JP2022501126A - 血管内超音波撮像 - Google Patents

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Abstract

プロセッサ装置１６を有する画像処理装置１０が開示されている。前記プロセッサ装置は、患者の心血管系の関心領域１に対応する画像データを受信するように構成され、該画像データは前記患者の少なくとも１つの心周期の異なるフェーズにおいて取得された血管内超音波画像１５０の時間系列１５を有し、これら血管内超音波画像は患者の心血管系の重なり合うボリュームを画像化する。当該プロセッサ装置は、更に、前記血管内超音波画像の時間系列の空間的再配列処理を、前記画像データを評価して前記血管内超音波画像の時間系列に関連する少なくとも１つの空間的基準６（Ｖref）を選択し、前記時間系列の血管内超音波画像の各々に関し前記少なくとも１つの空間的基準までの距離を推定し、前記血管内超音波画像の時間系列を前記推定された距離に基づいて血管内超音波画像の空間的系列に再配列することにより実施すると共に、前記血管内超音波画像の空間的系列を有する出力を生成するように構成される。方法及びそれに応じて画像処理装置を構成するコンピュータプログラム製品も開示されている。

Description

本発明は、少なくとも１つの心周期の異なるフェーズに対応する血管内超音波（ＩＶＵＳ）画像の時間系列を含む画像データを受信するように構成されたプロセッサ装置を有する画像処理装置に関するもので、前記血管内超音波画像の少なくともいくつかは、異なる血管内位置に対応する。
本発明は、さらに、血管内超音波画像の時間系列を含む、そのような画像データを処理するコンピュータ実施方法に関する。
本発明は、さらに、画像処理装置のプロセッサ装置上でこのような方法を実施するためのコンピュータプログラム製品に関する。
ＩＶＵＳ撮像は、患者の動脈または心臓のような患者の心血管系の内部画像を得るための価値ある技術である。ＩＶＵＳ画像は、例えば、狭窄、即ちプラークの蓄積のサイズを検出および定量化する際、ならびにステントなどの医療用インプラントの位置決めを補助する際等において、心臓血管系の状態を評価する際に助けとなり得る。
ＩＶＵＳ画像を得るために、例えば、その先端に超音波プローブが取り付けられたカテーテルまたはガイドワイヤなどの最小侵襲性医療装置が、患者の心臓血管系、典型的には動脈に挿入され、その後、該最小侵襲性医療装置をゆっくりと引き戻しながら（プルバックしながら）、ＩＶＵＳ画像が規則的な間隔で捕捉（キャプチャ）される。このようにして、心臓血管系のキャプチャされた断面ＩＶＵＳ画像は、撮像された心臓血管系の長さにわたる状態に関する貴重な見通しを提供する助けとなり得る。
このようなＩＶＵＳ画像１５０の時間系列１５が図１に概略的に示されており、ここでは、非限定的な例として、キャプチャ時間Ｔ＝Ｔ0、Ｔ＝Ｔ1、Ｔ＝Ｔ2、およびＴ＝Ｔnによってそれぞれ示される規則的間隔でキャプチャされた４つのＩＶＵＳ画像１５０の系列として示されている。各ＩＶＵＳ画像１５０は、患者の心臓血管系の部分１、例えば動脈等の断面図を取り込める。例えば、プラークの蓄積又は狭窄のような異常３が該心臓血管系の部分１の断面ＩＶＵＳ画像において見られ、該ＩＶＵＳ画像は、異常３の特性を評価することを可能にする。ＩＶＵＳ画像の時間的キャプチャ周波数（頻度）は、典型的には、患者の心臓の単一の心周期（すなわち、単一の心拍）の間に、時間系列１５が当該心周期の異なるフェーズ中にキャプチャされる複数のＩＶＵＳ画像を含むように、数Ｈｚ、例えば、５〜５０Ｈｚの範囲である。これは、より一般的には、ＩＶＵＳ画像の非ゲーティングシーケンスと呼ばれる。
理論的には、心臓血管系の部分１のＩＶＵＳ画像のこのような高密度は、特に当該最小侵襲性医療装置のプルバック速度が低い、例えば１ｍｍ／ｓ未満である場合に、該ＩＶＵＳ画像の面内解像度に加えて、高い長手方向解像度での部分１の３Ｄ再構成を可能にするであろう。しかしながら、実際には、当該低侵襲装置も患者の心血管系に対して心周期のフェーズの関数として変位される。例えば、拡張期の間において、この変位は無視でき、当該最小侵襲性医療装置の全体的な動きは該装置のプルバック速度によって支配され、明確な方向の明確な動きとなる。対照的に、収縮期の間において、患者の心臓血管系に対する該最小侵襲性医療装置の変位は、患者の心周期によって引き起こされる成分も含み、該最小侵襲性医療装置の未知の方向における未知の変位をもたらす。現在のところ、装置のプルバックによって引き起こされる変位が加わる、該低侵襲性装置のこのような心周期によって引き起こされる変位の原因は、完全には理解されていない。理論に束縛されることを望むものではないが、このような変位は、患者の心臓血管系の幾何学的形状、患者の心臓血管系を通る血流、またはこのような潜在的な原因の組合せの変化によって引き起こされ得るものであろう。
その結果、時間系列１５におけるＩＶＵＳ画像１５０の順序は、該ＩＶＵＳ画像１５０の空間的に順序付けられたボリュームに等しくならない。これが、図２に概略的に示されており、この図から、患者の心臓血管系の部分１の長さに沿ったＩＶＵＳ画像１５０の空間的順序は、より高い数字がより後の時点で取得されたＩＶＵＳ画像を示すラベルＴ0〜Ｔ6によって示されるように、それらの時間的順序に対応しないことが分かる。このことは、ゲーティングされていないＩＶＵＳ画像１５０の時間的順序は、これが患者の心臓血管系の部分１の歪んだ断面図を提供するかも知れないので、容易に解釈することはできないということを意味する。これが図３の画像に示されており、該図において、左の画像は合成血管内の合成ステントの解剖学的に正しい長手方向のビューを示す一方、真ん中の画像はＩＶＵＳ画像１５０のシミュレーションされた非ゲーティング系列から構築されている。
このため、このようなＩＶＵＳ画像１５０の評価は、通常、ＩＶＵＳ画像１５０のゲーティングされたボリューム上で行われ、その場合、心周期の同一フェーズに対応するＩＶＵＳ画像のみが、複数の心周期にわたってグループ化される。このことは、図３の右側の画像に示されるような解剖学的に信頼性のある画像をもたらすが、心周期の異なるフェーズにおけるＩＶＵＳ画像１５０が考慮されないという事実に起因して、長手方向の解像度のかなりの損失を伴う。
このようなＩＶＵＳ画像のゲーティングされた取得の例は、ＥＢｉｏｓ ２０００: Biomonitoring and Endoscopy Technologies; １４４−１５５ページのAndreas Wahle他による「バイプレーン血管造影および血管内超音波からの３−Ｄ／４−Ｄ融合による冠血管系の正確な可視化および定量化」に開示されている。この論文において、著者はバイプレーン血管造影法との融合によるＩＶＵＳ画像の幾何学的に正しい再構成のためのシステムを開示する。血管断面および組織特性はＩＶＵＳから得られる一方、３Ｄ位置は血管造影投影からの幾何学的再構成によって導出される。ＥＣＧベースのタイミングが、選択された心臓フェーズとの画像データの適切な一致を保証する。融合は、各心臓フェーズに対して個別に実行され、したがって、４Ｄデータを３Ｄ再構成の組として生成する。しかしながら、このような４‐Ｄデータを非ゲーティングＩＶＵＳ画像系列から作成することは簡単ではない。
本発明は、少なくとも１つの心周期の異なるフェーズに対応する血管内超音波（ＩＶＵＳ）画像の時間系列を、これらの画像の空間的に順序付けられた系列（シーケンス）に変換するように構成された画像処理装置を提供することを目的とする。
本発明は、さらに、このような血管内超音波画像の時間系列を、これらの画像の空間的に順序付けられたシーケンスに変換するコンピュータ実施方法を提供しようとするものである。
本発明は、さらに、このような方法を画像処理装置のプロセッサ装置上で実施するためのコンピュータプログラム製品を提供することを目的とする。
一態様によれば、プロセッサ装置を有する画像処理装置が提供され、該プロセッサ装置は：患者の心臓血管系の関心領域に対応する画像データを受信し、ここで、前記画像データは前記患者の少なくとも１つの心周期の異なる相で取得された血管内超音波画像の時間系列を含み、前記血管内超音波画像は前記患者の心臓血管系の重なり合うボリュームを画像化し；前記血管内超音波画像の時間系列の空間的再配列処理を、前記画像データを評価して前記血管内超音波画像の時間系列に関連する少なくとも１つの空間的基準を選択し、前記時間系列の血管内超音波画像の各々に関して前記少なくとも１つの空間的基準までの距離を推定し、及び前記血管内超音波画像の時間系列を前記推定された距離に基づいて血管内超音波画像の空間的系列に再配列することにより実施し；及び前記血管内超音波画像の空間的系列を有する出力を生成するように構成される。
ＩＶＵＳ画像のこのような空間的に並べ替えられた系列（シーケンス）は、冠動脈のような患者の心臓血管系の関心領域の高解像度で低歪みの視覚化を生成するために使用される。特に、本発明の少なくともいくつかの実施形態は、各血管内超音波画像の視野深度（depth of view）が侵襲性医療装置の変位（プルバック）速度と比較して大きく、その結果、この系列の異なる血管内超音波画像の間に、患者の心臓血管系の画像化されたボリュームに大きな重なりが存在するという特徴を活用する。このことは、例えば、患者の心臓血管系の同じボリュームを画像化する当該シーケンスの各血管内超音波画像の一次近似を可能にし、これは、互いに対する血管内超音波画像の空間的変位を動き推定アルゴリズムを使用して推定することを可能にする。
例えば、本発明の第１の主実施形態において、前記血管内超音波画像の時間系列は複数の心周期をカバーし、前記プロセッサ装置は、更に、前記空間再配列処理内において、前記血管内超音波画像の時間系列を、前記血管内超音波画像を各々が心周期のほぼ同じフェーズに対応する血管内超音波画像からなる複数の血管内超音波画像グループにゲーティングすることによって評価し；及び前記血管内超音波画像グループのうちの１つを前記空間的基準として選択する；ように構成され、前記時間系列の残りの血管内超音波画像の各々についての前記空間的基準からの距離を推定する動作は、残りの血管内超音波画像グループの各々（Ｖｉ）に関して、前記空間的基準における血管内超音波画像に対する当該の残りの血管内超音波画像グループの各血管内超音波画像についての前記距離を動き推定アルゴリズムを使用して推定する動作を含む。
