JP2020099673A - イメージング装置、方法、システム及び記憶媒体 - Google Patents

Abstract

【課題】イメージング構成の深度範囲の限界を克服する又は増大させることができる画像処理技術を提供する。【解決手段】画像処理装置１００は、参照アーム１０２と、サンプルアーム１０３と、カテーテル１２０と、カテーテルが中に格納されるカテーテルシース１２１と、１つ以上のプロセッサであって、カテーテルからの反射を取得するステップと、カテーテルからの反射が所望の視野を覆わずかつ／又は所望の視野にオーバーラップしないように、カテーテルシースを、正しい位置を越える所定の距離に配置するように調節するステップとを実行する１つ以上のプロセッサと、を含む。【選択図】図１

Description

本開示は、一般にイメージングに関し、より詳細には、無駄になったイメージング範囲を回復するためのイメージング装置、方法、システム、記憶媒体及び技術に関する。

イメージングの方法論及び技術は、オブジェクトの形の表現又は再現を得るために、広く様々な領域で実施されている。領域としては、例えば、デジタルイメージング、レーダーイメージング、映画撮影術、写真撮影術、ゼログラフィ等が挙げられる。医用イメージングは、臨床分析及び医療インターベンションのために、体内の視覚的表現を作成する技術及びプロセスを提供する領域である。医用イメージングの技術は、臨床診断のために、患者の体、器官、組織又はそれらの一部についての解剖学的データ及び生理学的データを獲得するために使用される。イメージングの応用は、例えば胃腸、肺、血管内等の生体オブジェクトのイメージング、評価、診断を含むことができ、また、例えば１つ以上のプローブ、１つ以上のカテーテル、１つ以上の内視鏡、１つ以上のカプセル、１つ以上の針（例えば生検針）等の１つ以上の器具を介して得ることができる。

医用イメージングは、診断と治療の両方の目的で使用することができ、一般のイメージングのタイプ又はモダリティとして、透過イメージング、反射イメージング及び放射イメージングが含まれる。医用イメージングは、例えば、Ｘ線撮影法（Ｘ線）、透視法、共焦点顕微鏡法、コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）、超音波、グレースケール／カラードップラー、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）、ポジトロン放出断層撮影法（ＰＥＴ）、単一光子放射コンピュータ断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）等のイメージングのタイプを含む。イメージングデータは、非侵襲的処置又は侵襲的処置によって取得することができる。例えば眼科学、検眼、心臓病学、神経科学、腫瘍学、整形外科学等を含む広く多様な医療分野には、医用イメージングによって得られた情報が有効である。

血管内イメージング（ＩＶＩ）モダリティは、精密な病変情報（例えば管腔サイズ、プラーク形態、埋込みデバイス等）を伴う冠動脈の断面イメージングを提供することができる。米国では、現在、インターベンション心臓病専門医のおよそ２０％しか、経皮的冠動脈インターベンション（ＰＣＩ）時に、冠動脈造影と併せてＩＶＩイメージングを使用していない。典型的なＩＶＩの構成では、一般に、カテーテルの偏心や斜めビーム照明（oblique beam illumination）、少なくとも１．０ｍｍから１．５ｍｍの深さまで組織を可視化したいという要求等の要因により、直径３．０ｍｍから３．５ｍｍの大きさの血管をイメージングすることができるように、約１０ｍｍのイメージングの視野（field of view；ＦＯＶ）が提供される。しかしながら、４．０ｍｍから４．５ｍｍの大きさの血管は、特に冠動脈口付近や左主冠動脈においては、ごく一部である場合がある。

光干渉断層撮影法（ＯＣＴ）は、コヒーレント光を用いて、光学散乱媒体内からマイクロメートル分解能の２次元画像及び３次元画像をキャプチャするイメージング技術である。ＯＣＴは、アキシャル及びラテラルの分解能において競合方法を上回る利点を有する、侵襲的、非侵襲的又は低侵襲的な３次元（３Ｄ）イメージング技術を提供することができる。ＯＣＴは、ラテラル方向に隣接する一連の深さキャンバス（Ａスキャン）から断面画像（Ｂスキャン画像）を合成することができ、複数の隣接するＢスキャンを記録することによって、サンプルの３Ｄ画像を構成することができる。

超音波は、典型的には、約３〜４０ＭＨｚの間の範囲にある周波数を有する音波を用いて、約０．１〜１ｍｍの分解能を生み出す。約１００ＭＨｚの高周波数超音波では、約１５〜２０μｍのイメージング分解能が提供されるが、生体組織が高周波数音波を強力に減衰させるので、イメージング深度はわずか数ミリメートルに制限される。共焦点顕微鏡法は、１μｍに迫る高い分解能を有するが、典型的なイメージング深度はわずか数百ミクロンである。

ＯＣＴ技術は、超音波と比較することができ、一般に超音波に類似するが、ＯＣＴ技術は音の代わりに光を用いる。光の波長は超音波の波長よりはるかに短いので、超音波の代わりに光を用いることにより、画像分解能が著しく改善する。超音波とＯＣＴは、音波又は光のビームが生体組織に送られると、様々な音響特性又は光学特性を有する構造と構造間の境界とから、異なるように後方反射又は後方散乱をするという点で類似する。そのような構造の寸法は、音波又は光波が様々なアキシャル距離から戻ってくるのにかかる「エコー」時間を測定することによって、決定することができる。光の速度は音よりもはるかに速いので、ＯＣＴでは約５０フェムト秒の時間分解能が生じ、低コヒーレンス干渉法を用いて、小スケールのエコー時間遅延測定を達成することができる。このように、ＯＣＴは、後方散乱光の振幅及びエコー時間遅延を高感度で測定することのできる、干渉法に基づくイメージング技術として特徴付けることができる。干渉イメージングでは、参照経路（例えば既知の制御された光路）からの光が、サンプル経路（例えば未知の経路）から戻る光と干渉させられ、それにより、干渉データの分析によってサンプル経路からの情報を決定することができる。

ＯＣＴは、ＯＣＴの光ファイバとの互換性に部分的に基づいて、非侵襲的又は低侵襲的な医療処置を行うときに役立つ。ＯＣＴの応用では、光を光ファイバベースのサンプル経路と参照経路に分割するために、干渉計が使用されることがある。参照経路の長さは、通常、サンプル経路の長さに一致するように調節される。サンプル経路の長さと参照経路の長さとの差はｚオフセットであり、２つの経路の長さが一致しているときにはゼロとなる。ｚオフセットが既知である場合、参照経路の長さをサンプル経路の長さに一致するように変更することによって、システムをキャリブレーションすることができる。

