JP7152955B2 - 動作ベースの画像セグメント化のシステムおよび方法 - Google Patents

Description

優先権主張
本出願は、２０１６年５月１６日に出願された米国仮特許出願第６２／３３６，９０３号の優先権を主張する。

本開示は、概して、医用撮像に関し、より詳細には、画像内の１つ以上の項目を識別するための動作の使用に関する。

医用撮像技法は、概して、データを収集し、対象となる解剖学的部位のインビボ視覚化を生成するために使用され得る。かかる一例は、血管構造および管腔が撮像され得る血管内撮像である。例えば、血管内撮像を使用して、冠状動脈壁またはその近傍において、冠状動脈管腔、冠状動脈壁の形態、およびステントなどのデバイスの１つ以上の画像を生成することができる。医用撮像技法を使用して生成された画像は、診断目的で、例えば、血管の診断上重要な特徴を特定するのに有用であり得る。

多くの場合、血管の診断上重要な特徴を特定する能力は、診断対象の１つ以上のある特定の項目が、生成された画像内で識別可能であることを必然的に必要とする。しかしながら、生成された画像内の診断対象の項目は、生成された画像内の他の診断上重要でない項目と区別することが難しい場合がある。これは、診断上重要な項目および重要でない項目が、生成された画像内で同様の視覚的テクスチャパターンを有する場合に特に当てはまることがある。診断対象のある特定の項目を識別することができない場合、または高い信頼レベルで検出することが困難な場合、医療診断目的のために生成された画像の価値が制約されることがある。

本開示は、概して、経時的に項目の異なる運動を決定すること、および１つ以上の項目を特定するために差動運動を使用することに関する。特に、項目を表す取得された画像データの差動運動を使用して、かかる項目を画像データ内で特定し、最終的に画像データから診断上価値のある画像を生成することができる。現在開示されている実施形態のうちのあるものは、画像データの特定の部分の経時的な運動を計算し、特定の部分の相対運動を比較して、画像データの部分間の経時的な差動運動を決定する。画像データの部分間の経時的な差動運動を使用して、撮像視野内の特定の項目または特定の項目間のインターフェースに対応する画像上のある位置で、画像をインジケータと共に表示することができる。このようにして、対象となる１つ以上の潜在的な項目が画像内に位置する場合にユーザに伝達する様式で画像が表示される。これは、かかる項目が類似の画像テクスチャパターンを有するため、別様にユーザが視覚的に識別することが困難である場合に特に有益であり得る。

開示される実施形態の１つの特定の例示的な用途は、血管内撮像である。撮像される血管の項目としては、血管壁を画定する血液、プラーク、および組織が挙げられ得る。多くの場合、血液の運動は、プラークおよび組織のある期間にわたる運動と異なる可能性がある。一例として、その期間は心周期であり得る。心周期の部分に応じて、血液の運動は、組織およびプラークの運動よりも大きくても小さくてもよいが、いずれにしても概して異なるであろう。結果的に、血液をプラークから特定可能に区別し、それによって、中を通って血液が流れる血管菅腔と、そこに形成されるプラークとの間のインターフェースを特定するために、実施形態は、画像データ間の差動運動が所定の程度を超える位置を決定し得る。次いで、実施形態は、この例では、血管菅腔とプラークとの間のインターフェースを表すインジケータを表示するための位置として、差動運動の決定された位置（複数可）を使用することができる。

一実施形態では、画像データの第１のフレームおよび第２のフレームは、第１のフレームの画像データが第２のフレームの画像データのものと異なるある期間からのものであるように、異なる時間に生成される。第１のフレームの画像データの第１の部分が選択され、第２のフレームの画像データと比較される。この比較に基づいて、第２のフレームの一部は、第１のフレームの第１の部分の画像データに対応するものとして選択される。変位ベクトルは、第１の部分の画像データと第２の部分の対応する画像データとの間の上記期間にわたる運動を表すものとして計算される。このプロセスを、第１のフレームの一部の特定の画像データと、第２のフレームの一部の対応する画像データとの間の経時的な運動を各々が表す、いくつかの変位ベクトルを計算するように繰り返すことができる。計算された変位ベクトルを比較して、所定の程度を超えて、特定の画像データの運動が他の画像データに関して異なる位置を決定することができる。次いで、この位置を、表示された画像上のインジケータの位置として使用することができる。場合によっては、インジケータは、撮像視野内で、異なる項目または異なる項目間のインターフェースを特定するのに役立つことがある。

１つ以上の例の詳細を添付の図面および以下の説明において記載する。他の特徴、目的、および利点は、説明および図面、ならびに特許請求の範囲から明らかになるであろう。

以下の図面は、本発明の特定の例を説明するものであり、したがって、本発明の範囲を限定するものではない。図面は、（記載されていない限り）縮尺通りではなく、以下の詳細な説明の説明と併せて使用することが意図されている。本発明の実施例は、添付の図面と関連して以下に記載され、同様の数字は同様の要素を示す。

血管内撮像を遂行するように構成されたシステムの実例である。 血管内撮像を遂行するように構成された例示的なシステムを示すブロック図である。 カテーテルアセンブリの一部の実施形態の側断面図である。 カテーテルのトランスデューサによって伝播されるデータベクトルを含む、カテーテルの例示的な正面図である。 血管菅腔内のカテーテルの例示的な断面図である。 画像データフレームの比較を示す例示的な模式図である。 図６の比較から計算されたいくつかの変位ベクトルを示す例示的な図である。 インジケータを有する例示的な画像出力である。 画像をセグメント化するための方法の一実施形態を示す流れ図である。

以下の詳細な説明は本質的に例示的なものであり、決して本発明の範囲、適用性、または構成を限定するものではない。むしろ、以下の説明は、本発明の実施例を実装するためのいくつかの実用的な例示を提供する。構成、材料、寸法、および製造プロセスの例は、選択された要素に対して提供され、他のすべての要素は、本発明の分野の当業者に知られている要素を用いる。記載された例の多くが様々な好適な選択肢を有することを当業者は認識するであろう。

図１は、血管内撮像を遂行するように構成され得るシステム１００の例を示す。システム１００は、カテーテルアセンブリ１０２と、並進デバイス１１９と、撮像エンジン１４０とを含み得る。カテーテルアセンブリ１０２は、患者１４４の血管に挿入されるように構成された近位端部１０４および遠位端部１０６を含み得る。一例では、カテーテルアセンブリ１０２を、大腿動脈を介して患者１４４に挿入し、患者１４４内の対象となる部位にガイドすることができる。図１の破線は、患者１４４内のカテーテルアセンブリ１０２の部分を表している。

いくつかの例では、カテーテルアセンブリ１０２は、撮像データを生成するように構成された血管内撮像デバイス１０８を含み得る。血管内撮像デバイス１０８は、撮像エンジン１４０と通信し得る。いくつかの実施形態では、血管内撮像デバイス１０８は、超音波エネルギーを放出および受容し、超音波撮像データを生成するように構成された超音波トランスデューサである。他の例では、血管内撮像デバイス１０８は、光を放出および受容し、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）データを生成するように構成されたＯＣＴデバイスである。撮像デバイス１０８によって生成された画像データは、撮像デバイス１０８の位置における患者１４４内の対象となる部位の断面を表し得る。画像データは、概して、例えば、血液、患者１４４の血管の様々な層、および／または血管内の任意の蓄積された物質（例えば、血管壁のプラーク）など、撮像デバイス１０８の断面位置における複数の画像項目を表すであろう。

