【手続補正書】
【提出日】平成17年7月21日(2005.7.21)
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】発明の名称
【補正方法】変更
【補正の内容】
【発明の名称】血管内超音波イメージングシステムにおける空間フィルタリング方法及び装置
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】特許請求の範囲
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
血管内超音波イメージングシステムにおける連続する血管内超音波血管イメージ間の相対運動を決定する方法において、この方法が、
超音波発生手段によって超音波を発生し、
血管内ターゲットからの超音波エコーをトランスデューサによって受信信号に変換して、血管内超音波血管イメージの第１のイメージフレームに対するｒ−θ極座標での第１のイメージデータを得、且つ血管内の超音波血管イメージの第２のイメージフレームに対するｒ−θ極座標での第２のイメージデータを得、前記第２のイメージフレーム及び第１のイメージフレームが連続するイメージフレームであり、
スキャン変換に先立って、前記第１のイメージデータと前記第２のイメージデータとを比較して、前記第１のイメージフレームから前記第２のイメージフレームへの相対運動の形態及び量を決定する方法。
【請求項２】
スキャン変換に先立って、前記第２のイメージフレームを前記第１のイメージフレームに合わせ直すため、前記第１のイメージデータの一部と相関する前記第２のイメージデータ内の関心のある矩形領域を使用して、前記直交ｒ−θメモリ空間内で前記第２のイメージデータと前記第１のイメージデータとの間でイメージ安定化分析を達成し、そして
前記血管内超音波血管イメージの安定化イメージ表示を表示する工程からなり、
前記比較する工程が直交ｒ−θメモリ空間で行われる請求項１記載の方法。
【請求項３】
前記第１のイメージフレーム及び前記第２のイメージフレームが、血管内領域の連続するスライスであり、前記スライスが血管内超音波イメージングシステムからの複数の半径方向ベクトルから構成される請求項１記載の方法。
【請求項４】
前記第１のイメージデータ及び前記第２のイメージデータが前記ｒ−θメモリ空間に記憶されるデジタル情報として取得される請求項１記載の方法。
【請求項５】
前記比較する工程が、前記第１のイメージから前記第２のイメージへの相対運動を決定し、前記相対運動が脈動、回転、又は面内並進運動、及び／又はこれらの組合せである請求項１記載の方法。
【請求項６】
θの或る領域に対して、前記第１のイメージデータから前記第２のイメージデータへ半径方向の大きさのみで変化することは、脈動を示す請求項５記載の方法。
【請求項７】
前記変化が負であると収縮を示し、前記変化が正であると膨張を示す請求項６記載の方法。
【請求項８】
ｒの或る領域に対して、前記第１のイメージデータから前記第２のイメージデータへθみで変化することは、回転を示す請求項５記載の方法。
【請求項９】
前記第１のイメージデータから前記第２のイメージデータへの半径方向での大きさの最大の差が、特定のθで発生し、この最大の差が面内並進運動の大きさを示し、前記特定のθが前記面内並進運動の方向を示す請求項５記載の方法。
【請求項１０】
スキャン変換に先立って、前記直交ｒ−θメモリ空間内で一時的フレームフィルタリングを達成する請求項２記載の方法。
【請求項１１】
超音波を使用して血管内ターゲットからのエコーからｒ−θ極座標でイメージデータを取得して、血管内イメージを形成するトランスデューサ、
前記トランスデューサ及び前記血管内イメージを表示するためのディスプレイに結合することができる信号処理装置、
コンピュータ読出可能プログラムを格納するコンピュータ読出可能媒体であり、このコンピュータ読出可能媒体は、前記信号処理装置によって読み出されるように結合され、前記コンピュータ読出可能プログラムは、スキャン変換に先立って、第１のイメージフレームに対する前記血管内ターゲットの第１のイメージデータと第２のイメージフレームに対する前記血管内ターゲットの第２のイメージデータとを直交ｒ−θメモリ空間で比較し、前記第１及び第２のイメージは連続したものであり、前記コンピュータ読出可能プログラムは、前記血管内イメージの表示を提供するために、前記第１のイメージフレーム及び前記第２のイメージフレーム間の相対運動の形態及び量を決定する前記コンピュータ読出可能媒体、から成る超音波血管イメージングシステム用装置。
【請求項１２】
前記コンピュータ読出可能プログラムが前記相対運動を決定することか可能であり、前記相対運動が、回転、脈動、又は面内並進運動、及び／又はそれらの組合を含んでいる請求項１１の装置。
【請求項１３】
前記コンピュータ読出可能プログラムが、更に、スキャン変換に先立って、前記第２のイメージフレームを前記第１のイメージフレームに合わせ直すために、前記第１のイメージデータの一部と相関する前記第２のイメージデータ内の関心のある矩形領域を使用して、前記直交ｒ−θメモリ空間内で前記第２のイメージデータと前記第１のイメージデータとの間でイメージ安定化分析を達成する請求項１２記載の装置。
【請求項１４】
或るθ範囲に対して、前記第１のイメージデータから前記第２のイメージデータに、半径方向の大きさのみに変化がある場合には、前記コンピュータ読出可能プログラムが、前記相対運動を脈動と決定することができる請求項１２記載の装置。
【請求項１５】
前記脈動は、前記変化が負の場合は、収縮であり、前記変化が正の場合は、膨張である請求項１４記載の装置。
【請求項１６】
或る距離ｒ範囲に対して、前記第１のイメージデータから前記第２のイメージデータに、θのみに変化がある場合には、前記コンピュータ読出可能プログラムが、前記相対運動を回転と決定することができる請求項１２記載の装置。
【請求項１７】
