(57)【要約】      （修正有）【課題】内腔を撮像して表示する時に、治療における有効性をより高めるために、正確に画像中心と内腔中心とを一致させた画像をもたらす、内腔を撮像する方法およびシステム。【解決手段】体腔を撮像する方法およびシステムにおいて、撮像された画像の中心部の画像の拡大版を提供するように操作され、体腔の中心を決定し、その中心に基づいて、画像を移動させて画像中心に正確に体腔中心を合わせるように位置調整させた画像を作成する。【選択図】図２
2020032170.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
医療デバイスによって取り込まれた画像を操作するためのシステムであって、
プロセッサと、
前記プロセッサに結合され、前記画像を操作する命令を有するメモリと、
を使用し、
前記命令は、
前記画像に対応するデータを受信することと、
前記画像内の特徴を検出することと、
前記特徴に基づいて、前記画像の中心を決定することと、
前記決定された前記画像の中心に基づいて、前記画像を調整することと、
を含む、システム。
【請求項２】
前記画像を拡大することをさらに含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記画像を前記拡大することの程度は、前記検出された特徴に基づいて計算される、請求項２に記載のシステム。
【請求項４】
前記検出された特徴は、前記取り込まれた画像上のファセットの外エッジである、請求項１に記載のシステム。
【請求項５】
前記ファセットは、空洞である、請求項４に記載のシステム。
【請求項６】
前記ファセットは、組織を含む信号である、請求項４に記載のシステム。
【請求項７】
前記検出された特徴は、前記ファセットの外周である、請求項４に記載のシステム。
【請求項８】
前記画像に対応する前記データは、光干渉断層撮影法で取得される、請求項１に記載のシステム。
【請求項９】
前記画像に対応する前記データは、血管内超音波撮像法で取得される、請求項１に記載のシステム。
【請求項１０】
前記プロセッサは、前記画像の、極座標から直交座標への変換を実行することができる、請求項１に記載のシステム。
【請求項１１】
前記画像の、周囲を囲まれた領域を補間することをさらに含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項１２】
前記プロセッサによって処理するために、医療デバイスで取り込まれた複数の画像をさらに備え、連続した動画を作成する、請求項１に記載のシステム。
【請求項１３】
前記決定された前記画像の中心に基づいて前記画像を前記調整することは、エンドユーザによって手動で調整される、請求項１に記載のシステム。
【請求項１４】
医療デバイスによって取り込まれ得る画像を操作するためのコンピュータベースの方法であって、
前記画像に対応するデータを受信するステップと、
前記画像内の特徴を検出するステップと、
前記特徴に基づいて、前記画像の中心を決定するステップと、
前記決定された前記画像の中心に基づいて、前記画像を調整するステップと、
を含む、方法。
【請求項１５】
前記画像を拡大するステップをさらに含む、請求項１４に記載の方法。
【請求項１６】
前記画像を前記拡大するステップの程度は、前記検出された特徴に基づいて計算される、請求項１５に記載の方法。
【請求項１７】
前記検出された特徴は、前記取り込まれた画像上のファセットの外エッジである、請求項１４に記載の方法。
【請求項１８】
前記ファセットは、空洞である、請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
前記ファセットは、組織を含む信号である、請求項１７に記載の方法。
【請求項２０】
前記検出された特徴は、前記空洞の外周である、請求項１７に記載の方法。
【請求項２１】
前記画像に対応する前記データは、光干渉断層撮影法で取得される、請求項１４に記載の方法。
【請求項２２】
前記画像に対応する前記データは、血管内超音波撮像法で取得される、請求項１４に記載の方法。
【請求項２３】
前記プロセッサは、前記画像の、極座標から直交座標への変換を実行することができる、請求項１４に記載の方法。
【請求項２４】
前記画像の、周囲を囲まれた領域を補間するステップをさらに含む、請求項１４に記載の方法。
【請求項２５】
前記プロセッサによって処理するために、医療デバイスで取り込まれた複数の画像をさらに備え、連続した動画を作成する、請求項１４に記載の方法。