並進デバイス１１９は、カテーテルアセンブリ１０２の血管内撮像デバイス１０８を並進させるように構成され得る。並進デバイス１１９は、線形並進システム（ＬＴＳ）１２２を備え得る。ＬＴＳ１２２をカテーテルアセンブリ１０２と機械的に係合し、並進動作、例えば、引き戻し動作または押し進め動作中に患者１４４内の制御された距離でカテーテルアセンブリ１０２を並進させるように構成することができる。システム１００は、並進デバイス１１９をカテーテルアセンブリ１０２とインターフェースさせるように構成された患者インターフェースモジュール（ＰＩＭ）１２０を備え得る。撮像デバイス１０８を並進させることにより、患者１４４の血管内の様々な長手方向位置において断面画像データを収集することを可能にすることができる。

撮像エンジン１４０は、血管内撮像デバイス１０８および並進デバイス１１９と通信し得る。いくつかの例によれば、撮像エンジン１４０は、少なくとも１つのプログラム可能なプロセッサを備え得る。いくつかの例では、撮像エンジン１４０は、システムユーザ１４２からコマンドを受信し、および／またはユーザインターフェースを介してカテーテルアセンブリ１０２から取得したデータを表示するように構成された１つ以上のプロセッサを含むコンピューティングマシンを備え得る。コンピューティングマシンは、システムユーザ１４２からの入力を受信し、カテーテルアセンブリ１０２から受信したシステム情報および／または信号（例えば、撮像デバイス１０８からの画像データに基づいて生成された画像（複数可））を出力するコンピュータ周辺機器（例えば、キーボード、マウス、電子ディスプレイ）を含み得る。いくつかの例では、コンピューティングマシンのユーザインターフェースは、入力デバイスおよび出力デバイスの両方として機能するように構成されたタッチスクリーンディスプレイであり得る。いくつかの例では、撮像エンジン１４０は、１つ以上のプロセッサによって実行可能な命令またはソフトウェアを格納するためのメモリモジュールを含み得る。

図２は、血管内撮像を遂行するように適合された例示的なシステム２００を示すブロック図である。システム２００は、ＰＩＭ２３０と、並進デバイス２２０と、注入システム２５０と、カテーテルアセンブリ２４０と、撮像エンジン２１０とを含み得る。システム２００は、血管内撮像デバイスベースのＯＣＴおよび／またはＩＶＵＳで使用されるように構成され得る。

ＰＩＭ２３０は、カテーテルアセンブリ２４０と撮像エンジン２１０との間に電気機械的インターフェースを提供し得る。いくつかの実施形態では、ＰＩＭ２３０は、カテーテルアセンブリ２４０をシステム２００に固設するためのカテーテルインターフェース２３２を提供し得る。ＰＩＭ２３０は、カテーテルアセンブリ２４０の血管内撮像デバイス（例えば、超音波トランスデューサ）を回転させる機械的エネルギーを提供するように構成されたモータ２３４を含み得る。様々な例によれば、ＰＩＭ２３０は、カテーテルアセンブリ２４０の血管内撮像デバイスからの信号を送信し、帰還信号を受信する電気的インターフェースを提供し得る。

並進デバイス２２０は、カテーテルアセンブリ２４０の長手方向並進を提供するように構成され得る。並進デバイス２２０は、線形並進システム（ＬＴＳ）を備え得る。並進デバイス２２０は、カテーテルアセンブリ２４０の血管内撮像デバイスの制御された引き戻しを可能にするように、ＰＩＭ２３０およびカテーテルアセンブリ２４０に嵌合するように構成され得る。いくつかの例によれば、並進デバイス２２０は、血管内撮像デバイスの並進に関連付けられた並進データをシステム２００のユーザに表示するように構成された並進ディスプレイを備え得る並進ユーザインターフェース２２２を特徴とし得る。いくつかの実施形態では、並進データは、縦貫した線形距離および／または並進速度を含み得る。並進ユーザインターフェース２２２は、ユーザからの入力を受信して、並進を開始／停止すること、並進速度を設定すること、縦貫した線形距離をゼロへリセットすること、および／または手動モードへ切り替えることを制御するように構成され得る。手動モードでは、ユーザは、カテーテルアセンブリの血管内撮像デバイスを前後に（例えば、血管内で遠位および近位に）自由に移動させることができる。いくつかの例では、並進デバイス２２０は、制御された割合で、血管内撮像デバイスの引き戻しおよび押し進めの両方を可能にするように構成され得る。別の例では、並進デバイス２２０は、引き戻し動作および押し進め動作を交互に遂行することによって、血管内撮像デバイスを振動させるか、または周期化するように構成され得る。いくつかの例では、並進デバイス２２０は、並進動作の距離を測定するように構成された位置センサを含み得る。

注入システム２５０は、カテーテルアセンブリ２４０を介して、流体を患者の血管内に送達するように構成され得る。しかしながら、いくつかの実施形態では、システム２００は、注入システム２５０を含むことができない。注入システム２５０は、システム２００内に存在する場合、１つ以上の流体（例えば、造影剤または生理食塩水）を患者内に送達するように構成された注入ポンプ２５２を備え得る。いくつかの例では、注入ポンプ２５２は、撮像エンジン２１０と電気通信で自動化され、撮像エンジン２１０によって制御され得る。いくつかの例によれば、注入ポンプ２５２は、ユーザが手動で１つ以上の流体を患者内に送達することを可能にするように構成された手動ポンプ（例えば、注射器注入）を含み得る。本明細書の他の箇所で論じられるように、注入システム２５０は、注入システム２５０からの流体が血管内血液変位流体ポートを介して患者の脈管構造内に送達されるように、カテーテルアセンブリ２４０に関連付けられ得る血管内血液変位流体ポートと流体連通し得る。理解され得るように、注入システム２５０は、システム２００の特定の用途向けに適切な任意の数の流体および任意の量の流体を送達するように構成され得る。いくつかの例では、血液変位流体の量は、造影剤培養液または生理食塩水を含み得る。

説明される例では、撮像エンジン２１０は、１つ以上のプログラム可能なプロセッサ２１２と、１つ以上のプログラム可能なプロセッサ２１２と通信し得るメモリ／データストレージ構成要素２１４と、１つ以上のプログラム可能なプロセッサ２１２および／またはメモリ／ストレージ構成要素２１４と通信し得るユーザインターフェース２１６とを含む。撮像エンジン２１０は、それ自体が、並進デバイス２２０、ＰＩＭ２３０、および／または注入システム２５０（存在する場合）と通信し得る。ユーザインターフェース２１６は、カテーテルアセンブリ２４０（例えば、カテーテルアセンブリの超音波トランスデューサ）によって取得された画像データに基づいて生成された画像を出力するためのディスプレイを含み得る。画像がユーザインターフェース２１６のディスプレイ上に出力される前に、カテーテルアセンブリ２４０によって取得された画像データは、撮像エンジン２１０において１つ以上の処理技法を受ける場合がある。例えば、メモリ／データストレージ構成要素２１４は、１つ以上の処理技法を遂行するための命令またはソフトウェアを含み得、１つ以上のプロセッサ２１２は、命令に基づいて処理技法を実行し得る。

図３は、図１および２に関して先に記載されるシステムで使用され得るカテーテルアセンブリ３００の遠位部分の一実施形態の例示的な側断面図を示す。カテーテルアセンブリ３００は、駆動ケーブル３０２、シース３０８、および超音波トランスデューサ３０４を含み得る。上述のように、駆動ケーブルをＰＩＭに連結して、シース３０８内で駆動ケーブル３０２を回転させることができる。超音波トランスデューサ３０４は、駆動ケーブルの回転および／または並進が超音波トランスデューサ３０４をシース３０８内で回転および／または並進させるように、駆動ケーブルに連結され得る。超音波トランスデューサ３０４は、回転および／または並進中に音響エネルギーを放出および受容して、超音波データを生成するように構成され得る。いくつかの例では、カテーテルアセンブリ３００はまた、超音波トランスデューサによって放出される音響エネルギーの周波数に対して実質的に透過な撮像ウィンドウ（図示せず）を含み得る。カテーテルアセンブリ３００はまた、カテーテルアセンブリ３００を患者の血管内にガイドし、かつ／または血管内でカテーテルアセンブリ３００を並進させるためのガイドワイヤ３２５を受け入れるように構成されたガイドワイヤ管腔３２２を形成する遠位端部３２０を含み得る。