特定のθで発生する前記第１のイメージデータから前記第２のイメージデータへ半径方向の大きさで最大の差が有る場合は、前記コンピュータ読出可能プログラムが、前記相対運動が面内並進運動であると決定することができ、前記コンピュータ読出可能プログラムが、前記最大の差を決定して面内並進運動の大きさを示し、前記特定のθが面内並進運動の方向を示す請求項１２の装置。
【請求項１８】
前記第１及び第２のイメージフレームからの前記相対運動が、前記血管内のトランスデューサの移動によって引き起こされる請求項１２記載の装置。
【請求項１９】
前記第１及び第２のイメージフレームからの相対運動が前記血管の移動によって引き起こされる請求項１２記載の装置。
【請求項２０】
前記第１及び第２のイメージデータがデジタル情報として取得される請求項１２記載の装置。
【請求項２１】
前記第１及び第２のイメージデータが始めはアナログ情報として取得され、前記装置が更に、前記アナログ情報をデジタル情報に変換するためのアナログ−デジダル変換器を含む請求項１２記載の装置。
【請求項２２】
前記コンピュータ読出可能プログラムが更に、スキャン変換に先立って、前記直交ｒ−θメモリ空間内で、一時的フレームフィルタリングを達成する請求項１３記載の装置。
【手続補正３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】発明の詳細な説明
【補正方法】変更
【補正の内容】
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の背景技術】
本発明は、高解像度血管内イメージング（画像形成）に関し、特に、強調されたイメージ表示に必要な効率的且つ正確なイメージ処理のための超音波イメージング及び技術に関する。
【０００２】
内腔あるいは血管内超音波システム（以下ＩＶＵＳともいう）のいくつかの形態では、血管内に配置されたカテーテルプローブ内の超音波１方向性励起装置／検出器が血管の内部から放射された超音波エネルギーのエコーから信号データを得るために使用されている。内腔超音波イメージングにおいては、血管壁構造の高解像度イメージの生成には、高い超音波振動数におけるイメージングが必要となる。カテーテルにおけるトランスデューサから合焦された超音波圧力波を半径方向に指向し、目標領域から同じトランスデューサにおけるエコーを収集することによってベクトルが形成される。回転するトランスデューサからの半径方向の複数のベクトルは像フレームを含んでいる。信号処理装置は、得られたデータによってイメージ処理を行い、ラスタースキャンディスプレイモニター上に血管内部イメージの表示を提供する。
【０００３】
正確な診断を容易にし及び／又は複雑な医学的手順を実行するために血管内部の検査において血管内部表示イメージは医者あるいはその他の熟練技術者によって使用されるので、表示イメージは極力安定しており、かつ正確であり、心地よく見られることが重要である。
【０００４】
しかし、心臓の収縮及び拡張の動きによる血管及びその内部の動きによって、表示イメージがフレーム毎に動き、これによって、血管領域の不安定な映像を生じる結果となる。これらの動きが発生すると、安定でかつ正確な血管内イメージ表示を提供するために必要な信号処理が複雑化する。イメージが動いたかあるいはどれぐらい動いたかをフレームベース毎に決定することは、正確なイメージ表示にとって重要である。すなわち、この結果として、連続的なフレームのイメージをその動きに対して補償するように調整できるからである。
【０００５】
血管内超音波像形成では、カテーテルと解析する必要のある血管との間のしばしば遭遇する３つの相対運動形態は、脈動、回転、及び面内並進である。これらの３つの動きは、血液が血通常管の長さ方向に沿って流れる血管に対して横方向の断面となる平面の状況に関して述べられる。特に、脈動は、血管及び血液領域の均一なあるいは不均一な内部及び外部半径方向の動きに関係する。回転は血管の中心の位置に関する血管及び血管領域のターンに関係する。面内並進は、血管及び血管領域の平面内の動きに関する。もちろん、血管内部超音波像形成においては、これらの３つの形態の動きのいくつかの組合せに、遭遇し、正確で及び／または安定したイメージ表示を提供するように効率的に解析しなければならない。
【０００６】
イメージ変位の問題は、血管内イメージ形成システムにおいては複雑な問題と成り得るものであって、表示イメージの品質及び正確性に大きな影響を与える。表示イメージの品質及び正確性は、複雑で、しばしば、リアルタイムの観察に基づいて生命にかかわる処置を行い、かつ表示イメージに対して反応する医者にとって極めて重要である。たとえば、心拍が血管を脈動させ、複雑な方法で動く場合には、従来のシステムでは、この急激な動きを示し、医者にとっては極めて見るのが困難となり、血管内でなにがおこっているのか、判断するのが困難になる。したがって、発生している動きの形態と量を決定することは極めて重要であり、これによって、正確なイメージ表示を得ることができる。さらに、イメージを動かし、これらの動きを補償するように調整することによって表示イメージを安定させることができる。データを得た後にイメージ処理を用いて表示イメージをフレームベース毎に十分に安定化させることがいくつかの用途では望まれている。一旦イメージが安定化された後、血管スペックルのためのテンポラルフィルタリング及び他のイメージ強調技術が矯正しかつフィルタリングしたイメージを見るために既存の手段及び技術によって行われる。
【０００７】
図１は、血管内イメージ表示のために使用される従来の超音波イメージ形成システムを示している。図１に示すように、特別仕様の信号処理装置１０がカテーテルプローブ１３を有する超音波イメージ形成システム１２とともに仕様されており、超音波ビーム１４は、超音波発信装置すなわち励磁装置１６によって発信される。図１の超音波イメージシステムは極座標（ｒ、θ）の血管内イメージのためのデータ取得を実行する。情報の半径方向のスポークすなわちベクトル１８はトランスデューサ２２における超音波反射に基づいて、目標物２０（血管の内壁）から収集される。特に、情報は、血管２０内のカテーテル１３内で（角度θで）回転するとき、励磁装置１６から狭い超音波サンプリングビーム１４を放射することによって収集される。反射は、ある範囲を越える大きさで測定され、各ベクトルの半径に単位距離（ｒ）の関数としての大きさでトランスデューサによって記録される。イメージは、図１に示すように、血管２０の構造の断面の“スライス”で表示され、壁構造（血管内面）２６及血液（血管部）２４の内腔を含んでいる。このイメージデータは、使用される特定のシステムに基づいて、アナログあるいはデジタル情報の何れかのものとして最初に得ることができる。