この実施形態の主な利点は、血管造影法のような二次的撮像技術を必要とせずに、ゲーティングされていないＩＶＵＳ画像を空間的に順序付けることである。このことは、ＩＶＵＳ画像処理を単純化するだけでなく、潜在的に有害な放射線への患者の曝露を制限し、それによって、ＩＶＵＳ画像がキャプチャされる医療処置の安全性を改善する。さらに、ＩＶＵＳ画像をゲーティングされたグループにまとめることによって、多数の心周期の所与のフェーズについて、ＩＶＵＳ画像が関わるプローブの周期誘起変位は一方向であり、ゆっくりとしか変化しないという洞察により、多数の制約をＩＶＵＳ画像グループ内のＩＶＵＳ画像の動き推定に適用でき、それによって、空間的基準に対するグループ内のＩＶＵＳ画像の変位の不正確な推定のリスクを低減する。さらなる利点は、ＩＶＵＳ画像の非ゲーティングシーケンスの空間的並べ替えが、空間的並べ替えのための基準として使用されるべき解剖学的ランドマークの検出に依存しないことであり、このような解剖学的ランドマークは典型的には血管造影撮像などの二次的撮像技術により提供される必要がある。その代わりに、ＩＶＵＳ画像のゲーティングされたグループの１つを空間的基準として使用できる。というのは、そのような空間的基準は、シーケンス内の様々なＩＶＵＳ画像の前述の類似性のために、ＩＶＵＳ画像の正確な空間的再順序付けを提供し、それによって、動き推定技法を使用して、互いに対するそのような画像の変位を決定することが可能になることが分かっているからである。実際、時間系列におけるＩＶＵＳ画像間の距離に対するＩＶＵＳ画像の大きな視野深度のために、ＩＶＵＳ画像は、ＩＶＵＳ画像間の長手方向シフトを伴って同じ解剖学的景観を画像化するものとして扱われる。
信頼性のある空間的基準を得るために、ＩＶＵＳ画像の取得におけるゲーティング誤差は、この静的基準の精度に著しく影響しないことが好ましい。このようなゲーティング誤差は、例えば、心拍が速い場合などの、心周期の特定のフェーズにおけるＩＶＵＳ画像のキャプチャを達成することが困難である場合に発生する可能性がある。このような理由のために、当該プロセッサ装置は、更に、心周期の拡張期の間にキャプチャされた血管内超音波画像を含む血管内超音波画像グループを空間的基準として選択するように構成され得る。というのは、拡張期の間において、心臓状態はゲーティング誤差から生じるＩＶＵＳ画像の空間的変位が無視可能となる幾らかの時間にわたり安定しているからである。
他の例として、前記プロセッサ装置は、更に、後続の時間的に隣接する血管内超音波画像グループを有する各血管内超音波画像グループに関して、当該血管内超音波画像グループの各血管内超音波画像と、後続の時間的に隣接する血管内超音波画像グループの対応する心周期の血管内超音波画像との差分を決定し；該決定された差分を合計してさらなるグループ差を得；そして、最小のさらなるグループ差を示す血管内超音波画像グループを空間的基準として選択するように構成される。これは、信頼性のある空間的基準を見つけるための別の適切なアプローチである。最小の空間的変位を有するＩＶＵＳ画像の時間的に隣接するグループを有するゲーティングされたＩＶＵＳ画像グループを見つけることは、小さな時間的ゲーティング誤差がキャプチャされたＩＶＵＳ画像に関して小さい変化（シフト）のみとなることを保証するからである。これは、例えば、拡張期の空間的基準のようなゲーティング誤差にほとんど感応しない空間的基準を見つける適切な代替方法であり、心臓フェーズ情報が当該プロセッサ装置に利用可能でない場合に有利である。
空間的基準における血管内超音波画像に対する残りの血管内超音波画像グループの各血管内超音波画像の距離を推定する際に、当該プロセッサ装置はグループレベルの距離、すなわち、残りのＩＶＵＳ画像グループ内のすべてのＩＶＵＳ画像に共通の単一の距離を決定するように構成される。これは、患者の心臓血管系の関心領域が関心領域にわたってほぼ一定である侵襲性医療装置の心周期誘発変位を課す場合に良好な結果をもたらす、簡単で迅速なアプローチである。
しかしながら、このようなアプローチは、例えば、当該侵襲性医療装置のそのような心周期誘起変位が、例えば該侵襲性医療装置が変位される冠動脈の狭まり若しくは拡大、または該低侵襲性医療装置が心周期に対する解剖学的構造の応答を変化させるであろう該解剖学的構造のより剛性の若しくは可撓性の部分に入ること等の、解剖学的構造の変化のために関心領域にわたって変化するシナリオにおいて改良され得る。この目的のために、前記動き推定アルゴリズムは空間的基準における血管内超音波画像に対する残りの血管内超音波画像グループの各血管内超音波画像に関して最適距離を推定するように構成され得る。すなわち、残りのＩＶＵＳ画像グループにおける各ＩＶＵＳ画像に対する変位距離が、当該侵襲性医療装置の心周期誘発変位の大きさのそのような変化をより正確に補償するために、空間的基準におけるＩＶＵＳ画像に対して個別に最適化される。
上記から理解されるように、ＩＶＵＳ画像のゲーティングされたボリューム、すなわちＩＶＵＳ画像グループの空間位置はＩＶＵＳ画像グループを、ＩＶＵＳ画像をキャプチャするために使用される侵襲性医療装置の平行移動座標に典型的に対応するか、または近似する、上記で説明されたように、グループのそれぞれのＩＶＵＳ画像について個別に最適化された平行移動の場合に平行移動座標または複数の平行移動座標に沿って平行移動させることによって、および調査中のＩＶＵＳ画像グループ内の平行移動されたＩＶＵＳ画像と、空間的基準内のＩＶＵＳ画像グループ、すなわち参照ＩＶＵＳ画像グループ内のＩＶＵＳ画像との間の類似性を利用することによって、決定される。
このアプローチの精度は、前記プロセッサ装置が前記時間系列の残りの血管内超音波画像グループのそれぞれについて前記空間的基準からの血管内距離を、該空間的基準に空間的に隣接する血管内超音波画像グループを識別し；該空間的に隣接する血管内超音波画像グループを空間的基準と併合することにより該空間的基準を増強し；該増強された空間的基準の血管内超音波画像を空間的に再配置することによって推定するよう構成され得ることにより更に改善される。このような増強処理は、空間的基準の分解能を改善することを可能にする。原則として、このような解像度の改善は空間的に再配置されたＩＶＵＳ画像グループのいずれかを使用して達成され得るが、例えば、収縮期ＩＶＵＳ画像グループの再配置は該グループ内のゲーティング誤差の存在下であまり正確ではないという危険性が増大するので、このような増強処理は空間的に隣接するＩＶＵＳ画像グループ、例えば、隣接する心臓フェーズに対応するＩＶＵＳ画像グループを使用して実行されることが好ましい。
さらなる実施形態において、ＩＶＵＳ画像の時間系列が上述の実施形態のように空間的に再配列されると、当該プロセッサ装置は該空間的再配列処理を繰り返すように適合され得る。このことは、典型的には該ＩＶＵＳ画像の空間的に再配列された時間系列を複数のゲーティングされたＩＶＵＳ画像グループにゲーティングし、空間的基準の選択を繰り返し、該空間的基準に対する残りのゲーティングされたＩＶＵＳ画像グループの変位を推定し、その後、ＩＶＵＳ画像の時間系列の空間的再配列をさらに改善するために、このように推定された距離に基づいて空間的再配列（並べ替え）を行うことを含む。当該プロセッサ装置は、この空間再配列処理を数回、例えば、該処理が固定された回数の反復が実行されたなら、または空間的再順序付けが時間系列のＩＶＵＳ画像の決定された空間位置をもはや変更しない場合に終了するような反復的態様で繰り返すように構成される。
ＩＶＵＳ画像の時間系列に対して実行される空間再配列処理の精度をさらに改善するために、当該プロセッサ装置は、血管内超音波画像を複数の血管内超音波画像グループにゲーティングする前に、前記時間系列の血管内超音波画像に２Ｄ横方向動き補償アルゴリズムを適用するようにさらに構成され得る。このような（２‐Ｄ）動き補償は、ＩＶＵＳ画像の時間系列に存在する関心のある心臓血管領域における横方向の動き、例えば、前記プルバックによって導入される横方向の動きを補償し、その結果、唯一の残りの主な動きは、当該侵襲性医療装置のプルバック方向に対応する長さ方向の動きとなる。
本発明の別の主な実施形態によれば、前記画像データは：血管内超音波画像の時間系列をキャプチャするために使用される侵襲性医療装置が見える視野角でキャプチャされた前記関心領域の蛍光透視（Ｘ線透視）画像の時間系列であって、各蛍光透視画像が前記血管内超音波画像の時間系列の対応する心臓内超音波画像と同じ前記少なくとも１つの心周期の時点でキャプチャされた蛍光透視画像の時間系列と；前記視野角でキャプチャされた前記患者関心領域の別個に記録された血管造影画像の時間系列であって、各血管造影画像が前記蛍光透視画像の時間系列の対応する蛍光透視画像と略同じ前記少なくとも１つの心周期のフェーズでキャプチャされる血管造影画像の時間系列と；を更に有し、前記プロセッサ装置は更に：前記血管内超音波画像の時間系列の各血管内超音波画像を前記蛍光透視画像の時間系列の各蛍光透視画像に時間的に位置合わせし；前記蛍光透視画像の時間系列の各蛍光透視画像を前記血管造影画像の時間系列の血管造影画像に時間的に位置合わせし；前記蛍光透視画像において前記侵襲性医療装置を識別し；前記位置合わせされた蛍光透視画像および血管造影画像に対して、前記患者の心血管系を経る前期識別された侵襲性医療装置の経路を抽出し；前記血管造影画像に共通の前記血管造影画像の時間系列の血管造影画像から一群の解剖学的ランドマークを識別し；前記患者の心血管系を経る前期識別された侵襲性医療装置の抽出された経路を、各々が空間的基準を定義する複数の経路セグメントに分割し、ここで、各経路セグメントは前記解剖学的ランドマークの隣接する対によって結び付けられ；前記血管内超音波画像の時間系列を血管内超音波画像の空間的系列に、血管内超音波プローブの経路セグメントに沿う前記時間系列から該経路セグメントを結ぶ前記解剖学的ランドマークの１つまでの距離に基づいて少なくとも部分的に再配列するように構成される。これにより、患者の心周期のフェーズ変化によって引き起こされる患者の心血管系の関心領域の幾何学形状の大きな変化が存在する場合でも、ＩＶＵＳ画像が正確に空間的に再配列され得ることが保証される。これは、前記解剖学的ランドマークが画像データ内で安定したアンカーとして振る舞い、したがって、関心領域の実際の幾何学的形状にかかわらず、このアンカーに依拠するからである。換言すれば、患者の心臓血管系の関心領域の２Ｄ投影が患者の心周期中に形状を劇的に変化させても、複数のセグメントにわたる解剖学的ランドマークの相対位置はそのままに留まり、したがって、信頼できる。したがって、このような同時位置合わせアプローチによれば、患者の心臓血管系の関心領域の漸進的かつ単調なサンプリングが達成される。
位置合わせされたＸ線透視画像および血管造影画像に対する患者の心臓血管系を通る侵襲性医療装置の位置は、該位置合わせされたＸ線透視画像および血管造影画像から、または代わりに、それが延在する注入カテーテルなどの装置からのその距離を活用することなどの、任意の適切なやり方で識別される。位置合わせされた蛍光透視画像および血管造影画像に対して最小侵襲性医療装置を位置合わせするための他の適切な位置合わせ技術は、当業者には明らかであろう。
特定の実施形態において、当該プロセッサ装置は、更に、前記蛍光透視画像の時間系列の各蛍光透視画像を前記血管造影画像の時間系列の血管造影画像に、心ロードマッピング（cardiac road mapping）アルゴリズムを使用して空間的および時間的に位置合わせするように構成され、これは、このような位置合わせ処理に対する容易なアプローチである。
