JP2003503141A - 有効な輪郭線作成法及びシステムを使用する血管内の超音波分析 - Google Patents

有効な輪郭線作成法及びシステムを使用する血管内の超音波分析

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Abstract

(57)【要約】 血管の内腔及び外皮の境界を決定する、血管内超音波（ＩＶＵＳ）分析システム（１０）及び方法が提供される。超音波データは、血管（３０）中に挿入されるカテーテルの先端に固定された回転するトランスジューサーにより獲得される。血管内画像は超音波データ（１５）から再生される。境界の輪郭線は境界の点（７０）に基づいて作成される。一旦最終的内腔境界輪郭線が作成されると、外皮の境界輪郭線を決定するために工程が繰り返される。輪郭線データにより、内腔面積及びプラークに誘起された閉塞の割合の決定を含む、血管の特性が分析される。

Description

【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】
【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】
【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】
【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１
１０、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】
【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７
Ｂ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７１
５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】
【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１
８０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。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 シエクハー，ライ アメリカ合衆国オハイオ州44124メイフイ ールドハイツ・メイフイールドロード 6811・アパートメント497 Ｆターム(参考） 4C301 BB03 BB30 EE11 FF09 JB35 JC06 JC08 KK17 KK24 KK26 LL03 LL04 5B057 AA07 BA05 CA08 CA12 CA16 CB08 CB12 CB16 CD18 CE06 CH01 DA08 DC16 5L096 AA06 AA09 BA06 CA18 EA27 EA28 FA06 FA32 FA66 FA67 FA68 FA69 GA55