【０００８】
この得られたデータは、スキャンされた（スイープされたあるいは回転された）二次元イメージにおける点を表す画素に変換される。該画素は、たとえば、黒と白の間のグレースケールによる値が割り当てられる。もちろん、他の実施例においては、この割り当てられた値は、カラースケールによるものとすることもできる。従来の血管内超音波イメージ形成システムがイメージデータを得た後において、信号処理装置１０は、得られたイメージデータをスキャン変換し、その後ラスター処理され、スキャン変換されたイメージデータをフレームベース毎に安定化し、その後、イメージ処理装置１０に結合された表示装置３０用のラスターイメージを与える。スキャン変換は、信号処理装置１０内の表示メモリ３２に格納するために、デジタル化取得イメージデータをｘ−ｙラスター化イメージデータに変換することに関係する。極座標（ｒ、θ）における取得データの直交座標（ｘ、ｙ）に表示される画素へのスキャン変換は、純粋に数学的な領域の変換（ｘ＝ｒｃｏｓθと、ｙ＝ｒｓｉｎθ）に関係する。したがって、極座標で得られた同じサンプル点は矩形座標における画素符号に一致したりしなかったりする。したがって、極座標のサンプル点の間の補間（interpolation）が、ｘ−ｙラスターイメージにおける各画素をあるためにしばしば必要となる。さらに、いくつかの最初に得られたデータが、補間の解像度が、“極データ取得”から“直交スキャン変換”への変換を明確化するのに不十分であることにより、スキャン変換の実行によって失われることは明らかである。したがって、スキャン変換の品質が変化するとき、極座標で得られたデータからスキャン変換ｘ−ｙラスターイメージ表示を与える従来の血管内超音波イメージシステムは、補間が必要となるため不正確なデータ表示を与えることとなる。
【０００９】
スキャン変換（及びアナログ的に得られたデータのＡ／Ｄ変換）に続いて、従来の血管内超音波イメージ形成システムに使用される信号処理装置は、スキャン−変換されたｘ−ｙイメージデータに基づく校正技術によってイメージ処理解析を実行する。そのような校正技術の例は、“迅速デジタルイメージ位置合わせのためのアルゴリズムのクラス”ダニエル・バーニー、ハービー・シルバーマン、コンピュータによるＩＥＥＥ取引、第１７９−１８６頁、Ｖｏｌ．Ｃ−２１，Ｎｏ．２，１９７２、２月及び“形態的校正と絶対平均誤差基準”第１５６８−１５７１頁、音声スピーチ及び信号処理の国際会議のＩＥＥＥ手続き・１９８９に詳細が議論されている。いずれの文献もすべての目的のために本書に参照によって組み入れる。
【００１０】
スキャン変換(scan-convert)されたｘ−ｙイメージデータへのそのような相関技術を使用して、血管内超音波システム(intravascular ultrasound system)における従来の信号プロセッサは、どのような形態の及びどの位多くの動きが発生したかを決定するために連続するイメージフレームを比較し、それにより、第２のイメージフレームを第１のイメージフレームに合わせ直すことができ、また修正されたイメージを表示させることができる。詳細には、イメージフレームの「関心領域(region of interest)」すなわち「ウィンドウ」が選択され、その関心領域は、その関心領域より大きい「サーチ領域」と比較され、また関心領域と（１の大きさがあるくらいの）最大の相関があるところである、サーチ領域中の特定の位置を探し出すために、その関心領域は、サーチ領域でのすべての可能なステップを通して動かされる。相関のピークの位置は、どのようにイメージが動いたかを決定するために使用される。このようにして、イメージのフレーム毎の(frame-by-frame)動きの形態及び量を決定することができ、及び第２のイメージを第１のイメージ中のその位置へ合わせ直すことができ、それにより動きを補償するように、表示されるイメージを調節又は修正することができる。
【００１１】
血管内超音波システムにおける特定のイメージング環境では、種々のモーションを直交の座標（ｘ，ｙ）で満足に分析することができることを主な理由として、従来の関心領域は、長方形（例えば、正方形）であった。特に、ｘ−ｙ座標領域中の従来の長方形の関心領域を使用するスキャン変換後のイメージ処理分析は、動きをそれのｘ−成分とｙ−成分とに分けることによって平面内の平行移動(translation)を簡単に扱う事ができる。ｘ−ｙ座標領域での従来の長方形の関心領域を使用する回転の動きも、アークタンジェント関数を使用することにより、非常に簡単に扱われる。しかし、脈拍は従来のイメージ処理分析が想定している堅い体の動きを乱すため、それを分析することは難しくまた複雑である。従って、長方形の関心領域を使用する走査変換後のイメージ処理分析による従来のシステムは、限られた正確さによりイメージ表示を発生させることができる計算を使用することにより、脈拍により起きる堅くない体の動きを補償しなくてはならない。例えば、長方形の関心領域は、より大きい関心領域内の複数の（例えば、４つの）長方形のサブ関心領域、及びそれぞれの長方形のサブ関心領域のために実行されるイメージ処理に分けることができる。それぞれの長方形のサブ関心領域のお互いに関する個々の動きは、未修正のままでどのくらい多くの脈拍が起きたかを決定するために使用される。従来の超音波血管内のイメージ処理システムは、このようにして、特に脈拍のような動きが存在するとき、血管内のイメージの劣悪なすなわち不正確な表現を表示することに限定されることがある。
