(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波画像（100）が、超音波装置（10）により血管内で半径方向に獲得されたデータから作成される、血管内超音波画像（100）からの血管の境界輪郭線（110）を決定するシステムであって、
血管の断面図であって、カルテシアン画像であり且つ血管の境界の表示を含む超音波画像（100）を表示するように構成された表示装置と、
境界に沿った選択されたコントロール点（105）を受け、境界輪郭線（110）を作成するためにコントロール点(105)の間に内挿され、識別された境界を含み超音波画像（100）から決定されるグレディエント画像（730）に基づいて各々のコントロール点（105）を調整することにより境界輪郭線（110）を最適化するべく構成された分析装置と、を具備するシステムにおいて、
該表示装置は、前記超音波画像（100）を出発画像とする血管の連続的配列の画像である複数の超音波画像（100）を表示するように構成されており、
該分析装置は、少なくとも１つの中間画像が前記出発画像及び終結画像間にあって、前記複数の超音波画像（100）の前記終結画像の境界に沿って選択されたコントロール点（105）を受けて、少なくとも１つの中間画像に境界輪郭線（110）を自動的に作成するよう前記出発画像及び前記終結画像のコントロール点（105）の間に内挿されるように構成されている、ことを特徴とするシステム。
【請求項２】
分析装置が、出発画像、少なくとも1つの中間画像及び終結画像の超音波画像（100）から決定される、識別される境界を含むグレディエント画像（730）に基づいて各々のコントロール点を調整することにより出発画像、少なくとも1つの中間画像及び終結画像における境界輪郭線（110）を最適化するように構成されている、請求項１記載の境界輪郭線（110）を決定するシステム。
【請求項３】
分析装置が、超音波画像(100)のピクセル値を半径方向に分析することにより識別された境界を決定するように構成されている、請求項１記載の境界輪郭線（110）を決定するシステム。
【請求項４】
複数のピクセルを含む複数の半径方向の極座標画像（600）に超音波画像（100）を変換し、複数のピクセルの各々にグレディエントフィルターをかけることにより半径方向の走査線の各々に沿って境界の縁を半径方向に決定して、グレディエントフィルターが境界の縁を形成しそうなピクセルを識別し、識別されたピクセルが識別された境界を区画するようにし、そして超音波画像（100）の極座標画像（600）をカルテシアンフォーマットに変換して識別された境界を含むカルテシアンフォーマットにおけるグレディエント画像を得ることによって、グレディエント画像（730）を形成するように分析装置が構成されている、請求項１記載の境界輪郭線（110）を決定するシステム。
【請求項５】
分析装置が、境界輪郭線（110）で維持される連続性における点の間隔の拘束条件及び曲率の拘束条件に基づいて各コントロール点を調整することによって境界輪郭線（110）を最適化するように構成されている、請求項１記載の境界輪郭線（110）を決定するシステム。
【請求項６】
分析装置が、各コントロール点（105）に対する最適化を繰り返し実施するように構成されている、請求項５記載の境界輪郭線（110）を決定するシステム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】    （発明の背景）
本発明は医学用映像技術分野に関する。それは血管物体の内腔及び外皮の境界を決定する、血管内超音波画像分析方法及びシステムへの具体的な応用をもたらす。
【０００２】  患者の身体の部分の超音波撮影は処置の最良の種類及び方向を決定するための医学的処置の多様な領域において、有用な手段を提供する。超音波技術による患者の冠状血管の撮影は医師に貴重な情報を与えることができる。例えば、映像データは患者の狭窄の程度を示し、疾病の進行度を明らかにし、血管形成術もしくはアテローム除去手術のような処置が指示されるか又は、より侵襲的処置を是認することができるかを決定する助けになることができる。