ＯＣＴの応用では、通常、光学的ゼロ点は、画像空間において参照平面が存在するところに定められる。表面平面はｘ−ｙ平面にあり、深さはｚ軸に沿って生じる。ＯＣＴ技術は、１〜１５μｍの画像分解能と、約１〜３ｍｍの範囲のイメージング深度を提供する。ＯＣＴ技術におけるイメージング深度は、生体サンプル内の吸収及び分散の影響によって制限されることがある。ＯＣＴ技術のカテゴリには、概して、時間領域ＯＣＴ（ＴＤ−ＯＣＴ）及びフーリエ領域ＯＣＴ（ＦＤ−ＯＣＴ）が含まれる。ＯＣＴ技術のアキシャル分解能は、光源の帯域幅が広いほどアキシャル分解能がより良好であるという点で、光源の帯域幅によって決定することができる。

ＴＤ−ＯＣＴは、反射低コヒーレンス干渉法の原理に基づく。典型的なＴＤ−ＯＣＴ構成は、光源、参照経路、サンプル経路及び検出経路とともに、マイケルソン干渉計等の２ビーム干渉計を含む。ファイバベースのＯＣＴは、ポータブル及び内視鏡（カテーテル）のイメージング用途に用いることができる。サンプルは１つのアームに位置付けられ、ミラーは参照アームに位置付けられる。信号は、参照ミラーをビーム軸に沿って継続的に平行移動させることによって取得される。ＴＤ−ＯＣＴとＦＤ−ＯＣＴはそれぞれ、一般に、光のエコー時間遅延を検出するために参照アーム及び干渉計を用いる。干渉計は、ビームスプリッタを用い、光を目標アームと参照アームに分割する。ＴＤ−ＯＣＴの参照アームは、時間的に変化する（time-varying）時間遅延を作り出すために、可動ミラーによって機械的に走査される。ＦＤ−ＯＣＴの光源は周波数掃引式であり、光ビームの干渉は周波数差に従って振動する。

ＦＤ−ＯＣＴには、スペクトル領域ＯＣＴ（ＳＤ−ＯＣＴ）及び波長掃引ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）が含まれる。深度情報は、後方散乱された干渉光のスペクトルの逆フーリエ変換を計算することによって提供することができる。参照ミラーの走査が不要であるので、ＴＤ−ＯＣＴと比べて、ＦＤ−ＯＣＴでのイメージングの速度は大きく改善される。後方散乱光のスペクトルは、ＳＤ−ＯＴＣの場合は分光計ベースの技術によって得ることができ、ＳＳ−ＯＣＴの場合は波長可変レーザ源によって得ることができる。波長掃引ＯＣＴの構成において、後方散乱光のスペクトルは、レーザ放射光の波長を連続的かつ迅速に調整することによって、遅れずに符号化される。同等の信号対雑音比（ＳＮＲ）では、平衡検出を伴う波長掃引ＯＣＴは、スペクトル領域ＦＤ−ＯＣＴと比べてより高い取得率を提供する。ＯＣＴイメージングシステムの画質は、例えばアキシャル及びトランスバースの分解能、ＳＮＲ、感度及び侵入深度（penetration depth）を含む因子に基づいて、特徴付けることができる。

ＯＣＴの分解能には、アキシャル分解能及びトランスバース分解能が含まれる。アキシャル分解能は、光源のパワースペクトルによって決定することができる。トランスバース分解能は、波長とサンプルアームのイメージング光学系とに依存する。トランスバース分解能と焦点深度の間には両立しない関係があり、より精細なトランスバース分解能を有するシステムでは焦点深度が短くなる。光学的分解能は、アキシャル方向（ｚ）及びラテラル次元（ＸＹ）に基づいて説明することができる。

画像処理技術は、イメージング構成の深度範囲の限界を克服すること又は増大させることによって、向上させることができる。

本開示は、一般に、例えば取得電子機器（acquisition electronics）又はカテーテルのサイズを変更することなく、イメージングされ得る血管のサイズを大きくすることによって、画像処理技術における改善を達成する。

本開示の態様によれば、画像処理装置は、参照アーム、サンプルアーム、カテーテル、カテーテルが中に格納されるカテーテルシースを含み、１つ以上のプロセッサが提供される。プロセッサは、カテーテルからの反射を取得するステップと、カテーテルからの反射が所望の視野を覆わずかつ／又は所望の視野にオーバーラップしないように、カテーテルシースを定める反射を、正しい位置を越える所定の距離に配置するように調節するステップと、を実行するように構成される。

本開示の他の態様によれば、画像処理装置のための画像処理方法が提供される。本方法は、カテーテルからの反射を取得することと、カテーテルからの反射が所望の視野を覆わずかつ／又は所望の視野にオーバーラップしないように、カテーテルシースを、正しい位置を越える所定の距離に配置するように調節することと、を含む。

本開示の他の態様によれば、本明細書に記載の画像処理装置のための画像処理方法をコンピュータに実行させるためのプログラムを記憶している、記憶媒体。

本開示の更なる特徴は、添付の図面を参照して以下の例示的な実施形態の説明から明らかになろう。

図１（Ａ）は、本開示の１つ以上の態様によるＯＣＴシステムの実施形態を示す図である。図１（Ｂ）は、本開示の１つ以上の態様によるＯＣＴシステムの少なくとも１つの実施形態とともに用いることのできるカテーテルの実施形態の図である。 図２は、第１の例示的実施形態によるフローチャートである。 図３（Ａ）は、例示的な実施形態による画像のデジタル画像表現を示す図である。図３（Ｂ）は、例示的実施形態による、極座標表現に変換された図３（Ａ）のデジタル画像を示す図である。 図４（Ａ）は、例示的な実施形態による、画像のデジタル画像表現を示す図である。図４（Ｂ）は、例示的な実施形態による、画像のデジタル画像表現を示す図である。 図５（Ａ）は、例示的な実施形態による、画像のデジタル画像表現を示す図である。図５（Ｂ）は、例示的な実施形態による、画像のデジタル画像表現を示す図である。 図６（Ａ）は、例示的な実施形態による、画像のデジタル画像表現を示す図である。図６（Ｂ）は、例示的な実施形態による、画像のデジタル画像表現を示す図である。 図７は、本開示の１つ以上の態様によるＯＣＴシステムとともに用いることのできるコンピュータの実施形態の概略図である。 図８は、本開示の１つ以上の態様によるＯＣＴシステムとともに用いることのできるコンピュータの代替実施形態の概略図である。

以下、本開示の例示的実施形態が、図面を参照して説明される。

本開示の例示的実施形態を以下に例示するが、本開示の構成的態様は、例えば透過イメージング、反射イメージング及び放射イメージング、例えば全てのタイプのＯＣＴ及び超音波構成、Ｘ線撮影法（Ｘ線）、透視法、共焦点顕微鏡法、コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）、超音波、グレースケール／カラードップラー、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）、ポジトロン放出断層撮影法（ＰＥＴ）、単一光子放射コンピュータ断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）等を含む、他の画像処理装置、方法、システム及び記憶装置の構成に有利に適用されてよい。