【００１２】
上述のことより、改善された方法及び装置が、超音波血管内イメージングシステムでの表示のために、より正確な及び／又は安定したイメージを提供するために必要である。
【００１３】
【発明の概要】
本発明の方法及び装置は、従来の方法及びシステムより優れた正確さをイメージに提供する。具体的には、本発明は、血管内超音波イメージングで、脈拍、回転、又は平面内の平行移動、又はそれらのある組合わせのような動きに遭遇したときの正確なイメージングの問題に取り組むために特に有用である、空間フィルタ(spatial filter)の方法及び装置を提供するが、他の環境でのイメージングシステムに適用することも可能である。
【００１４】
特定の実施形態によると、本発明は、血管内の超音波血管(intravascular ultrasound blood vessel)の連続するイメージの間の相対運動を決定する方法を提供する。この方法は、血管内のターゲットからの超音波エコーを生成するように血管内のターゲットを超音波エネルギーで照射するステップと、血管内超音波血管イメージの第１のイメージフレームに対するｒ−θ極座標での第１のイメージデータ、及び血管内超音波血管イメージの第２のイメージフレームに対するｒ−θ極座標での第２のイメージデータを得るように、その血管内のターゲットからの超音波エコーを受信信号に変換するステップと、を含む。第２のイメージフレーム及び第１のイメージフレームは連続したイメージフレームである。この方法は、第１のイメージフレームから第２のイメージフレームへの相対運動の形態及び量を決定するために、第１のイメージデータと第２のイメージデータとを、走査変換の前に比較するステップも含む。他の具体的な実施形態では、この方法はまた、第２のイメージフレームを第１のイメージフレームに合わせ直すために、第１のイメージデータの一部と相関する第２のイメージデータ中の長方形の関心領域を使用することにより、直交のｒ−θメモリ空間での第２のイメージデータと第１のイメージデータとの間のイメージ安定化分析(image stabilization analysis)をスキャン変換の前に実行するステップと、血管内超音波血管イメージの安定したイメージ表示を表示するステップと、を含み、比較するステップは、直交のｒ−θメモリ空間でなされる。
【００１５】
他の具体的な実施形態によると、本発明は、超音波血管イメージングシステムのための装置を提供する。その装置は、血管内のイメージを形成するために、超音波を使用して血管内ターゲットからのエコーから、ｒ−θ極座標でのイメージデータを取得するためのトランスデューサと、そのトランスデューサ及び血管内のイメージを表示するためのディスプレイに結合させることができる信号処理デバイスと、を含む。その装置は、コンピュータ読み取り可能なプログラムを記憶するコンピュータ読み取り可能な媒体も含む。信号処理デバイスにより読み出されるように結合された、そのコンピュータ読み取り可能な媒体は、第１のイメージフレームに対する血管内のターゲットの第１のイメージデータ、及び第２のイメージフレームに対する血管内のターゲットの第２のイメージデータを、走査変換の前に、直交のｒ−θメモリ空間で比較するためのものである。その第１及び第２のイメージフレームは連続している。そのコンピュータ読み取り可能なプログラムは、血管内のイメージの表示を提供するために、第１のイメージフレームと第２のイメージフレームとの間の相対運動の形態及び量を決定する。
【００１６】
本発明のこれら及び他の実施形態は、それの利点及び特徴と共に、以下の文章及び添付の図面に関連して詳細に説明される。
【００１７】
【発明の実施の形態の説明】
発明は、以下に記載する通り、実空間での、血管内超音波イメージングシステムにおけるイメージ処理のための環状の関心領域の使用であって、従来の矩形の関心領域の使用に比べてさらに正確な前記使用を提供する。望ましくは、そのような環状の関心領域の使用は、極座標における元の獲得イメージと一致し、スキャン変換に先立ってデータサンプルについて行うイメージ安定化プロセシング解析のための、全ての獲得データサンプルの保持を可能にする。したがって、表示装置上に表示されるイメージは、さらに正確なものとなる。なぜなら、従来のイメージ処理と異なり、補間の間に元の獲得データは一切失われないからである。さらに、前記環状の関心領域の使用により、形態によっては、従来のイメージ安定化アルゴリズム（補正など）の、管内超音波システムとともに使用されるイメージプロセッサへの適用も可能となる。さらにまた、以下に記載する通り、本発明の形態によるスキャン変換前イメージ安定化は、一般にスキャン変換前において行われる他の種類のイメージ処理（一時的フレームフィルタ法など）の有効性を著しく向上させ得る。
【００１８】
発明は、上に一般的に記載したような、図１に示す血管内超音波イメージングシステムに関連して使用し得る、イメージ処理方法を提供する。本発明の具体的な形態において、情報を加工するためのデータを得るには、例えば、スポークあたり２５６個のサンプル点を有するカテーテル１３から放射状に伸びた合計で２５６本のスポークで、通常は十分である。言うまでもなく、他の形態においては、これよりも少ないかあるいは多い数のスポーク及び／またはサンプル点を採用し得る。さらに、以下に記載する通り、シグナルプロセッサ１０は、本発明の具体的な形態を実施するための、コンピュータにより読み取り可能なプログラム（群）を格納するのに使用することのできる、プログラムメモリ３８を有していてもよい。あるいは、該本発明の具体的な形態を実施するためのコンピュータにより読み取り可能なプログラム（群）を、シグナルプロセッサ１０に結合したメモリに格納してもよい。メモリは、例えば、読出専用メモリ、固定ディスクドライブ、またはリムーバブルディスクドライブであってよい。
【００１９】