【０００３】  典型的な超音波撮影システムにおいて、超音波トランスジューサーが血管内のような、問題の地点に、患者の身体を通って注意深く操作されるカテーテルの末端に取り付けられる。トランスジューサーは、選択された角度範囲の部分を走査するために、機械的に走査されるかもしくは往復して回転される単一素子の結晶もしくはプローブである。走査期間中に音響信号が伝達され、これらの音響信号からのエコーが受信されて、その部分の組織の密度を表すデータを提供する。プローブがその部分を移動するに従って、多数の音響ラインが処理されて患者の部分の形状の画像を形成する。
【０００４】  データを収集後、周知の技術を使用して、血管の画像が再生される。データは血管の一部分に沿って獲得されるので、数百の血管内画像を作成することができる。典型的な分析は、血管内の内腔のサイズ及びプラークの量を決定することを含む。これは、使用者に各画像を視覚により分析させ、そして使用者が血管の内腔の境界及び外皮の境界であると考える部位において画像上で境界輪郭線を手動で引かせることにより実施される。これは一人の患者からの１組の画像を評価するのに何日もかかる可能性がある非常に時間のかかる方法である。更に、境界の決定は、映像がその質が低く、境界が映像上で識別しにくい時には更に困難になる。
【０００５】  本発明は前記の問題等を是正する、新規の、ユニークな血管内超音波画像分析法及びシステムを提供する。
【０００６】    （発明の要約）
本発明に従うと、血管の境界輪郭線を決定するための新規の、ユニークな方法が提供される。血管の血管内超音波画像は超音波装置により血管内で半径方向に獲得されたデータから作成される。画像が血管の境界の描写を含む超音波画像が使用者に表示される。使用者は境界に沿ったコントロール点を選択する。コントロール点は内挿されて、境界輪郭線を作成する。次いで、超音波画像から決定された識別された境界を含むグレディエント画像に基づいてコントロール点それぞれを調整することにより、境界輪郭線を最適化する。
【０００７】  本発明のより限定されたアスペクトに従うと、識別された境界は超音波画像のピクセル値を半径方向に分析することにより決定される。
【０００８】  本発明のより限定されたアスペクトに従うと、超音波画像を、複数のピクセルを含む複数の半径方向の走査線をもつ極座標の画像に変換することにより、グレディエント画像が作成される。境界の縁は、複数のピクセルそれぞれにグレディエントフィルターをかけることにより、半径方向の走査線それぞれに沿って半径方向に決定される。グレディエントフィルターは境界の縁を形成しそうなピクセルを識別する。識別されたピクセルが識別された境界を区画する。
【０００９】  本発明のもう一つのアスペクトに従うと、血管内画像の血管内分析法が提供される。血管内画像は血管物体を内部から半径方向に走査する超音波装置により獲得されたデータから作成される。血管内画像は血管物体の境界の描写を含む直交座標フォーマットに変換される。血管内画像上で、境界の点が境界の近位に選択される。第１の境界輪郭線を境界の点に基づいて作成する。次いで第２の境界輪郭線を、血管内画像の極線画像上で実施されて決定された半径方向の境界に基づいて作成する。次いで第１の境界輪郭線を、第２の境界輪郭線からの影響により調整して、最適な境界輪郭線を得る。
【００１０】  本発明の更に限定されたアスペクトに従うと、半径方向の境界の決定は極座標画像上で半径方向にグレディエントフィルターをかけることを含む。グレディエントフィルターは血管物体の境界の近位の極座標画像の領域を識別する。
【００１１】  本発明の一つの利点は、収集されたＩＶＵＳデータと同様なフォーマットをもつ画像データを使用して、超音波画像から、内腔及び外皮の境界を決定することを含む。とりわけ、ＩＶＵＳデータは回転しているトランスジューサーもしくはトランスジューサーの列により半径方向に収集される。従って、より正確な境界の決定を得るためには、境界の決定は画像の極座標フォーマットからの半径方向の縁の検知により影響を受ける。