当該プロセッサ装置は、さらに、位置合わせされた蛍光透視画像および血管造影画像から患者の心臓血管系を通る侵襲性医療装置の経路を、患者の心臓血管系を通る該経路の中心線を抽出することによって抽出するように構成され得る。このようにして、患者の心臓血管系を通る侵襲性医療装置の経路は、高い精度によって決定される。
他の態様によれば、少なくとも１つの心周期の異なるフェーズに対応する血管内超音波画像の時間系列を処理するコンピュータ実施方法が提供され、該方法は、患者の心血管系の関心領域に対応する画像データを受信するステップであって、前記画像データは前記血管内超音波画像の時間系列を有し、該血管内超音波画像が前記患者の心血管系の重なり合うボリュームを画像化するステップと；前記血管内超音波画像の時間系列の空間的再配置処理を、前記画像データを評価して前記血管内超音波画像の時間系列に関連する少なくとも１つの空間的基準を選択することにより実施するステップと；前記時間系列の血管内超音波画像の各々に関して前記少なくとも１つの空間的基準までの距離を推定するステップと；前記血管内超音波画像の時間系列を推定された距離に基づいて血管内超音波画像の空間的系列に再配列するステップと；前記血管内超音波画像の空間的系列を有する出力を生成するステップと；を有する。
このような方法によれば、ＩＶＵＳ画像の非ゲーティング時間系列を、患者の心臓血管系の関心領域の解剖学的に信頼できる３Ｄ表現が生成され得るような空間的系列に容易に並べ替えられる。
第１の実施形態において、前記血管内超音波画像の時間系列は複数の心周期をカバーし、当該方法は：前記空間的再配列処理内に、前記血管内超音波画像の時間系列を、これら血管内画像を複数の血管内超音波画像グループにゲーティングすることによって評価するステップであって、各グループが心周期のほぼ同じフェーズに対応する血管内超音波画像からなるステップと；前記血管内超音波画像グループのうちの１つを前記空間的基準として選択するステップと；をさらに含み、前記時間系列の残りの血管内超音波画像の各々について前記空間的基準からの距離を推定するステップは、各々の残りの血管内超音波画像グループ（Ｖｉ）について、動き推定アルゴリズムを使用して、前記空間的基準における血管内超音波画像に対する前記残りの血管内超音波画像グループの各血管内超音波画像に関する距離を推定するステップを含む。この構成は、前述した他の利点のなかでも、ＩＶＵＳ画像の時間系列の空間的再配列を、患者の心血管系の関心領域内の解剖学的ランドマークを位置特定することを要することなく容易にする。このような位置特定は、典型的には、そのような解剖学的ランドマークを識別できる画像、例えば血管造影画像の二次的系列を必要とするからである。
第２の実施形態において、画像データは：前記血管内超音波画像の時間系列をキャプチャするために使用される侵襲性医療装置が可視となる視野角でキャプチャされた前記関心領域の蛍光透視画像の時間系列であって、各蛍光透視画像が前記血管内超音波画像の時間系列の対応する血管内超音波画像と同じ前記少なくとも１つの心周期の時点でキャプチャされる蛍光透視画像の時間系列と；前記視野角の下でキャプチャされた前記患者関心領域の血管造影画像の別途に記憶された時間系列であって、各血管造影画像が前記蛍光透視画像の時間系列の対応する蛍光透視画像と略同一の前記少なくとも１つの心周期のフェーズでキャプチャされる血管造影画像の時間系列と；を更に有し、当該方法は、更に、前記血管内超音波画像の時間系列の各血管内超音波画像を前記蛍光透視画像の時間系列の蛍光透視画像に時間的に位置合わせするステップと；前記蛍光透視画像の時間系列の各蛍光透視画像を前記血管造影画像の時間系列の血管造影画像に時間的に位置合わせするステップと；前記蛍光透視画像内の侵襲性医療装置を識別するステップと；前記患者の心血管系を経る前記識別された侵襲性医療装置の経路を前記位置合わせされた蛍光透視画像および血管造影画像から抽出するステップと；前記血管造影画像に共通な前記血管造影画像の時間系列の血管造影画像から一群の解剖学的ランドマークを識別するステップと；前記患者の心血管系を経る前期識別された侵襲性医療装置の抽出された経路を、各々が空間的基準を定義する複数の経路セグメントに分割するステップであって、各経路セグメントが前記解剖学的ランドマークの隣接する対によって結び付けられるステップと；前記血管内超音波画像の時間系列を、血管内超音波画像の前記時間系列から経路セグメントに沿って該経路セグメントを結ぶ前記解剖学的ランドマークの少なくとも１つまでの距離に基づいて血管内超音波画像の空間的系列に少なくとも部分的に並べ替えるステップと；を有する。このような位置合わせ方法によれば、患者の心臓血管系の関心領域の漸進的かつ単調なサンプリングが達成される。
さらに別の態様によれば、画像処理装置のプロセッサ装置上で実行されたときに、該プロセッサ装置に本明細書に記載の実施形態のいずれかの方法を実施させるためのコンピュータ可読プログラム命令を具現化したコンピュータ可読記憶媒体を備えるコンピュータプログラム製品が提供される。このようなコンピュータプログラム製品は、例えば、既存の画像処理装置をアップグレードするか、さもなければ変更するために使用され、それによって、このような既存の画像処理装置を、このような方法を実施するように適合された新しい装置でより高価に置き換える必要性を回避する。
図１は、ＩＶＵＳ画像の時間系列を概略的に示す。 図２は、患者の心臓血管系の一部に沿ったＩＶＵＳ画像の時間系列の空間分布を概略的に示す。 図３は、異なるやり方でキャプチャされた合成血管内の合成ステントの画像を示す。 図４は、例示的な実施形態によるＩＶＵＳ撮像システムを概略的に示す。 図５は、例示的な実施形態によるＩＶＵＳ撮像システムをブロック図形式で概略的に示す。 図６は、一実施形態に係る画像処理装置のプロセッサ装置によって実施される方法のフローチャートである。 図７は、この方法の態様を概略的に示す。 図８は、この方法の態様を概略的に示す。 図９は、異なる方法でキャプチャされ処理された合成血管内の合成ステントの画像を示す。 図１０は、他の実施形態に係る画像処理装置のプロセッサ装置によって実施される方法のフローチャートである。 図１１は、この方法の一態様を概略的に示す。
本発明の実施形態は、添付の図面を参照して、非限定的な例として、より詳細に説明される。
尚、図面は単に概略的なものであり、一定の縮尺で描かれていないことを理解されたい。また、同じ参照番号は同じまたは類似の部分を示すために、図面全体にわたって使用されることを理解されたい。
図４は、ＩＶＵＳ撮像システム１００の概略図を示し、特に、二次元（２Ｄ)ＩＶＵＳ撮像システムまたは三次元（３Ｄ)ＩＶＵＳ撮像システムを示す。ＩＶＵＳ撮像システム１００は、例えば、冠状動脈、末梢動脈などの動脈の一部などの、患者の心臓血管系の関心領域１を血管内検査するために適用され得る。ＩＶＵＳ撮像システム１００は、超音波を送信および／または受信するための多数のトランスデューサ素子を有する少なくとも１つのトランスデューサアレイを備えた超音波プローブ１４を含む、例えばカテーテルまたはガイドワイヤなどの侵襲性医療装置５を備える。一例において、上記トランスデューサ素子の各々は、特定のパルス持続時間の少なくとも１つの送信インパルス、特には複数の連続する送信パルスの形態で超音波を送信する。これらトランスデューサ素子は、２Ｄ ＩＶＵＳ撮像システム１００の場合は線形アレイで配置され、または、特に、３Ｄ ＩＶＵＳ撮像システム１００の場合は、多平面または３次元画像を提供するために、２次元アレイで配置されてもよい。超音波プローブ１４は、侵襲性医療装置５上の適切な場所、例えば、侵襲性医療装置５の先端上またはその近位側に取り付けられ得る。
さらに、ＩＶＵＳ撮像システム１００は、ＩＶＵＳ撮像システム１００を介した２Ｄまたは３Ｄ画像系列（シーケンス）の提供を制御するプロセッサ装置１６を含む画像処理装置１０を備える。以下でさらに詳細に説明するように、プロセッサ装置１６は、超音波プローブ１４のトランスデューサアレイを介したデータの収集だけでなく、超音波プローブ１４のトランスデューサアレイによって受信された超音波ビームのエコーから２Ｄまたは３Ｄ ＩＶＵＳ画像シーケンスを形成する信号および画像処理も制御する。さらに、該プロセッサ装置は、以下でより詳細に説明されるように、本発明の実施形態に従ってＩＶＵＳ画像１５０の時間系列１５をＩＶＵＳ画像１５０の空間的に順序付けられた系列に空間的に並べ替える（再配列する）役割を担う。
ＩＶＵＳ撮像システム１００は、更に、（空間的に並べ替えられた）２Ｄまたは３Ｄ画像シーケンスをユーザに表示するための表示装置１８（以下、ディスプレイ１８とも呼ぶ）を備える。さらに、キーまたはキーボード２２と、たとえばトラックボール２４などのさらなる入力装置とを備え得る入力装置２０を備える。入力装置２０は、ディスプレイ１８に接続されていてもよいし、プロセッサ装置１６に直接接続されていてもよい。
超音波システム１００は、データ記憶装置６０、例えば、１つ以上のメモリデバイス、ハードディスク、光ディスク等を更に備えてもよく、プロセッサ装置１６は該データ記憶装置に画像フレーム、例えば、ＩＶＵＳ画像の時間系列及び／又はＩＶＵＳ画像の空間的に並べ替えられたシーケンスを後の評価のために記憶する。
図５は、カテーテルまたはガイドワイヤなどの血管内検査のための侵襲性医療装置５上の超音波プローブ１４から取得された血管内超音波（ＩＶＵＳ）画像を処理するように構成された画像処理装置１０のプロセッサ装置１６を含むＩＶＵＳ撮像システム１００の概略ブロック図を示す。超音波プローブ１４は、例えば、ＣＭＵＴトランスデューサアレイ２６を含む。トランスデューサアレイ２６は、代替的に、ＰＺＴ又はＰＶＤＦのような材料で形成された圧電トランスデューサ素子を含む。
トランスデューサアレイ２６は、プローブ内のマイクロビーム形成器２８に結合され、該マイクロビーム形成器はＣＭＵＴアレイセルまたは圧電素子による信号の送受信を制御する。マイクロビームフォーマは、米国特許第５，９９７，４７９号（Ｓａｖｏｒｄ他）、第６，０１３，０３２号（Ｓａｖｏｒｄ他）、および第６，６２３，４３２号（Ｐｏｗｅｒｓ他）に記載されているように、トランスデューサ素子のグループまたは「パッチ」によって受信された信号を少なくとも部分的なビーム形成することが可能である。マイクロビームフォーマ２８は、前記侵襲性医療装置と一体であってもよいプローブケーブルまたはプローブワイヤによって送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ３０に結合することができ、該スイッチは、送信と受信との間で切り換わり、マイクロビームフォーマ２８が使用されずトランスデューサアレイ２６がメインビームフォーマ３４によって直接動作されるときにメインビームフォーマ３４を高エネルギー送信信号から保護する。マイクロビームフォーマ２８の制御の下でのトランスデューサアレイ２６からの超音波ビームの送信は、Ｔ／Ｒスイッチ３０によりマイクロビームフォーマ２８に結合されたトランスデューサコントローラ３２及びユーザインターフェースまたは制御パネル２２のユーザの操作から入力を受け取るメインシステムビームフォーマ３４によって指示される。トランスデューサコントローラ３２によって制御される機能の１つは、ビームがステアリングされ、焦点が合わされる方向である。ビームは、トランスデューサアレイ２６から真っ直ぐ前方に（直角に）、またはより広い視野のために異なる角度にステアリングされる。トランスデューサコントローラ３２は、ＣＭＵＴアレイのためのＤＣバイアス制御部５８を制御するように結合される。ＤＣバイアス制御部５８は、ＣＭＵＴセルに印加されるＤＣバイアス電圧（ｓ）を設定する。