図４は、カテーテル４００の伝播する超音波データベクトルの例示的な正面図を示す。この例では、カテーテル４００は、先に記載されるカテーテルと同様の機械的に回転する超音波撮像カテーテルであってもよい。同様に、カテーテル４００は、カテーテル４００のシースに対して超音波トランスデューサ（図示せず）を回転させるように構成され得、超音波トランスデューサは、音響エネルギーを放出および受容することによって超音波データを生成するように構成され得る。図４に示される超音波データベクトルは、異なる回転位置で超音波トランスデューサによって放出および受容される音響エネルギーを示す。より具体的には、各データベクトルは、超音波トランスデューサの異なる回転位置で超音波トランスデューサによって収集された超音波データを表す。

図４に示されるように、カテーテル４００の超音波トランスデューサは、トランスデューサが回転するにつれて、ベクトルごとに超音波データを生成し得る。例えば、超音波トランスデューサは、超音波データベクトル４１０Ａを最初に取得し、超音波トランスデューサが時計回りに回転するにつれて、ベクトル４１０Ｂ～４１０ｎを継続して取得し得る。したがって、ベクトル４１０Ａ～４１０ｎは、超音波トランスデューサの３６０度の全回転を表すことができる。トランスデューサは、いくつかの場合では、血管内の一定の長手方向位置でデータベクトルを回転させて取得し得るか、または他の場合では、血管内の長手方向並進と同時にデータベクトルを回転させて取得し得る。１回転当たりに取得されるデータベクトルの数は、カテーテルの用途に応じて変化し得る。例えば、いくつかの実施形態では、ＩＶＵＳカテーテルは、１回転当たり約５００～約５０００個のベクトルを生成するように構成されている。例えば、１回転当たり５１２個のベクトルを生成する実施形態では、データベクトル間の角度は、約２π／５１２ラジアンまたは３６０／５１２度として特徴付けられ得る。１回転当たり４０９６個のベクトルを生成するように構成されたカテーテルの例では、データベクトル間の角度は、約２π／４０９６または３６０／４０９６度であり得る。

図４はまた、ベクトル４１０Ａ～４１０ｎを含む画像データフレーム４０３の表現を提供する。データフレーム４０３は、第１の期間にわたって放出および受信されるベクトルを含み、したがって、第１の期間に生成された画像データを含む。多くの実施形態では、トランスデューサの回転は、データフレーム４０３の画像データが実質的に同じ時間に生成される割合で発生し得る。カテーテル４００の視野４０５は、カテーテルによって伝播されるデータベクトルの大きさに基づいてもよく、特定の用途に適合するように変化し得る。データベクトルの大きさは、いくつかの要因、例えば、放出された波の周波数および／または波のパワーレベルに基づいてもよい。

カテーテル４００の超音波トランスデューサは、１つ以上の周波数で音響エネルギーを放出し得る。一例では、超音波トランスデューサは、約６０ＭＨｚの周波数で音響エネルギーを放出し得る。別の例では、超音波トランスデューサは、約４０ＭＨｚの周波数で音響エネルギーを放出し得る。低周波数（例えば、４０ＭＨｚ以下）で生成された画像データは概して、良好なコントラストだが乏しい空間分解能を示し、高い周波数（例えば、６０ＭＨｚなど、４０ＭＨｚ超）で取得される画像データは概して、良好な空間分解能だが乏しいコントラストを示す。したがって、トランスデューサがエネルギーを放出し、データベクトルを取得する周波数は、特定の用途に応じて変化し得る。いくつかの例では、トランスデューサは、トランスデューサの単一の回転中に、データベクトルが周波数を連続的であれ非連続的であれ交互にする、２つ以上の周波数でデータベクトルを放出および取得し得る。

図５は、血管５５０内のカテーテル５１０を示す断面図である。上述のように、カテーテル５１０は、血管内に直接ガイドされ得るか、またはある特定の例では、ガイドワイヤを介して血管内にガイドされ得る。カテーテル５１０が血管５５０内の所望の長手方向位置までガイドされると、カテーテル５１０は、撮像デバイスおよびその撮像モジュール（例えば、超音波トランスデューサ）を介してエネルギーを放出しおよび受容し得る。これは、いくつかの例では、図４に示されるように、撮像モジュールの回転中に取得された複数のデータベクトルの形態であり得る。これにより、カテーテル５１０は、断面画像データを生成し得る。

血管５５０は、中を通って血液が流れる血管管腔５５２を画定する血管壁５５４を含む患者の血管系の血管であり得る。血管菅腔５５２はまた、血液に加えて、様々な用途において、血管壁５５４と血管管腔５５２とのインターフェースなどの、経時的に血管菅腔５５２内に蓄積した１つ以上のプラーク成分を含み得る。かかるプラーク成分は、例えば、脂質などのアテローム硬化性プラークを含み得る。

いくつかの例では、カテーテル５１０によって（例えば、その撮像モジュールによって）収集された画像データを使用して生成された画像は、ユーザが他の構造よりも容易に血管５５０のある特定の構造を視覚的に識別することを可能にし得る。例えば、１つの撮像用途では、生成された画像は、血管５５０の比較的特定可能な外部弾性膜の境界をユーザに視覚的に提示し得る。しかし、同じ生成された画像において、血管菅腔５５２と、血管壁５５４の内面に沿って血管菅腔５５２内に蓄積されたプラークとの間の境界を、ユーザが視覚的に特定することは困難である場合がある。これは、菅腔５５２内の血液の画像テクスチャパターンの結果であり、プラークは、生成された画像内で視覚的に類似して現れることがある。しかしながら、多くの用途において、管腔５５２内の血液と、血管壁５５４の内面に沿ったプラークとの間のインターフェースは、診断目的のために生成された画像を識別するための重要な項目である。

生成された画像から視覚的に識別することが別様に困難であり得る様々な構造および／またはかかる構造間の境界を示すための例示的な実施形態を本明細書に記載する。例えば、記載される例示的な実施形態は、血管の項目の経時的な差動運動を利用して、かかる構造間を区別し、それらを特定することができる。かかる一例は、血液対組織およびプラークの経時的な（例えば、心周期の部分にわたる）差動運動を含む。記載される実施形態は、ユーザが視覚的に識別することが別様に困難であり得る１つ以上の構造および／またはかかる構造間の境界を特定することによって、医療診断目的のために生成された画像の価値を増加し得る。

図６は、第１の画像データフレーム６０２と第２の画像データフレーム６０４との比較を示す例示的な概略図を示す。比較は、ここでは２つのデータフレーム６０２、６０４の間にあるように示されているが、様々な実施形態は、（例えば、加重平均を使用して）任意の数のデータフレームにわたる同様の比較を含み得る。いくつかの例では、画像データフレーム６０２、６０４は、血管内超音波撮像システムを含む、先に記載されるシステムのいずれかと同様のシステムを使用して生成され得る。かかる例では、断面画像データを、同様に先に記載されるものと同様の、エネルギーを放出および受容するための撮像モジュールを含む血管内撮像デバイスを有するカテーテルアセンブリを使用して収集することができる。画像データフレーム６０２、６０４は各々、撮像モジュール（例えば、超音波トランスデューサ）の撮像視野内に複数の項目を表す画像データを含み得る。撮像モジュールが血管内のある位置で利用される用途では、画像データは、撮像モジュールがデータを収集した位置の血管内の様々な項目を表し得る。この用途では、画像データは、血液、プラーク、ステントの位置、様々な病変、菅腔の幾何学的形状、および血管壁の構造（例えば、それらの間の血管壁層およびインターフェース）を含む血管の構造およびその内部を表し得る。