【００１２】  本発明のもう一つの利点は内腔及び外皮の境界の決定が正確に実施されることである。更に、本システムは、使用者が、数百の画像の手動の処理を伴う可能性がある、これらの境界を決定するのに要する時間を減少させる。
【００１３】  本発明のもう一つの利点は境界の決定を、例えば手術室内で即時的に実施することができる点である。このようにして、外科医は患者の血管に関する即時データを受け取ることができる。
【００１４】  本発明の更なる利点は、好ましい態様の以下の詳細な説明を読み、理解する際に、当業者には明白になるであろう。
【００１５】  以下は本発明を説明するために使用された図面それぞれの簡単な説明であり、従って、具体的表示の目的のためにのみ提示されており、本発明の範囲を制限するべきではない。
【００１６】    （好ましい態様の詳細な説明）
図１において、全体の血管内の超音波（ＩＶＵＳ）システムが示されている。ＩＶＵＳシステムのコンソール１０がトランスジューサー（図示されていない）からの超音波データを収集する。トランスジューサーは問題の部分に、患者の身体を通って注意深く操作されるカテーテルの末端に固定されている。本システムにおいては、周囲の血管組織の血管内超音波データを得るために、カテーテルを血管器官の内側を通って操作される。ＩＶＵＳシステムのコンソール１０は例えば、C-VIS Clearview Imaging Systemであり、トランスジューサーは、少なくとも２０ＭＨｚの周波数をもつ超音波装置の機械的に回転される単一素子である。超音波装置はまた、各トランスジューサーが固定位置から半径方向にデータを獲得する、３６０°を網羅するように、円周上に配置されたトランスジューサーの配列である可能性もある。
【００１７】  超音波データを収集する代表的工程は以下のようである。一旦トランスジューサーが血管物体内の所望の地点に到達すると、トランスジューサーがパルスを発振し、次いで約７マイクロ秒間、エコーを獲得する。それは１．５°回転して、再度パルスを発振する。これが、３６０°にわたり２４０本の走査線について繰り返される。各走査線において獲得される試料数はトランスジューサーにより記録されたエコーの深度及び最終的には画像の解像度を制御する。画像再生処理装置１５が粗製超音波データからの画像を再生する。再生は通常の当業者に既知の画像再生法を使用して実施される。本出願は画像再生を目的をしないので、詳細には考察されない。代表的な再生超音波画像は血管の断面図を示す図６Ａに示されている。
【００１８】  超音波データは回転しているトランスジューサーにより半径方向に収集される。走査線が獲得される時の各点のトランスジューサーの回転位置が画像を作成するために使用される。従って、データは各データが角度θ及びそれと関連する半径Ｒをもつ極座標フォーマットにおけるものである。しかし極座標画像は使用者が視覚的に解釈することが困難であるので、極座標データはｘ及びｙの直交座標画像座標に変換される。この工程は走査変換と呼ばれる。等式（１）及び（２）は通常の極座標から直交座標への変換を示す。
【００１９】                  Ｘ＝Ｒ・ｃｏｓ（θ）                  （１）
Ｙ＝Ｒ・ｓｉｎ（θ）                  （２）
走査変換は当該技術分野で周知であり、極座標画像をつなぐこと、近位のピクセルの二本線の内挿を使用するＲ及びθからの対応する直交座標の位置を計算すること及び極座標の位置におけるピクセル値を直交座標の位置に指定すること、により実施される。一旦画像データが作成されると、画像分析法２０が以下に詳細に説明される画像データを分析する。
【００２０】  図２において、ＩＶＵＳの画像分析工程のブロック図が示されている。前記に説明されたように、ＩＶＵＳシステムのコンソール１０により超音波データが獲得され３０、そこでデータは超音波装置により血管物体内で半径方向に獲得される。血管内画像はあらゆる既知の画像再生工程を使用して超音波データから作成される４０。典型的な走査は血管物体の断面に沿って数百の画像を作成することができる。データは半径方向に獲得されて、次いで直交座標フォーマットに変換されるので、画像のデータは最初は極座標にある。直交座標フォーマットにおける血管内画像の断面図は図６Ａに示される。
