不均一な回転歪みに影響された医用画像を修復するためのシステム及び方法
本発明の分野は、医用撮像システムに関し、より具体的には、不均一な回転歪みに影響された医用画像を修復するためのシステム及び方法に関する。一実施形態において、撮像システムは、近位セクション及び遠位セクションを有する撮像カテーテルと、撮像カテーテルの遠位セクションに結合された撮像装置と、を含み、前述の撮像装置は、一定の角速度で回転するように構成されており、撮像装置に電気的に結合されたプロセッサを含み、前述のプロセッサは、撮像装置が回転して医用画像を形成するときに複数のベクトルを生成し、撮像装置が回転するときの撮像装置の瞬間角速度を推測し、推測された瞬間角速度が一定の角速度と異なる場合には複数のベクトルをリマップするように構成される。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の分野は、医用撮像システムに関し、より具体的には、不均一な回転歪みに影響された医用画像を修復するためのシステム及び方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
診断及び治療計画を目的として、患者の体内の画像を取得するために、超音波撮像等の撮像技術が、医療処置において通常用いられる。血管内超音波（ＩＶＵＳ）撮像においては、血管の内部構造を示す画像が、先端か又は先端近傍に超音波振動子を備えたカテーテルを血管内に挿入することによって得られる。超音波振動子は、撮像される血管の領域に配置され、そこで超音波エネルギーのパルスを放出する。パルスは、血管壁及び周囲組織で反射して振動子に戻る。振動子に作用する反射超音波エネルギー（エコー）は、電気信号を発生させ、これを用いて血管の画像を形成する。
【０００３】
血管の断面画像又は「スライス」を取得するために、振動子は、あらゆる方向で血管を調べる必要がある。これは、撮像中に振動子を機械的に回転させることによって達成することができる。図１は、従来技術のカテーテル２０の先端に搭載された回転振動子１０の軸方向の図を表したものである。振動子１０は、駆動ケーブル３０を介して駆動モータ（図示せず）に結合され、カテーテル２０のシース３５内部で回転する。撮像される血管４０は、典型的には、血管領域４５、壁構造体（血液壁界面）５０及び周囲組織を含む。
【０００４】
血管の断面画像は、振動子１０に、１回転される間に異なる角度で、例えば２５６の複数の超音波パルスを放出させることによって取得される。図１は、振動子１０から放出されている１つの例示的な超音波パルス６０を示す。振動子によって受信された、それぞれの放出パルス６０に対するエコー・パルス６５を用いて、血管の画像内に１つの放射状直線又は「画像ベクトル」を作成する。理想的には、振動子１０は、画像ベクトルが血管４０内部で等間隔の角度で得られるように、一定の角速度で回転される。画像処理装置（図示せず）は、振動子１０の１回転中に獲得された画像ベクトルを組み合わせて血管４０の断面画像を作成する。画像処理装置は、画像ベクトルは血管４０内部で等間隔の角度で得られたという仮定に基づいて画像ベクトルを組み合わせるが、この仮定は、振動子１０が一定の角速度で回転されるときに成り立つ。
【０００５】
残念ながら、振動子１０が一定の角速度を実現し維持することは困難である。これは、振動子１０が、駆動ケーブル３０を介して、振動子から１、２メートルのところに配置されることがある駆動モータ（図示せず）に機械的に結合されるからである。駆動ケーブル３０は、撮像される血管４０の領域に到達するために、血管の経路に沿って全ての屈曲部をたどる必要がある。結果として、駆動ケーブル３０は、血管４０内で回転するときに、典型的には、周囲に巻き付く及び／又は絡み付く。このことは、たとえモータは一定の速度で回転しても、振動子１０を不均一な角速度で回転させてしまう。これは、画像ベクトルを組み合わせて血管４０の断面画像を作成するときに画像処理装置によって想定される角度が、画像ベクトルが得られる実際の角度とは異なるので、問題である。このことは、血管の断面画像を方位方向に歪ませてしまう。結果として生じる歪みは、不均一な回転歪み（ＮＵＲＤ）と呼ばれる。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
従って、回転振動子を用いて獲得されたＩＶＵＳ画像内のＮＵＲＤを低減する画像処理技術の必要性がある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明の分野は、医用撮像システムに関し、より具体的には、不均一な回転歪みに影響された医用画像を修復するためのシステム及び方法に関する。