受信時にマイクロビームフォーマ２８によって生成される部分的にビーム形成された信号はメインビームフォーマ３４に結合され、トランスデューサ素子の個々のパッチからの部分的にビーム形成された信号は完全にビーム形成された信号に合成される。例えば、メインビームフォーマ３４は１２８のチャネルを有し得、これらチャネルの各々は十数個又は数百個のＣＭＵＴトランスデューサセル又は圧電素子のパッチから部分的にビーム形成された信号を受信する。このようにして、トランスデューサアレイ２６の数千のトランスデューサ素子によって受信される信号は、単一のビーム形成信号に効率的に寄与する。
ビーム形成された信号は、本発明の実施形態による画像処理装置１０のプロセッサ装置１６の一部を形成し得る信号プロセッサ３６に結合される。信号プロセッサ３６は、組織および／または患者１２の身体に事前に投与された造影剤に含まれるマイクロバブルから返送される非線形（基本周波数の高調波）エコー信号の識別を可能にするように線形および非線形信号を分離するよう作用する、帯域通過フィルタリング、デシメーション、ＩおよびＱ成分分離、ならびに高調波信号分離などの様々な方法で、受信されたエコー信号を処理する。また、信号プロセッサ３６は、スペックル低減、信号複合化、及び雑音除去のような追加の信号強化を行う。信号プロセッサ３６内のバンドパスフィルタは追跡フィルタとされ、該フィルタの通過帯域はエコー信号が増加する深度から受信されるにつれて、より高い周波数帯域からより低い周波数帯域へとスライドし、それによって、それらの周波数が解剖学的情報を欠いている一層大きな深度からのより高い周波数におけるノイズを除去する。
処理された信号は、これらも本発明の実施形態による画像処理装置１０のプロセッサ装置１６の一部を形成し得るＢモードプロセッサ３８及びドプラプロセッサ４０に転送される。Ｂモードプロセッサ３８は、身体内の器官および血管の組織などの身体内の構造を画像化するために、受信された超音波信号の振幅の検出を使用する。身体の構造のＢモード画像は、米国特許第６，２８３，９１９号（Ｒｏｕｎｄｈｉｌｌ他）および米国特許第６，４５８，０８３号（Ｊａｇｏ他）に記載されているように、高調波画像モード、基本画像モード、又は両者の組み合わせの何れかで形成される。
ドプラプロセッサ４０は、画像フィールド内の血球の流れなどの物質の動きを検出するために、組織の動きおよび血流からの時間的に異なる信号を処理する。ドプラプロセッサ４０は、典型的に、体内の選択された種類の物質から返送されたエコーを通過させ及び／又は拒絶するように設定され得るパラメータを備えたウォールフィルタを含む。例えば、該ウォールフィルタは、より高い速度の物質からの相対的に低い振幅の信号を通過させる一方、より低いまたはゼロの速度の物質からの相対的に強い信号を拒絶するような通過帯域特性を有するよう設定される。この通過帯域特性は、流れる血液からの信号を通過させる一方、心臓の壁のような近くの静止したまたは遅く運動する物体からの信号を拒絶する。逆の特性は、組織の動きを画像化、検出及び描写する組織ドプラと呼ばれるもののために、心臓の動いている組織からの信号を通過させる一方で、血流信号を拒絶する。ドプラプロセッサ４０は、画像フィールド内の異なる点から時間的に離散したエコー信号のシーケンスを受信し、処理し、特定の点からのエコーのシーケンスはアンサンブルと呼ばれる。比較的短い期間にわたり立て続けに受信されるエコーのアンサンブルを使用して、流れる血液のドプラシフト周波数を推定し、該ドプラ周波数の速度に対する対応が血流速度を示す。より長い期間にわたって受信されたエコーのアンサンブルは、より遅く流れる血液またはゆっくりと動く組織の速度を推定するために使用される。
Ｂモード及びドプラプロセッサ３８、４０によって生成された構造信号及び動き信号は、次いで、スキャンコンバータ４４及び多面再フォーマッタ５４に転送される。スキャンコンバータ４４は、受信された空間関係のエコー信号を、所望の画像フォーマットに配列する。例えば、スキャンコンバータ４４は、エコー信号を、二次元（２Ｄ）扇形フォーマット、又は角錐状三次元（３Ｄ）画像に配置する。スキャンコンバータ４４は、Ｂモード構造画像に、画像フィールド内の各点における、それらのドプラ推定速度による動きに対応するカラーをオーバレイして、画像フィールド内の組織及び血流の動きを描写するカラードプラ画像を生成する。
３Ｄ撮像システムにおいて、多面再フォーマッタ５４は、米国特許第６，４４３，８９６号（Ｄｅｔｍｅｒ）に記載されているように、身体のボリューム領域内の共通面内の点から受信されたエコーを、該面の超音波画像に変換する。ボリュームレンダラ５２は、３Ｄデータセットのエコー信号を、米国特許第６，５３０，８８５号（Ｅｎｔｒｅｋｉｎ他）に記載されているように、所与の基準点から見た時間にわたる投影３Ｄ画像シーケンス５６に変換する。３Ｄ画像シーケンス５６は、スキャンコンバータ４４、多面再フォーマッタ５４およびボリュームレンダラ５２から画像プロセッサ４２に転送されて、さらに強調され、バッファリングされ、一時的に記憶されてディスプレイ１８に表示される。
画像化に使用されることに加えて、ドプラプロセッサ４０によって生成された血流値およびＢモードプロセッサ３８によって生成された組織構造情報は、プロセッサ装置１６の一部を形成する定量化プロセッサ４６に転送され得る。この定量化プロセッサ４６は、血流の体積速度などの異なる流動状態の測定値、ならびに狭窄、患者の動脈内のプラークの蓄積など、患者の血管系内の解剖学的異常の寸法などの構造的測定値を生成する。定量化プロセッサ４６は、測定が行われるべき画像の解剖学的構造内の点のような、ユーザ制御パネル２２からの入力を受信する。
定量化プロセッサ４６からの出力データは、ディスプレイ１８上に画像と共に測定のグラフィック及び値を再生するために、プロセッサ装置１６の一部を形成するグラフィックスプロセッサ５０に転送され得る。グラフィックスプロセッサ５０は、超音波画像と共に表示するためのグラフィックオーバーレイを生成する。これらのグラフィックオーバーレイは、患者名、画像の日時、撮像パラメータ等の標準的な識別情報を含む。これらの目的のために、グラフィックスプロセッサ５０は、患者名のような入力をユーザインターフェース２２から受け取る。ユーザインターフェース２２は、トランスデューサアレイ２６からの超音波信号の生成、従って、該トランスデューサアレイ及び超音波システムによって生成される画像の生成を制御するために、送信コントローラ３２に結合される。また、ユーザインターフェース２２は、３Ｄ撮像システムの場合に多面再フォーマット（ＭＰＲ）画像の画像フィールドにおいて定量化された測定を実行するために使用され得るＭＰＲ画像の面の選択及び制御のために多面再フォーマッタ５４に結合され得る。
ここでも、上述のＩＶＵＳ撮像システム１００は、画像処理装置１０の応用のための１つの可能な例として説明されたに過ぎないことに留意されたい。上述のＩＶＵＳ撮像システム１００は、先に説明した構成要素のすべてを備える必要はないことに留意されたい。他方、超音波システム１００は、必要に応じて、さらなる構成要素を備えてもよい。なお、上述した複数の構成要素は、必ずしもハードウェアとして実現される必要はなく、ソフトウェアとして実現されてもよい。図５に概略的に示されるように、複数の上述の構成要素は、共通の主体または単一の主体に含まれてもよく、すべてが別個の主体として実現される必要もない。
先により詳細に説明したように、ＩＶＵＳ画像１５０の時間系列１５から患者の心臓血管系の関心領域１の歪んでいない３Ｄ画像を再形成するためには、心周期の特定のフェーズの間における侵襲性医療装置５上の超音波プローブ１４の変位を補償するために、ＩＶＵＳ画像１５０の時間系列１５を空間的に並べ替える必要がある。このような補償なしでは、ＩＶＵＳ画像１５０が、時間系列１５に基づいて関心領域１を視覚化するときに、患者の心臓血管系内で前後にジャンプするように見えるからである。
第１の主な実施形態において、画像処理装置１０のプロセッサ装置１６は、このような空間的再順序付け（再配列）を達成するために方法２００を実施するように構成され、該方法のフローチャートが図６に示されている。この時点で、プロセッサ装置１６は、該プロセッサ装置１６にロードされるコンピュータプログラム命令を実行することによって、方法２００および／または３００を完全にソフトウェアで実現するように構成されることに留意されたい。代わりに、プロセッサ装置１６は方法２００および／または３００を部分的にソフトウェアで、および部分的にハードウェアで実装するように構成されてもよく、そのために、該プロセッサ装置１６は、方法２００および／または３００の特定の側面を実施するようにハードコーティングされた１つまたは複数の処理ユニット、たとえば特定用途向け集積回路を備えてもよい。さらなる代替例として、プロセッサ装置１６は、方法２００および／または３００を完全にハードウェアで実施するように構成されてもよい。
処理２０１において、プロセッサ装置１６は、ＩＶＵＳ画像１５０の時間系列１５を受信する。時間系列１５はカテーテル又はガイドワイヤのような侵襲性医療装置５の超音波プローブ１４から直接得られる生のシーケンスであってもよく、又は、代わりに、プロセッサ装置１６がデータ記憶装置６０からＩＶＵＳ画像１５０の以前に記憶されたシーケンスとして時間系列１５を受信してもよい。後者のシナリオは、例えば、ＩＶＵＳ画像１５０がキャプチャされる処置中に適切な医師がいないシナリオにおいて、ＩＶＵＳ画像１５０の処置後の評価を容易にする。
プロセッサ装置１６は、いくつかの実施形態では、ＩＶＵＳ画像１５０が前処理される処理２０３を更に実行する。このような前処理は、例えば、画像の少なくともいくつかが、関心領域１の長さに沿った長手方向の動きに加えて、プロセッサ装置１６が補償しようとする取得平面における心周期誘発（２Ｄ）横方向動きを示す場合に望ましい。したがって、ＩＶＵＳ画像１５０の長手方向の動き補償の前に、このような２Ｄ横方向の動きを補償して、後続の長手方向の動き補償を可能な限り容易にすることが望ましいであろう。このような横方向の動き補償に対する容易なアプローチは、ＩＶＵＳ画像１５０の連続する対の間の動きを補償することである。ブロックマッチング、スプラインベースの動き推定、パラメトリック動き推定、微分同形動き推定などの多くの適切な２Ｄ動き推定法が、このような横方向動き補償のために使用され得る。このような技術はそれ自体当業者には既知であるので、簡略化のみのために、ここではこれ以上詳細に説明しない。しかしながら、処理２０３は完全に任意であり、本出願の教示から逸脱することなく、方法２００から省略されてもよいことが、上記から理解されるべきである。