図１は、本願の１つ以上の態様による、光干渉断層撮影（ＯＣＴ）システム１００として構成された画像処理装置を例示する。

次に図の詳細に移るが、図１（Ａ）は、本開示の１つ以上の態様に係る、光学プローブの適用とともにＯＣＴを利用するように動作する画像処理装置１００（本明細書では「システム１００（“system 100”又は“the system 100”）」と呼ばれる）を示す。システム１００は、光源１０１、参照アーム１０２、サンプルアーム１０３、被偏向（deflected）又は偏向（deflecting）部１０８、参照ミラー（「参照反射」、「参照反射器」、「部分反射ミラー」及び「部分反射器」とも呼ばれる）１０５及び１つ以上の検出器１０７を備える。１つ以上の実施形態において、システム１００は、患者インタフェースデバイス又は患者インタフェースユニット（「ＰＩＵ」）１１０及びカテーテル１２０（図１（Ａ）において図示され、実施形態の例は図１（Ｂ）に示され、下記で更に論じられる）を含んでよく、システム１００は、サンプル１０６と相互作用することができる（例えばカテーテル１２０及び／又はＰＩＵ１１０を介して）。１つ以上の実施形態において、システム１００は干渉計を含むか、又は、干渉計は、少なくとも光源１０１、参照アーム１０２、サンプルアーム１０３、偏向部１０８及び参照ミラー１０５等の、システム１００の１つ以上の構成要素によって定められる。

光源１０１は、例えば波長走査光源であってよく、偏向部１０８に対して光を発生するように動作し、偏向部は、光源１０１からの光を、参照アーム１０２へと入る参照ビームと、サンプルアーム１０３へと入るサンプルビームとに分割する。偏向部１０８は、参照ミラー１０５、１つ以上の検出器１０７及びサンプル１０６に対して、角度をつけて位置付けられてよく、又は配置されてよい。参照ビームは、参照アーム１０２の参照ミラー１０５から反射され、一方、サンプルビームは、サンプルアーム１０３のＰＩＵ（患者インタフェースユニット）１１０及びカテーテル１２０を通して、サンプル１０６から反射又は散乱される。参照ビームとサンプルビームの両方は、偏向部１０８で結合し（又は再結合し）、干渉パターンを生成する。システム１００及び／又はその干渉計の出力は、例えばフォトダイオード又はマルチアレイカメラ等の１つ以上の検出器１０７により、継続的に取得される。１つ以上の検出器１０７は、カップリング、結合又は再結合される２つの放射線ビーム又は光ビーム（例えば、参照アーム１０２からの参照ビームとサンプルアーム１０３からのサンプルビーム）の間の干渉又は干渉パターンを測定する。１つ以上の実施形態において、フリンジ効果が引き起こされ、１つ以上の検出器１０７によって測定可能となるように、参照ビームとサンプルビームは異なる光路長を進む。システム１００及び／又はその干渉計の出力から得られた電気的アナログ信号は、コンピュータ１２００（図１（Ａ）を参照；下記で更に論じられる図７にも示される）やコンピュータ１２００’（例えば下記で更に論じられる図８を参照）等のコンピュータで分析されるデジタル信号に変換される。１つ以上の実施形態において、光源１０１は、広い波長帯域で放射される放射線源又は広帯域光源であってよい。１つ以上の実施形態において、電気的アナログ信号を光学スペクトルに変換するために、ソフトウェア及び電子機器を含むフーリエ分析器が用いられてよい。

好ましくは、偏向部１０８は、光源１０１からからの光を、参照アーム１０２とサンプルアーム１０３へ偏向（又は分割）し（それぞれ参照ミラー１０５とサンプル１０６に向かう）、次にその光を結合又は再結合させ、参照ミラー１０５とサンプル１０６から受け取られた結合光又は再結合光を少なくとも１つの検出器１０７へと送るように動作する。１つ以上の実施形態において、システム１００の被偏向部１０８は、サーキュレータ、ビームスプリッタ（例えば図１（Ａ）を参照）、アイソレータ、カプラ（例えば融着ファイバカプラ）、孔を有する部分切断ミラー、タップを有する部分切断ミラー等を含む、本明細書に記載されるように動作する１つ以上の干渉計又は光学干渉システムを含んでよく、又は備えてよい。１つ以上の実施形態において、干渉計又は光干渉システムは、光源１０１、参照アーム１０２、サンプルアーム１０３、偏向部１０８及び／又は参照反射１０５のうちの１つ以上等、システム１００の１つ以上の構成要素を含んでよい。１つ以上の実施形態において、被偏向部又は偏向部１０８は、共通光路（common path）干渉計や共通光路光学干渉システム等の、共通光路構成要素を含んでよい。

干渉計（例えばマイケルソン干渉計）の１つ以上の実施形態において、光源１０１等の光源は、スプリッタへ光を発するように動作し、スプリッタは、光源１０１からの光を、参照アームへと入る参照ビームと、サンプルアームへと入るサンプルビームとに分割する（これらのアームは物理的に別々のアームであってよい）。このような干渉計において、偏向部（偏向部１０８等、ビームスプリッタ又は本明細書で上述されるような他の適切な構成要素であってよい）は、参照ミラー（参照ミラー１０５等）、少なくとも１つの検出器（検出器１０７等）及びサンプル（サンプル１０６等）に対して、角度をつけて位置付けられてよく、又は配置されてよい。参照ビームは、参照アームの参照ミラー（参照ミラー１０５等）から反射され、一方、サンプルビームは、サンプルアームのサンプル（サンプル１０６等）から反射され、又は散乱される。

１つ以上の実施形態において、参照反射器又は参照反射１０５は、システム１００において、（ｉ）画像の視野（ＦＯＶ）の開始点又はイメージングの近位エッジと、（ｉｉｉ）画像のＦＯＶの所定又は所望の開始点よりも短い位置と、のうちの少なくとも１つに配置されてよい。

本開示のＯＣＴ技術の１つの応用は、図１（Ａ）に概略的に示されるようなカテーテル１２０を用いた技術の使用である。図１（Ｂ）は、シース１２１、コイル１２２、プロテクタ１２３及び光学プローブ１２４を含むカテーテル１２０の実施形態を示す。図１（Ａ）に概略的に示されるように、カテーテル１２０は、好ましくは、プルバックでコイル１２２をスピンさせるためにＰＩＵ１１０に接続される（例えば、ＰＩＵ１１０の少なくとも１つの実施形態は、プルバックでコイル１２２をスピンさせるように動作する）。コイル１２２は、その近位端から遠位端へトルクを伝達する。１つ以上の実施形態において、評価される生体器官、サンプル又は物質（例えば血管や心臓等の中空器官等）の全方向像（omnidirectional view）を見るために光学プローブ１２４の遠位先端もスピンするように、コイル１２２は、光学プローブ１２４とともに固定され、又は光学プローブ１２４に対して固定される。例えば、光ファイバカテーテル及び内視鏡は、アクセスが困難な血管内画像、胃腸管又は他の狭い領域のような内部器官へのアクセスを提供するために、サンプルアーム（図１（Ａ）に示されるようなＯＣＴ干渉計のサンプルアーム１０３等）の中に存在することができる。カテーテル１２０内又は内視鏡内の光学プローブ１２４を通った光のビームが、関心表面を横切って回転させられると、１つ以上のサンプルの断面画像が得られる。３次元データを取得するために、光学プローブ１２４は、回転スピン中に同時に長手方向に平行移動させられ、結果としてヘリカル走査パターンを成す。この平行移動は、最も一般的には、プローブ１２４の先端を近位端に向かって引き戻すことによって行われ、したがって、プルバックと呼ばれる。