【請求項２６】
前記決定された前記画像の中心に基づいて前記画像を前記調整するステップは、エンドユーザによって手動で調整される、請求項１４に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
関連特許出願への相互参照
本出願は、２０１８年７月９日に米国特許商標庁に出願された米国仮特許出願第６２／６９５３８０号の優先権を主張し、その開示は参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。
【０００２】
本開示は、概ね、内腔の断面を撮像する方法およびシステムに関する。より詳細には、本開示は、高倍率レベルで高い精度を有する内腔のリアルタイム画像を表示するための方法およびシステムを対象とする。さらに本開示は、それに限定されるものではないが、胃腸、肺、および／または血管内の用途など、生物学的対象物の評価および診断に関連し、これらは、それに限定されるものではないが、プローブ、カテーテル、内視鏡、カプセル、および針（たとえば生検針）など、１つまたは複数の器具を介して取得され得る。
【背景技術】
【０００３】
経皮的冠動脈形成術（ＰＣＩ：ｐｅｒｃｕｔａｎｅｏｕｓ  ｃｏｒｏｎａｒｙ  ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎ）は、血管内超音波法（ＩＶＵＳ：ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ  ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ）および光干渉断層撮影法（ＯＣＴ：ｏｐｔｉｃａｌ  ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ  ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）などの血管内撮像（ＩＶＩ：ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ  ｉｍａｇｉｎｇ）モダリティの導入以来、改善されてきた。ＩＶＩモダリティは、正確な病変情報（たとえば内腔のサイズ、プラークの形態、埋め込み型デバイス）と共に、冠状動脈の断面撮像を提供する。
【０００４】
しかしながら、米国の介入治療を行う循環器専門医の約２０％だけしか、ＰＣＩ処置中に、冠動脈造影の有無にかかわらずＩＶＩ撮像を使用していない。典型的なＩＶＩ、ＩＶＵＳおよびＯＣＴシステムは、カテーテルの偏心、傾斜したビーム照明、および少なくとも１．０ｍｍから１．５ｍｍの深さまで組織を視覚化したいという要望などの要因によって、直径３．５ｍｍ〜４．０ｍｍの大きさの血管を撮像できるように、１０ｍｍの撮像視野（ＦＯＶ：ｆｉｅｌｄ  ｏｆ  ｖｉｅｗ）を備える。しかしながら、かなりの割合の血管、特に狭窄のある血管は、１．５ｍｍから２．５ｍｍの小ささである。従って、関心のある実際の対象物には撮像ＦＯＶのごく一部しか利用できず、撮像された対象物は非常に小さく、視覚化が困難である。さらに、ＩＶＵＳおよびＯＣＴがＰＣＩで一般的に使用されない理由の１つが、介入治療を行う循環器専門医にとって、明瞭性の不足、ＯＣＴを後退させる際のずれ、および一般的な撮像上の問題のために、取得されたＩＶＵＳおよびＯＣＴ画像を理解するのが困難なためであることは、注目に値する。
【０００５】
管腔内断面画像（ｉｎｔｒａｌｕｍｉｎａｌ  ｃｒｏｓｓ−ｓｅｃｔｉｏｎａｌ  ｉｍａｇｅ）には、高精細に表示される可能性がある。しかしながら、ほとんどの内腔臓器はプルバック（ｐｕｌｌｂａｃｋ）方向に沿ってサイズが様々であり、プローブは通常内腔内で偏心しているという事実のため、プルバック全体にわたって撮像される対象物について、正しい倍率レベルを有する視野を選択することは困難である。図１ａは、３．５ｍｍの平均内腔直径を有する右冠動脈上行（ＲＣＡ：ｒｉｇｈｔ  ｃｏｒｏｎａｒｙ  ａｓｃｅｎｄｉｎｇ）血管の、ＯＣＴを使って取得され、１０ｍｍのシステムの撮像ＦＯＶで表示された断面画像を示す。血管は大きいが、関心のある対象物である内腔およびその下の組織構造は、画像の一部しかカバーしていない。図１ｂは、図１ａに表示されているのと同じ断面画像を、７．０ｍｍＦＯＶの倍率レベルで拡大したものである。図１ｂは、当技術分野で現在教示されている標準拡大技法を利用しており、画像ＦＯＶの中心が、撮像された対象物の内腔の中心とほぼ同じであるため、うまく機能しているように見える。言い換えれば、カテーテルの血管内腔との偏心度が最小であるため、カテーテルは、血管内腔のほぼ中心に置かれ、元の画像の中心に位置する拡大をもたらす。