【００２１】  一旦画像が作成されると、使用者は分析及び評価のために１枚以上の画像を選択することができる。好ましい態様においては、血管内画像は分析されて、撮影される血管物体の内腔の境界及び外皮の境界を決定する。更に、図２及び図４において、血管内画像１００が選択されて、使用者に表示される５０。使用者／オペレーターは超音波画像の読み取り並びに内腔境界及び外皮境界の適切な位置を視覚により決定することに熟練していると想定される。使用者は、使用者が境界、この場合には、内腔の境界、の縁であると考える画像上の位置に１組の境界コントロール点１０５を選択する６０。
【００２２】  図５において、最初の境界輪郭線１１０が、選択されたコントロール点１０５に基づいて作成される７０。最初の輪郭線１１０は、境界の縁の適切な位置をもたらすコントロール点をつなぐ。追加のコントロール点は使用者が選択したコントロール点１０５の間にシステムにより自動的に作成されて、境界の縁のより良い近似体をもたらすことができる。最初の境界１１０はコントロール点１０５の間を内挿することにより得ることができる。
【００２３】  更に図２において、最初の境界輪郭線１１０が作成された後に、有効な輪郭線の調整が実施されて８０、問題の実際の境界の縁に近いもしくはそのもの自体の上にある最適な境界輪郭線を得る。概括的に、有効な輪郭線の調整８０は、問題の縁に近い大まかに区画された輪郭線である最初の輪郭線１１０を採用し、それが問題の縁を発見するまで、外部及び／もしくは内部の幾つかの力の影響下で画像データ内を移動する。外部の力は、最初の輪郭線１１０が画像データ中で最も近い縁の方向に調整されるような画像データの特性から由来する。内部の力は、それらが最初の輪郭線１１０の曲率に比例するように規定され、輪郭線が１次及び２次の連続性を維持するように輪郭線の調整を制限する。好ましい態様においては、有効な輪郭線の調整８０は等式（３）のエネルギー範関数を最小にすることに基づく。
【００２４】
【数１】
0005519891.tif 000002
【００２５】  第１項Ｅcontは１次連続性を制御し、第２項Ｅcurvは２次連続性を制御する。最後の項Ｅimageは画像データから決定された画質に基づく。好ましい態様においては、画質は画像におけるピクセルに基づいた縁の強度である。もちろん、外部の拘束を制御するその他の項が所望の結果を得るための範関数に含まれることができる。パラメーター、α、β及びγは項の間の相対的インプットを制御する評価因子である。評価因子の値は範関数に対するその影響を増加するために増加させることができる。例えば、γの値を増加し、そしてα及びβの値を減少させることにより、輪郭線の調整は項Ｅimageにより全体を影響されるようにさせることができる。
【００２６】  各コントロール点１０５は血管内画像１００上のピクセルの位置に存在する最初の輪郭線１１０上の頂点に対応する。輪郭線を改善するためには、各頂点（コントロール点）の近位の位置を探索し、範関数に最小値を与える近位の位置が頂点の（コントロール点）新しい位置として選択される。移動される点の数が特定の制限値以下になるかもしくは使用者が規定した繰り返しの最大数に達するまで、すべてのコントロール点に対してこの工程を繰り返す。
【００２７】  範関数について考察すると、第１項Ｅcontは、次の等式により示されるように、すべての輪郭線の頂点間の平均の距離を採り、現在の頂点と前の頂点の位置の間の距離を差し引くことにより形成される。
【００２８】
【数２】
0005519891.tif 000003
【００２９】  前記の等式において、νiはｉth番目の頂点を表し、ｄはすべてのコントロール点１０５の間の平均距離である。この表現はコントロール点の間の均一な隙間を奨励することにより第１次連続性を満足しながら、輪郭線の曲線の収縮の可能性を除去する。平均距離に近いそれらの間の距離をもつ点はＥcont.に小さい値をもたらす。範関数の目標は最大値を発見することである。次いで、点の間の平均距離ｄをすべての繰り返しについて再計算される。