様々な例において、第１の画像データフレーム６０２および第２の画像データフレーム６０４は、異なる第１の時間および第２の時間で生成され得る。一例として、第１の画像データフレーム６０２は、撮像モジュールの第１の回転（例えば、３６０度の全回転）中に収集された画像データを表し得、第２の画像データフレーム６０４は、撮像モジュールの第２の前のまたはその後の回転（例えば、３６０度の全回転）中に収集された画像データを表し得る。撮像モジュールが血管内に配置される場合、第１のデータフレーム６０２は、血管内の第１の長手方向位置で第１の時間にとられ得、第２のデータフレーム６０４は、（例えば、先に記載されるように、血管内の撮像モジュールを並進させることによって）血管内の第２の異なる長手方向位置で第２の異なる時間にとられ得る。場合によっては、画像データフレーム６０２、６０４は、血管内で連続して生成された隣接する（例えば、近隣の）フレームであり得る（第１のデータフレーム６０２は、第２のデータフレーム６０４の前であれ後であれ収集される）。しかし、他の場合では、画像データフレーム６０２、６０４は、データフレーム６０２と６０４との間に生成された他のデータフレームによって隔置（例えば、１つ、２つ、３つ、５つ、１０個、またはそれ以上のデータフレームによって隔置）され得る。

第１の画像データフレーム６０２および第２の画像データフレーム６０４が収集される異なるそれぞれの時間は、例えば、特定の撮像用途に応じて変化し得る。撮像用途が血管内撮像である一例として、第１のデータフレーム６０２および第２のデータフレーム６０４は、患者の心周期の異なる部分（例えば、両方が同じ単一の周期のものであろうと、各々が異なる周期からのものであろうと、拡張期段階の１フレームおよび収縮期段階の１フレーム）でそれぞれ生成され得る。例えば、第１の画像データフレーム６０２は、患者の心周期の第１の部分に対応する第１の時間に生成され得、第２の画像データフレーム６０４は、患者の心周期の第２の異なる部分に対応する第２の時間に生成され得る。

心周期の異なる部分のデータフレームの収集をさらに容易にするために、患者の心拍数を測定し、撮像システム（例えば、先に記載される血管内超音波撮像システム）の入力として使用することができる。測定された心拍数は、心周期の周波数に関する情報をユーザに提供し得る。このようにして、患者の測定された心拍数を使用することによって、第１の画像データフレーム６０２が生成される第１の時間および第２の画像データフレーム６０４が生成される第２の異なる時間が決定され得る。場合によっては、撮像システムは、患者の測定された心拍数の入力を使用して、患者の心周期の異なる部分において画像データフレーム６０２、６０４を生成するように撮像モジュールを自動的に制御し得る。

画像データフレーム６０２、６０４が生成されると、第１の画像データフレーム６０２のすべての画像データのサブセットを各々が有する複数の部分に第１の画像データフレーム６０２を分割することができる。場合によっては、これは、生成された画像データをデカルト座標から極座標形式に最初に変換することによって達成され得るが、他の場合では、画像データフレーム内に表される画像データの任意の形式を使用することができる。図６の例に示されるように、第１の画像データフレーム６０２は、第１の画像データフレーム６０２の画像データのサブセットを各々が有するいくつかの部分６０６まで細分化される。ここで説明される例に示されるように、第１の画像データフレーム６０２は、７×７の画像ブロック列まで細分化される。しかし、他の例では、画像フレーム全体または画像フレームの１つ以上の部分を網羅するために、任意の数の部分６０６（例えば、２×２、１６×１６などの画像ブロック列）を使用することができる。各部分６０６の形状は、様々なサイズの様々な形状（例えば、正方形、矩形、円形、楕円形など、または自由形態）をとり得る。部分６０６の数であって、その数まで第１の画像データフレーム６０２を分割することができる、部分６０６の数は、例えば、特定の用途向けに利用可能な所望の精度および／または処理能力に依存し得る。

第１の画像データフレーム６０２の特定の部分６０６を選択し、第２の画像データフレーム６０４の画像データと比較することができる。この比較は、第１の画像データフレーム６０２の特定の部分６０６によって表される画像データに対応する第２の画像データフレーム６０４内の画像データを検出するのに役立ち得る。これは、場合によっては、特定の部分６０６によって表される特定の項目（例えば血管構造）または構造の一部が第２の画像データフレーム６０４の画像データ内に存在するかどうかを決定することを含み得る。様々な技法を使用して、第１の画像データフレーム６０２の特定の部分６０６によって表される画像データに対応する第２の画像データフレーム６０４内の画像データを検出することができる。

一例として、第１の画像データフレーム６０２の選択された特定の部分６０６を、第２の画像データフレーム６０４の画像データと比較して、第２の画像データフレーム６０４の一部６０８を選択することができる。第２の画像データフレーム６０４の部分６０８は、第２の画像データフレーム６０４のすべての画像データのサブセットを構成し得る。第２の画像データフレーム６０４の部分６０８は、比較に基づいて、部分６０８によって表される画像データのサブセットが特定の部分６０６によって表される画像データのサブセットに対応すると決定することによって選択され得る。

この例の比較の一例では、第１の画像データフレーム６０２の特定の部分６０６によって表される画像データを、第２の画像データフレーム６０４の複数の部分の各々で表される画像データと比較することができる。次いで、第２の画像データフレーム６０４の部分６０８を、第２の画像データフレーム６０４の複数の部分から選択することができる。かかる一例では、部分６０８は、第２の画像データフレーム６０４の任意の他の部分の画像データよりも大きい程度に、部分６０８が選択された特定の部分６０６によって表される画像データに対応すると決定することによって選択され得る。場合によっては、比較は、選択された特定の部分６０６の画像データと第２の画像データフレーム６０４の複数の部分の各々の画像データとの間のマッチング誤差を計算することを含み得る。計算されたマッチング誤差は、比較された部分における画像データの類似性の数値表現（例えば、比較された部分の画像データ間で計算されたすべての誤差の合計）であり得る。比較がマッチング誤差を計算することを含む場合、特定の部分６０６の画像データとの最も低いマッチング誤差を有する第２の画像データフレーム６０４の部分として部分６０８を選択することができる。

いくつかの例では、特定の部分６０６を、第２の画像データフレーム６０４のすべての画像データと比較することができる。かかる例では、複数の部分であって、その数まで第２の画像データフレーム６０４が分割される、複数の部分は、第２の画像データフレーム６０４のすべての画像データを含むであろう。したがって、これらの例では、特定の部分６０６が、先に記載されるように、第２の画像データフレーム６０４のすべての画像データと比較され、それに応じて第２の画像データフレーム６０４のすべての画像データから部分６０８が選択されるであろう。

他の例では、特定の部分６０６は、第２の画像データフレーム６０４のすべての画像データのサブセットのみと比較され得る。かかる一例では、特定の部分６０６は、第２の画像データフレーム６０４の検索ウィンドウ６１０内にある（例えば、特定の部分６０６と比較される第２の画像データフレーム６０４の複数の部分の各々が検索ウィンドウ６１０内にある）第２の画像データフレーム６０４の画像データのみと比較され得る。検索ウィンドウ６１０は、第２の画像データフレーム６０４のすべての画像データ未満で構成され、したがって、第２の画像データフレーム６０４のすべての画像データのサブセットを定義する。利用される場合、検索ウィンドウ６１０のサイズは、特定の部分６０６よりもかろうじて大きいサイズ（例えば、特定の部分６０６よりも僅かに多い画像データを含む）から、第２の画像データフレーム６０４の全体よりもかろうじて小さいサイズまでなど、異なる実施形態で変化し得る。説明される例では、検索ウィンドウ６１０は、特定の部分６０６より大きく、第２の画像データフレーム６０４の外周を形成する画像データを除外する、第２の画像データフレーム６０４のすべての画像データのサブセットを構成する。特定の部分６０６との比較から、特定の部分６０６の画像データに対応する画像データを含む可能性が低いことが分かっている、第２の画像データフレーム６０４の１つ以上の位置における画像データを除外することが有用である場合がある。血管管腔内の血液と血管壁に沿ったプラークとの間のインターフェースが特定される血管内撮像の例示的な適用では、場合によっては、効率的な目的のために、特定の部分６０６との比較からフレーム６０４の外周を除外することが有用である場合がある。