処理２０５において、プロセッサ装置１６は、ＩＶＵＳ画像１５０のシーケンス１５をＩＶＵＳ画像１５０の複数のグループ又はボリュームにゲーティングし、その場合において、各グループ又はボリューム内で、ＩＶＵＳ画像１５０は異なる心周期の同じフェーズに対応する。ＩＶＵＳ画像１５０と患者の心周期のフェーズとの関係を決定するために、多くの技術を実施する。例えば、侵襲性医療装置５のプルバックが患者のＥＣＧの取得を伴う場合、心臓フェーズは、ＱＲＳピークなどのＥＣＧ内の周期的特徴からの内挿によって推測され得る。
他の例として、心周期のフェーズは、例えば、Aura Hernandez他により、"Image-based ECG sampling of IVUS sequences"、２００８ IEEE Ultrasonics Symposium、ＩＳＢＮ ９７８−１−４２４４−２４２８−３において示唆されているように、ＩＶＵＳ画像１５０自体から導出され得る。このようなフェーズ決定方法は、典型的には例えば、その周期的変動が心周期の特定のフェーズを示す連続する画像間の相関、ＩＶＵＳ画像１５０の推定された横方向の動きの振幅（処理２０３でも決定され得る）、ＩＶＵＳ画像１５０内の勾配の合計などの、ＩＶＵＳ画像１５０からのいくつかの周期的に変化する指示情報の抽出に依存する。
次に、プロセッサ装置１６は処理２０７に進み、この処理において、該プロセッサ装置は上記のゲーティングされたＩＶＵＳ画像１５０の複数のグループまたはボリュームから基準グループまたはボリュームを選択する。この基準は、ＩＶＵＳ画像１５０の時間シーケンス１５の空間的再順序付けを達成するために、選択された基準に対してゲーティングされたＩＶＵＳ画像１５０の残りのグループまたはボリュームを再配置するために使用される。ＩＶＵＳ画像１５０に関連する心臓フェーズが完全に定義される理論的状況では、この空間的基準の選択は任意であろう。しかしながら、実際には、ゲーティングされたＩＶＵＳ画像１５０のグループにゲーティング誤差が存在する。典型的に、この誤差は５〜１０％までであり得る。例えば、２０〜３０個のＩＶＵＳ画像１５０が単一の心周期の間にキャプチャされる場合、このようなグループまたはボリュームにおけるゲーティング誤差は、このようなグループ内のＩＶＵＳ画像１５０を、正しいフェーズから１または２フェーズ分オフさせ得る。
このようなゲーティング誤差は、患者の心臓が心拡張期の間などのように休止している場合にはほとんど問題とならない。そのようなシナリオではゲーティング誤差は超音波プローブ１４の大きな長手方向変位に関連しないからである。しかしながら、収縮期の間において、患者の心臓は、連続するＩＶＵＳ画像１５０の間で例えば１ｍｍまでもの大きい長手方向変位が生じ得るように速く動いている。さらに、このような心臓誘発長手方向運動の大きさは、当該超音波プローブ１４が存在する心臓血管系の部分の幾何学的形状に依存して大きく変化し得、このことは、当該空間的基準が収縮期の間の心周期のフェーズに対応する場合、この空間的基準内に予測不可能な誤差をもたらし得る。したがって、グループ内に存在する如何なるゲーティング誤差も空間的基準の精度または信頼性に影響を及ぼさないようなゲーティングされたＩＶＵＳ画像１５０のグループを空間的基準として選択することが望ましい。許容可能な空間的基準は、例えば、前述したように心臓が休止している心臓の拡張期に関連する心臓フェーズに対応するゲーティングされたＩＶＵＳ画像１５０のグループである。
このような空間的基準の選択は、前述のように、利用可能なＥＣＧデータに基づく。代わりに、そのようなＥＣＧデータがない場合、空間的基準の選択は、プロセッサ装置１６がＩＶＵＳ画像グループの各ＩＶＵＳ画像１５０と、後続の時間的に隣接するＩＶＵＳ画像グループの対応する心周期のＩＶＵＳ画像１５０との間の差を該２つの画像を互いに減算することによって決定することにより得られる。前記から理解されるように、互いに減算される２つの時間的に隣接するＩＶＵＳ画像１５０が心周期の拡張期に対応する場合、それらの差は小さい、すなわち減算結果は小さい。一方、収縮期中における超音波プローブ１４の比較的大きな変位の場合、可能性のあるゲーティング誤差の影響を無視した場合であっても、そのような時間的に隣接するＩＶＵＳ画像１５０の間の差（減算結果）はるかに大きくなる。２つのグループ内の全ての時間的に隣接するＩＶＵＳ画像１５０に対する減算演算が完了すると、プロセッサ装置１６はグループ差を得るために、決定された差を合計する。このようにして、グループ差が、全ての時間的に隣接するＩＶＵＳ画像グループについて決定され、その後、プロセッサ装置１６は、安定した信頼性のある空間的基準を得るために、最小のグループ差を示す血管内超音波画像グループを空間的基準として選択する。
更に、プロセッサ装置１６は続いて処理２０９を実行し、該処理においてプロセッサ装置１６は前記時間系列の残りのＩＶＵＳ画像の各々について、上記空間的基準と、ゲーティングされたＩＶＵＳ画像１５０の残りのグループの各々との間の血管内距離を推定する。このことは、容易に利用可能な動き推定アルゴリズムを用いて達成され得る。これは、各ＩＶＵＳ画像は患者の心臓血管系の特定のボリュームを画像化し、その場合において、ＩＶＵＳ画像の視野深度は典型的には当該時間系列における隣接するＩＶＵＳ画像間の変位、又はＩＶＵＳ画像グループ間の変位よりもはるかに大きいからである。換言すれば、このようなＩＶＵＳ画像グループのＩＶＵＳ画像間には画像化された内容の大きな重なりが存在し、これを１つのＩＶＵＳ画像の別の画像に対する変位を推定するために動き推定技術によって活用する。これが図７および図８の助け借りて詳細に説明され、これらの図には２つのグループまたはボリュームのゲーティングされたＩＶＵＳ画像１５０、即ち、空間的基準ボリュームＶrefと、該基準ボリュームＶrefに空間的に一致させられる選択されたボリュームＶiとが概略的に描かれている。当該動き推定アルゴリズムの仕事は、空間的基準Ｖrefに対する選択されたボリュームＶiの変位、すなわちＶiとＶrefとの間の距離を見つけることである。このことは、空間的基準Ｖrefに対して選択されたボリュームＶi内のＩＶＵＳ画像１５０の間の共通性１５５を識別し、これらの共通性１５５を互いにマッピングすることにより、例えば、空間的基準Ｖrefに対して選択されたＩＶＵＳ画像グループＶiを空間的に変位させ、これらの共通性１５５の最適な合致が何の変位に対して達成されるかを決定することによって、達成され得る。この変位は、選択したボリュームＶiと空間的基準Ｖrefとの間の距離に等しくなる。
図７は、空間的基準Ｖrefと、ゲーティングされたＩＶＵＳ画像１５０の選択されたグループとの間の比較を、該選択されたグループの長手方向変位なしで概略的に示し、ここで、下側の系列は空間的基準の個々の画像とゲーティングＩＶＵＳ画像１５０の選択されたグループとの間の差分（Ｖref −Ｖi）を示す（暗い灰色は正の差分値を表示し、明るい灰色は負の差分値を表示している）。図８において、ゲーティングされたＩＶＵＳ画像１５０の選択されたグループは、図７のブロック矢印の方向へと長手方向に変位されている。この長手方向の変位は、段階的に実行されてもよく、各段階について、空間的基準とゲーティングされたＩＶＵＳ画像１５０の選択されたグループとの間のグループ差分値が上述のように決定される。これらの決定された差分から、プロセッサ装置１６は、このグループ差分が最小である長手方向変位値を、空間的基準に対するゲーティングＩＶＵＳ画像１５０の選択されたグループの長手方向変位の推定値として選択する。しかしながら、当業者によれば、動き推定アルゴリズムは、このようなＩＶＵＳ画像グループ間の差を決定することに限定されず、代わりに、これらのＩＶＵＳ画像グループの整列の品質を決定するために、任意の適切な関数または尺度を利用し得ることが理解されるであろう。さらに、当業者は、グループ間の変位が独特のグローバル変換からアフィンフィールドへの、スプライン上で分解されたフィールドから高密度の動きフィールドへの、異なる複雑さの動きモデルを用いてモデル化され得ることが分かるであろう。最後に、当業者は、網羅的な方法、反復的な方法、学習ベースの方法などによって、自身により知られている任意の適切なやり方で、前記動き場を推定する。
プロセッサ装置１６は、処理２１１において、空間的基準に対するゲーティングされたＩＶＵＳ画像１５０の全てのグループの長手方向変位が決定されたかどうかをチェックする。そうでない場合、該プロセッサ装置は、すべての長手方向変位が推定されるまで処理２０９に戻り、その後、プロセッサ装置１６は処理２１３に進む。
処理２１３において、プロセッサ装置１６は、空間的基準に対するそれらの決定された長手方向変位に基づいて、ゲーティングされたＩＶＵＳ画像１５０のグループを空間的に配列する。一旦、全てのゲーティングＩＶＵＳ画像１５０がこのようにして配置されたなら、位置（ｘ，ｙ）におけるピクセルの値は、前述したＩＶＵＳ画像１５０のゲーティンググループの空間的再配置において識別された、異なる位置においてサンプリングされた１‐Ｄ信号（Ｚにおける）として見られる。ここで、３Ｄボリュームは既知の補間技法を使用して、サンプリングされたピクセル値からプロセッサ装置１６によって補間されるが、これらの技法は、以前に説明したように、それ自体既知であるので、簡潔にするために、これ以上詳細には説明しない。処理２１５において、プロセッサ装置１６は該ＩＶＵＳ画像１５０の空間的に順序付けられたゲーティンググループの出力を生成し、該出力は、ＩＶＵＳ画像１５０のこれらの空間的に順序付けられたデータグループから補間された関心領域１のボリューム画像の形態をとる。この出力は、該出力を表示するために表示装置１８に送られ、又は、後日検索するためにデータ記憶装置６０に送られる。プロセッサ装置１６による該出力の生成後、方法２００は終了し得る。
図９は、合成動脈内の合成ステントの一対の画像を示す。左手の画像は解剖学的に正しいものである一方、右手の画像は複数の空間的に並べ替えられたグループのゲーティングＩＶＵＳ画像１５０から生成された補間画像である。図から分かるように、補間された画像は解剖学的に正しい画像の高品質近似を提供し、それにより、上述のような空間的再配列方法２００は、非ゲーティングＩＶＵＳ画像１５０を使用して解剖学的に正しい画像を高精度で近似する高品質（ボリューム測定）画像をもたらすことを実証している。これは、本発明が使用されていない出力を示す図３の中央の画像と比較される。
