと
    を含んでなり、
    前記関心領域の瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを生成する手段が作動するステップは、収縮期及び拡張期に対応する前記心周期の決定した部分を含む、データ取得に同期した代替ＥＫＧ信号として、前記心周期におけるカメラレンズと心臓表面との間の物体距離の変動の周期パターンを用いて生成した、該周期パターンの個々のフレームの平均強度対時間のグラフを用いて、前記血流マップ及び／又は前記灌流マップ上の収縮期及び拡張期に対応する前記心周期の部分を決定することをさらに含むものである、関心領域における血流分布を決定する非侵襲のシステムの作動方法。
11. 前記関心領域は鼓動する心臓である、請求項１０に記載の作動方法。
12. 関心領域における血流分布を決定する非侵襲のシステムであって、
    対象の関心領域を照射するように構成されたコヒーレントな光源と、
    前記コヒーレントな光源と連通し、前記関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得するように構成されたカメラであり、前記少なくとも２つのスペックル画像の取得が前記対象の心臓の動きと同期した、カメラと、
    前記少なくとも２つの取得スペックル画像における画素強度の時間的変化を評価することにより、レーザスペックルコントラスト撮像（ＬＳＣＩ）画像を生成し、主要な血管中の血流速度の分布を決定し、前記ＬＳＣＩ画像により前記心臓の前記関心領域の組織中の灌流分布を定量化するように構成されたデータ処理回路と、
    データ取得に同期した前記対象の心臓の動きを用いた心周期中の任意のタイミングで前記関心領域の瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを生成するように構成されたモデリングモジュールと
    を備え、
    前記モデリングモジュールは、収縮期及び拡張期に対応する前記心周期の決定した部分を含む、データ取得に同期した代替ＥＫＧ信号として、前記心周期におけるカメラレンズと心臓表面との間の物体距離の変動の周期パターンを用いて生成した、該周期パターンの個々のフレームの平均強度対時間のグラフを用いて、前記関心領域の瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを生成するようにさらに構成され、
    前記ＬＳＣＩ画像が、異なる血流速度の検出を可能にする、システム。
13. 前記データ処理回路は、
    前記対象のＥＫＧ心周期を電子的に監視し、
    スペックル画像の取得を、前記ＥＫＧ心周期のＥＫＧ信号と電子的に同期させる、
    ようにさらに構成された、請求項１２に記載のシステム。
14. 前記関心領域は鼓動する心臓であるように構成された、請求項１３に記載のシステム。
15. 前記データ処理回路は、第１及び第２のタイミングで生成された瞬時的な血流マップ及び／又は灌流マップを比較することにより処置の有効性を判定するようにさらに構成された、請求項１４に記載のシステム。
16. 前記関心領域は鼓動する心臓であり、前記モデリングモジュールは、２回以上の心周期にわたる前記関心領域の平均的な血流マップ及び／又は灌流マップを生成するように構成された、請求項１３に記載のシステム。
17. 前記データ処理回路は、第１及び第２のタイミングで生成された平均的な血流マップ及び／又は灌流マップを比較することにより処置の有効性を判定するようにさらに構成された、請求項１６に記載のシステム。
18. 関心領域における血流分布を決定するコンピュータプログラムであって、
    対象の関心領域をコヒーレントな光源で照射するように構成されたコンピュータ可読プログラムコードと、
    前記関心領域の少なくとも２つのスペックル画像を順次取得するように構成されたコンピュータ可読プログラムコードであり、前記対象の心臓の動きに同期して前記少なくとも２つのスペックル画像を取得することを含む、コンピュータ可読プログラムコードと、
    前記少なくとも２つの取得スペックル画像における画素強度の時間的変化に基づいて前記少なくとも２つの取得スペックル画像を電子的に処理することにより、レーザスペックルコントラスト撮像（ＬＳＣＩ）画像を生成し、主要な血管中の血流速度の分布を決定し、前記ＬＳＣＩ画像により前記関心領域の組織中の灌流分布を定量化するように構成されたコンピュータ可読プログラムコードと、
    心周期中の任意のタイミングでの前記関心領域の瞬時的な血流マップ及び／若しくは灌流マップ、並びに、２つ以上のデータ取得期間にわたる平均的な血流マップ及び／若しくは灌流マップのうちの一方を生成するように構成されたコンピュータ可読プログラムコードと、
    第１及び第２のタイミングで生成された前記瞬時的な血流マップ及び／若しくは灌流マップ並びに前記平均的な血流マップ及び／若しくは灌流マップのうちの一方を比較することにより処置の有効性を判定するように構成されたコンピュータ可読プログラムコードと を含み、
    前記関心領域の瞬時的な血流マップ及び／若しくは灌流マップを生成するように構成されたコンピュータ可読プログラムコードは、収縮期及び拡張期に対応する前記心周期の決定した部分を含む、データ取得に同期した代替ＥＫＧ信号として、前記心周期におけるカメラレンズと心臓表面との間の物体距離の変動の周期パターンを用いて生成した、該周期パターンの個々のフレームの平均強度対時間のグラフを用いて、前記血流マップ及び／又は前記灌流マップ上の収縮期及び拡張期に対応する前記心周期の部分を決定するように構成されたコンピュータ可読プログラムコードをさらに含む、コンピュータ可読プログラムコードを具現化した持続性コンピュータ可読記憶媒体を含む、コンピュータプログラム。
19. 少なくとも１つの心周期を含む期間にわたって前記心臓の動きを観測する手段が作動するステップと、
    観測した前記心臓の動きに関連した前記グラフを生成する手段が作動するステップと、
    生成した前記グラフのどの部分が、収縮期及び拡張期に対応する前記心周期の決定した前記部分に対応するかを決定する手段が作動するステップと
    をさらに含む、請求項１に記載の作動方法。
20. 少なくとも１つの心周期を含む期間にわたって前記心臓の動きを観測する手段が作動するステップと、
    観測した前記心臓の動きに関連した前記グラフを生成する手段が作動するステップと、
    生成した前記グラフのどの部分が、収縮期及び拡張期に対応する前記心周期の決定した前記部分に対応するかを決定する手段が作動するステップと
    をさらに含む、請求項１０に記載の作動方法。
21. 前記モデリングモジュールは、
    少なくとも１つの心周期を含む期間にわたって前記心臓の動きを観測することと、
    観測した前記心臓の動きに関連した前記グラフを生成することと、
    生成した前記グラフのどの部分が、収縮期及び拡張期に対応する前記心周期の決定した前記部分に対応するかを決定することと
    をさらに含む、請求項１２に記載のシステム。
22. 少なくとも１つの心周期を含む期間にわたって前記心臓の動きを観測するように構成されたコンピュータ可読プログラムコードと、
    観測した前記心臓の動きに関連した前記グラフを生成するように構成されたコンピュータ可読プログラムコードと、
    生成した前記グラフのどの部分が、収縮期及び拡張期に対応する前記心周期の決定した前記部分に対応するかを決定するように構成されたコンピュータ可読プログラムコードと
    をさらに含む、請求項１８に記載のコンピュータプログラム。