１つ以上の実施形態において、患者インタフェースユニット１１０は、１つ以上の構成要素（例えばプローブ（例えばカテーテル１２０（例えば図１（Ａ）〜１（Ｂ）を参照））、針、カプセル、患者インタフェースユニット（例えば患者インタフェースユニット１１０）等）を１つ以上の他の構成要素（例えば光学的コンポーネント、光源（例えば光源１０１）、偏向部（例えば偏向部又は被偏向部１０８）、サンプルアーム１０２、接続構成要素及び／又は患者インタフェースユニット１１０に動力を供給するように動作するモータ（例えば１つ以上のモータは、プルバックの制御やスピン又は回転の制御等に使用され得る）等）に接続するための、回転接合器（rotary junction）等の接続構成要素（又はインタフェースモジュール）を備えてよく、又は含んでよい。例えば、接続部材又はインタフェースモジュールが回転接合器であるとき、回転接合器は、接触（contact）回転接合器、レンズなし（lensless）回転接合器、レンズベース（lens-based）回転接合器、又は当業者には既知である他の回転接合器のうちの少なくとも１つであってよい。

図１（Ｂ）に示されるように、カテーテル１２０は、シース１２１の中に配置され、又は位置付けられる。シース１２１は、透明又は半透明であってよく、押出成型（extruded）されてよく、単層又は多層であってよい。１つ以上の実施形態において、シース１２１は、ＯＣＴ針やＯＴＣカプセル等の任意の応用において、プローブとともに採用されてよい。カテーテル１２０は例示を目的としてシース１２１とともに用いられるが、シース１２１及び／又は本明細書で論じられるＯＣＴ技術とともに、任意のプローブ又はカテーテルを用いることができる。

ＯＣＴシステム１００は、例えばＴＤ−ＯＣＴ、スペクトル領域ＯＣＴ、ＦＤ−ＯＣＴ等を含み得る１つ以上のイメージングモダリティを実施するための断層撮影画像処理装置として構成されてよい。断層撮影画像処理構成は、一般に知られているので、ここでは詳細な説明を割愛する。

ＯＣＴシステム１００は、目標の領域から後方反射及び／又は後方散乱された放射線から、サンプル１０６に関する情報を取得する。ＴＤ−ＯＣＴでは、サンプルアームからの放射線の反射率は、参照アームから来る放射線と干渉し、その経路は特定の時間間隔内に修正される。参照アームの変位量を、反射を引き起こした目標の距離の測定値とすることができる。ＦＤ−ＯＣＴでは、参照アームの機械的な平行移動は生じず、光ビームの干渉は周波数差に従って振動する。

光干渉断層撮影（ＯＣＴ）システム１００として構成される画像処理装置は、サンプル１０６に関する画像を取得するために用いられる。

腔内イメージング構成は、断面画像を表示することができる。腔内イメージングにより、組織又は物質の高分解能の断面画像を取得することができ、リアルタイムの可視化を可能にするこができる。腔内イメージングシステムは、通常、物理的空間を極座標（例えば半径ｒ及び角度θ）においてサンプリングする。デジタル画像表現は、矩形である。極座標は、ＯＣＴ画像を管腔断面として表示するために、矩形表現から極座標表現に変換した後で得られる。

ＯＣＴイメージングにおける深度範囲は、取得電子機器によって制限され得る。ＦＤ−ＯＣＴでは、例えば、深度範囲は、式Δｚ＝λ₀ ²／４ｎδλを用いて計算することができ、光源の中心波長λ₀、スペクトル分解能δλ及び屈折率ｎによって制限され得る。ＦＤ−ＯＣＴには感度ロールオフの問題があり、実際のイメージング深度範囲を制限し得る。スペクトル領域ＯＣＴの場合には、感度ロールオフ効果は、ライン走査カメラの限定された画素数に起因する。この効果によって、スペクトル干渉縞の可視性は、光路差がゼロのときに最大となり、経路長の差が大きくなるにつれて低下する。ＦＤ−ＯＣＴのイメージング深度についての別の制限は、対物レンズの限定された焦点深度によってもたらされる。

任意の所与のイメージング構成では、アナログからデジタルへの変換又は検出器の帯域幅が、通常、制限因子となる。ビームプロフィルも制限因子となることがあり、したがって血管内イメージングシステムでは、ＦＯＶは一般に、１０ｍｍ未満又は５ｍｍのイメージング深度の範囲に制限される。

極座標画像における正確な定量的寸法測定のためには、カテーテルシース外径反射の画素マッピングにより、例えば、シース外径の実際の物理的な位置及びサイズが表現されるべきであり、そうでなければ、画像は拡大又は縮小のいずれかによって歪む（warped）ことになる。参照の物理的位置が既知でありさえすれば、シース外径反射の代わりに、カテーテル遠位光学系又はシース内径からの人為的又は意図的な反射のような他の参照を用いることができる。図５（Ｂ）は、カテーテルの物理的サイズを正確に表すために用いられるカテーテル外側シースを伴う画像を示す。

最大ＦＯＶがFOV_MAX＝１０ｍｍ、カテーテル外径がD_CATH＝０．９ｍｍ、組織侵入（tissue penetration）が最小L_T＝１．０ｍｍである場合、カテーテル、血管及び管腔について同様の屈折率（ＩＯＲ）を仮定すると、イメージングされ得る最大の血管腔は、（FOV_MAX＋D_CATH）／２−L_T＝４．４５ｍｍであることが分かる。しかしながら、カテーテル偏心により傾斜角度θ_e＝２０°であり、かつ斜めビーム照明がθ_b＝１４°である場合を例にとると、イメージングされ得る最大血管腔は、［Cos（θ_e＋θ_b）＊FOV_MAX／２］＋（D_CATH／２）−L_T＝３．６ｍｍに縮小され、したがって、確実にイメージングされ得る血管のサイズが制限される。

正確な定量的寸法測定のためには、シース外径反射を表す画素がシース外径反射の実際の物理的位置と同じになるようにカテーテルの一部をイメージングするために、一般に深度範囲の一部が失われ、これがｚオフセット補正の対象となる。