画像処理装置１０のプロセッサ装置１６によって実施される方法２００は、任意選択で、いくつかのやり方で改良できる。好ましい実施形態において、選択されたＩＶＵＳ画像グループＶiの空間的基準Ｖrefに対する変位の推定は、選択されたＩＶＵＳ画像グループＶi内の各ＩＶＵＳ画像に同じ変位を使用することに限定されない。このような共通の変位は、患者の心臓血管系の画像化された関心領域が、該関心領域全体にわたって、侵襲性医療装置、例えば超音波プローブ１４の心周期誘起変位の大きさが該患者の心周期の特定のフェーズにおいてほぼ一定であるように、ほとんど幾何学的変化を示さない場合に正確な結果をもたらし得る。しかしながら、多くのシナリオにおいて、患者の心血管系の画像化される関心領域は、心臓周期の特定のフェーズの間の侵襲性医療装置の心臓周期誘起変位を、これらの幾何学的変化の関数として変化させるような、より大幅な幾何学的変化を示す。従って、空間的基準Ｖrefに対する選択されたＩＶＵＳ画像グループＶi内のＩＶＵＳ画像の変位は、典型的には一定ではない。
したがって、第１の改良として、選択されたグループＶi内のゲーティングされたＩＶＵＳ画像１５０のすべてに単一の長手方向変位を系統的な方法で適用するのではなく、長手方向変位は、グループＶi内の個々のＩＶＵＳ画像１５０ごとに別々に最適化され得る。ＩＶＵＳ画像１５０のこのような個別化された変位は、例えば、侵襲性医療装置５の心周期誘発変位の局所的変化を補償するために使用される。例えば、患者の心臓血管系の関心領域１の幾何学的形状または可撓性の徐々の変化は、そのような局所的変化を引き起こし得る。これは、プロセッサ装置１６によって、ゲーティングされたＩＶＵＳ画像グループＶiに沿って系統的に徐々に変化されるＩＶＵＳ画像１５０の最適化された変位を適用して、そのような徐々の局所的変化をキャプチャすることにより、活用される。これは、任意の好適なやり方で達成できる。例えば、選択されたグループＶiのＩＶＵＳ画像１５０に適用される長手方向の変位は、スプライン基底にわたってモデル化されてもよく、その後、スプライン係数を推定する。そのようなスプラインのノードは任意の適切な密度を有してもよく、例えば、ノードは、２〜５ｍｍ毎に設けられる。これは、もちろん、適切な動き推定技術の非限定的な例に過ぎず、より多くの技術が当業者には即座に明らかになるであろう。例えば、デーモンアルゴリズムをプロセッサ装置１６によって使用し、該アルゴリズムはＩＶＵＳ画像当たり１つの変位値を推定し、続いてこれらの値をガウスフィルタでフィルタリングする。このようにして、ＶiとＶrefを整列させるために１つの固有の変位値を推定する代わりに、一連の変位係数が得られ、このことは、残りのＩＶＵＳ画像グループＶiの空間的基準Ｖref上へのより正確なマッピングを保証するために、マッピング演算の柔軟性を増大させる。他の技術も、当業者により容易に利用可能である。
選択されたＩＶＵＳ画像グループＶi内の個々のＩＶＵＳ画像に対する最適変位距離の決定は、ゲーティングされたＩＶＵＳ画像１５０の選択された画像グループＶiにおけるゲーティング誤差を訂正するためにさらに利用される。このような実施形態では、このようなゲーティング誤差を正確かつ効率的に補償するために、ノード密度が選択されたＩＶＵＳ画像グループＶiに関連する患者の心周期のフェーズの関数であるスプラインベースのモデルを使用する。
先に説明したように、拡張期の間のゲーティング誤差は心臓周期によって誘起される変位にはほとんど鈍感であるが、収縮期の間のゲーティング誤差は、そのようなゲーティング誤差を示すＩＶＵＳ画像１５０の大きな心臓周期誘導変位につながり得る。したがって、患者の心周期の（近）拡張期に関連するＩＶＵＳ画像グループについては長手方向変位のより制約された（例えば、スプラインベースの）モデルを使用する（例えば、５ｍｍ毎などの、より低いスプラインノード密度を有する）一方、患者の心周期の（近）収縮期に関連するＩＶＵＳ画像グループについては長手方向変位のより可撓的モデル（スプラインベースのモデル）を使用する（例えば、２ｍｍ毎などの、より高いスプラインノード密度を有する）。このようにして、選択されたＩＶＵＳ画像グループＶi内のＩＶＵＳ画像１５０の推定された個々の変位を、ゲーティング誤差を補償するために使用する。ここでも、スプラインベースのアプローチに対する多くの適切な代替案が、当業者には即座に明らかになるであろう。
さらに別の改良において、プロセッサ装置１６は、空間的基準Ｖref に対するゲーティングされたＩＶＵＳ画像１５０の空間的に隣接するグループを識別し、ゲーティングされたＩＶＵＳ画像１５０の該空間的に隣接するグループを空間的基準Ｖrefと併合することによって、例えば、選択されたグループＶi内の個々のＩＶＵＳ画像１５０を空間的基準Ｖref 内の対応する画像と併合すると共に、該併合されたＩＶＵＳ画像１５０を空間的に再配置することによって、例えば、選択されたＩＶＵＳ画像グループＶiのＩＶＵＳ画像１５０の空間的位置を、Ｖiからの該画像がマージされる空間的基準Ｖref内のＩＶＵＳ画像１５０の空間的位置と平均化することによって、空間的基準Ｖrefを強化するように構成され得る。このようにして、ゲーティングされたＩＶＵＳ画像１５０の後に選択されるグループの長手方向動き補償のために、より多くの情報が空間的基準Ｖrefにキャプチャされるであろう。このような併合処理のためにゲーティングＩＶＵＳ画像１５０のグループのいずれを選択することも理論的には可能であるが、空間的基準Ｖrefに空間的に近いグループを選択することによって、より容易に歪まされる拡張期に関連する２つのボリュームまたはグループを取得し、ゲーティングＩＶＵＳ画像１５０のより困難な「収縮期」グループの空間的再配置を容易にするために、できるだけ多くの情報を空間的基準Ｖrefにキャプチャするようにする。この強化処理は、Ｎ個のグループのゲーティングＩＶＵＳ画像１５０のうちのＭ個（Ｍ＜Ｎ）を空間的基準Ｖrefに併合するために複数回繰り返し、このようにして得られた空間的基準は、上でより詳細に説明したように、ゲーティングＩＶＵＳ画像１５０の残りのＮ−Ｍグループの空間的再配置のために使用される。
実施される別の改良は、処理２１３におけるＩＶＵＳ画像の時間系列１５の空間的再順序付けの後に、プロセッサ装置１６が処理２０５に戻り、該処理において処理２１３におけるＩＶＵＳ画像の空間的に再順序付けされた時間系列１５が再度ゲーティングされ、前述の処理２０７、２０９、および２１１が繰り返されて、特にＩＶＵＳ画像がグループＶi内で個別に最適化された方法で空間的に再配置される場合にＩＶＵＳ画像１５０の空間的再配置をさらに改善し得ることであり、このようにして、以前の空間的再配置サイクルからのＩＶＵＳ画像１５０の残留する空間的位置決め誤差をさらに低減する。プロセッサ装置１６は、この反復処理を一定数の反復にわたり繰り返し、又は、代わりにプロセッサ装置１６は、実際の反復のＩＶＵＳ画像１５０の空間的に並べ替えられたシーケンスを前の反復のＩＶＵＳ画像１５０の空間的に並べ替えられたシーケンスと比較し、これらのＩＶＵＳ画像１５０の空間的に並べ替えられたシーケンス間の差が定義された閾値を下回った後に反復処理を終了させるようにして、反復処理を終了する。
画像処理装置１０の上述した第１の主な実施形態、すなわち、そのプロセッサ装置１６による方法２００の実施は、患者の心臓血管系の関心領域１の空間的に信頼性のある３Ｄ画像を生成するために、ＩＶＵＳ撮像に加えて追加の視覚化技術が必要とされないという利点を有する。さらに、そのような関心領域１におけるランドマーク検出が、そのような検出されたランドマークに対してＩＶＵＳ画像１５０を正確に位置決めするために必要とされることもない。しかしながら、本発明の第２の主な実施形態では、このような追加の視覚化技術およびランドマーク検出が、ＩＶＵＳ画像１５０の空間的に並べ替えられたシーケンスを得るためにプロセッサ装置１６によって活用される。
この時点で、IEEE transactions on medical imaging, Vol. 32 (12), 2013 頁2238-2249におけるWang他による文献“image-based Co-Registration of Angiography and Intravascular Ultrasound Images”から、基準血管造影画像において調査中の冠状動脈枝を検出するシステムを設けることは既知であることに注意されたい。ＩＶＵＳトランスデューサのプルバック中において、当該システムはＥＣＧトリガ蛍光透視法画像およびＩＶＵＳ画像の両方を取得し、蛍光透視法において医療装置の位置を自動的に追跡する。より具体的には、ＥＣＧトリガ透視画像とゲーティングされたＩＶＵＳ画像の両方が時間同期態様で取得され、透視画像の取得はＥＣＧによって拡張終期フェーズでトリガされる。しかしながら、このようなゲーティングされたアプローチを非ゲーティングＩＶＵＳ画像取得に拡張することは、自明ではない。例えば、患者の心臓血管系の幾何学構造における心フェーズ誘起変化のために、このようなマッピングの非ゲーティングＩＶＵＳ撮像への拡張は、血管造影画像にマッピングされた個々の非ゲーティングＩＶＵＳ画像１５０が矢継ぎ早に示される場合、関心領域１のかなり不連続な（揺れるまたは跳ぶ）可視化を生じる。さらに、心周期中における関心領域１の変化する幾何学的形状により、ＩＶＵＳ画像スライス１５０の互いに対する位置がはっきりしないため、非ゲーティングＩＶＵＳ画像１５０の時間系列１５の空間的な並べ替えは簡単ではない。
これらの問題の少なくともいくつかは、この目的のためにプロセッサ装置１６によって実施される方法３００のフローチャートを示す図１０を用いてより詳細に説明されるように、本発明の第２の主な実施形態によって対処される。方法３００によれば、プロセッサ装置１６は、処理３０１において、蛍光透視（Ｘ線透視）画像の時間同期シーケンスと、非ゲーティングＩＶＵＳ画像１５０の時間系列１５とを受信し、後者は、前述したように、侵襲性医療装置５上の超音波プローブ１４を用いて生成される。心周期の特定のフェーズで取得された各ＩＶＵＳ画像１５０について、Ｘ線透視画像が、同時に、すなわち同じ心周期の同じフェーズで取得される。
処理３０３において、プロセッサ装置１６は、典型的には蛍光透視画像と同じ視角で、例えば同じＣアームビューで取得された一連の血管造影画像を受信し、該蛍光透視画像が該血管造影画像上に容易にマッピングされ得るようにする。既知のように、血管造影画像は患者の心臓血管系のトポロジーの優れた詳細を提供する一方、蛍光透視画像は、患者の心臓血管系内の侵襲性医療装置５の優れた詳細を提供する。このようなマッピングをさらに容易にするために、血管造影画像は典型的にはＸ線透視画像とほぼ同じ心周期のフェーズで、例えば、時間同期態様でキャプチャされる。血管造影画像は、Ｘ線透視画像およびＩＶＵＳ画像１５０の取得前などの、任意の適切な時点で取得される。例示的な実施形態において、プロセッサ装置１６はデータ記憶装置６０から以前に記録された一連の血管造影画像を受信する。完全を期すために、処理３０３は図１０では処理３０１に続いて示されているが、これらの処理はプロセッサ装置１６によって逆の順序で実行されてもよいし、同時に実行されてもよいことが上記から理解されるであろう。