【０００６】
しかしながら、図２から分かるように、カテーテルと内腔は互いに対して偏心しており、カテーテルは、内腔表面により近い位置にある。撮像される対象物は、図１ａのものと同じであり、画像は、異なるプルバック中であるが同じカテーテルとシステムを用い、僅かに異なる検出スキームを使って取得されているにもかかわらず、比較目的のためには効果がない。図１ｂと同様に、図３は、図２と同じ断面画像を拡大したものであり、標準の拡大手法を使用して、７．０ｍｍＦＯＶの倍率レベルで表示されている。見て分かるように、カテーテルが内腔の中心にない場合、現在の技法はうまく機能しない。重要な構造的組織情報は、画像ＦＯＶの中心が、撮像された対象物の内腔の中心と非常に異なるため、画像の第４象限（右下側）で失われるので、この位置ずれした撮像は、血管内腔内のカテーテルの偏心によるものであり、カテーテルは、血管内腔の片側により近い。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
従って、高い精度を有する内腔のリアルタイム画像を、高倍率レベルで表示する方法およびシステムを考案することは、特に有益である。そして、撮像装置が内腔を通って前進および／または後退している間に、高い精度を有する内腔のリアルタイム画像を表示する方法およびシステムを考案することは、さらに有益である。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
従って、当業界での、かかる典型的なニーズに対処するために、本開示の装置は、医療デバイスによって取り込まれた画像を操作する（ｍａｎｉｐｕｌａｔｅ）ためのシステムを教示し、このシステムは、プロセッサと、プロセッサに結合され、画像を操作するための命令を有するメモリとを使用し、この命令は、画像に対応するデータを受信することと、画像内の特徴（ｆｅａｔｕｒｅ）を検出することと、この特徴に基づいて画像の中心を決定することと、画像の決定された中心に基づいて画像を調整することとを含む。
【０００９】
様々な実施形態では、本開示は、画像を拡大することをさらに含むことができ、これは、システムのほぼあらゆる箇所で実現され得る。さらに、関係するあらゆる詳細を失うことなく、適切な、または最大の倍率を確保するように、検出された特徴に基づいて、画像を拡大することの程度を計算することができる。
【００１０】
様々な実施形態では、検出される特徴は、取り込まれた画像のファセット（ｆａｃｅｔ）の外エッジ（ｏｕｔｅｒ  ｅｄｇｅ）であり得る。例として、ファセットは、空洞（ｃａｖｉｔｙ）、組織を含む信号（ｓｉｇｎａｌ  ｃｏｎｔａｉｎｉｎｇ  ｔｉｓｓｕｅ）、あるいは画像内の他の同様のマーカおよび／または構造物であり得る。
【００１１】
本開示のさらに追加の実施形態では、検出される特徴は、ファセットの外周であり得る。
【００１２】
本開示のさらなる実施形態では、光干渉断層撮影法、血管内超音波撮像法、それらの代替物、およびそれらの組合せによって取得されるべき、画像に対応するデータの取得を意図する。
【００１３】
さらに追加の実施形態では、プロセッサは、撮像を補助する、画像の極座標から直交座標への変換を実行することができる。
【００１４】
他の実施形態では、本開示は、画像の周囲を囲まれた領域（ｃｉｒｃｕｍｓｃｒｉｂｅｄ  ａｒｅａ）を補間することをさらに含む。
【００１５】
さらに他の実施形態では、本開示は、プロセッサによる処理のために、医療デバイスによって取り込まれた複数の画像を使用し、それによって、連続した動画を作成することを教示する。
【００１６】
本開示は、また、医療デバイスによって取り込まれ得る画像を操作するためのコンピュータベースの方法を教示し、この方法は、画像に対応するデータを受信するステップと、画像内の特徴を検出するステップと、その特徴に基づいて画像の中心を決定するステップと、画像の決定された中心に基づいて画像を調整するステップとを含む。
【００１７】
本開示のこうした、また他の諸目的、特徴、および利点は、本開示の例示的な実施形態の以下の詳細な説明を読み、添付図面および提供された段落と共に理解されるとき、明らかとなろう。
【００１８】