図２は、血管内超音波イメージングシステムを使用して表示される直交ｘ−ｙ座標の「実空間」における血管２０の断面図表示である。図２に示されるように、血管２０は血液領域２４、血液壁界面もしくは構造２６、血管壁２８を含む。血液壁界面もしくは構造２６は、例えば、血管壁２８に望ましくないことに形成されたプラークを含む場合がある。領域３４は、血管壁２８を超えた不確定領域３４を表す。前述したように、ＩＶＵＳイメージングシステムの従来のイメージプロセッサは、極座標で、図２に示される血管２０のイメージデータを取得し、取得されたデータについてスキャン変換を実施し、それから、図３に示される直交ｘ−ｙの「メモリ空間」にスキャン変換されたイメージデータ４０を記憶する。図３は、ＩＶＵＳイメージングシステムの従来のイメージプロセッサによる、直交ｘ−ｙ座標のメモリ空間における血管２０の表示イメージ４０である。イメージは、血管２０の（図２に示される「＋」で表されるような）中央に実質的に位置するカテーテルから取得される。従来のイメージングプロセッサは、イメージ安定化分析を実施するために、ｘ−ｙ座標メモリ空間の関心のある矩形の領域４２を使用する。関心のある矩形の領域４２を使用する従来のイメージプロセッサに関して、実空間の血管２０の表示（図２）は、信号プロセッサ１０のメモリ３２に記憶されるｘ−ｙラスター化イメージフレーム４０（図３）の構成に実質的に対応する。図３に示されるように、スキャン変換されたｘ−ｙ座標ラスターイメージデータ４０は、画素の配列４４（例えば、２２０画素×２２０画素であり、簡略化のために図３は、全ての画素は例示しておらず、それらのうちのいくつかだけが画素配列の左上の角に示されている）を含み、直交ｘ−ｙ座標の表示メモリ３２のメモリ空間に記憶され、それから、そのメモリ空間においてイメージ安定化目的のために分析される。サーチ領域４６内の関心のあるより小さな矩形の領域４２がイメージ安定化分析（例えば、相関）のために使用され、サーチ領域４６は、直交ｘ−ｙ座標の表示装置３０に表示されるような血管２０の「実空間」に対応する。従って、関心のある矩形の領域は、前述したようにイメージ安定化のために使用される既知の相関技術の使用を容易にする。従来のイメージ処理の関心のある矩形の領域４２は、例えば相関技術を使用するイメージ安定化分析のためのｘ−ｙメモリ空間および実空間の両方で「矩形」であることは特筆される。図２は、これを、ｘ−ｙメモリ空間（図３）の関心のある矩形の領域４２内のイメージデータに直接対応する実空間で（点線で示され、斜線でハッチングされた）関心のある矩形の領域４２を示すことにより例示する。従来のイメージ分析に関して、関心のある矩形の領域４２はｘ−ｙメモリ空間の矩形であり、スキャン変換されたｘ−ｙラスター化イメージデータについて実施されるイメージ安定化分析によりｘ−ｙ実空間の矩形の領域４８に対応する。上述したように、血管内超音波システムの特定のイメージング環境において、関心のある従来の領域は矩形（例えば、正方形）である。主に、補間による取得されたデータの損失のために不正確であっても、種々の動きを直交（ｘ，ｙ）座標で満足に分���できるからである。
【００２０】
これに対して、本発明に従うイメージプロセッサは、極座標で、図２に示される血管２０のイメージデータを取得し、取得されたデータを、直交極座標メモリ空間に、そのメモリ空間におけるイメージの動きの分析および／もしくは安定化のために記憶し、それから、分析および／もしくは安定化されたイメージデータについて表示のためにスキャン変換を実施する。直交ｘ−ｙ座標メモリ空間の関心のある矩形の領域を使用する従来のイメージプロセッサと異なり、本発明に従うイメージプロセッサは、直交ｒ−θメモリ空間の関心のある矩形の領域を使用する。図４は、本発明に従う血管内超音波イメージングシステムを使用して動きおよび／もしくはイメージ安定化分析に関して分析されるべき直交ｒ−θ座標メモリ空間における血管２０の断面図の表示である。イメージデータ５０は、（図２に示される「＋」で表されるような）血管２０の中央に実質的に位置するカテーテルから取得される。図４に示されるように、スキャン変換前のｒ−θ座標イメージデータ５０は、表示メモリ３２の直交ｒ−θ座標メモリ空間に記憶され、それから、そのメモリ空間で動きに関して分析される。ｒ−θ座標イメージデータ５０はサーチ領域であり、そのサーチ領域内の関心のあるより小さな矩形の領域５６がイメージ安定化分析（例えば、相関）のために使用される。従って、関心のある矩形の領域は、前述のように、イメージ動き分析および／もしくは安定化のために使用される既知の相関技術の使用を容易にする。従来のイメージ処理とは異なり、本発明では、ｒ−θ座標メモリ空間の関心のある矩形の領域５６は、以下に詳述するように、ｘ−ｙ座標実空間の環状もしくは「リング−形」の領域に実質的に対応する。何故ならば、本発明は、イメージデータの動きおよび／もしくは安定化分析が実施される後まで、取得されたデータについてスキャン変換を実施しないからである。より多くの取得されたデータが保有され、本発明に関し、より高いイメージ精度が可能になる。すなわち、動きが決定され、および／もしくは、安定化技術が、従来のイメージ処理によって極座標からｘ−ｙ座標への変換のために実施されるスキャン変換後補間から生じる情報の損失なしに、極座標で最初に取得されるようなイメージデータについて実施され得る。従って、極座標メモリ空間の完全なイメージデータが、ｘ−ｙラスターイメージ表示にスキャン変換される前に、動き及び／もしくは安定化について分析される。スキャン変換前イメージ安定化が本発明の実施態様に従って実施される場合、一般的にスキャン変換前に実施されるイメージ処理（例えば、一時的フレームフィルタリング、イメージ平均化、もしくは、他の方法）の効果は、以下に詳述するように、非常に高められる。
【００２１】