検索ウィンドウ６１０が利用される例では、第１の画像データフレーム６０２の特定の部分６０６は、定義された検索ウィンドウ６１０内の第２の画像データフレーム６０４の各部分のみと比較され得る。第２の画像データフレーム６０４の部分６０８は、検索ウィンドウ６１０の任意の他の部分の画像データよりも大きい程度に、特定の部分６０６によって表される画像データが部分６０８によって表される画像データに対応すると決定することによって、検索ウィンドウ６１０から選択され得る。一例では、これを、検索ウィンドウ６１０内のすべての部分の特定の部分６０６によって表される画像データとの最も低い計算されたマッチング誤差を有する部分６０８によって決定することができる。

説明される例では１つのフレーム６０２だけが示されているが、さらなる実施形態では、第２のフレーム６０４が、部分６０８を選択する際に、２つ以上のフレーム６０２のための参照フレームとして役立つ場合がある。２つ以上のフレーム６０２は、フレーム６０４の前に生成された１つ以上のフレームおよび／またはフレーム６０４の後に生成された１つ以上のフレームを含み得る。この実施形態では、特定の部分６０６は、２つ以上のフレーム６０２の各々の中て選択され得、フレーム６０２の各々の中の特定の部分６０６は、同じ画像データに対応するものとして選択される。対応する部分６０８は、フレーム６０２の各々の中の特定の部分６０６の各々について上に記載されるものと同様の様式で選択され得る。フレーム６０４の中の選択された部分６０８の各々にわたる加重平均を使用して、フレーム６０４の中の複合部分を決定することができ、この複合部分を、部分６０８について以下でさらに記載されるものと同様に使用することができる。

第２の画像データフレーム６０４の部分６０８が比較に基づいて選択されると、変位ベクトル６１２を計算することができる。変位ベクトル６１２を示す際の例示的な便宜目的のために、部分６０６によって表される画像データの位置を、部分６０６’として第２の画像データフレーム６０４上にシミュレートして示す。

変位ベクトル６１２は、部分６０６および６０８で表される画像データ間の相対運動を表し得る。第１のフレーム６０２および第２のフレーム６０４が異なる時間に生成される場合、変位ベクトル６１２は、部分６０６および６０８で表される画像データ間の、画像データフレーム６０２および６０４の生成の間の期間にわたる運動を表し得る。部分６０８は部分６０６によって表される画像データに対応する画像データを包含するものとして選択され得るので、変位ベクトル６１２は、この期間にわたる、部分６０６、６０８の画像データによって表される同じ項目の運動を表すのに役立ち得る。具体的には、第１のデータフレーム６０２と第２のデータフレーム６０４との間の期間にわたる、項目の運動の程度の測定として、変位ベクトル６１２の長さを使用することができる。記載される例では、変位ベクトルが長いほど、物体の上記期間にわたる運動の程度が大きくなる。次いで、物体の上記期間にわたる運動の程度を使用して、物体の同一性を決定し、生成された画像内にかかる物体が示されることを可能にすることができる。

変位ベクトル６１２が計算され、メモリに記憶されるかまたは別様に記されると、記載される技法のいくつかまたはすべてを、フレーム６０２のすべての部分を含む、第１の画像データフレーム６０２の任意の数の他の部分に対して繰り返すことができる。このようにして、最終的にいくつかの変位ベクトルを計算することができる。かかる各変位ベクトルは、第１の画像データフレーム６０２のそれぞれの部分の画像データと第２の画像データフレーム６０４のそれぞれの部分の対応する画像データとの間の、第１のデータフレーム６０２と第２のデータフレーム６０４との間の期間にわたる相対運動を表し得る。かかる各変位ベクトルの長さは、メモリに記憶されてもよいし、別様に記されてもよい。以下でさらに記載されるように、計算された変位ベクトルの長さの相対的な差を使用して、上記期間にわたる差動運動を特定することができる。

図７は、図６に関して先に記載される比較を使用して各々が計算されたいくつかの変位ベクトル７０２を説明する例示的な図を示す。先に記されるように、各変位ベクトル７０２は、第１のフレームおよび第２のフレームの部分の対応する画像データの経時的な相対運動（例えば、撮像視野内の物体の経時的な相対運動）を表すのに役立つ場合がある。

いくつかの実施形態では、２つ以上の変位ベクトル７０２の相対的な長さを比較して、例えば、撮像視野内の物体を区別することができる。例えば、２つの変位ベクトルが異なる長さを有する（または、所定の程度を超えて異なる長さを有する）と決定することにより、各々によって表される画像データが上記期間にわたって異なる程度まで移動したことを示すことができる。場合によっては、かかる画像データの運動の程度が異なると、それぞれの画像データが撮像視野内の異なる物体に対応することを示すことができる。例えば、血管内撮像用途では、撮像視野内の物体としては、血液、プラーク、および血管組織を挙げることができる。血液の経時的な運動は、組織の運動と別個であり、同じ時間にわたって（例えば、心周期の１つ以上の特定の部分にわたって）組織にプラークが形成されることがある。したがって、本出願では、変位ベクトルの長さを比較することは、画像データが血液を表すか、むしろ組織またはプラークのいずれかを表すかどうかの決定を可能にし得る。

図７の例では、同様の長さの変位ベクトル７０２を有する別個の領域を見ることができる。特に、領域７０４は、所定の長さ以上の長さを有する変位ベクトル７０２の存在によって画定され、領域７０６は、所定の長さ未満の長さを有する変位ベクトル７０２の存在によって画定されている。これらの長さは、領域７０４内の画像データが上記期間にわたって同様の程度まで移動したこと、さらに領域７０６内の画像データが領域７０４の期間と異なる期間にわたって同様の程度まで移動したことを示し得る。複数の変位ベクトル７０２の相対的な長さを比較することによって、領域７０４および７０６が撮像視野内の異なる物体に対応すると決定することができる。以下でさらに記載されるように、撮像視野内の異なる物体の位置をインジケータの使用によって画像上に含めることができる。

変位ベクトルの相対的な長さは、項目（複数可）の経時的な運動の程度に基づいて撮像視野内の項目を区別するために有用であると本明細書で論じてきたが、計算された変位ベクトルの他の特性を、変位ベクトルの長さに加えてまたは代替として使用することができる。例えば、変位ベクトルの方向、したがって項目を表す画像データが経時的に移動した方向を使用して、撮像視野内の項目を区別することができる。場合によっては、変位ベクトルの方向を使用することは、特定の方向の変位ベクトルの傾きを使用して、撮像視野内の項目を区別することをさらに含み得る。一例では、インジケータは、表示された画像上の、先に記載される様式で計算された変位ベクトルの長さおよび方向を使用して決定される画像上のある位置に含まれ得る。