本開示の態様では、イメージング視野（ＦＯＶ）を効果的に増大させるために、いくつかの画像処理ステップが実施されてよい。

本明細書に記載の画像処理システムは、カテーテル１２０からの反射を取得することができ、また、カテーテル１２０からの反射が所望の視野を覆わずかつ／又は所望の視野にオーバーラップしないように、カテーテルシース１２１の表示される表現を、正しい位置を越える所定の距離に配置するように調節することができる。

本開示の態様では、イメージング視野（ＦＯＶ）を効果的に増大させるために、いくつかの画像処理ステップが実施されてよい。図２は、本開示の第１の例示的実施形態による画像処理ステップのフローチャートを示す。図２の画像処理ステップは、画像処理装置の初期キャリブレーション中に実行されてよい。

ステップＳ１００において、例えば、ＯＣＴシステム１００の参照アーム１０２は、カテーテル１２０からの反射が所望の画像フィールドを覆わずかつ／又は所望の画像フィールドにオーバーラップしないように、カテーテルシース１２１を、正しい位置を越える所定の距離に配置するように調節されてよい。ステップＳ１００において、参照反射は、カテーテル反射が画像の中心あたりを覆うが外径反射よりも深くならないように、調節される。画像オブジェクト反射は、カテーテル外側シース１２１の境界（interface）及びそれを越えたどこからでも始まる可能性がある。所定の距離は、シース内径の反射がカテーテル外径反射の周りを覆うがそれを越えては広がらない場所に、部分的に基づいてよい。そうすることにより、例えばイメージング視野（ＦＯＶ）を増大することによってイメージング技術を改善することができ、３ｍｍよりも大きい血管サイズを確実にイメージングすることができる。

図３（Ａ）は、画像のデジタル画像表現を示し、図３（Ｂ）は、極座標表現に変換された図３（Ａ）のデジタル画像を示す。画像が更に処理されることなく走査変換される場合、画像の測定値は正しくない場合があり、図３（Ｂ）に示されるように、画像が歪んで見える場合がある。

図４（Ａ）は、画像のデジタル画像表現を示し、図４（Ｂ）は、極座標表現に変換された図４（Ａ）のデジタル画像を示す。

ステップＳ１１０は、期待シース外径反射の位置に一致するようにシース外径反射を調節することができる。これは、参照アーム１０２の物理的な調節によってではなく、図４（Ｂ）に示されるように、画像を黒画素データでパディングすることによって生じる。ステップＳ１１０において、データは、Ａライン方向で、カテーテルシース１２１がある場所に近い位置にパディングされる。データパディングは、最低深度（lowest depth）の画素をパディングすることを含んでよい。例えば、初めのＡラインは、１０００個の要素を有する配列によって表現され得る。これがパディングされて、１１００個の要素を有する配列が作成されるが、初めの１００個の要素はゼロの値をもつ。パディングは、実際には、Ａライン画像に付加的な個数の要素を追加して、全ての元データ及び追加データを有する画像データを作成する。

黒画素データではなく、例えば背景画素データ、カテーテル１２０の絵図（cartoon）、画像についての他の付属情報等を含む他のデータが、画像に用いられてよい。或いは、データは、固定の初期の画素数を維持するように圧縮されてよい。データ圧縮の副次的影響は、サンプリング分解能を低下させることによって生じる場合がある。しかしながら、これは、データが例えば走査変換ステップにおいて２倍以上ダウンサンプリングされ得る場合には、重大ではない。

ステップＳ１００及び／又はＳ１１０の調節は、ラインごと、フレームごと又はセクタ（いくつかのＡラインの平均）ごとになされてよい。ブランク又は背景画素データ等で画像がパディングされるとき、このデータは、各々のライン、フレーム又はセクタで異なってよい（例えば、各ラインに追加される要素の数は、そのライン、フレーム又はセクタに対して定められる）。或いは、パディングデータは、各々のライン、フレーム又はセクタに追加される単一のグローバルパディングデータであってよい（例えば、各ラインは、ゼロの値を含む１００個の要素でパディングされる）。

ステップＳ１００及び／又はＳ１１０の調節は、例えば、プルバック中のシース位置の任意の小さな変化を修正するために継続的に実施されてよい。この継続的な調節は、ラインごと、フレームごと又はセクタ（いくつかのＡラインの平均）ごとになされてよい。いくつかの実施形態において、参照アームの調節Ｓ１００は、シースの調節Ｓ１１０よりも少ない頻度でなされる。

ステップＳ１２０において、データは走査変換される。シース内径の反射がカテーテル外径反射の周りを覆うがそれを越えては広がらない場合、正確な測定値は、回復されるＦＯＶが上記のプロセスを伴わない視野よりも大きくなるような方法で、取得することができる。ステップ１２０において、データは、カテーテル外径反射がカテーテル１２０の物理的サイズを正確に反映するように再構成される。回復されるＦＯＶは、例えば、１０．７ｍｍであり、又は、元のＦＯＶよりも約７％大きい場合がある。これにより、確実にイメージングされ得る最大血管サイズの増大につながり（例えば３．６ｍｍ〜３．９ｍｍ）、又は、約８％を超える改善につながる。カテーテルの直径が大きいほど、より大きな改善を得ることができる。この例で回復されるＦＯＶは、以下の式、［Cos（θ_e＋θ_b）＊FOV_Rec／２］＋（D_CATH／２）−L_T＝３．９ｍｍによって決定することができる。

Ａライン方向にパディングされる画素数は、例えば、温度勾配の変化やカテーテル又は干渉計の他の部分にかかる光軸に沿った応力が原因となるＯＣＴシステムの小さな変化によるカテーテルシース反射位置の任意の小さな変化を考慮するために、継続的又は散発的に更新されてよい。

第１の実施形態において、データは、Ａライン方向で、カテーテルシース１２１に近い位置にパディングされる。第１の実施形態と同様である第２の実施形態では、第１の実施形態のようにデータをＡライン方向でカテーテルシースの位置にパディングするのではなく、データは、反対方向からカテーテルシースがある場所にシフトされる。言い換えれば、これは、画像の最も深いセクションからデータを切り取り、そのデータを最低深度データにおいてパディングすることと見なすことができる。

これは、深さ方向の画素数を固定することができ、それによって計算負荷の削減又は緩和が促進されるという点で、有利である。ＦＯＶが増大しない場合があるという点で不利益の可能性が生じ得るが、例えば、画像の最深端部にアーチファクトがあり得る場合には、使用可能なＦＯＶを回復することができる。例えば、これは、図３（Ｂ）に図示されるように、例えばＤＣノイズ及び他の自己相関ノイズによって引き起こされ得るアーチファクトが最高深度（highest depth）に存在する場合に当てはまる。最も明るい深いラインは、ＯＣＴシステムの他の部分とは別のアーチファクトであり、それよりも浅い場所にあり得るぼやけたラインも同様である。