【００３０】  第２項Ｅcurvは２次連続性を促進し、曲率の項である。曲率の算定は次の等式に示される、
【００３１】
【数３】
0005519891.tif 000004
【００３２】  この表現におけるＥcurvの小さい値は輪郭線１１０がその形状を維持し角の形成を妨げる助けをする、曲率の減少を促進する。角もしくはその他の形状の特徴物が最終結果に所望される場合は、評価因子βを範関数の最小化における曲率の影響をそれに従って上昇もしくは低下するように調整することができる。
【００３３】  輪郭線１１０に作用する外部の力は範関数の第３項Ｅimageで表される。第３項の定義は、輪郭線１１０がどんな画像の特徴物もしくは特性に引き付けられるかを制御する。好ましい態様においては、Ｅimageは画像のグレディエント値に基づく。前記に説明されたように、超音波のデータはトランスジューサーにより半径方向に獲得され、従って、そのデータは極座標の本質をもつ。従って、境界輪郭線１１０の調整に影響を与えるために画像のより正確なグレディエント値を得るためには、グレディエント値は血管内画像１００の極座標の画像から決定される。
【００３４】  図６Ａ〜Ｂ及び７Ａ〜Ｂにおいて、境界輪郭線を最適化するために使用されるグレディエント画像の作成が示される。使用者により選択された最初の血管内画像１００は図６Ａに示される。最初の境界輪郭線１１０は図４及び５に示されたこの画像から作成される。
【００３５】  図３において、グレディエント画像を作成し、境界輪郭線１１０を最適化するための工程が示されている。血管内画像１００は図６Ａの直交座標フォーマットで示され、図６Ｂに示されるように、極座標の画像６００に変換される３００。前記に説明されたように、境界輪郭線１１０の調整に影響を与えるであろう画像特徴物は極座標の画像６００のグレディエント値である。極座標の画像６００は当該技術分野で知られるような図６Ｂ上で水平方向に区画されている複数の半径方向の走査線（図示されていない）を含む。各走査線は、各ピクセル値が例えば、８−ビットのシステムに対しては０と２５５の間の数（ここで０は黒を表し、２５５は白を表す）を表す、複数のピクセル値を含む。一旦極座標の画像が作成されると、血管物体の境界は各走査線に沿って半径方向に決定される３０５。好ましい態様においては、境界の決定は、フィルターが［−６，−，４，−，２，０，２，４，６］である、各走査線上に一次元のグレディエントフィルターをかけることにより実施される。フィルターは半径方向の各走査線のピクセルにかけられ、フィルターをかけられたグレディエントのピクセル値は
ピクセル値Ｄ＝（−６Ａ）＋（−４Ｂ）＋（−２Ｃ）＋（０Ｄ）＋（２Ｅ）
＋（４Ｆ）＋（６Ｇ）                              （６）
により見いだされる。
【００３６】  そこでアルファベット文字Ａ〜Ｇはピクセルの灰色の値を表す。現在のピクセルはＤであり、その新規のグレディエント値は、３個の以前のピクセルＡ、Ｂ及びＣ並びに現在の走査線に沿った半径方向におけるそれに続く３個の値Ｅ、Ｆ及びＧの値に基づいて決定される。もちろん、画像の縁を半径方向に決定するために使用することができる当該技術分野で知られた多数のグレディエントフィルターが存在する。グレディエントフィルターをかけることにより、縁の近位の画像のピクセル値は画像中の他の値から識別されたグレディエント値になる。
【００３７】  図７Ａにおいて、図６Ｂの極座標の画像６００にグレディエントフィルターをかける結果である、グレディエント画像が示される。領域７００は血管中に挿入されたカテーテルを表し、７０５はカテーテル７００の縁である。領域７１０は血管の内腔を表し、境界７１５は内腔の境界である。血管の外皮の境界は７２５により表される。内腔境界７１５と外皮境界７２５との間に横たわる領域７２０は血管内のプラークの堆積物を表す可能性がある。次いで極座標のグレディエント画像を、図７Ｂに示される直交座標フォーマットのグレディエント画像７３０に変換する３１０。この変換はグレディエント画像７３０を最初の境界輪郭線１１０、最適化された境界輪郭線３１５を含む血管内画像１００と同様なフォーマット中に置く。