正確なイメージ表示を提供する際に、カテーテルと血管２０との間の相対的な動きの形態および量が決定される必要があり、それによって、イメージが再位置合わせされ、および／もしくは、正確に表示され得る様にする。本発明によるならば、直交ｒ−θメモリ空間の矩形であり、また、実空間のリング形である関心のある矩形の領域の使用は、ＩＶＵＳシステムにおいて遭遇される種々の形態の動きの直交ｒ−θメモリ空間での分析を容易にする。本発明によるならば、図５および６は、図４に示される直交ｒ−θメモリ空間の血管内イメージデータ５０に関する、脈動および循環の動きをそれぞれ示す直交ｒ−θメモリ空間の可能な連続イメージデータ６０および６５のそれぞれの簡略化された例である。この例では、脈拍の動きは、（収縮に対して）拡張であると決定され、例えば、ｒ1から（ｒ1＋Δｒ）までのθ＝０°における血液壁界面２６に関する定点の位置の差Δｒによって定量化される。当然、脈動の収縮部分は、例えば、ｒ1から（ｒ1−Δｒ）までの血液壁界面２６に関する定点の位置の差Δｒによって定量化される。図４と図６の比較によって示されるように、血管２０の循環の動きは、ｒ−θメモリ空間のθ軸に沿った変換（ｒの全ての値についてθ軸に沿った変動）として表される。本実施例では、動きは、θの正方向への循環であると決定され、例えば、θ1から（θ1＋Δθ）までの血液壁界面２６に関する突出である定点の角度位置の差Δθによって定量化される。当然、θの負方向への循環の動きは、例えば、θ1から（θ1−Δθ）までの血液壁界面２６に関する突出である定点の角度位置の差Δθによって定量化されることは、認識されるべきである。
【００２２】
例えば、普通の関連法を使って関心域５６（図4）を脈動につき像区域６０と（もしくは回転についてイメージデータと）比較すると、r−θ直交メモリスペース内で脈動（もしくは回転）についての運動の解析は容易に実施できる。脈動については脈動が像となって示される。回転については、r−θのメモリスペース内に矩形の関心域があって、相関ピークの捜索域における位置によって示されている大きさと方向だけ第２の像（図6）を第１の像（図４）に対して調整もしくは合わせる。像の表示が一般に精確である理由は、最初に得られたr−θのイメージデータがスキャン変換前運動分析で使うために全部保持されていて、従来の像処理でスキャン変換後運動分析に必要とされる内挿法のため取得イメージデータが喪失するということがないからである。
【００２３】
本発明によれば、図７は実空間での血管２０を単純化して示し、そこではカテーテルの第１の位置は血管２０の中心（図7では＋で示す）であり、血管２０内の第２の位置（図７では□で示す）は面内並進により生じる。簡単のため、図７の血管２０の半径はそれの中心から１である。図８はカテーテルが血管２０の中心にある血管を表すイメージデータ７０をr−θ直交メモリスペース内で簡単化して表わしており、これに重ねたイメージデータ７５はカテーテルを第２の位置に配置した血管２０を表している。第１の位置にあるカテーテルに対してr−θでイメージデータ７５を得ている。イメージデータ７０とイメージデータ７５を差し引くことにより、そしてイメージデータ７０とイメージデータ７５との間に最大差分が生じた角度と半径距離とを求めることにより本発明により並進を定量化できる。例えば、図８ではイメージデータ７０とイメージデータ７５との間の最大差分がθ＝π/４、すなわち約４５°で約０．８であり（７７で示す）、θ＝５π/４、すなわち約２２５°で約０．８である（７９で示す）。カテーテルの第１位置と第２位置との間で生じた並進は、イメージデータ７５に対応して示された像をイメージデータ７０に対応して示された像へ約（０．８、２２５°）の（r、θ）の値だけずらしあわせ直すことにより調整でき、またはイメージデータ７０に対応して示された像をイメージデータ７５に対応して示された像へ約（０．８、２２５°）の（r、θ）の値だけ逆にずらして合わせ直すことにより調整できる。
【００２４】
上に述べた運動解析は中心からずれたカテーテル位置、もしくは楕円形の血管に対しても適用できる。離心位置については、簡単化した血管を表しているイメージデータは周期的波形である合成曲線として現れ、楕円形の血管を表しているイメージデータはいっそう複雑な曲線として現れる。図９Ａ−９Gは、カテーテルの位置が離心している血管について本発明によりなされた運動解析を簡略にして示している。図１０Ａ−１０Gは、楕円形状の血管について本発明によりなされた運動解析を簡略にして示している。
【００２５】
図９Ａは、カテーテルの位置が離心している血管８０の円形断面を、リアルスペースで簡略に示しており、脈動して血管８０が膨張したときを一点鎖線８２で、そして血管が収縮したときを破線８４で、重ねて示している。簡単のため、血管８０の半径は中心から１であるとする。図９Bが簡単化して表示したr−θの直交メモリスペースの重ねて示したイメージデータ９０，９２そして９４は静止状態の血管８０、膨張した血管そして収縮した血管に対応している。それぞれのイメージデータはカテーテルの特定の位置に対してr−θで求めた。この例では脈動はイメージデータ９０と９２との間の、そしてデータ90と94との間の半径方向における差により定量化される。こうして脈動は精確に表示される。
【００２６】
図９Ｃは、カテーテルの位置が離心している血管８０の円形断面を実空間で簡略に示しており、血管８０は回転して重ねている。図９Dは回転している血管８０に対応するイメージデータ９０をr−θ直交メモリスペースで簡潔に表している。その回転量を、大きい方の捜査域内での矩形の関心域を利用することにより求め、図４と図６とを参照して説明し、別の例で以下に説明する簡単な仕方で、イメージデータ９０における特性の相対的な位置の移動（簡単な表示である図９Cもしくは９Dには示されていない）を求める。
【００２７】