【０００８】
一実施形態において、撮像システムは、近位セクション及び遠位セクションを有する撮像カテーテルと、撮像カテーテルの遠位セクションに結合され且つ一定の角速度で回転するように構成された撮像装置と、撮像装置に電気的に結合されたプロセッサと、を含み、前記プロセッサは、撮像装置が回転して医用画像を形成するときに複数のベクトルを生成し、撮像装置が回転するときの撮像装置の瞬間角速度を推測し、推測された瞬間角速度が一定の角速度と異なる場合には複数のベクトルをリマップするように構成される。
【０００９】
別の実施形態において、医用画像内の不均一な回転歪みを低減するためのプロセスは、一定の角速度で回転するように構成された撮像装置を回転させ、撮像装置の回転中に医用画像を形成する複数のベクトルを生成し、撮像装置の瞬間角速度を推測し、瞬間角速度が一定の角速度と異なる場合には複数のベクトルをリマップするステップを含む。
【００１０】
本発明の他のシステム、方法、特徴及び利点は、以下の図面及び詳細な説明を考察すれば当業者には明らかであり、又は明らかになるであろう。全てのこうした付加的なシステム、方法、特徴及び利点は、この説明に含まれ、本発明の範囲内であり、添付の特許請求の範囲によって保護されることが意図される。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】血管内の従来技術のカテーテルの回転振動子の図である。
【図２】本発明の実施形態による回転撮像装置の図である。
【図３】本発明の実施形態によるプロセスの図である。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
本発明の上述の及び他の利点並びに目的がどのようにして得られるかをより理解するために、上記で簡単に説明された実施形態のより具体的な説明を、その特定の実施形態の参照によって示し、これらは、添付の図面に表される。図面内の構成要素は、必ずしも縮尺通りではなく、むしろ、本発明の原理を示すときに強調されていることに留意されたい。さらに、図面において、同様の参照番号は、種々の図面を通して対応する部品を示す。しかしながら、同様の部品は、常に同様の参照番号を有するものではない。さらに、全ての図示は、概念を伝達することを意図され、ここでは、相対的な大きさ、形状及び他の詳細な特性は、文字通りに又は正確にというよりも概略的に示されている可能性がある。
【００１３】
回転撮像装置を用いて獲得されたＩＶＵＳ画像等の医用画像内のＮＵＲＤを低減する、新規の画像処理方法を下記に説明する。カテーテルの先端における、振動子又は発光素子（例えば、光コヒーレンス・トモグラフィを用いたもの）等の回転撮像装置の場合に、ＮＵＲＤを低減する１つの手法は、歪みの量を決定するために、回転するときの撮像装置の瞬間角速度を推測することである。この手法は、超音波撮像振動子等の複数の撮像装置を用いて実現することができる。上述のように、撮像振動子の代わりに又はこれに加えて、光コヒーレンス・トモグラフィ（ＯＣＴ）を通して画像を取得するための装置等の他の撮像素子を用いることができる。ＯＣＴを用いる画像獲得は、Ｈｕａｎｇ他著 「Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ」（１１７８−１１８１頁 サイエンス ２５４ １９９１年１１月２２日）で説明される。光コヒーレンス・ドメイン反射率計（ＯＣＤＲ）と呼ばれるＯＣＴ撮像装置の種類は、Ｓｗａｎｓｏｎの米国特許第５，３２１，５０１号において開示され、これは引用によりここに組み込まれる。ＯＣＤＲは、範囲全体にわたって鮮明で高解像度及び高感度である、広範な縦方向又は深さの範囲にわたる二次元及び三次元の画像走査（スキャン）を電子的に実行することが可能である。
【００１４】
次に図２を見ると、カテーテル１５０の先端に設けられた撮像装置１００の軸方向の図が示される。撮像装置１００は、この例示的な実施形態においては振動子として示され、カテーテル１５０の軸線に対してほぼ直角にエネルギー・パルスをそれぞれ放出するように位置決めされた２つの撮像装置Ａ及びＢを含む。さらに、撮像振動子Ａ及びＢはまた、互いに対して４５°の角度に位置決めされる。別の実施形態によると、Ａ及びＢを、互いに対して任意の角度に位置決めしてもよい。
【００１５】