【００３８】  グレディエント画像７３０のグレディエント値は最小化及び輪郭線調整のための項Ｅimageを計算するために使用される。境界輪郭線１１０はグレディエント画像７３０に認められる縁の境界に基づいて最適化される３１５。項Ｅimageは
【００３９】
【数４】
0005519891.tif 000005
【００４０】により見いだされる。最初の境界輪郭線１１０を最適化することは、現在のコントロール点が近隣のピクセルの方向に移動されるべきか否か決定するために、各コントロール点１０５の近位のピクセルを評価することを含む。
【００４１】  図８においては、移動している境界輪郭線の頂点の近位の接近の図が示される。現在の境界のコントロール点１０５は頂点Ｖiにより表され、その２個の隣接のコントロール点はＶi-1及びＶi+1により表される。ピクセルの近隣物８００はＶiに隣接するピクセルの位置で示される。血管内画像１００における現在のコントロール点のｘ、ｙ位置がグレディエント画像中のＶiの位置として使用され７３０、近接ピクセル８００を識別する。各頂点Ｖ及びその近接物８００に対して、項Ｅimageは等式の最小及び最大の項である近接物８００の最小及び最大グレディエント値を決定することにより計算される。頂点Ｖi位置におけるグレディエント値はｇにより表される。マイナスの値のような最小のＥimage値をもたらす近接物８００の位置は、それが大きいグレディエント値であることを意味する。大きいグレディエント値は具体的には、境界の縁上もしくはその近位にあるものである。従って、輪郭線は強力なエネルギーで縁に引き付けられるであろう。例えば、計算後、頂点Ｖiはピクセルの位置８０５に移動されるかも知れない。等式（１）により、エネルギーＥは近接物８００中の各位置について計算され、現在の頂点Ｖiは最小値を与える位置に移動される。このように、境界輪郭線１１０の頂点は画像データ内で移動する。境界の輪郭線１１０を調整するための影響を与える因子（図５に示される）は、内腔の境界の半径方向に決定された縁である図７Ｂに示された境界輪郭線７１５である。最終的な最適化された輪郭線は繰り返し工程が完了した時に得られる。
【００４２】  図９において、最終的な内腔の境界輪郭線９００が、使用者が見ることができるように最初の画像１００上に重ねられている。最終的な輪郭線９００は最初の境界輪郭線１１０の最適化の結果である。次いでこの工程を繰り返して、血管の外皮の境界を決定する。この工程において、使用者は外皮の境界の近位に１組の境界点を選択する。前記のように輪郭線を作成し、最適化される。しかし、図７Ｂに示した（外側の円形の境界）識別された境界輪郭線７２５は内腔の境界７１５よりむしろ有効な輪郭線の調整８０に影響を与えるために使用される。前記に説明されたように、境界７２５はグレデイエントフィルターを使用する極座標の画像６００から半径方向に決定される識別された輪郭線である。
【００４３】  図１０において、血管を表す断面図は代表的な最終内腔境界９００及び最終外皮境界９１０を表す。これらの境界が本発明のシステムで決定された後に、血管の分析９０が実施される。これらの分析は内腔９２０のサイズを決定し、内腔境界９００と外皮境界９１０の間に示されたプラーク９２５の厚さを決定することを含む。更に、断面積、質量中心、最大直径、最小直径及び離心率を含む内腔／外皮境界の測定値が決定される。更に、断面積、最大の厚さ、最小の厚さ、離心率及び閉塞率を含む、血管のプラーク測定値が決定される。
【００４４】  本発明は即時的に血管を診断する能力を提供する。例えばＩＶＵＳ画像データが患者から収集され、画像が再生される。手術室にいる使用者が画像の選択された部分に対して現在の境界の決定を実施することができる。医師は即時的に、内腔のサイズ、閉塞率、及び血管についてのその他の情報を戻す血管の分析を受け取ることができる。分析に基づき、医師は即座に、必要なステントもしくはバルーンのサイズを決定し、疾病の進展を評価し、もしくは医学的な注目を要する可能性がある血管のサイズの変化を認識することができる。