図９Eは実空間内で血管８０を簡潔に表しており、様々な面内並進から離心カテーテルの第１の位置は図９Eで＊で示され、第２の位置は図９Eで＋で示され、そして第３の位置は図９Eで○で示されている。図９Fはr−θ直交メモリスペースにおいて重ねて示したイメージデータを簡単に表しており、イメージデータ９０はカテーテルが第１の位置にあるときの血管８０を表しており、イメージデータ９６はカテーテルが第２の位置にあるときの血管８０を表しており、そしてイメージデータ９８はカテーテルが第３の位置にあるときの血管８０を表している。上に説明したように、特定のカテーテル位置に対応するイメージデータと別のカテーテル位置に対応する他のイメージデータとを重ねることにより、それから2つのカテーテル位置についての比較したイメージデータ間に最大差が発生した角度と半径距離とを求めることにより本発明に従って並進は定量化される。例えば、イメージデータ90と96との間の差は図９Gに示された差の波形１００により表せ、この図９Gは図９Eの第１のカテーテル位置と第２のカテーテル位置との間の、そして、第１のカテーテル位置と第３のカテーテル位置との間の定量化された並進を簡潔に表している。差の波形における最大/最小の角度位置は並進が発生している角度方向を示し、最大/最小の振幅の絶対値は並進の大きさを与えている。
【００２８】
すなわち、図９Gは、第１の位置から第２の位置への並進の大きさΔrは約０．４であり、角度θはπすなわち１８０°又は２πすなわち０°もしくは３６０°である。別の例として、データ９０と９８の差は図９Gで示す差の波形１０２により表せる。図９Gも、第１位置から第３位置への並進の大きさΔrは約０．７であり、角度θはπ/２すなわち９０°又は３π/２すなわち２７０°であることを示している。同様に、データ９６と９８の差は図９Gでも示されている。一つのカテーテルの位置からのイメージデータを別のカテーテルの位置からのイメージデータとr−θ直交メモリスペース内で比較するにはイメージデータにおける幾つもの矩形の関心域を使って大きな捜索域におけるθの全域をカバーして面内並進の形態と大きさとを求める。例えば、関心域は捜索域の全範囲θをカバーして異なるカテーテル位置についてのイメージデータ間の最大差の角度位置を求める。対照的に、直交r−θメモリスペースにおける一つのカテーテル位置からのイメージデータを別のカテーテル位置からのイメージデータと比較するときに、イメージデータにおける単一の矩形の関心域を、θの全域をカバーすることなく大きな探索域内で使って回転もしくは脈動の形態と量とを求める。
【００２９】
本発明をさらに例示するため、図１０Ａから図１０Ｆは、楕円形血管のための本発明によって提供される運動分析の簡単化した例示である。血管の楕円形状は、血管壁に形成されるプラークの如き異常特徴のためでありうる。図１０Ａは、中心からずれた位置にカテーテルがある血管１１０の楕円形条の円形断面の実際のスペースを簡単化して例示しており、脈拍に応じて膨張時の血管１１０（一点鎖線１１２で示す）および収縮時の血管１１０（点線１１４で示す）を重ね合わせて示している。簡単化するため、血管１１０は、中心からの最大径が約１であり、血管１１０の壁の特徴１１１は、中心からの径が最大径より小さい。図１０Ｂは、血管の休止、膨張および収縮にそれぞれ対応する重畳イメージデータ１２０、１２２、および１２４の直交ｒ−θにおける簡単化した表示である。各イメージデータは、カテーテルの特定の位置に対するｒ−θにて取得されている。この例では、脈動運動は、イメージデータ１２０および１２２の間およびイメージデータ１２０および１２４の間の半径方向における差によって定量化されている。各イメージデータ（１２０、１２２または１２４）は、血管１１０における特徴１１１の存在を反映している。相続くイメージデータの間の距離Δｒによって相続くイメージフレームを合わせることにより、表示されるイメージは、安定化され、脈動運動を示し得る。
【００３０】
図１０Ｃは、中心から外れた位置にカテーテルがある血管１１０の実際のスペースの簡単化した表示であり、この表示には、正方向においてθの異なる値（点線１２６で示すおよび一点鎖線１２８で示す）だけ回転された血管１１０の簡単化した表示が重ね合わされている。図１０Ｄは、回転における血管１１０にそれぞれ対応するイメージデータ１２０、１３０および１３２の直交ｒ−θメモリスペースにおける簡単化した表示である。回転量は、図４および図６について前述したのと同様に、イメージデータ１２０，１３０および１３２における特定の特徴（図１０Ｃにて示す特徴１１１の如き）に関連した相対的位置シフトを突き止めるためのより大きなサーチ領域内の問題の矩形領域を利用することによって決定されうる。図１０Ｄに示されるように、イメージデータ１３０は、イメージデータ１２０におけるピークに対して約π／４または４５°の位置にあるピーク（特徴１１１に関連する）を有し、これは、血管１１０がその休止位置からπ／４または４５°だけ回転していることを示している。さらに、図１０Ｄに示されるように、イメージデータ１３２は、イメージデータ１２０におけるピークに対して約π／２または９０°の位置にあるピーク（特徴１１１に関連する）を有し、これは、血管１１０がその休止位置からπ／２または９０°だけ回転していることを示している。
【００３１】
図１０Ｅは、中心ずれしたカテーテルが平面内並進運動の種々な形態からの血管１１０の第１の位置（図１０Ｅにおいて＊で示される）、第２の位置（図１０Ｅにおいて＋で示される）および第３の位置（図１０Ｅにおいて○で示される）を有しているような実際のスペースにおける血管１１０の簡単化した表示である。図１０Ｆは、カテーテルが第１の位置に置かれた血管１１０を表すイメージデータおよびカテーテルが第２の位置に置かれた血管１１０を表すイメージデータおよびカテーテルが第３の位置に置かれた血管１１０を表すイメージデータを重畳した直交ｒ−θメモリスペースにおける簡単化した表示である。前述したように、本発明による並進運動は、特定のカテーテル位置に対応するイメージデータと別のカテーテル位置に対応する他のイメージデータとの差分を求め、それから、それら２つのカテーテル位置についての比較したイメージデータの間で最大の差が起こる角度および半径位置を決定することによって定量化される。例えば、イメージデータ１２０および１３４の差は、図１０Ｅの第１のカテーテル位置と第２のカテーテル位置との間および第１のカテーテル位置と第３のカテーテル位置との間の定量化された並進運動の簡単化した表示である図１０Ｇに示される差分波形１４０によって表される。この差分波形における最大／最小の角度位置は、並進が起きている角度的方向を示しており、最大／最小の振幅の絶対値は、並進の大きさを与えている。特に、図１０Ｇは、第１の位置から第２の位置への並進が約０．４の大きさΔｒおよび約０°または約２πまたは３６０°の方向θを有することを示している。別の例として、イメージデータ１２０とイメージデータ１３６との差は、図１０Ｇに示す差分波形１４２によって表される。図１０Ｇは、第１の位置から第３の位置への並進が約０．７の大きさΔｒおよび約π／２または９０°または約３π／２または２７０°の方向θを有することを示している。同様に、イメージデータ１３４および１３６の間の差もまた、図１０Ｇに示され得る。