上述のように、血管の断面画像は、撮像装置１００に、１回転される間に異なる角度で、例えば２５６又は１２８の複数の超音波パルスを放出させることによって取得される。放出パルスから受信されたエコー信号は、典型的には、回転における特定の角度位置に対応するレコード又はベクトルによって分類される。
【００１６】
図２において、撮像装置１００は、１回転中に１２８ベクトルをマップするチャート上に重ねられる。本実施形態において、各振動子Ａ及びＢは、１回転中に少なくとも１２８ベクトルを生成する。撮像装置１００の動作中にＮＵＲＤがない場合、即ち、撮像装置１００が一定の角速度で回転するときには、撮像装置１００が回転するとき、振動子Ａによって生成されたベクトル１は、振動子Ｂによって生成されたベクトル１７と本質的に同一である。つまり、振動子Ｂによって生成されたベクトルの調査から、ベクトル１７が振動子Ａのベクトル１と最も強く相関することが判明するであろう。
【００１７】
撮像装置１００が一定の角速度で回転しないとき、ＮＵＲＤが発生する可能性があり、撮像装置１００の瞬間角速度は、期待される一定の角速度とは異なる可能性がある。このような場合に、振動子Ｂによって生成されたベクトルの調査から、ベクトル１７はもはや振動子Ａのベクトル１と最も強く相関するわけではないことが判明するであろう。振動子Ａのベクトル１と最も強く相関する、振動子Ｂによって生成されたベクトルと、例えばベクトル１７のような、ＮＵＲＤがない場合に振動子Ａのベクトル１と最も強く相関するベクトルとの間の不一致を用いて撮像装置１００の瞬間角速度を推測できるということを、当業者ならば理解するであろう。
【００１８】
撮像装置１００の推測された瞬間角速度を用いて、瞬間角速度と期待される一定の角速度との間の不一致を考慮に入れるために、生成ベクトルをリマップすることができ、これは、実質的に、結果として生じる断面画像内のＮＵＲＤを低減する。例えば、ＮＵＲＤがない場合は、振動子Ｂによって生成されたベクトル１７は、振動子Ａによって生成されたベクトル１と最も強く相関し、ＮＵＲＤ発生中の場合は、振動子Ｂによって生成されたベクトル１９が振動子Ａによって生成されたベクトル１と最も強く相関し、断面画像を作成する生成ベクトルを、ベクトル１７と振動子Ｂによって生成されたベクトル１９との間の不一致を考慮に入れるようにリマップすることができる。
【００１９】
次に図３を見ると、一定の角速度で回転するように構成された撮像装置によって生成された管腔の断面画像内のＮＵＲＤを低減するための方法が示される。撮像装置が回転するとき（動作ブロック２００）、複数のベクトルが生成され、断面画像を形成する（動作ブロック２１０）。この方法によると、プロセッサ（図示せず）は、撮像装置の瞬間角速度を推測することができる（動作ブロック２２０）。推測された瞬間角速度が一定の角速度と異なる場合には、複数の生成ベクトルを、推測された瞬間角速度と一定の角速度との間の不一致に基づいてリマップすることができる（動作ブロック２３０）。
【００２０】
前述の明細書において、本発明は、その具体的な実施形態を参照して説明されてきた。しかしながら、本発明の広範な精神及び範囲を逸脱することなく種々の修正及び変更を行なうことができるということは明らかであろう。例えば、読者は、本明細書で説明されたプロセス動作の特定の順序付け及び組み合わせは単に例証であり、本発明は、異なるか又は付加的なプロセス動作、或いは、プロセスの異なる組み合わせ又は順序付けを用いて実行できることを理解するであろう。例えば、本発明は、医用撮像装置を含む用途に特に適しているが、一般に撮像装置を含むどのような設計にも用いることができる。さらに別の例として、１つの実施形態のそれぞれの特徴を、他の実施形態において示された他の特徴と混合し適合させることができる。さらに及び明らかに、所望のように、特徴は加えたり又は除いたりすることができる。従って、本発明は、添付の特許請求の範囲及びその均等物に照らすことを除いて限定されるものではない。
【技術分野】
【０００１】
本発明の分野は、医用撮像システムに関し、より具体的には、不均一な回転歪みに影響された医用画像を修復するためのシステム及び方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
診断及び治療計画を目的として、患者の体内の画像を取得するために、超音波撮像等の撮像技術が、医療処置において通常用いられる。血管内超音波（ＩＶＵＳ）撮像においては、血管の内部構造を示す画像が、先端か又は先端近傍に超音波振動子を備えたカテーテルを血管内に挿入することによって得られる。超音波振動子は、撮像される血管の領域に配置され、そこで超音波エネルギーのパルスを放出する。パルスは、血管壁及び周囲組織で反射して振動子に戻る。振動子に作用する反射超音波エネルギー（エコー）は、電気信号を発生させ、これを用いて血管の画像を形成する。