本発明のさらなる諸目的、特徴、および利点は、以下の詳細な説明から、本発明の例示的な実施形態を示す添付図面と共に理解されるとき、明らかとなろう。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】図１ａ及び図１ｂは、既存の撮像方法による、血管内腔のほぼ中心に置かれたカテーテルを使用した、内腔の断面画像を示す図であり、図１ｂは、図１ａの拡大図である。
【図２】図２は、既存の撮像方法による、血管内腔内で大部分が偏心したカテーテルを使用した、内腔の断面画像を示す図である。
【図３】図３は、本装置、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、図２の拡大図である。
【図４】図４は、本装置、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、本最適化を組み込んだ、図３で提供される同じ内腔の画像を示す図である。
【図５】図５は、本装置、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、例示的なフローチャートである。
【図６】図６は、本装置、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、内腔の断面画像の図である。
【図７】図７は、本装置、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、内腔の断面画像を示す図である。
【図８】図８は、本装置、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、例示的なフローチャートである。
【図９】図９は、本装置、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、例示的な流れ図である。
【図１０】図１０ａ〜図１０ｃは、内腔の断面画像を示す図であり、図１０ａは、本装置、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、拡大していない内腔の断面画像を示す図であり、図１０ｂ及び図１０ｃは、本装置、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、本最適化を組み込んだ内腔の断面画像を示す図である。
【図１１】図１１ａ〜図１１ｃは、内腔の断面画像を示す図であり、図１１ａは、本装置、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、拡大していない内腔の断面画像を示す図であり、図１１ｂ及び図１１ｃは、本装置、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、本最適化を組み込んだ内腔の断面画像を示す図である。
【図１２】図１２は、本装置、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、例示的なフローチャートである。
【図１３】図１３ａ〜図１３ｃは、内腔の断面画像を示す図であり、図１３ａは、本装置、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、拡大していない内腔の断面画像を示す図であり、図１３ｂは、本装置、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、内腔の中心に位置する拡大を組み込んだ、内腔の断面画像を示す図であり、図１３ｃは、本装置、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、組織を含む信号のエッジの中心に位置する拡大を組み込んだ、内腔の断面画像を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
様々な他の実施形態では、画像の中心に合わせることは、ユーザによって制御されてもよく、ユーザは、画像の中心が何であるべきかを決定することができる。決定は、拡大の前または後に実施することができる。
【００２１】
図面を通して、特に記載しない限り、同じ参照番号および文字は、例示された実施形態の同様の特徴、要素、部品、または部分を示すために使用される。さらに、記号「’」「（たとえば１２’や２４’）を含む参照番号は、同じ性質および／または種類の、２次要素および／または参照を表す。さらに本開示は、次に図を参照して詳細に説明されることになり、一方例示的な実施形態に関連して詳細に説明される。添付の段落によって定義される本開示の真の範囲および精神から逸脱することなく、説明される実施形態に変更および修正を加えることができることが意図されている。