【００３２】
前述したように、ｘ−ｙメモリスペースにおいてスキャン変換後イメージ安定化を使用する通常のＩＶＵＳシステムにおける典型的に使用されるスキャン変換後である他のイメージ処理技法は、r−θメモリスペースにおけるスキャン変換前イメージ安定化を使用する本発明の実施例と共に使用されるとき非常にエンハンスされうる。例えば、このようなイメージ処理技法としては、ｒ−θドメインにおける一時的フレームフィルタリング（種々な目的でここに引用する米国特許第５４７６０９６号により詳細に記載されているような）またはその他の技法がある。本発明の実施例の使用でのイメージ処理技法のエンハンスされた有効性を例証するために、一時的フレームフィルタリングは、この種のイメージ処理技法の一例として論ずる。一時的フレームフィルタリングは、ｒ−θドメインにおける相続く（時間において）イメージフレームをルックして、相続くフレームにおけるイメージデータの間の大きな変化からイメージにノイズがあることを決定し、または、わずかな変化から血管イメージに組織（またはイメージ）エッジがあることを決定することを含む。通常のIＶＵＳシステムがｘ−ｙドメインにおけるスキャン変換後イメージ安定化を行うときには、ノイズのあるイメージまたはイメージエッジの間の差を識別するための一時的フレームフィルタリングの有効性は、血管運動がある場合には制限される。特に、血管運動があると、相続くフレームにおけるイメージデータの変化がノイズ、血管運動またはイメージエッジからきているものか否かを決定するのが難しくなり、表示されるイメージが安定に見えるとしても、表示されたイメージの正確さは疑わしい。ｒ−θメモリスペースにおけるスキャン変換前イメージ安定化を使用する本発明の実施例では、相続くフレームにおけるイメージデータの変化がノイズ、血管運動またはイメージエッジからきているものであるかの決定における不確かさははるかに小さい。何故ならば、血管運動は、スキャン変換および一時的フレームフィルタリングまたはその他のイメージ処理技法の使用前に既に考慮されているからである。本発明の実施例を使用する場合には、一時的フレームフィルタリングにおいて使用されるアルゴリズムは、相続くフレームにおけるイメージデータの変化によるイメージエッジとノイズとの間の差を決定する上でより強力なものとされる。したがって、一時的フレームフィルタリングされた表示イメージの正確さは、ｒ−θドメインにおけるスキャン変換前イメージ安定化を適用することにより安定とされた表示イメージよりも確かなものとなる。スキャン変換後安定化イメージに対して普通なされる一時的フレームフィルタリングの他のイメージ処理技法もまた、本発明の実施例によるスキャン変換前安定化によるメリットを受けるものであることは認識されよう。
【００３３】
実空間でリング形状であり、且つｒ−θ座標メモリ空間で矩形形状の関心のある領域の使用が、極座標での種々の移動の正確且つ効率的な解析を容易にし、これによって、より高精度且つ／又は安定なイメージ表示がもたらされる。更に、例えば、Ｒ−θで取得されたイメージデータの２５６ｘ２５６サンプルの同じイメージフレーム（具体的には、２５６半径方向スポークで、各スポークが２５６データ又はサンプルポイント）を表示するために、本発明に従うスキャン変換前イメージ安定化を使用するこの様なイメージプロセッサに要求されるメモリ及び関連するハードウエアは、スキャン変換後イメージ安定化を使用する従来のイメージプロセッサに要求されるメモリ及びハードウエアよりも相当簡易なものである。特に、ｒ−θ区画でスキャン変換前イメージ安定化を使用する本発明の実施の形態は、２５６ｘ２５６サンプルの与えられたイメージフレームに対して、ｘ−ｙ区間でスキャン変換後イメージ安定化を使用する従来のシステムのより高いデータ密度（具体的には、ｘ−ｙメモリ空間における５１２ｘ５１２画素又は１０２４ｘ１０２４画素データ）と比較してより低いデータ密度（具体的には、ｒ−θメモリ空間における２５６ｘ２５６画素データ）を有する。従って、本発明の実施の形態は、スキャン変換前２５６ｘ２５６イメージフレームに対してｒ−θメモリ空間で約１／１６メガバイト（ＭＢ）のメモリを利用する。これに対して、ｘ−ｙメモリ空間に５１２ｘ５１２画素データを有する従来のシステムは、スキャン変換後イメージフレームに対して約１／４ＭＢのメモリを必要とし、ｘ−ｙメモリ空間に１０２４ｘ１０２４画素データを有する従来のシステムは、スキャン変換後イメージフレームに対して約１ＭＢのメモリを必要とする。更に、本発明の実施の形態は、この様な高いデータ密度に対するスキャン変換後イメージ安定化を利用する従来のシステムと比較して、実施のためにより簡単且つ／又はより安価な（具体的には、より遅いクロック速度で動作し、より少ないデータを扱う等の）ハードウエアを利用することができる。
【００３４】
本発明は本発明の好適な実施の形態に関して特に、図示された且つ記述されたが、当業者は、形態及び詳細に付いての上述及び他の変更は、本発明の精神又は範囲から離れること無しに行うことができる。一例として、メモリ空間のｒ−θ直交軸の原点が、本発明から離れること無しに、図４−１０に示されるものから異なって位置することができる。他の例では、記述された特定の実施の形態は、従来の相関アルゴリズムを利用するが、他の特定の実施の形態は、アナログ又は光学的比較技術を利用して、連続するイメージデータを比較する。従って、添付された特許請求の範囲を除いて限定されることは意図されていない。