図２の画像処理ステップは、画像処理装置の初期キャリブレーション中に実行されてよい。

図２の第２の実施形態のステップＳ１００において、例えば、参照アームは、カテーテルからの反射が所望の画像フィールドを覆わずかつ／又は所望の画像フィールドにオーバーラップしないように、カテーテルシースを、正しい位置を越える所定の距離に配置するように調節されてよい。画像オブジェクト反射は、カテーテル外側シースの境界及びそれを越えたどこからでも始まる可能性がある。所定の距離は、シース内径の反射がカテーテル外径反射の周りを覆うがそれ越えては広がらない場所に、部分的に基づいてよい。そうすることにより、例えばイメージング視野（ＦＯＶ）を増大することによってイメージング技術を改善することができ、３ｍｍよりも大きい血管サイズを確実にイメージングすることができる。画像が更に処理されることなく走査変換される場合、画像の測定値は正しくない場合があり、図３（Ｂ）に示されるように、画像が歪んで見える場合がある。

ステップＳ１１０において、シース外径反射は、期待シース外径反射の位置に一致するように調節されてよい。これは、参照アームの物理的な調節によってではなく、第１の実施形態でパディングが実行された場所へ反対方向にデータをシフトさせることによって生じる。データをシフトさせるプロセスは、画素を最高深度から最低深度へシフトさせることを含んでよい。例えば、初めのＡラインは、１０００個の要素を有する配列によって表現され得る。配列要素の全体は、ステップＳ１１０において、例えば要素９９０が要素９０になり、したがって要素１が要素１０１になり、要素７５０が要素８５０となるように、循環的にシフトされる。

ステップＳ１２０において、データは走査変換される。シース内径の反射がカテーテル外径反射の周りを覆うがそれを越えては広がらない場合、正確な測定値は、回復されるＦＯＶが上記のプロセスを伴わない視野よりも大きくなるような方法で、取得することができる。回復されるＦＯＶは、例えば、１０．７ｍｍであり、又は、元のＦＯＶよりも約７％大きい場合がある。これにより、確実にイメージングされ得る最大血管サイズの増大につながり（例えば３．６ｍｍ〜３．９ｍｍ）、又は、約８％を超える改善につながる。カテーテルの直径が大きいほど、より大きな改善を得ることができる。この例で回復されるＦＯＶは、以下の式、［Cos（θ_e＋θ_b）＊FOV_Rec／２］＋（D_CATH／２）−L_T＝３．９ｍｍによって決定することができる。

本開示は、一般に、例えば取得電子機器又はカテーテルのサイズを変更することなく、イメージングされ得る血管のサイズを大きくすることによって、画像処理技術における改善を達成する。例えば、カテーテルのイメージングは、腔内イメージングの対象ではないが、血管の管腔自体、そして基礎となる血管組織構造、ステントや生体吸収性血管スキャフォールドのような装置は対象である。このように、所望の使用可能なイメージングＦＯＶからカテーテル反射を押し出すことにより、カテーテルからのイメージング反射に対してＦＯＶの一部が失われたままにするのではなく、所望のオブジェクトをイメージングするためのＦＯＶを大幅に回復することができる。

本開示は、一般に、例えば取得電子機器又はカテーテルのサイズを変更することなく、イメージングされ得る血管のサイズを大きくすることによって、画像処理技術における改善を達成する。カテーテルのイメージングは、腔内イメージングの対象ではないが、血管の管腔自体、そして基礎となる血管組織構造、ステントや生体吸収性血管スキャフォールドのような装置は対象である。このように、所望の使用可能なイメージングＦＯＶからカテーテル反射を押し出すことにより、カテーテルからのイメージング反射に対してＦＯＶの一部が失われたままにするのではなく、所望のオブジェクトをイメージングするためのＦＯＶを大幅に回復することができる。

１つ以上のコンピュータシステムを用いて、ＯＣＴシステムの制御と画像処理の両方を含むイメージング処理システム１００を実施する方法は、数多く存在する。コンピュータシステム１２００の様々な構成要素が図７に提供される。コンピュータシステム１２００は、中央処理装置（「ＣＰＵ」）１２０１、ＲＯＭ１２０２、ＲＡＭ１２０３、通信インタフェース１２０５、ハードディスク（及び／又は他の記憶装置）１２０４、スクリーン（又はモニタインタフェース）１２０９、キーボード（又は入力インタフェース；キーボードに加えて、マウス又は他の入力デバイスを含んでもよい）１２１０、及び、前述の構成要素（例えば図７に示される）の１つ以上の間のＢＵＳ又は他の接続ライン（例えば接続ライン１２１３）を含んでよい。加えて、コンピュータシステム１２００は、前述の構成要素の１つ以上を備えてよい。例えば、コンピュータシステム１２００は、ＣＰＵ１２０１、ＲＡＭ１２０３、入出力（Ｉ／Ｏ）インタフェース（通信インタフェース１２０５等）及びバス（コンピュータシステム１２００の構成要素間の通信システムとして、１つ以上のライン１２１３を含んでよい。１つ以上の実施形態では、コンピュータシステム１２００及びその少なくともＣＰＵ１２０１は、１つ以上のライン１２１３を介して、本明細書で前述したシステム１００等のシステムの前述の１つ以上の構成要素と通信してよい）を含んでよく、１つ以上の他のコンピュータシステム１２００は、他の前述の構成要素の１つ以上の組合せを含んでよい。ＣＰＵ１２０１は、記憶媒体に格納されたコンピュータ実行可能命令を読み取って実行するように構成される。コンピュータ実行可能命令は、本明細書に記載の方法及び／又は計算の実行のための命令を含んでよい。システム１２００は、ＣＰＵ１２０１に加えて１つ以上の追加のプロセッサを含んでよく、ＣＰＵ１２０１を含む当該のプロセッサは、例えば、イメージングデータのデジタル表現を作成し、参照アーム及び／又はシース外径反射を調節するために用いられてよい。システム１２００は更に、ネットワーク接続を介して（例えばネットワーク１２０６を介して）接続された１つ以上のプロセッサを含んでよい。ＣＰＵ１２０１と、システム１２００によって用いられている任意の追加のプロセッサとは、同じテレコムネットワークに配置されてもよいし、異なるテレコムネットワークに配置されてもよい。

Ｉ／Ｏ又は通信インタフェース１２０５は、入力デバイス及び出力デバイス（光源、分光計、マイクロフォン、通信ケーブル及びネットワーク（有線又は無線のいずれか）、キーボード１２１０、マウス、タッチスクリーン又はスクリーン１２０９、ライトペン等を含んでよい）への通信インタフェースを提供する。モニタインタフェース又はスクリーン１２０９は、それらへの通信インタフェースを提供する。