【００２２】
図３は、図２で提供されているのと同じブタのＯＣＴ断面画像の拡大されたものであり、検出された内腔エッジの輪郭に関する詳細と、検出された内腔エッジから計算された内腔の中心の指標が提供されている。図３から分かるように、既存の拡大技法を使用すると、画像ＦＯＶの中心は、撮像された内腔の中心から大きく乖離する。この乖離は、血管内のカテーテルの偏心によるもので、画像を中心からずれさせる。従って、重要な構造的組織情報は、画像の第４象限（左下側）で失われる。一方、図４は、同じ倍率レベルでの図３のものと同じ断面画像を示し、比較目的のために提供されている。見て分かるように、被写体に最適化された倍率を適用することにより、撮像された対象物全体にわたって構造的な組織情報は失われず、画像は中央に位置する。図３で提供される標準的な最適化手法と比較すると、図４は、内腔の完全な画像を提供し、より徹底した説得力のある分析を可能にした。
【００２３】
図５は、本開示の第１の実施形態を実施するために行われるステップを説明するフローチャートである。管腔内画像データが利用可能になると、処理装置は、ステップＡおよびＢを計算し、これらのステップは連続的に、または並列に実行することができる。ステップＡ．１では、画像データの極座標から直交座標への変換を実行する。スプライン、線形、または他の任意の補間方法を含む、いくつかの方法を使用することができる。ステップＢ．１では、極座標データ上で内腔エッジの検出を実行し、このために、多くのアルゴリズムを実施することができる。効率のために、必要に応じて、Ａ−ライン（Ａ−ｌｉｎｅ）の一部分を使用することができる（たとえば、１０番目のＡ−ラインごと）が、演算量が問題ではない場合や、ＭＭＯＣＴ（ＯＣＴおよびＮＩＲＡＦ）のような第２のモダリティの場合で、内腔が内腔測定またはＮＩＲＡＦデータの較正のような他の目的のためにとにかく計算される必要がある場合は、より正確であり得る、すべてのＡ−ラインを使用することができる。ステップＢ．２では、検出されたＡ−ラインについて内腔エッジを直交座標に変換し、次いで、ｘ座標およびｙ座標に沿って合計し、ＣC（ｘ，ｙ）を得るために、検出された内腔エッジの数で除算することにより、内腔エッジの中心のｘおよびｙ座標ＣC（ｘ，ｙ）を計算する。算術中央値、平均値、モード、および他の測定基準を使用して、内腔の中心を決定することができる。ステップＣ．１では、計算された内腔の中心と断層撮影画像の中心との間の、すべてのＡ−ラインについて計算されたオフセットＯC（ｘ，ｙ）を、切り取り量ＯLと比較し、ここで、ＯLは、式１で与えられる。
ＯL＝（ＮPX／２）×（ＦＯＶF−ＦＯＶL）／ＦＯＶF          （式１）
ＮPXは、Ａ−ラインごとの画素数、ＦＯＶFは、任意の拡大前の完全な元画像のＦＯＶ、ＦＯＶLは、所望のＦＯＶレベルである。ＯLが、画像全体でＯCよりも大きい場合、これにステップＤ．１が続き、直交座標画像データをＯC（ｘ，ｙ）だけシフトし、データの最初および最後からＯL個の画素を切り取る。ＯLが画像の一部分でＯCより小さい場合、ステップＤ．２で、極座標画像データをＯC（ｘ，ｙ）だけシフトし、画像の一部分に背景データを埋め込み、次いで、データの最初および最後からＯL個の画素を切り取る。切り取りと埋め込みとの順序は、交換することができる。背景データの代わりに、黒画素データを挿入することができる。次いで、画像データを表示することができる。
【００２４】
さらなる実施形態では、カテーテルのシースの外径を検出することができ、画像からカテーテルを取り除くように、周囲を囲まれた領域の画素が、背景データ値で補間される。内腔の中のカテーテルの偏心レベルが変化すると、画像内のカテーテルの位置が大幅に変化し、重要な特徴から医師の注意をそらす可能性がある。理想的には、背景データは、同様の質感および斑点パターンを維持するように、内腔の中の無信号または信号の弱い領域からコピーされる。図６は、同じ倍率レベルで、内腔の重ね合わせなしで、カテーテルのシースの外層で周囲を囲まれた画素の値を、内腔の無信号領域からの背景データで補間した、図４のものと同じ断面画像を示す。
【００２５】
本開示の第２の実施形態は、画像を事前に特定された倍率レベルに拡大するのに必要なステップを説明する。図７は、最初の１０ｍｍＦＯＶから７ｍｍの予め選択されたＦＯＶレベルに下げた、前記の最適化された拡大の結果を示し、これは第１の実施形態と比較して解像度が改善される可能性を有する、２倍の倍率レベルに対応する。
【００２６】