図８は、上にインジケータ８０２および８０４を有する例示的な血管断面画像８００の出力を示す。この例では、インジケータ８０２は撮像された血管の外部弾性膜の境界を表し、インジケータ８０４は血管菅腔と（例えば、血管壁に沿って蓄積された）プラークとの間のインターフェースを表す。計算された変位ベクトルのうちの１つ以上を使用して、インジケータ８０２、８０４のうちの一方または両方を画像８００上に配置することができる。例えば、先に記載されるように、計算された変位ベクトルのうちの２つ以上を比較することによって、インジケータ８０４を画像８００上に配置することができる。２つ以上のデータベクトルが所定の程度を超えて異なる（例えば、２つ以上のデータベクトルの長さが所定の程度を超えて異なる）位置を、インジケータ８０４の位置として使用することができる。これを画像８００上の様々な位置の上で繰り返して、図８に示されるインジケータ８０４を生成することができる。このようにして、インジケータ８０４は、出力画像８００上に、一実施形態では、所定の程度を超えて相対的な長さが異なる位置の変位ベクトルの関数である画像８００上のある位置に位置決めされる。

図８の例の中のインジケータ８０２、８０４は、異なる色の実線の形態であり、撮像された血管内の項目間の境界を表す。他の例では、１つ以上のインジケータを、生成された画像上に様々な形態で含めることができる。例えば、インジケータは、陰影付き領域の血管の特定の項目を表す画像８００上の陰影付き領域の形態をとることができる。別の例では、インジケータは、矢印の位置にある血管の特定の項目または項目の一部（例えば、項目の残部に対して異常である部分）を表す画像８００上の特定の位置に方向付けられた矢印の形態をとることができる。

図９は、画像をセグメント化するための方法９００の一実施形態の流れ図を示している。方法９００は、画像データの第１のフレームおよび第２のフレームを生成することを含む（ステップ９１０）。このステップは、第１の時間において複数のデータベクトルを取得して、画像データの第１のフレームを形成し、第２の異なる時間において複数のデータベクトルを取得して、画像データの第２のフレームを形成することを含み得る。いくつかの例では、先に記載されるものと同様の撮像デバイスで音響エネルギーを放出および受容するための血管内撮像デバイス（例えば、超音波トランスデューサ）を有する血管内撮像システムを使用して、データベクトルを取得することができる。

方法９００の実施形態は、第１のフレームの画像データのサブセットを有する第１のフレームの第１の部分を選択することと、第１の部分を第２のフレームの画像データと比較すること（ステップ９２０）とをさらに含む。いくつかの例では、このステップは、第１の部分を第２のフレームのすべての画像データと比較することを含み得る。他の例では、このステップは、第１の部分を第２のフレームの検索ウィンドウ内の画像データのみと比較するなど、第１の部分を第２のフレームの画像データのサブセットと比較することを含み得る。

説明されるように、方法９００の実施形態はまた、第１のフレームの第１の部分と第２のフレームの画像データとの比較に基づいて、第２のフレームの画像データのサブセットを有する第２の部分を選択すること（ステップ９３０）を含む。第２のフレームの第２の部分は、比較に基づいて、第２の部分によって表される画像データのサブセットが第１の部分によって表される画像データのサブセットに対応すると決定することによって選択され得る。第２のフレームの任意の他の部分の画像データよりも大きい程度に、第２の部分の画像データが第１の部分の画像データに対応する場合、第２の部分の画像データは第１の部分の画像データに対応し得る。一例では、第２の部分は、第１の部分によって表される画像データとの最も低い数値マッチング誤差を有する第２のフレームの部分として選択され得る。

方法９００は追加的に、第１のフレームの選択された第１の部分と第２のフレームの選択された第２の部分とを使用する第１の変位ベクトルの計算（ステップ９４０）を含む。第１の変位ベクトル（例えば、第１の変位ベクトルの長さ）は、選択された第１の部分と選択された第２の部分との間の、第１のフレームおよび第２のフレームの生成の間のある期間にわたる相対運動を表し得る。したがって、第１の変位ベクトルは、それぞれの第１のフレームおよび第２のフレームの対応する第１の部分および第２の部分によって表される画像データの上記期間にわたる相対運動を表し得る。

方法９００の実施形態は、第１のフレームの画像データのサブセットを有する第１のフレームの第３の部分を選択することと、第３の部分を第２のフレームの画像データと比較すること（ステップ９５０）とをさらに含む。第１のフレームの第３の部分は、第１のフレームの第１の部分と異なる部分であり得、したがって、第１の部分と異なる第１のフレームの画像データを表し得る。このステップは、先に記載される、第１の部分と第２のフレームの画像データとの比較と同様であり得る。

第２のフレームの画像データのサブセットを有する第４の部分は、第１のフレームの第３の部分と第２のフレームの画像データとの比較に基づいて選択される（ステップ９６０）。このステップは、先に記載される、第２のフレームの第２の部分の選択と同様であり得る。

方法９００は追加的に、第１のフレームの選択された第３の部分と第２のフレームの選択された第４の部分とを使用した第２の変位ベクトルの計算（ステップ９７０）を含む。第２の変位ベクトル（例えば、第２の変位ベクトルの長さ）は、選択された第３の部分と選択された第４の部分との間の、第１のフレームおよび第２のフレームの生成の間のある期間にわたる相対運動を表し得る。したがって、第２の変位ベクトルは、それぞれの第１のフレームおよび第２のフレームの対応する第３の部分および第４の部分によって表される画像データの上記期間にわたる相対運動を表し得る。

方法９００の実施形態は、上にインジケータを有する画像を出力することをさらに含み得、画像上のインジケータの位置は、計算された第１の変位ベクトルおよび第２の変位ベクトルを使用することによって決定される（ステップ９８０）。このステップは、第１の変位ベクトルの長さと第２の変位ベクトルの長さとを比較することなど、第１の変位ベクトルと第２の変位ベクトルとを比較することを含み得る。所定の程度を超えて第１の変位ベクトルの長さが第２の変位ベクトルの長さと異なる場合、第１のフレームの第１の部分および第３の部分のそれぞれの画像データは撮像視野内の異なる項目を表すと決定することができる。

第１の変位ベクトルと第２の変位ベクトルとの比較を使用して、撮像視野内の異なる項目を区別することによって、撮像視野内の異なる項目を示すインジケータと共に画像を出力することができる。かかる一例では、インジケータは、撮像視野内の異なる項目間のインターフェースを示し得る。結果として、インジケータを有する生成された画像は、血管の幾何学的形状が診断時および血管に対して介入措置をとる必要性を決定する際にある役割を果たす診断手順において有用であり得る。

実施形態はまた、記載される方法を遂行するシステムを含む。例えば、さらなる実施形態は、撮像システムを含み得る。このシステムは、撮像データを生成する血管内撮像デバイス（例えば、超音波トランスデューサを含む）を備えたカテーテルアセンブリを含み得る。カテーテルアセンブリによって生成された画像データは、複数の画像要素を表し得る。このシステムはまた、画像表示領域を有するユーザインターフェースを含み得る。いくつかの例では、ユーザインターフェースは、ユーザからの入力を受信するように構成され得、少なくとも部分的に１つ以上のタッチスクリーンを含み得る。このシステムは、血管内撮像デバイスおよびユーザインターフェースと通信する撮像エンジンをさらに含み得る。