本開示の任意の方法及び／又はデータ、例えば本明細書に開示される、カテーテルからの反射が所望の視野を覆わずかつ／又は所望の視野にオーバーラップしないように、正しい位置を越える所定の距離にカテーテルシースを配置するように画像データを調節するための方法は、コンピュータ可読記憶媒体に格納されてよい。一般に使用されるコンピュータ可読及び／又は書込み可能な記憶媒体、例えばハードディスク（例えばハードディスク１２０４、磁気ディスク等）、フラッシュメモリ、ＣＤ、光ディスク（例えばコンパクトディスク（「ＣＤ」）、デジタル多用途ディスク（「ＤＶＤ」）、Ｂｌｕ−ｒａｙ（商標）ディスク等）、光磁気ディスク、ランダムアクセスメモリ（「ＲＡＭ」）（ＲＡＭ１２０３等）、ＤＲＡＭ、読取り専用メモリ（「ＲＯＭ」）、分散コンピュータシステムのストレージ、メモリカード又は同様のもの（例えば不揮発性メモリカード、ソリッドステートドライブ（ＳＳＤ）、ＳＲＡＭ等の他の半導体メモリ等）、それらの任意の組合せ、サーバ／データベース等のうちの１つ以上等を用いて、プロセッサ（前述のコンピュータシステム１２００のプロセッサ又はＣＰＵ１２０１等）に、本明細書に開示される方法のステップを実行させることができる。コンピュータ可読記憶媒体は非一時的コンピュータ可読媒体であってよく、かつ／又は、コンピュータ可読媒体は、一時的な伝搬信号であることを唯一の例外として、全てのコンピュータ可読媒体を含んでよい。コンピュータ可読記憶媒体は、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、レジスタメモリ、プロセッサキャッシュ等の、所定期間又は制限された期間又は短期間に、かつ／又は電力の存在下でのみ、情報を記憶する媒体を含むことができる。また、本開示の実施形態は、記憶媒体（より完全には「非一時的コンピュータ可読記憶媒体」とも呼ばれ得る）に記録されたコンピュータ実行可能命令（例えば１つ以上のプログラム）を読み出して実行して、上記の実施形態の１つ以上の機能を実行し、かつ／又は、上記の実施形態の１つ以上の機能を実行するための１つ以上の回路（例えば特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ））を含むシステム又は装置のコンピュータによって実現されてもよく、また、例えば記憶媒体からコンピュータ実行可能命令を読み出して実行して、前述の実施形態の１つ以上の機能を実行し、かつ／又は上記の実施形態の１つ以上の機能を実行するための１つ以上の回路を制御することによって、システム又は装置のコンピュータによって実行される方法によって、実現されてもよい。

本開示の少なくとも１つの態様によれば、前述のプロセッサ（前述のコンピュータ１２００のプロセッサ等）に関連付けられた方法、システム及びコンピュータ可読記憶媒体は、図に示されるような適切なハードウェアを利用して実現することができる。本開示の１つ以上の態様の機能は、図１３に示されるような適切なハードウェアを利用して達成することができる。そのようなハードウェアは、標準のデジタル回路、ソフトウェア及び／又はファームウェアプログラムを実行するように動作可能な既知のプロセッサのいずれか、プログラム可能な読取り専用メモリ（ＰＲＯＭ）やプログラム可能なアレイロジックデバイス（ＰＡＬ）等の１つ以上のプログラム可能なデジタルデバイス又はシステムのような、既知の技術のいずれかを利用して実施されてよい。ＣＰＵ１２０１（図１３に示される）は、１つ以上のマイクロプロセッサ、ナノプロセッサ、１つ以上のグラフィックス・プロセッシング・ユニット（「ＧＰＵ」、ヴィジュアル・プロセッシング・ユニット（「ＶＰＵ」）とも呼ばれる）、１つ以上のフィールドプログラマブルゲートアレイ（「ＦＰＧＡ」）、又は他のタイプの処理構成要素を含んでよく、かつ／又は、それから構成されてよい。更に、本開示の様々な態様は、輸送性及び／又は流通のために、適切な記憶媒体（例えばコンピュータ可読記憶媒体、ハードドライブ等）又は媒体（フロッピーディスク、メモリチップ等）に格納され得るソフトウェア及び／又はファームウェアプログラムによって実施されてよい。コンピュータは、コンピュータ実行可能命令を読み出して実行するために、別個のコンピュータ又は別個のプロセッサのネットワークを含んでよい。コンピュータ実行可能命令は、例えばネットワーク又は記憶媒体から、コンピュータに提供されてよい。

前述のように、図８には、コンピュータ又はコンソール１２００’の代替実施形態のハードウェア構造が示される。コンピュータ１２００’は、中央処理装置（ＣＰＵ）１２０１、グラフィカル・プロセッシング・ユニット（ＧＰＵ）１２１５、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）１２０３、ネットワークインタフェースデバイス１２１２、ユニバーサルシリアルバス（ＵＳＢ）等の操作インタフェース１２１４、及び、ハードディスクドライブ又はソリッドステートドライブ（ＳＳＤ）１２０７等のメモリを有する。好ましくは、コンピュータ又はコンソール１２００’は、ディスプレイ１２０９を有する。コンピュータ１２００’は、操作インタフェース１２１４又はネットワークインタフェース１２１２を介して、回転接合器、運動制御ユニット及び／又は１つ以上のモータと接続してよい。コンピュータ１２００’等のコンピュータは、１つ以上の実施形態において、ＭＣＵを含んでよい。操作インタフェース１２１４は、マウスデバイス１２１１、キーボード１２１０又はタッチパネルデバイス等の操作ユニットに接続される。コンピュータ１２００’は、各構成要素を２つ以上有してよい。或いは、ＣＰＵ１２０１又はＧＰＵ１２１５は、コンピュータ１２００やコンピュータ１２００’等のコンピュータの設計に応じて、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）又は他の処理ユニットによって置き換えられてよい。

ＳＳＤ１２０７にはコンピュータプログラムが格納され、ＣＰＵ１２０１がプログラムをＲＡＭ１２０３にロードし、プログラム内の命令を実行して、基本的な入力、出力、計算、メモリ書込み及びメモリ読取りのプロセスとともに、本明細書に記載の１つ以上のプロセスを実行する。

コンピュータ１２００，１２００’等のコンピュータは、ＰＩＵ１１０（及び／又は回転接合器及び／又はそれとともに使用されている少なくとも１つのモータ）及びシステム１００，１００’，１００’’等のシステムの１つ以上の他の構成要素と通信して、イメージングを実行し、取得されたデータから画像を構成又は再構成することができる。モニタ又はディスプレイ１２０９は、構成又は再構成された画像を表示し、また、撮像されるオブジェクトに関する他の情報を表示することができる。モニタ１２０９はまた、ＯＣＴシステム（例えばシステム１００、システム１００’、システム１００’’等）を操作するためのグラフィカル・ユーザ・インタフェースを、ユーザに提供することができる。操作信号は、操作ユニット（例えばマウスデバイス１２１１、キーボード１２１０、タッチパネルデバイス等）からコンピュータ１２００’の操作インタフェース１２１４に入力され、操作信号に対応して、コンピュータ１２００’は、システム（例えばシステム１００、システム１００’、システム１００’’等）に、イメージングを設定し、変更し、開始し、又は終了するように命令する。レーザ源１０１及び本明細書で論じられるシステムの任意の他の構成要素は、ステータス情報及び制御信号を送信及び受信するためにコンピュータ１２００，１２００’と通信するためのインタフェースを有してよい。