【００４５】  図１１において、本発明は１組の血管内超音波画像から三次元の表面輪郭線を作成する。６枚の連続画像片もしくはフレーム０〜５が示されている。これら６枚の代表的フレームは超音波走査中に得られた数百枚の画像を含む可能性がある多数のセットのフレームの一部であることを理解しなければならない。血管の内腔の三次元の表面の輪郭線を決定するために、使用者は最初の輪郭線のモデルを作成するために一連の連続画像フレームから開始フレーム及び終結フレームを選択する。この場合には、フレーム０を開始フレームとして、フレーム５を終結フレームとして選択されている。開始及び終結フレームはフレームの連続において内腔の境界の視覚的な類似に基づいて選択される。言い換えれば、開始フレーム、終結フレーム及びそれら間の中間フレーム１〜４はそれぞれ類似した内腔の輪郭線を有する。実質的に異なる内腔輪郭線を示すフレームは、選択された開始及び終結フレーム群の中には含まれないであろう。
【００４６】  図１１においては更に、使用者は開始フレーム０において内腔境界の近位に１組の開始コントロール点１０００を選択する。その点は使用者が境界であると考える位置に選択される。終結コントロール点１００５の１組を同様に、終結フレーム５上に選択する。次いでコントロール点を内挿して、図１２に示されるように、開始する最初の輪郭線１０１０及び、終結する最初の輪郭線１０１５を作成する。開始及び終結の最初の輪郭線に基づき、それぞれの中間のフレーム１〜４に対してそれぞれ輪郭線１０１１〜１０１４として表された輪郭線が自動的に作成される。例えば中間の輪郭線は開始フレーム０と終結フレーム５の最初の輪郭線の間に内挿することにより作成することができる。一旦最初の内腔の境界輪郭線が決定されると、それらはフレーム０〜５に対応する血管の部分内の内腔に対する三次元の表面データを区画する。
【００４７】  図１３においては、図１２に示された最初の輪郭線１０１０〜１０１５が、前記の有効な輪郭線作成法に従って最適化されている。しかしエネルギー等式Ｅは以下のような付加的項Ｅcurvを含む、
【００４８】
【数５】
0005519891.tif 000006
【００４９】  境界輪郭線は３次元にあるので、今度は曲率の項は、横方向の曲率の拘束条件であるEcurv，T及び縦方向の曲率の拘束条件であるＥcurv，Lを含む。これらの項は、縦方向の連続性が維持され、輪郭線のねじれを防止するように、点の動きを制限する。項の計算は、コントロール頂点Ｖが異なることを除いて、前記に説明されたものと同様である。三次元のモデルにおいてはＶiは現在の画像のフレームからの頂点であり、Ｖi-1は以前のフレームからの頂点であり、そしてＶi+1は次のフレームからの頂点である。従って隣接フレームからの双方向の画像データが、境界輪郭線を最適化するために使用される。
【００５０】  エネルギー等式が一度でフレーム０の最初の輪郭線１０１０上の各境界のコントロール点につき計算される、輪郭線の調整が前記のように繰り返して実施される。次いで次のフレーム１に処理を移動する。終結フレーム５がそのコントロール点すべてについて１回の繰り返しで最適化された後、開始フレーム０につき工程を繰り返し、エネルギーの等式に対して使用者が選択した制限条件が満足されるかもしくは、使用者が選択した繰り返し数が実施されるまで、フレームに対して工程を循環し続ける。前記のように、エネルギー等式の目的は内腔の境界の縁の方向に輪郭線上の各点を調整することによりその値を最小にすることである。各フレームの最終輪郭線は内腔の実際の境界輪郭線の最適な図になる。最終的な最適化境界輪郭線１０２０〜１０２５はそれぞれ、フレーム０〜５における輪郭線１０２０〜１０２５として図１３に示されている。
【００５１】  図１４には、本発明から得られた１組の最終的最適化輪郭線から決定された血管の内腔の三次元の表面の輪郭線が示されている。表面のデータは１つのフレームから次のフレームへの境界輪郭線のデータを使用することにより相関される。本発明は、使用者からのインプットを、開始及び終結画像フレーム上に要求するのみであるので、使用者のための境界決定を簡略化させる。中間の画像フレーム上の境界は自動的に決定される。従って、数百の画像フレームを、開始及び終結フレームの間のフレームの選択的分類により使用者により早急に処理することができる。例示的テストの結果により、本発明により、輪郭線は約２０分間に約１８０枚の画像フレームについて決定されたことが示される。それに対し、１０枚の画像の輪郭線を手動でトレースするためには使用者は具体的には約１時間を要する。