次いで、プロセッサ装置１６は処理３０５に進み、該処理において、ＩＶＵＳ画像１５０の各々は、そのＸ線透視画像対応物、すなわち、同時または心周期の同フェーズでキャプチャされたＸ線透視画像に時間的にマッチング（位置合わせ）される。次に、プロセッサ装置１６は、例えば、心臓ロードマッピングアルゴリズムを使用して、蛍光透視画像の各々を、その血管造影画像対応物に空間的及び時間的にマッチング（位置合わせ）させる。
先に説明したように、超音波プローブ１４を含む侵襲性医療装置５はＸ線透視画像において明確に見え、かくして、画像ベースの位置合わせの後、処理装置１６は、処理３０７において、Ｘ線透視画像の各々において超音波プローブ１４を検出する。既知のように、この目的のために、プロセッサ装置１６は、超音波プローブ１４及び／又は侵襲性医療装置５の一部の外観の特徴を規定する特徴を強調する手作り的検出フィルタを使用する。代替的に、プロセッサ装置１６は、このような検出フィルタを作製するために学習アルゴリズムを使用する。このような技術はそれ自体既知であり、したがって、簡潔にするためだけに、さらに詳細には説明しない。その結果、Ｘ線透視画像の血管造影画像へのマッピングを活用することによって、超音波プローブ１４を、対応する注入血管造影図、すなわち、注入された造影剤を使用してキャプチャされ、該超音波プローブ１４が見えるＸ線透視画像の同じ心臓フェーズでキャプチャされた血管造影図上に正確に位置決めする。したがって、このようにして、当該プロセッサ装置は、各ＩＶＵＳ画像１５０と特定の血管造影画像との関連、ならびに、例えば（ｘ、ｙ）ピクセル座標で表される、血管造影画像内の超音波プローブ１４の空間位置を得る。
しかしながら、本発明の実施形態は、そのような心臓ロードマッピングアルゴリズムに限定されるものではないことを理解されたい。代わりに、透視画像を血管造影画像と時間的にマッピングすることのみが要求される場合もある。最小侵襲性医療装置５の位置だけが重要である場合、蛍光透視画像と血管造影画像との完全な空間的位置合わせは必要とされないこともあるからである。例えば、最小侵襲性医療装置５を患者の心臓血管系に導入するために使用されるインジェクションカテーテルは、Ｘ線透視画像及び血管造影画像の両方において検出し、その後、該インジェクションカテーテル上の基準点までの該最小侵襲性医療装置５の距離がＸ線透視画像から抽出され、その後、このようにして抽出された距離が血管造影画像においてレポートされる。このようにして、Ｘ線透視画像および血管造影画像との最小侵襲性医療装置５の位置合わせは、Ｘ線透視画像および血管造影画像の（完全な）空間的位置合わせなしに達成される。
プロセッサ装置１６は、さらに、方法３００の処理３０９を実行するように構成され、該処理において、プロセッサ装置１６は患者の心臓血管系の関心領域１を経る侵襲性医療装置５のプルバック中心線を抽出する。例えば、プロセッサ装置１６は、血管造影画像内に配置される連続的な位置合わせされた超音波プローブ１４を評価するように構成され得る。プローブ位置は、該プルバック中心線に沿って関連する血管造影図上に点線として描写され得る。この表現は不完全であり得（すなわち、いくつかのドットが欠けているかもしれない）、潜在的な外れ値をさらに含み得る。プロセッサ装置１６は、この表現から中心線を、より遠位のドットをより近位のドットに当該中心線が可能な限り多くのドット（プローブ点）を通過しなければならいと同時に、該中心線は導入された関心領域１、例えば冠状動脈の一部分内に留まるという制約で以って、結合することによって構築する。このことは、実際には、これらの制約を反映するエネルギーマップの生成に対応する。当該中心線は、適切に適合された高速マーチングアルゴリズムなどの適切なアルゴリズムを使用して、関心領域１に沿って伝播される。
プロセッサ装置１６は、さらに、方法３００の処理３１１を実行するように構成され、該処理において、プロセッサ装置１６は適切に構成された検出器を使用して各血管造影画像内の複数の解剖学的ランドマーク（すなわち、血管目印）を検出する。先に説明したように、このような検出器の構築は、深層学習アルゴリズムを使用して、プロセッサ装置１６によって手動で、または（半）自動的に行われる。このような技術はそれ自体既知であり、したがって、簡潔にするために、さらに詳細には説明しない。患者の血管に関連するそのような解剖学的ランドマーク（目印）は、例えば、血管分岐、狭窄、ステントなどを含み得る。解剖学的ランドマークが検出されたなら、プロセッサ装置１６は、更に距離フィルタを使用して、以前に決定されたプルバック中心線の定義された距離内の解剖学的ランドマークのみが保持されるようにする。プルバック中心線の直近の解剖学的ランドマークのみが、関連する可能性が高いからである。
プロセッサ装置１６は、その後、検出された解剖学的ランドマークを評価し、例えば、異なる血管造影画像における同じランドマークに同じラベルを設けることによって、複数の血管造影画像にわたって同じランドマークを関連付ける。異なる血管造影画像におけるランドマークが確かに同じであるかどうかの判定は、ランドマークの種類、局所的な外観、空間的な位置などに基づいて行われる。プロセッサ装置１６は、さらに、全ての血管造影画像に共通のランドマークの組が残るように、血管造影画像の各々に存在しないランドマークを廃棄する。これらの共通のランドマークは、患者の心臓血管系の関心領域１を経る空間的ウェイポント（中間地点）を提供するもので、該ウェイポイントはＩＶＵＳ画像１５０の時間系列１５を空間的に再配列するために使用され得る。
この目的のために、プロセッサ装置１６は、さらに、方法３００の処理３１３を実行するように構成され、該処理において、プロセッサ装置１６はプルバック中心線を複数のセグメントに分割し、各中心線セグメントは、空間的に分離された解剖学的ランドマークの対によって結ばれる。例示的な中心線セグメント６が図１１に概略的に示されており、該中心線セグメント６は、空間的に分離された解剖学的ランドマーク、ここでは第１の分岐２および第２の分岐２’によって結ばれている。このようにして、プルバック中心線は１つの心臓フェーズから他の心臓フェーズへとコヒーレントである複数の中心線セグメントに分割され、その結果、これらの中心線セグメントが、ＩＶＵＳ画像１５０の位置合わせされた蛍光透視画像内の超音波プローブ１４の位置との関連付けによって、時間的に順序付けられたＩＶＵＳ画像１５０の空間的再順序付けのための空間的基準として使用され得るようにする。
この目的のために、プロセッサ装置１６は、さらに、方法３００の処理３１５を実行するように構成され、該処理において、プロセッサ装置１６はプルバック中心線セグメント６上の超音波プローブ１４の空間位置を決定する。超音波プローブ１４は、プルバック中心線セグメント６上の異なる場所、例えば、図１１の位置７および９に現れ得、その場合、これらの異なるプローブ位置に関連するＩＶＵＳ画像１５０の空間的順序は、プルバック中心線セグメント６の境界を形成する解剖学的ランドマークのうちの１つへのその近接度に関するプルバック中心線セグメント６上のプローブ位置を決定することによって導出される。例えば、図１１において、位置７は分岐２からプルバック中心線セグメント６の全長の１５％に位置すると決定される一方、位置９は分岐２からプルバック中心線セグメント６の全長の６５％に位置すると決定され得る。このようにして、先に説明したように、心周期の異なるフェーズにわたる関心領域１の幾何学的形状の著しい変化のために、位置合わせされた蛍光透視画像と血管造影画像との間の直接的な比較が不可能であったとしても、位置７が位置９に続くと決定される（分岐２’から分岐２’への方向へのプルバックを仮定する）。
各プルバック中心線セグメントに沿った超音波プローブ１４の位置を決定したら、プロセッサ装置１６は方法３００の処理３１７を実行し、該処理において、プロセッサ装置１６は、各プルバック中心線セグメントに沿った超音波プローブ１４の決定された位置に基づいて、非ゲーティングＩＶＵＳ画像１５０の時間系列１５を空間的に並べ替える。各プローブ位置は、特定のＩＶＵＳ画像１５０と位置合わせされた特定の蛍光透視画像から、ＩＶＵＳ画像１５０がそれに応じて特定のプローブ位置に関連付けられ得るようにして導出されるからである。最後に、処理３１９において、プロセッサ装置１６はＩＶＵＳ画像１５０の空間的に順序付けされたゲーティンググループの出力を生成し、該出力は、これらの空間的に順序付けされたＩＶＵＳ画像１５０から補間された関心領域１のボリューム画像の形態をとる。この出力は、該出力を表示するために表示装置１８に送られ、又は、後日検索するためにデータ記憶装置６０に送られる。プロセッサ装置１６によるこの出力の生成後、方法３００は終了し得る。
なお、本発明の実施形態に係る画像処理装置１０は、スタンドアロンの装置として提供されてもよい。代わりに、画像処理装置１０は、ＩＶＵＳ撮像システムを形成するために、超音波プローブ１４を担持するカテーテルまたはガイドワイヤなどの侵襲性医療装置５と共に提供されてもよい。方法２００および３００の上述の実施形態は、超音波システム１００のプロセッサ装置上で実行されると、該プロセッサ装置に方法２００および／または３００を実施させるコンピュータ可読記憶媒体上に具現化されたコンピュータ可読プログラム命令によって実現されてもよい。ＣＤ、ＤＶＤまたはブルーレイディスクなどの光学可読媒体、ハードディスクなどの磁気可読媒体、メモリスティックなどの電子データ記憶装置など、任意の適切なコンピュータ可読記憶媒体をこの目的のために使用する。
コンピュータ可読記憶媒体はコンピュータ可読プログラム命令がネットワークを介してアクセスされ得るように、インターネットのようなネットワークを介してアクセス可能な媒体であってもよい。例えば、コンピュータ可読記憶媒体は、ネットワーク接続記憶デバイス、記憶領域ネットワーク、クラウド記憶デバイス等であり得る。コンピュータ可読記憶媒体は、コンピュータ読み取り可能なプログラム命令がそこから得られるインターネットアクセス可能なサービスであってもよい。実施形態において、超音波画像装置１０はこのようなコンピュータ可読記憶媒体からコンピュータ読み取り可能なプログラム命令を検索し、検索されたコンピュータ読み取り可能なプログラム命令をデータ記憶装置６０内、例えば、データ記憶装置構成の一部を形成するメモリデバイス等に記憶することによって、新しいコンピュータ可読記憶媒体を作成するように構成され、このデータ記憶構成はプロセッサ装置１６が実行のためにデータ記憶構成６０からコンピュータ読み取り可能なプログラム命令を検索できるように、プロセッサ装置１６にアクセス可能である。