【０００３】
血管の断面画像又は「スライス」を取得するために、振動子は、あらゆる方向で血管を調べる必要がある。これは、撮像中に振動子を機械的に回転させることによって達成することができる。図１は、従来技術のカテーテル２０の先端に搭載された回転振動子１０の軸方向の図を表したものである。振動子１０は、駆動ケーブル３０を介して駆動モータ（図示せず）に結合され、カテーテル２０のシース３５内部で回転する。撮像される血管４０は、典型的には、血管領域４５、壁構造体（血液壁界面）５０及び周囲組織を含む。
【０００４】
血管の断面画像は、振動子１０に、１回転される間に異なる角度で、例えば２５６の複数の超音波パルスを放出させることによって取得される。図１は、振動子１０から放出されている１つの例示的な超音波パルス６０を示す。振動子によって受信された、それぞれの放出パルス６０に対するエコー・パルス６５を用いて、血管の画像内に１つの放射状直線又は「画像ベクトル」を作成する。理想的には、振動子１０は、画像ベクトルが血管４０内部で等間隔の角度で得られるように、一定の角速度で回転される。画像処理装置（図示せず）は、振動子１０の１回転中に獲得された画像ベクトルを組み合わせて血管４０の断面画像を作成する。画像処理装置は、画像ベクトルは血管４０内部で等間隔の角度で得られたという仮定に基づいて画像ベクトルを組み合わせるが、この仮定は、振動子１０が一定の角速度で回転されるときに成り立つ。
【０００５】
残念ながら、振動子１０が一定の角速度を実現し維持することは困難である。これは、振動子１０が、駆動ケーブル３０を介して、振動子から１、２メートルのところに配置されることがある駆動モータ（図示せず）に機械的に結合されるからである。駆動ケーブル３０は、撮像される血管４０の領域に到達するために、血管の経路に沿って全ての屈曲部をたどる必要がある。結果として、駆動ケーブル３０は、血管４０内で回転するときに、典型的には、周囲に巻き付く及び／又は絡み付く。このことは、たとえモータは一定の速度で回転しても、振動子１０を不均一な角速度で回転させてしまう。これは、画像ベクトルを組み合わせて血管４０の断面画像を作成するときに画像処理装置によって想定される角度が、画像ベクトルが得られる実際の角度とは異なるので、問題である。このことは、血管の断面画像を方位方向に歪ませてしまう。結果として生じる歪みは、不均一な回転歪み（ＮＵＲＤ）と呼ばれる。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
従って、回転振動子を用いて獲得されたＩＶＵＳ画像内のＮＵＲＤを低減する画像処理技術の必要性がある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明の分野は、医用撮像システムに関し、より具体的には、不均一な回転歪みに影響された医用画像を修復するためのシステム及び方法に関する。
【０００８】
一実施形態において、撮像システムは、近位セクション及び遠位セクションを有する撮像カテーテルと、撮像カテーテルの遠位セクションに結合され且つ一定の角速度で回転するように構成された撮像装置と、撮像装置に電気的に結合されたプロセッサと、を含み、前記プロセッサは、撮像装置が回転して医用画像を形成するときに複数のベクトルを生成し、撮像装置が回転するときの撮像装置の瞬間角速度を推測し、推測された瞬間角速度が一定の角速度と異なる場合には複数のベクトルをリマップするように構成される。
【０００９】
別の実施形態において、医用画像内の不均一な回転歪みを低減するためのプロセスは、一定の角速度で回転するように構成された撮像装置を回転させ、撮像装置の回転中に医用画像を形成する複数のベクトルを生成し、撮像装置の瞬間角速度を推測し、瞬間角速度が一定の角速度と異なる場合には複数のベクトルをリマップするステップを含む。
【００１０】
本発明の他のシステム、方法、特徴及び利点は、以下の図面及び詳細な説明を考察すれば当業者には明らかであり、又は明らかになるであろう。全てのこうした付加的なシステム、方法、特徴及び利点は、この説明に含まれ、本発明の範囲内であり、添付の特許請求の範囲によって保護されることが意図される。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】血管内の従来技術のカテーテルの回転振動子の図である。
【図２】本発明の実施形態による回転撮像装置の図である。