撮像エンジンは、ユーザインターフェース上に表示される画像をセグメント化する際に使用され得る少なくとも１つのプロセッサを有し得る。撮像エンジンは、画像データの第１のフレームを形成する複数のデータベクトルと、画像データの第２のフレームを形成する複数のデータベクトルとを受信するように構成され得る。場合によっては、第１のフレームを形成するそれぞれのデータベクトルを第１の期間にわたってとることができ、第２のフレームを形成する複数のデータベクトルを第１の期間と異なる第２の期間にわたって（例えば、第１の期間の前または後に）とることができる。一例では、患者の心周期の所望の部分で第１のフレームおよび第２のフレームを生成するための撮像エンジンへの入力として、患者の心拍数を使用することができる。少なくとも１つのプロセッサを使用して、撮像エンジンは、第１のフレームの一部を第２のフレームの画像データと比較することができる。比較に基づいて、少なくとも１つのプロセッサを使用して、撮像エンジンは、第１のフレームの部分に対応する第２のフレームの画像データの一部を選択することができる。次いで、第１のフレームの部分および第２のフレームの部分における対応する画像データの上記期間にわたる運動を表す変位ベクトルを、少なくとも１つのプロセッサを使用して撮像エンジンによって計算することができる。このプロセスを繰り返して、画像データの異なる部分に関するいくつかの変位ベクトルを計算することができる。撮像エンジンは、少なくとも１つのプロセッサを使用して、変位ベクトルを比較して、画像データによって表される項目の異なる運動を特定することができる。これは、変位ベクトルの相対的な長さを比較する少なくとも１つのプロセッサを含み得る。最後に、少なくとも１つのプロセッサは、変位ベクトルの比較を使用して、インジケータのための表示された画像上の位置を決定し得る。

別の実施形態は、少なくとも１つのプログラム可能なプロセッサに撮像視野内の１つ以上の項目のためのインジケータを有する画像を表示させるための、コンピュータ実行可能命令が記憶されている非一時的なコンピュータ可読ストレージ物品を含み得る。少なくとも１つのプログラム可能なプロセッサは、異なる時間に対応する第１のデータフレームおよび第２のデータフレームを形成する複数のデータベクトルを受信し得る。少なくとも１つのプログラム可能なプロセッサは、第１のフレームの一部を第２のフレームの画像データと比較し得る。比較に基づいて、少なくとも１つのプログラム可能なプロセッサは、第１のフレームの上記部分の画像データに対応する第２のフレームの画像データの一部を選択し得る。次いで、第１のフレームの部分および第２のフレームの部分における対応する画像データの上記期間にわたる運動を表す変位ベクトルを、少なくとも１つのプログラム可能なプロセッサによって計算することができる。このプロセスを繰り返して、画像データの異なる部分に関するいくつかの変位ベクトルを計算することができる。少なくとも１つのプログラム可能なプロセッサは、変位ベクトルを比較して、画像データによって表される項目の異なる運動を特定することができる。これは、変位ベクトルの相対的な長さを比較する少なくとも１つのプログラム可能なプロセッサを含み得る。最後に、少なくとも１つのプログラム可能なプロセッサは、変位ベクトルの比較を使用して、インジケータのための表示された画像上の位置を決定し得る。

本発明の様々な実施例について説明した。本発明は、開示された特定の実施形態を参照してかなり詳細に記載されているが、実施形態は、例示の目的で提示されたものであって限定するものではない。本発明を組み込んだ他の実施形態も可能である。当業者であれば、本発明の趣旨および添付の特許請求の範囲から逸脱することなく、様々な変更、適合、および修正を行うことができることを理解するであろう。

Claims (19)