Claims (26)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 超音波画像が、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、血管内超音波画像からの血管の境界輪郭線を決定す
    る方法で、当該方法は 超音波画像を表示すること、ここで超音波画像は血管の断面図であり、カルテ
    シアン画像であり、超音波画像は血管の境界の像を含み、 境界に沿ったコントロール点を選択すること、 境界輪郭線を作成するためにコントロール点の間を内挿すること、及び 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こと、ここでグレディエント画像
    は超音波画像から決定される、 の段階を含んで成ることを特徴とする方法。
  2. 【請求項２】 更に、超音波画像のピクセル値を半径方向に分析することに
    より識別された境界を決定することを含む、請求項１記載の境界輪郭線を決定す
    る方法。
  3. 【請求項３】 グレディエント画像が、 超音波画像を極座標画像に変換すること、ここで極座標画像は複数のピクセル
    を含む複数の半径方向の走査線を有する、 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境界の縁を半径方向に決定すること、ここでグレ
    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し、識別された
    ピクセルが識別された境界を区画する、及び 超音波画像の極座標画像を直交座標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、 により形成される、請求項１記載の境界輪郭線を決定する方法。
  4. 【請求項４】 最適化することが更に、境界輪郭線の連続性を維持するため
    に、点の間隔の拘束条件及び曲率の拘束条件に基づいてコントロール点それぞれ
    を調整することを含む、請求項１記載の境界輪郭線を決定する方法。
  5. 【請求項５】 各コントロール点に対する最適化段階を繰り返し実施するこ
    とを更に含む、請求項４記載の境界輪郭線を決定する方法。
  6. 【請求項６】 表示することが更に、血管の画像の連続的配列である複数の
    超音波の画像を表示することを含み、ここで超音波画像が出発画像である、 選択することが更に、少なくとも１個の中間画像が出発画像と終結画像との間
    にあるように複数の超音波画像から終末画像上の境界に沿ってコントロール点を
    選択することを含み、そして 内挿することが更に、少なくとも１個の中間画像上に境界輪郭線を自動的に作
    成するために、出発画像と終結画像のコントロール点の間を内挿することを含む
    、請求項１記載の境界輪郭線を決定する方法。
  7. 【請求項７】 出発画像、少なくとも１個の中間画像及び終末画像の超音波
    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、各コ
    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個の中間画像及び
    終結画像上の境界輪郭線を最適化すること、を更に含む、請求項６記載の境界輪
    郭線を決定する方法。
  8. 【請求項８】 血管内画像の血管内分析法であって、血管内画像が血管物体
    を内部で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、
    その方法が、 血管内の画像を直交座標フォーマットに変換すること、ここで血管内画像は血
    管物体の境界を表す、 境界の近位の血管内画像上の複数の境界点を選択すること、 複数の境界点に基づいて第１の境界輪郭線を形成すること、 血管内画像の極座標画像上で実施される半径方向の境界の決定に基づいて第２
    の境界輪郭線を作成すること、及び 最適な境界輪郭線を得るために、第２の境界輪郭線からの影響により第１の境
    界輪郭線を調整すること、 の段階を含んで成る、分析方法。
  9. 【請求項９】 第１の境界輪郭線を作成することが複数の境界の点の間を直
    線的に内挿することを含む、請求項８記載の血管内分析法。
  10. 【請求項１０】 第２の境界輪郭線を作成することが極座標画像にグレディ
    エントフィルターをかけることを含む、請求項８記載の血管内分析法。
  11. 【請求項１１】 半径方向の境界の決定が、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み、グレディエントフィルターが血管物
    体の境界の近位の極座標画像の領域を目立たせる、請求項１０記載の血管内分析
    法。
  12. 【請求項１２】 第２の境界輪郭線を作成することが、 血管内画像を、複数の走査線を有する極座標画像に変換すること、 複数の走査線それぞれにわたりグレディエントフィルターを半径方向にかけて
    、血管物体の境界を識別することにより、極座標画像のグレディエント画像を作
    成すること、及び グレディエント画像を直交座標フォーマットに変換すること、ここで識別され
    た境界は第２の境界輪郭線を区画する、 を含む、請求項８記載の血管内分析法。
  13. 【請求項１３】 調整することが更に、それぞれの複数の境界点の間の平均
    距離に基づいて境界点の位置を拘束する配置関数に従って、それぞれの複数の境
    界点を調整することを含む、請求項８記載の血管内分析法。
  14. 【請求項１４】 調整することが更に、第１の境界輪郭線の曲率に基づいて
    境界点の位置を拘束する曲率関数に従って、それぞれの複数の境界点を調整する
    ことを含む、請求項１３記載の血管内分析法。
  15. 【請求項１５】 それぞれの複数の境界点が血管内画像上に位置を有し、調
    整することが第２の境界輪郭線上の対応する位置に基づいて、それぞれの複数の
    境界点の位置を調整することを含む、請求項８記載の血管内分析法。
  16. 【請求項１６】 境界が血管物体の内腔の境界である、請求項８記載の血管
    内分析法。
  17. 【請求項１７】 境界が血管物体の外皮の境界である、請求項８記載の血管
    内分析法。
  18. 【請求項１８】 血管内画像が血管物体内からの超音波装置から半径方向に
    獲得された超音波データから作成される、血管内超音波画像分析法であって、そ
    の改善点が、 使用者が区画した境界及び血管内画像の極座標画像に従って血管物体の境界を
    決定すること、を含んで成る、方法。
  19. 【請求項１９】 極座標画像にグレディエントを適用すること、ここでグレ
    ディエントが血管物体の境界を表す、極座標画像内で識別された縁を作成する、
    及び 血管物体の境界を得るために極座標画像内で識別された縁に基づいて使用者が
    区画した境界を調整すること、 を更に含む請求項１８記載の方法。
  20. 【請求項２０】 改善点が更に、 血管物体の一部から獲得された超音波データから、１群の超音波画像を選択す
    ること、ここで超音波画像の群は、それらの間に中間画像をもつ開始画像及び終
    結画像により区画される、 開始画像上に、血管物体の境界を表す開始境界輪郭線を作成すること、 終結画像上に、血管物体の境界を表す終結境界輪郭線を作成すること、及び 中間画像それぞれの上に、開始及び終結境界輪郭線に基づいた血管物体の境界
    を表す境界輪郭線を作成すること、 を含む、請求項１８記載の方法。
  21. 【請求項２１】 開始及び終結境界輪郭線を作成することが更に、 開始画像及び終結画像の双方の上の複数の境界点により血管物体の境界を選択
    すること、及び 開始境界輪郭線を得るために開始画像上の複数の境界点を内挿すること、及び 終結境界輪郭線を得るために終結画像上の複数の境界点を内挿すること、 を含む、請求項２０記載の方法。
  22. 【請求項２２】 中間画像それぞれの上に境界輪郭線を作成することが、開
    始境界輪郭線及び終結境界輪郭線を中間画像全体にわたり内挿することを含む、
    請求項２１記載の方法。
  23. 【請求項２３】 開始、中間及び終結画像それぞれに対応する極座標画像を
    作成すること、及び 対応する極座標画像に基づいて開始、中間及び終結境界輪郭線を調整すること
    、を更に含む、請求項２２記載の方法。
  24. 【請求項２４】 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
    ら作成される一連の血管内超音波画像からの、血管の境界輪郭線の決定法であっ
    て、 それらの間の中間画像をもつ１群の画像を区画する血管内超音波画像の配列か
    ら、開始画像及び終結画像を選択すること、 血管の境界の近位にある開始及び終結画像上に境界点を選択すること、 開始画像の境界点に基づいて開始輪郭線を作成すること及び、終結画像の境界
    点に基づいて終結輪郭線を作成すること、 開始及び終結輪郭線に基づいて中間画像それぞれの中間輪郭線を作成すること
    、及び 開始、中間及び終結輪郭線に基づいて、三次元の血管の境界輪郭線を決定する
    こと、 の段階を含んで成る方法。
  25. 【請求項２５】 対応する超音波画像から作成された極座標画像に基づいて
    各輪郭線を調整することにより、開始輪郭線、中間輪郭線及び終結輪郭線を最適
    化することを更に含む、請求項２４記載の血管の境界輪郭線を決定する方法。
  26. 【請求項２６】 極座標画像における境界の周囲のピクセル値を識別するた
    めに極座標画像を調整することを更に含む、請求項２５記載の血管の境界輪郭線
    を決定する方法。
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