【図３】本発明の実施形態によるプロセスの図である。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
本発明の上述の及び他の利点並びに目的がどのようにして得られるかをより理解するために、上記で簡単に説明された実施形態のより具体的な説明を、その特定の実施形態の参照によって示し、これらは、添付の図面に表される。図面内の構成要素は、必ずしも縮尺通りではなく、むしろ、本発明の原理を示すときに強調されていることに留意されたい。さらに、図面において、同様の参照番号は、種々の図面を通して対応する部品を示す。しかしながら、同様の部品は、常に同様の参照番号を有するものではない。さらに、全ての図示は、概念を伝達することを意図され、ここでは、相対的な大きさ、形状及び他の詳細な特性は、文字通りに又は正確にというよりも概略的に示されている可能性がある。
【００１３】
回転撮像装置を用いて獲得されたＩＶＵＳ画像等の医用画像内のＮＵＲＤを低減する、新規の画像処理方法を下記に説明する。カテーテルの先端における、振動子又は発光素子（例えば、光コヒーレンス・トモグラフィを用いたもの）等の回転撮像装置の場合に、ＮＵＲＤを低減する１つの手法は、歪みの量を決定するために、回転するときの撮像装置の瞬間角速度を推測することである。この手法は、超音波撮像振動子等の複数の撮像装置を用いて実現することができる。上述のように、撮像振動子の代わりに又はこれに加えて、光コヒーレンス・トモグラフィ（ＯＣＴ）を通して画像を取得するための装置等の他の撮像素子を用いることができる。ＯＣＴを用いる画像獲得は、Ｈｕａｎｇ他著 「Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ」（１１７８−１１８１頁 サイエンス ２５４ １９９１年１１月２２日）で説明される。光コヒーレンス・ドメイン反射率計（ＯＣＤＲ）と呼ばれるＯＣＴ撮像装置の種類は、Ｓｗａｎｓｏｎの米国特許第５，３２１，５０１号において開示され、これは引用によりここに組み込まれる。ＯＣＤＲは、範囲全体にわたって鮮明で高解像度及び高感度である、広範な縦方向又は深さの範囲にわたる二次元及び三次元の画像走査（スキャン）を電子的に実行することが可能である。
【００１４】
次に図２を見ると、カテーテル１５０の先端に設けられた撮像装置１００の軸方向の図が示される。撮像装置１００は、この例示的な実施形態においては振動子として示され、カテーテル１５０の軸線に対してほぼ直角にエネルギー・パルスをそれぞれ放出するように位置決めされた２つの撮像装置Ａ及びＢを含む。さらに、撮像振動子Ａ及びＢはまた、互いに対して４５°の角度に位置決めされる。別の実施形態によると、Ａ及びＢを、互いに対して任意の角度に位置決めしてもよい。
【００１５】
上述のように、血管の断面画像は、撮像装置１００に、１回転される間に異なる角度で、例えば２５６又は１２８の複数の超音波パルスを放出させることによって取得される。放出パルスから受信されたエコー信号は、典型的には、回転における特定の角度位置に対応するレコード又はベクトルによって分類される。
【００１６】
図２において、撮像装置１００は、１回転中に１２８ベクトルをマップするチャート上に重ねられる。本実施形態において、各振動子Ａ及びＢは、１回転中に少なくとも１２８ベクトルを生成する。撮像装置１００の動作中にＮＵＲＤがない場合、即ち、撮像装置１００が一定の角速度で回転するときには、撮像装置１００が回転するとき、振動子Ａによって生成されたベクトル１は、振動子Ｂによって生成されたベクトル１７と本質的に同一である。つまり、振動子Ｂによって生成されたベクトルの調査から、ベクトル１７が振動子Ａのベクトル１と最も強く相関することが判明するであろう。
【００１７】
撮像装置１００が一定の角速度で回転しないとき、ＮＵＲＤが発生する可能性があり、撮像装置１００の瞬間角速度は、期待される一定の角速度とは異なる可能性がある。このような場合に、振動子Ｂによって生成されたベクトルの調査から、ベクトル１７はもはや振動子Ａのベクトル１と最も強く相関するわけではないことが判明するであろう。振動子Ａのベクトル１と最も強く相関する、振動子Ｂによって生成されたベクトルと、例えばベクトル１７のような、ＮＵＲＤがない場合に振動子Ａのベクトル１と最も強く相関するベクトルとの間の不一致を用いて撮像装置１００の瞬間角速度を推測できるということを、当業者ならば理解するであろう。
【００１８】