上述の実施形態は本発明を限定するのではなく例示するものであり、当業者は、添付の特許請求の範囲から逸脱することなく、多くの代替実施形態を設計できることに留意されたい。請求項において、()の間に付された参照記号は、請求項を限定するものと解釈してはならない。単語「有する」は請求項に列挙されたもの以外の要素又はステップの存在を排除するものではなく、要素に先行する単語「１つの」は複数のそのような要素の存在を排除するものではない。いくつかの別個の要素を含むハードウェアの手段によって実施できる。幾つかの方法を列挙する装置クレームにおいて、これらの手段の幾つかは、ハードウェアの同一のアイテムによって具現化される。特定の手段が相互に異なる従属請求項に記載されているという単なる事実は、これらの手段の組合せが有利に使用できないことを示すものではない。

Claims (15)

  1. プロセッサ装置を有する画像処理装置であって、前記プロセッサ装置が、
    患者の心血管系の関心領域に対応する画像データを受信し、ここで、前記画像データは前記患者の少なくとも１つの心周期の異なるフェーズにおいて取得された血管内超音波画像の時間系列を有し、前記血管内超音波画像は前記患者の心血管系の重なり合うボリュームを画像化し、
    前記画像データを評価して前記血管内超音波画像の時間系列に関連する少なくとも１つの空間的基準を選択し、前記時間系列の血管内超音波画像の各々に関し前記少なくとも１つの空間的基準までの距離を推定し、前記血管内超音波画像の時間系列を前記推定された距離に基づいて血管内超音波画像の空間的系列に再配列することにより、前記血管内超音波画像の時間系列の空間的再配列処理を実施し、
    前記血管内超音波画像の空間的系列を有する出力を生成する、
    画像処理装置。
  2. 前記血管内超音波画像の時間系列は複数の心周期をカバーし、
    前記プロセッサ装置が、更に、前記空間的再配列処理内において、
    前記血管内超音波画像を各グループが前記心周期の略同一のフェーズに対応する血管内超音波画像からなる複数の血管内超音波画像グループにゲーティングすることにより、前記血管内超音波画像の時間系列を評価し、
    前記血管内超音波画像グループのうちの１つを前記空間的基準として選択し、
    前記時間系列の残りの血管内超音波画像の各々に関して前記空間的基準からの距離を推定する動作が、残りの血管内超音波画像グループの各々に関して、前記空間的基準における血管内超音波画像に対し前記残りの血管内超音波画像グループの各血管内超音波画像に関して動き推定アルゴリズムを用いて前記距離を推定する動作を含む、
    請求項１に記載の画像処理装置。
  3. 前記動き推定アルゴリズムが、前記空間的基準における血管内超音波画像に対する前記残りの血管内超音波画像グループの各血管内超音波画像に関する最適距離を推定する、請求項２に記載の画像処理装置。
  4. 前記プロセッサ装置が、前記心周期の拡張フェーズの間にキャプチャされた血管内超音波画像を有する血管内超音波画像グループを前記空間的基準として選択する、請求項２又は請求項３に記載の画像処理装置。
  5. 前記プロセッサ装置が、前記残りの管内超音波画像グループの各々に関して前記空間的基準からの管内距離を、
    前記空間的基準に対して空間的に隣接する血管内超音波画像グループを識別し、
    前記空間的に隣接する血管内超音波画像グループを該空間的基準と併合することにより前記空間的基準を強化し、
    該強化された空間的基準の血管内超音波画像を空間的に再配置する
    ことにより、推定する、請求項２から４の何れか一項に記載の画像処理装置。
  6. 前記プロセッサ装置が、前記血管内超音波画像の空間的系列に対して前記空間的再配列処理を繰り返す、請求項２から５の何れか一項に記載の画像処理装置。
  7. 前記プロセッサ装置が、更に、前記血管内超音波画像を複数の血管内超音波画像グループにゲーティングする前に前記時間系列の血管内超音波画像に動き補償アルゴリズムを適用する、請求項２から６の何れか一項に記載の画像処理装置。
  8. 前記画像データは、
    前記血管内超音波画像の時間系列をキャプチャするために使用される侵襲性医療装置が視認可能な視野角でキャプチャされる前記関心領域の透視画像の時間系列であって、各透視画像が前記少なくとも１つの心周期における前記血管内超音波画像の時間系列の対応する血管内超音波画像と同一の時点でキャプチャされる、前記関心領域の透視画像の時間系列と、
    前記視野角でキャプチャされた前記関心領域の血管造影画像の別途記録された時間系列であって、各血管造影画像が前記少なくとも１つの心周期における前記透視画像の時間系列の対応する透視画像と略同一のフェーズでキャプチャされた、前記関心領域の血管造影画像の別途記録された時間系列と、
    を更に有し、
    前記プロセッサ装置が、
    前記血管内超音波画像の時間系列の各血管内超音波画像を前記透視画像の時間系列の透視画像に時間的に位置合わせし、
    前記透視画像の時間系列の各透視画像を前記血管造影画像の時間系列の血管造影画像に時間的に位置合わせし、
    前記患者の心血管系内の侵襲性医療装置を前記透視画像において識別し、
    前記患者の心血管系を経る識別された前記侵襲性医療装置の経路を、前記位置合わせされた透視画像及び血管造影画像から抽出し、
    前記血管造影画像の時間系列の血管造影画像から、前記血管造影画像に共通する解剖学的ランドマークの組を識別し、
    前記患者の心血管系を経る前記識別された侵襲性医療装置の抽出された経路を、各々が空間的基準を定義する複数の経路セグメントに分割し、ここで、各経路セグメントは前記解剖学的ランドマークの隣接する対によって結ばれ、
    前記血管内超音波画像の時間系列を血管内超音波画像の空間的系列に、前記時間系列からの血管内超音波画像の経路セグメントに沿って該経路セグメントを結ぶ解剖学的ランドマークの少なくとも１つまでの距離に基づいて少なくとも部分的に再配列する、
    請求項１に記載の画像処理装置。
  9. 前記プロセッサ装置が、前記透視画像の時間系列の各透視画像を前記血管造影画像の時間系列の血管造影画像に心臓ロードマッピングアルゴリズムを使用して空間的及び時間的に位置合わせする、請求項８に記載の画像処理装置。
  10. 前記プロセッサ装置が、前記患者の心血管系を経る前記侵襲性医療装置の経路を、前記位置合わせされた透視画像および血管造影画像から、前記患者の心血管系を経る前記経路の中心線を抽出することにより抽出する、請求項８又は請求項９に記載の画像処理装置。
  11. 少なくとも１つの心周期の異なるフェーズにおいて取得された血管内超音波画像の時間系列を処理するコンピュータ実施方法であって、該コンピュータ実施方法が、
    患者の心血管系の関心領域に対応する画像データを受信するステップであって、前記画像データは前記血管内超音波画像の時間系列を有し、前記血管内超音波画像が前記患者の心血管系の重なり合うボリュームを画像化するステップと、
    前記血管内超音波画像の時間系列の空間的再配列処理を、前記画像データを評価して前記血管内超音波画像の時間系列に関連する少なくとも１つの空間的基準を選択し、前記時間系列の血管内超音波画像の各々に関し前記少なくとも１つの空間的基準までの距離を推定し、前記血管内超音波画像の時間系列を前記推定された距離に基づいて血管内超音波画像の空間的系列に再配列することにより実施するステップと、
    前記血管内超音波画像の空間的系列を有する出力を生成するステップと
    を有する、コンピュータ実施方法。
  12. 前記血管内超音波画像の時間系列は複数の心周期をカバーし、当該コンピュータ実施方法が、更に、前記空間的再配列処理において、
    前記血管内超音波画像を各グループが前記心周期の略同一のフェーズに対応する血管内超音波画像からなる複数の血管内超音波画像グループにゲーティングすることにより、前記血管内超音波画像の時間系列を評価するステップと、
    前記血管内超音波画像グループのうちの１つを前記空間的基準として選択するステップとを有し、
    前記時間系列の残りの血管内超音波画像の各々に関して前記空間的基準からの距離を推定するステップが、残りの血管内超音波画像グループの各々に関して、前記空間的基準における血管内超音波画像に対し前記残りの血管内超音波画像グループの各血管内超音波画像に関して動き推定アルゴリズムを用いて前記距離を推定するステップを含む、
    請求項１１に記載のコンピュータ実施方法。
  13. 前記血管内超音波画像の空間的系列に対して前記空間的再配列処理を繰り返すステップを更に有する、請求項１２に記載のコンピュータ実施方法。
  14. 前記画像データは、
    前記血管内超音波画像の時間系列をキャプチャするために使用される侵襲性医療装置が視認可能な視野角でキャプチャされる前記関心領域の透視画像の時間系列であって、各透視画像が前記少なくとも１つの心周期における前記血管内超音波画像の時間系列の対応する血管内超音波画像と同一の時点でキャプチャされる、前記関心領域の透視画像の時間系列と、
    前記視野角でキャプチャされた前記関心領域の血管造影画像の別途記録された時間系列であって、各血管造影画像が前記少なくとも１つの心周期における前記透視画像の時間系列の対応する透視画像と略同一のフェーズでキャプチャされた、前記関心領域の血管造影画像の別途記録された時間系列と、
    を更に有し、
    当該コンピュータ実施方法が、更に、
    前記血管内超音波画像の時間系列の各血管内超音波画像を前記透視画像の時間系列の透視画像に時間的に位置合わせするステップと、
    前記透視画像の時間系列の各透視画像を前記血管造影画像の時間系列の血管造影画像に時間的に位置合わせするステップと、
    前記患者の心血管系内の侵襲性医療装置を前記透視画像において識別するステップと、
    前記患者の心血管系を経る識別された前記侵襲性医療装置の経路を、前記位置合わせされた透視画像及び血管造影画像に対して抽出するステップと、
    前記血管造影画像の時間系列の血管造影画像から、前記血管造影画像に共通する解剖学的ランドマークの組を識別するステップと、
    前記患者の心血管系を経る前記識別された侵襲性医療装置の抽出された経路を、各々が空間的基準を定義する複数の経路セグメントに分割するステップであって、各経路セグメントが前記解剖学的ランドマークの隣接する対によって結ばれるステップと、
    前記時間系列からの血管内超音波画像の経路セグメントに沿って該経路セグメントを結ぶ解剖学的ランドマークの少なくとも１つまでの距離に基づいて、前記血管内超音波画像の時間系列を血管内超音波画像の空間的系列に少なくとも部分的に再配列するステップとを有する、
    請求項１１に記載のコンピュータ実施方法。
  15. 画像処理装置のプロセッサ装置上で実行された場合に、該プロセッサ装置に請求項１１から１４の何れか一項に記載の方法を実施させるための具現化したコンピュータ読み取り可能なプログラム命令を有する、コンピュータ読み取り可能な記憶媒体。
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