図８は、第２の実施形態を実施するために行われるステップを説明するフローチャートである。ステップＡ．１では、極座標画像データから内腔エッジを検出する。ステップＡ．２では、検出されたＡ−ラインについて内腔エッジを極座標から直交座標に変換し、次いで、ｘ座標およびｙ座標に沿って合計し、検出された内腔エッジの数で除算し、次いで、ＣC（ｒ，θ）を得るために、極座標に変換することにより、内腔の中心ｒおよびθ座標ＣC（ｒ，θ）を計算する。ステップＡ．３では、計算された内腔の中心と断層撮影画像の中心との間の、計算されたオフセットＯC（ｒ，θ）だけ、極座標画像データをシフトする。ステップＢ．１では、計算された内腔の中心と断層撮影画像の中心との間の、すべてのＡ−ラインで計算されたオフセットＯC（ｒ，θ）について比較する。ＯLが画像全体でＯCよりも大きい場合、ステップＣ．１で、データの最初および最後からＯL個の画素を切り取る。ＯLが画像の一部分でＯCより小さい場合、ステップＣ．２で、画像の一部分に背景データを埋め込み、次いで、データの最初および最後からＯL個の画素を切り取る。ステップＤ．１では、画像データの極座標から直交座標への変換を実行する。
【００２７】
極座標から直交座標への走査変換は、通常、アンダーサンプリングを必要とし、それによって元画像の解像度を制限または低下させる。（たとえば、５００Ａ−ライン×１０２４画素／深さプロファイル（ｄｅｐｔｈ  ｐｒｏｆｉｌｅ）またはＡ−ラインの極座標画像は、２つの深さプロファイルに対応する１０２４×１０２４直交座標断面画像に変換される）。断面画像の中心にある画素は圧縮されるが、断面画像の外エッジの画素は引き伸ばされる。また、２つの深さプロファイルに対する２０４８画素は、１０２４画素のみ、または２ダウンサンプリングの係数として表される。従って、走査変換前の元データの切り取りを含むＦＯＶの縮小（すなわち、画像の拡大）は、アンダーサンプリングの効果を制限することだけができる。たとえば、ＦＯＶを１０ｍｍから７ｍｍに低減することにより、半径方向と横方向との両方で、サンプリング密度における１．４の向上、または、サンプリングが制限され、本来の解像度は制限されていないシステムの解像度の、同様の値の向上がもたらされる。
【００２８】
本開示の第３の実施形態では、主要な撮像される対象物の特徴を切り取ることなく、撮像される対象物に可能な限り焦点を合わせるレベルまで、画像を適応的に拡大するために必要なステップを説明する。図１０ａは、直径２．７ｍｍのブタのＬＡＤ血管の遠位断面画像を示す。図１１ａは、同じプルバック記録中に取得された、直径３．６ｍｍの同じブタのＬＡＤ血管の近位断面画像を示す。図１０ｂは、遠位ＬＡＤ画像についての適応型最適化拡大プロセスの結果であり、見て分かるように、撮像された対象物は画像の中心に置かれ、画像の中で顕著である。適応型倍率レベルは、ＦＯＶを５ｍｍ（倍率４倍）に調整した。プルバック全体に対して事前に選択された７ｍｍＦＯＶ（約２倍の倍率）レベルが選択された場合、図１０ｃから分かるように、対象物画像は中央に置かれているものの、画像の中ではあまり顕著ではない。図１１ｂは、近位ＬＡＤ画像についての適応型最適化拡大プロセスの結果であり、見て分かるように、撮像された対象物は画像の中心に置かれ、画像の中で顕著である。適応型倍率レベルは、ＦＯＶを７ｍｍ（倍率約２倍）に調整した。プルバック全体に対して事前に選択された５ｍｍＦＯＶ（４倍の倍率）レベルが選択された場合、図１１ｃから分かるように、対象物画像は中央に置かれているものの、エッジで切り取られており、主要な特徴が欠落している可能性がある。
【００２９】
従って、単一の固定最適化倍率レベルは、標準倍率よりは優れているが、撮像される対象物のサイズが大幅に変化するプルバック記録全体に対して必ずしも最適化されるとは限らない。
【００３０】
図９は、実施形態３を実施するために行われるステップを説明するフローチャートである。ステップＡ．１では、画像データの極座標から直交座標への変換を実行する。ステップＢ．１では、極座標データ上で内腔エッジの検出を実行する。ステップＢ．２では、検出されたＡ−ラインについて内腔エッジを直交座標に変換し、次いで、ｘ座標およびｙ座標に沿って合計し、ＣC（ｘ，ｙ）を得るために、検出された内腔エッジの数で除算することにより、内腔エッジの中心ｘおよびｙ座標ＣC（ｘ，ｙ）を計算し、次いで、切り取り量ＯLを決定する。ここで、ＯLは、式２で与えられる。
ＯL＝（ＮPX／２）×（ＰD／ＦＯＶF）          （式２）