本開示及び／又はそのデバイス、システム及び記憶媒体の１つ以上の構成要素、並びに／又は方法もまた、１つ以上の生体構造のマルチモダリティ顕微鏡イメージングを提供するための構成及び方法（例えばＴｅａｒｎｅｙらに対する米国特許第７，８７２，７５９号、第８，２８９，５２２号及び第８，９２８，８８９号に開示されるもの）、フォトルミネッセンスイメージングを容易にするための構成及び方法（例えばＴｅａｒｎｅｙらに対する米国特許第７，８８９，３４８号に開示されるもの）、並びに米国特許第９，３３２，９４２号及び米国特許出願公開第２００９／０１９２３５８号、２０１０／００９２３８９号、２０１２／０１０１３７４号及び２０１６／０２２８０９７号に開示されたマルチモダリティイメージングを対象とする開示等を含む、任意の適切な光学アセンブリ又はＯＣＴプローブとともに使用されてよく、それぞれの特許及び特許公開は、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。

他の実施形態
本開示の実施形態は、また、記憶媒体（より完全には「非一時的コンピュータ可読記憶媒体」とも呼ばれ得る）に記録されたコンピュータ実行可能命令（例えば１つ以上のプログラム）を読み出して実行して、上記の実施形態の１つ以上の機能を実行し、かつ／又は、上記の実施形態の１つ以上の機能を実行するための１つ以上の回路（例えば特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ））を含むシステム又は装置のコンピュータ化構成によって実現することができ、また、例えば記憶媒体からコンピュータ実行可能命令を読み出して実行して、前述の実施形態の１つ以上の機能を実行し、かつ／又は上記の実施形態の１つ以上の機能を実行するための１つ以上の回路を制御することによって、システム又は装置のコンピュータ化構成によって実行される方法によって、実現することもできる。コンピュータ化構成は、１つ以上のプロセッサ（例えば中央処理装置（ＣＰＵ）、超小型演算処理装置（ＭＰＵ））を備えてよく、また、コンピュータ実行可能命令を読み出して実行するために、別個のコンピュータ又は別個のプロセッサのネットワークを含んでよい。コンピュータ実行可能命令は、例えばネットワーク又は記憶媒体から、コンピュータ化構成に提供されてよい。記憶媒体は、例えば、ハードディスク、ランダムアクセスメモリ（「ＲＡＭ」）、読取り専用メモリ（「ＲＯＭ」）、分散コンピュータシステムのストレージ、光ディスク（例えばコンパクトディスク（「ＣＤ」）、デジタル多用途ディスク（「ＤＶＤ」）、Ｂｌｕ−ｒａｙ（商標）ディスク（ＢＤ）等）、フラッシュメモリデバイス、メモリカード及び同様のものを含んでよい。

本明細書の開示は特定の実施形態を参照して説明されたが、これらの実施形態は本開示の原理及び用途の例示にすぎない（それに限定されない）ことを理解されたい。したがって、例示的な実施形態に対して多数の修正を行うことができ、本開示の主旨及び範囲から逸脱することなく他の構成を考案することができることを理解されたい。添付の特許請求の範囲は、そのような全ての修正並びに均等の構造及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。

Claims (20)

1. 参照アームと、
   サンプルアームと、
   カテーテルと、
   カテーテルシースであり、前記カテーテルが中に格納されるカテーテルシースと、
   １つ以上のプロセッサであり、
   前記カテーテルからの反射を取得するステップと、
   前記カテーテルからの反射が所望の視野を覆わずかつ／又は所望の視野にオーバーラップしないように、前記カテーテルシースを定める反射を、正しい位置を越える所定の距離に配置するように調節するステップと、
   を実行するように構成される１つ以上のプロセッサと、
   を備える画像処理装置。
2. 前記調節するステップは、最低深度の画素をパディングすることを含む、請求項１に記載の画像処理装置。
3. 最低深度の画素をパディングすることは、同じ画素数を有する全てのフレームをパディングすることを含む、請求項２に記載の画像処理装置。
4. 前記調節するステップは、画像取得中に継続してなされる、請求項２に記載の画像処理装置。
5. 前記調節するステップは、最高深度から最低深度へ画素をシフトさせることを含む、請求項１に記載の画像処理装置。
6. 前記調節するステップは、画像取得中に継続してなされる、請求項５に記載の画像処理装置。
7. 前記継続的な調節は、ラインごとになされる、請求項６に記載の画像処理装置。
8. 前記調節するステップは、前記画像処理装置の初期キャリブレーション中に実施される、請求項１に記載の画像処理装置。
9. 前記１つ以上のプロセッサは、前記カテーテルからの反射が所望の視野を覆わずかつ／又は所望の視野にオーバーラップしないように、前記参照アームを定める反射を、正しい位置を越える所定の距離に調節するように更に構成される、請求項１に記載の画像処理装置。
10. 光源を更に備える、請求項１に記載の画像処理装置。
11. スプリッタを更に備える、請求項１に記載の画像処理装置。
12. 参照ミラーを更に備える、請求項１に記載の画像処理装置。
13. ディスプレイを更に備える、請求項１に記載の画像処理装置。
14. 前記画像処理装置は、時間領域光干渉断層撮影法、スペクトル領域光干渉断層撮影法又は周波数領域光干渉断層撮影法であるイメージングモダリティを実施する、請求項１に記載の画像処理装置。
15. 前記カテーテルからの反射は、矩形表現において調節される、請求項１に記載の画像処理装置。
16. 画像処理装置のための画像処理方法であって、
    カテーテルからの反射を取得することと、
    前記カテーテルからの反射が所望の視野を覆わずかつ／又は所望の視野にオーバーラップしないように、カテーテルシースを、正しい位置を越える所定の距離に配置するように調節することと、
    を含む、画像処理方法。
17. 前記調節することは、最低深度の画素をパディングすることを含む、請求項１６に記載の画像処理方法。
18. 前記調節することは、最高深度から最低深度へ画素をシフトさせることを含む、請求項１６に記載の画像処理方法。
19. 前記調節することは、前記画像処理装置の初期キャリブレーション中に実施される、請求項１６に記載の画像処理方法。
20. コンピュータに画像処理装置のための画像処理方法を実行させるためのプログラムを記憶している記憶媒体であって、前記方法は、
    カテーテルからの反射を取得することと、
    前記カテーテルからの反射が所望の視野を覆わずかつ／又は所望の視野にオーバーラップしないように、カテーテルシースを定める反射を、正しい位置を越える所定の距離に配置するように調節することと、
    を含む、記憶媒体。