【００５２】  図１５においては、内腔輪郭線１０３０及び外皮輪郭線１０３５を含む画像フレーム０が示される。外皮輪郭線を決定するために、血管の外皮境界の近位にあると考えられる位置の画像上にコントロール点を選択することにより工程を繰り返す。もちろん、使用者は選択された開始フレーム及び終結フレーム上で内腔境界及び外皮境界の双方につき境界のコントロール点を選択する処理は同時に実施することができる。一旦外皮境界のデータがすべてのフレームにつき発見されると、内腔の境界輪郭線データ及び外皮の境界輪郭線データを比較することによりプラーク分析を実施することができる。画像獲得期間のトランスジューサーの位置を追跡することにより決定されるように、各フレームの間の距離を知ることにより、プラークの体積のような体積の情報を計算することができる。
【００５３】  本発明は好ましい態様につき説明された。本明細を読み、理解すると、修飾及び他への変更は明らかである。それらが付記の特許請求の範囲及びその同等物内に入る限りそれらの修飾物及び変更物すべてを含むことが意図される。
【図面の簡単な説明】
【図１】  全体的超音波撮影システムのブロック図である。
【図２】  本発明に従う超音波データを獲得そして分析する工程図である。
【図３】  本発明に従う半径方向に決定された境界に基づいて境界輪郭線を最適化するブロック図である。
【図４】  内腔の境界の近位の選択された境界点を示す血管内超音波画像である。
【図５】  図４の境界点から作成された最初の境界輪郭線を示す。
【図６Ａ】  直交座標フォーマットにおける血管内画像である。
【図６Ｂ】  極座標フォーマットにおける図６Ａの画像である。
【図７Ａ】  フィルター後のグレディエント画像としての図６Ｂの画像を示す。
【図７Ｂ】  直交座標フォーマットに走査変換された図７Ａのグレディエント画像である。
【図８】  本発明に従うピクセルの近位で移動している輪郭線の頂点の図である。
【図９】  本発明に従う最終の境界輪郭線をもつ図５の血管内画像を示す。
【図１０】  その内腔サイズ及びプラークの厚さを示す血管の図である。
【図１１】  コントロール点が開始及び終結フレーム上に選択される、一連の画像フレームを示す。
【図１２】  各フレームの最初の内腔の境界輪郭線を含む画像フレームの配列を示す。
【図１３】  各フレームの最適化された内腔の境界輪郭線を含む、画像フレームの配列を示す。
【図１４】  本発明に従う最適化された内腔の境界輪郭線のデータから決定されたような、内腔の三次元の表面の輪郭を示す。
【図１５】  画像フレームのための内腔及び外皮の輪郭線を示す。
【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６Ａ】
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【図６Ｂ】
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【図７Ａ】
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【図７Ｂ】
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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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【図１４】
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【図１５】
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