ＮPXは、Ａ−ラインごとの画素数、ＦＯＶFは、任意の拡大前の完全な元画像のＦＯＶ、ＰDは、組織透過深度（ｔｉｓｓｕｅ  ｐｅｎｅｔｒａｔｉｏｎ  ｄｅｐｔｈ）である。ＰDは、たとえば１ｍｍに固定され事前に選択された値であってもよく、または内腔から測定された最大、平均、または中央値の組織深度として、画像データ自体から測定されてもよい。組織の深度は、たとえば信号がノイズフロア、またはノイズフロアからのオフセットまで下がる深度として決定することができる。ステップＣ．１では、極座標画像データをＯC（ｘ，ｙ）だけシフトし、次いで、データの最初および最後からＯL個の画素を切り取る。切り取りと埋め込みとの順序は、逆にすることができる。次いで、画像データを表示することができる。
【００３１】
第４の実施形態は、結果として得られる画像が図１０ｂおよび図１１ｂに非常に類似するという点で、第３の実施形態に類似している。唯一の違いは処理ステップにある。
【００３２】
図１２は、実施形態４を実施するために行われるステップを説明するフローチャートである。ステップＡ．１では、極座標画像データから内腔エッジを検出する。ステップＡ．２では、検出されたＡ−ラインについて内腔エッジを極座標から直交座標に変換し、次いで、ｘ座標およびｙ座標に沿って合計し、検出された内腔エッジの数で除算し、次いで、ＣC（ｒ，θ）を得るために極座標に変換することにより、内腔の中心ｒおよびθ座標ＣC（ｒ，θ）を計算し、次いで、切り取り量ＯLを決定する。ここでＯLは、式２で与えられる。ステップＡ．３では、計算された内腔の中心と断層撮影画像の中心との間の、計算されたオフセットＯC（ｒ，θ）だけ、極座標画像データをシフトする。ステップＡ．４では、データの最初および最後からＯL個の画素を切り取る。ステップＡ．５では、画像データの極座標から直交座標への変換を実行し、その後、画像データを次いで表示することができる。
【００３３】
第５から第８の実施形態は、断層撮影画像の中心として内腔の中心を使用する代わりに、システムが血管壁の中心、外側の弾性の薄層の中心、または組織を含む信号のエッジの中心を使用できることを除いて、それぞれ第１から第４の実施形態と同様である。図１３ａは、フルＦＯＶ（拡大なし）で直径２．６ｍｍのブタの血管の断面画像を示す。図１３ｂは、実施形態１から４の場合と同じく、画像の中心が内腔の中心になるように画像がシフトされた、直径２．６ｍｍの同じブタの血管の、５ｍｍＦＯＶ（倍率４倍）での断面画像を示す。図１３ｃは、画像の中心が、信号を含む組織を取り囲むエッジの中心になるように画像がシフトされた、直径２．６ｍｍの同じブタの血管の、５ｍｍＦＯＶ（倍率４倍）での断面画像を示す。
【００３４】
第９の実施形態は、以前の実施形態のいずれかの拡張であり、最適に拡大された断層データが、長手方向のビュー、３Ｄビュー、展開されたビュー（ｓｐｌａｙｅｄ  ｖｉｅｗ）、カーペットビューなどを再構成するために使用される。この最適化された拡大プロセスには、切断が血管の中心ではなくカテーテルの中心を通るときに、長手方向の切断のばらつきをより小さく、より目立たなくするという、追加の利点がある。また画像が、撮像された対象物について最適に拡大されるため、主要な特徴のより良好な視覚化が可能である。
【００３５】
処理を、最適化されたアルゴリズムおよび強力な中央処理装置、グラフィック処理装置、テンソル処理装置、現場でプログラム可能なゲートアレイ、および他の特定用途向け処理装置を使用して、目立たない、または最小限の画像処理および表示遅延で、リアルタイムで実行することができる。
【００３６】
第１０の実施形態は、以前の実施形態の拡張であり、中心に合わせる方法は、たとえばガイドワイヤまたはステントによるデータの間隙を、そうしたデータの箇所を無視するか、または有効な箇所間で補間することによって、配慮する。側部分岐部（ｓｉｄｅ  ｂｒａｎｃｈ）もまた考慮され、側部分岐部のエッジは、一例では、中心点の計算を行うために、主血管のエッジに加えて検出され、別の例では無視され、ガイドワイヤまたはステントと同様に扱われるデータの間隙を生じる。
【００３７】
例示的な実施形態を参照して本開示を説明してきたが、本開示は、本例示的実施形態に限定されないことを理解されたい。添付の特許請求の範囲は、かかるすべての修正ならびに同等の構造および機能を包含するように、最も広い解釈が与えられるべきである。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【外国語明細書】
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