1. （ａ）撮像モジュールを有する血管内撮像デバイスを含むカテーテルアセンブリと、
   （ｂ）画像表示領域を含むユーザインターフェースと、
   （ｃ）前記血管内撮像デバイスおよび前記ユーザインターフェースと通信し、少なくとも１つのプロセッサを備える撮像エンジンと、を備える撮像システムが、画像をセグメント化する方法であって、前記方法は、
   前記撮像エンジンが、前記少なくとも１つのプロセッサを使用して、
   第１の時間において、撮像視野内の複数の項目を表す画像データの第１のフレームを生成するステップであって、前記第１の時間は、前記撮像エンジンへの入力である患者の心拍数に基づくステップと、
   第２の時間において、撮像視野内の複数の項目を表す画像データの第２のフレームを生成するステップであって、前記第２の時間が、前記第１の時間と異なり、前記第２の時間は、患者の前記心拍数に基づくステップと、
   前記第１のフレームの第１の部分を選択するステップであって、前記第１の部分が、前記第１のフレームの前記画像データの第１のサブセットを有するステップと、
   前記選択された第１の部分を前記第２のフレームの画像データと比較するステップと、
   前記比較に基づいて、前記第２のフレームの第２の部分を選択するステップであって、前記第２の部分が、前記第２のフレームの前記画像データの第２のサブセットを有するステップと、
   前記第１の時間における前記第１の部分と前記第２の時間における前記第２の部分との間の相対運動を表す第１の変位ベクトルを計算するステップと、
   前記第１のフレームの第３の部分を選択するステップであって、前記第３の部分が、前記第１のフレームの前記画像データの第３のサブセットを有し、前記第１のフレームの前記画像データの前記第３のサブセットが、前記第１のフレームの前記画像データの前記第１のサブセットと異なるステップと、
   前記選択された第３の部分を前記第２のフレームの画像データと比較するステップと、
   前記比較に基づいて前記第２のフレームの第４の部分を選択するステップであって、前記第４の部分が、前記第２のフレームの前記画像データの第４のサブセットを有するステップと、
   前記第１の時間における前記第３の部分と前記第２の時間における前記第４の部分との間の相対運動を表す第２の変位ベクトルを計算するステップと、
   前記第１の変位ベクトルの長さを前記第２の変位ベクトルの長さと比較するステップと、
   前記第２の変位ベクトルの前記長さと異なる前記第１の変位ベクトルの前記長さに基づいて、画像データの前記第１のフレームの前記第１の部分が血管の中の血液を表し、画像データの前記第１のフレームの前記第３の部分が血管組織又はプラークを表すと決定するステップと、を有する、方法。
2. 前記第２の部分は、前記比較に基づいて、画像データの前記第２のサブセットが前記第２のフレームの任意の他の部分の画像データよりも大きい程度に画像データの前記第１のサブセットに対応すると決定することによって選択される、請求項１に記載の方法。
3. 前記選択された第１の部分を前記第２のフレームの画像データと比較することが、前記選択された第１の部分の画像データの前記第１のサブセットと、前記第２のフレームの画像データのサブセットを有する複数の部分の各々との間のマッチング誤差を計算することを含む、請求項２に記載の方法。
4. 前記比較に基づいて前記第２のフレームの前記第２の部分を選択することが、前記選択された第１の部分との計算されたマッチング誤差が最も低い前記第２のフレームの前記複数の部分のうちの１つを前記第２の部分として選択することを含む、請求項３に記載の方法。
5. 前記選択された第１の部分を前記第２のフレームの画像データと比較することが、前記選択された第１の部分を、前記第２のフレームの検索ウィンドウの一部である前記第２のフレームの画像データと比較することを含み、前記検索ウィンドウが、前記第２のフレームのすべての画像データのサブセットを含む、請求項２に記載の方法。
6. 前記検索ウィンドウが、前記選択された第１の部分および第２の部分よりも大きく、
   前記第２の部分は、前記比較に基づいて、画像データの前記第２のサブセットが前記第２のフレームの前記検索ウィンドウの任意の他の部分の画像データよりも大きい程度に画像データの前記第１のサブセットに対応すると決定することによって選択される、請求項５に記載の方法。
7. 前記検索ウィンドウが、前記第２のフレームの外周を形成する前記第２のフレームの画像データを除いた前記第２のフレームのすべての画像データの前記サブセットを含む、請求項５に記載の方法。
8. 前記撮像エンジンが、前記少なくとも１つのプロセッサを使用して、前記血管の中の血液と血管組織又はプラークとの間のインターフェースを表すインジケータをある位置に有する画像をディスプレイ上に出力するステップをさらに含む、請求項１に記載の方法。
9. 前記第４の部分は、前記比較に基づいて、画像データの前記第４のサブセットが前記第２のフレームの任意の他の部分の画像データよりも大きい程度に画像データの前記第３のサブセットに対応すると決定することによって選択される、請求項８に記載の方法。
10. 前記撮像エンジンが、前記少なくとも１つのプロセッサを使用して、所定の程度を超えて前記第２の変位ベクトルの前記長さと異なる前記第１の変位ベクトルの前記長さに基づいて、画像データの前記第１のフレームの前記第１の部分が血管の中の血液を表し、画像データの前記第１のフレームの前記第３の部分が血管組織又はプラークを表すと決定するステップをさらに含む、請求項８に記載の方法。
11. 前記第１の時間が、心周期の第１の部分に対応し、前記第２の時間が、前記心周期の前記第１の部分と異なる前記心周期の第２の部分に対応する、請求項１に記載の方法。
12. 画像データの前記第１のフレームおよび画像データの前記第２のフレームが、血管内超音波撮像システムを使用して生成され、
    前記血管内超音波撮像システムを使用することが、エネルギーを放出および受容するための撮像モジュールを有する血管内撮像デバイスを含むカテーテルアセンブリを使用して、断面画像データを収集することを含む、請求項１１に記載の方法。
13. 撮像システムであって、
    第１の時間においてエネルギーを放出および受容して、画像データの第１のフレームを生成し、前記第１の時間と異なる第２の時間においてエネルギーを放出および受容して、画像データの第２のフレームを生成するように構成された撮像モジュールを有する血管内撮像デバイスを含むカテーテルアセンブリであって、前記画像データが、複数の画像要素を表し、前記第１の時間および前記第２の時間は、患者の測定された心拍数に基づいて決定される、カテーテルアセンブリと、
    画像表示領域を含むユーザインターフェースと、
    前記血管内撮像デバイスおよび前記ユーザインターフェースと通信し、少なくとも１つのプロセッサを備える撮像エンジンと、を備え、前記撮像エンジンが、
    前記少なくとも１つのプロセッサを使用して、前記第１のフレームの第１の部分を選択することであって、前記第１の部分が、前記第１のフレームの前記画像データの第１のサブセットを有することと、
    前記少なくとも１つのプロセッサを使用して、前記選択された第１の部分を前記第２のフレームの画像データと比較することと、
    前記少なくとも１つのプロセッサを使用して、前記比較に基づいて、前記第２のフレームの第２の部分を選択することであって、前記第２の部分が、前記第２のフレームの前記画像データの第２のサブセットを有することと、
    前記少なくとも１つのプロセッサを使用して、前記第１の時間における前記第１の部分と前記第２の時間における前記第２の部分との間の相対運動を表す第１の変位ベクトルを計算することと、
    前記少なくとも１つのプロセッサを使用して、前記第１のフレームの第３の部分を選択することであって、前記第３の部分が、前記第１のフレームの前記画像データの第３のサブセットを有し、前記第１のフレームの前記画像データの前記第３のサブセットが、前記第１のフレームの前記画像データの前記第１のサブセットと異なることと、
    前記少なくとも１つのプロセッサを使用して、前記選択された第３の部分を前記第２のフレームの画像データと比較することと、
    前記少なくとも１つのプロセッサを使用して、前記比較に基づいて前記第２のフレームの第４の部分を選択することであって、前記第４の部分が、前記第２のフレームの前記画像データの第４のサブセットを有することと、
    前記少なくとも１つのプロセッサを使用して、前記第１の時間における前記第３の部分と前記第２の時間における前記第４の部分との間の相対運動を表す第２の変位ベクトルを計算することと、
    前記第１の変位ベクトルの長さを前記第２の変位ベクトルの長さと比較することと、
    前記第２の変位ベクトルの前記長さと異なる前記第１の変位ベクトルの前記長さに基づいて、画像データの前記第１のフレームの前記第１の部分が血管菅腔の中の血液を表し、画像データの前記第１のフレームの前記第３の部分が血管組織又はプラークを表すと決定することと、を行うように構成されている、撮像システム。
14. 前記撮像エンジンが、
    前記血管菅腔の中の血液と血管組織又はプラークとの間のインターフェースを表すインジケータを有する画像を前記画像表示領域上に出力することを行うようにさらに構成されている、請求項１３に記載のシステム。
15. 前記第２の部分は、前記比較に基づいて、画像データの前記第２のサブセットが前記第２のフレームの任意の他の部分の画像データよりも大きい程度に画像データの前記第１のサブセットに対応すると決定することによって選択され、
    前記第４の部分は、前記比較に基づいて、画像データの前記第４のサブセットが前記第２のフレームの任意の他の部分の画像データよりも大きい程度に画像データの前記第３のサブセットに対応すると決定することによって選択される、請求項１４に記載のシステム。
16. 前記撮像エンジンが、
    所定の程度を超えて前記第２の変位ベクトルの前記長さと異なる前記第１の変位ベクトルの前記長さに基づいて、画像データの前記第１のフレームの前記第１の部分が血管菅腔の中の血液を表し、画像データの前記第１のフレームの前記第３の部分が血管組織又はプラークを表すと決定するようにさらに構成されている、請求項１５に記載のシステム。
17. 非一時的なコンピュータ可読ストレージ物品であって、そこに記憶されているコンピュータ実行可能命令を有し、前記コンピュータ実行可能命令が、少なくとも１つのプログラム可能なプロセッサに、
    画像データの第１のフレームの第１の部分を選択することであって、画像データの前記第１のフレームが、第１の時間において生成された複数の画像要素を表し、前記第１の部分が、前記第１のフレームの前記画像データの第１のサブセットを有することと、
    前記選択された第１の部分を画像データの第２のフレームの画像データと比較することであって、画像データの前記第２のフレームが、第２の時間において生成された複数の画像要素を表し、前記第１の時間および前記第２の時間は、患者の測定された心拍数に基づいて決定されることと、
    前記比較に基づいて前記第２のフレームの第２の部分を選択することであって、前記第２の部分が、前記第２のフレームの前記画像データの第２のサブセットを有することと、
    前記第１の時間における前記第１の部分と前記第２の時間における前記第２の部分との間の相対運動を表す第１の変位ベクトルを計算することと、
    画像データの前記第１のフレームの第３の部分を選択することであって、前記第３の部分が、前記第１のフレームの前記画像データの第３のサブセットを有し、前記第１のフレームの前記画像データの前記第３のサブセットが、前記第１のフレームの前記画像データの前記第１のサブセットと異なることと、
    前記選択された第３の部分を前記第２のフレームの画像データと比較することと、
    前記比較に基づいて前記第２のフレームの第４の部分を選択することであって、前記第４の部分が、前記第２のフレームの前記画像データの第４のサブセットを有することと、
    前記第１の時間における前記第３の部分と前記第２の時間における前記第４の部分との間の相対運動を表す第２の変位ベクトルを計算することと、
    前記第１の変位ベクトルの長さを前記第２の変位ベクトルの長さと比較することと、
    前記第２の変位ベクトルの前記長さと異なる前記第１の変位ベクトルの前記長さに基づいて、画像データの前記第１のフレームの前記第１の部分が血管菅腔の中の血液を表し、画像データの前記第１のフレームの前記第３の部分が血管組織又はプラークを表すと決定することと、
    前記血管菅腔の中の血液と血管組織又はプラークとの間のインターフェースを表すインジケータを画像上のある位置に位置決めすることと、を行わせる、非一時的なコンピュータ可読ストレージ物品。
18. 患者の前記心拍数が、前記第１の時間及び前記第２の時間が心周期の同じ部分に対応すると決定するために用いられている、請求項１に記載の方法。
19. 所定の程度を超えて前記第２の変位ベクトルの前記長さと異なる前記第１の変位ベクトルの前記長さに基づいて、画像データの前記第１のフレームの前記第１の部分が血管菅腔の中の血液を表すと決定し、画像データの前記第１のフレームの前記第３の部分が血管組織又はプラークを表すと決定する、請求項１７に記載の非一時的なコンピュータ可読ストレージ物品。

Images