撮像装置１００の推測された瞬間角速度を用いて、瞬間角速度と期待される一定の角速度との間の不一致を考慮に入れるために、生成ベクトルをリマップすることができ、これは、実質的に、結果として生じる断面画像内のＮＵＲＤを低減する。例えば、ＮＵＲＤがない場合は、振動子Ｂによって生成されたベクトル１７は、振動子Ａによって生成されたベクトル１と最も強く相関し、ＮＵＲＤ発生中の場合は、振動子Ｂによって生成されたベクトル１９が振動子Ａによって生成されたベクトル１と最も強く相関し、断面画像を作成する生成ベクトルを、ベクトル１７と振動子Ｂによって生成されたベクトル１９との間の不一致を考慮に入れるようにリマップすることができる。
【００１９】
次に図３を見ると、一定の角速度で回転するように構成された撮像装置によって生成された管腔の断面画像内のＮＵＲＤを低減するための方法が示される。撮像装置が回転するとき（動作ブロック２００）、複数のベクトルが生成され、断面画像を形成する（動作ブロック２１０）。この方法によると、プロセッサ（図示せず）は、撮像装置の瞬間角速度を推測することができる（動作ブロック２２０）。推測された瞬間角速度が一定の角速度と異なる場合には、複数の生成ベクトルを、推測された瞬間角速度と一定の角速度との間の不一致に基づいてリマップすることができる（動作ブロック２３０）。
【００２０】
前述の明細書において、本発明は、その具体的な実施形態を参照して説明されてきた。しかしながら、本発明の広範な精神及び範囲を逸脱することなく種々の修正及び変更を行なうことができるということは明らかであろう。例えば、読者は、本明細書で説明されたプロセス動作の特定の順序付け及び組み合わせは単に例証であり、本発明は、異なるか又は付加的なプロセス動作、或いは、プロセスの異なる組み合わせ又は順序付けを用いて実行できることを理解するであろう。例えば、本発明は、医用撮像装置を含む用途に特に適しているが、一般に撮像装置を含むどのような設計にも用いることができる。さらに別の例として、１つの実施形態のそれぞれの特徴を、他の実施形態において示された他の特徴と混合し適合させることができる。さらに及び明らかに、所望のように、特徴は加えたり又は除いたりすることができる。従って、本発明は、添付の特許請求の範囲及びその均等物に照らすことを除いて限定されるものではない。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
近位セクション及び遠位セクションを有する撮像カテーテルと、
前記撮像カテーテルの前記遠位セクションに結合された撮像装置と、
前記撮像装置に電気的に結合されたコンピュータ使用可能媒体と、を含み、
前記コンピュータ使用可能媒体は、前記撮像装置が回転して画像を形成するときに複数のベクトルを生成し、前記撮像装置が回転するときの前記撮像装置の瞬間角速度を推測し、前記推測された瞬間角速度に基づいて前記複数のベクトルをマップすることを含むプロセスを実行する一連の命令を有する、
ことを特徴とする医用撮像システム。
【請求項２】
前記撮像装置は、複数の撮像振動子を含むことを特徴とする、請求項１に記載の医用撮像システム。
【請求項３】
前記撮像装置は、エネルギー・パルスを放出するように構成された第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子を含むことを特徴とする、請求項２に記載の医用撮像システム。
【請求項４】
前記第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子は、前記第１の撮像振動子が、前記第２の撮像振動子によって放出された前記エネルギー・パルスから４５度の角度でエネルギー・パルスを放出するように位置決めされることを特徴とする、請求項３に記載の医用撮像システム。
【請求項５】
前記複数の撮像振動子は、超音波振動子であることを特徴とする、請求項２に記載の医用撮像システム。
【請求項６】
前記複数の撮像振動子のそれぞれは、１回転に２５６ベクトルを生成するように構成されることを特徴とする、請求項２に記載の医用撮像システム。
【請求項７】
前記医用画像は、管腔の断面画像であることを特徴とする、請求項１に記載の医用撮像システム。
【請求項８】
前記撮像システムは、管腔の断面画像を取得するように構成されることを特徴とする、請求項１に記載の医用撮像システム。
【請求項９】
前記第１の撮像振動子によって生成された各ベクトルは、前記第２の撮像振動子によって生成されたベクトルと実質的に同様である値を有することを特徴とする、請求項２に記載の医用撮像システム。
【請求項１０】
前記コンピュータ使用可能媒体は、
前記第２の撮像振動子のどのベクトルが、前記第１の撮像振動子の特定のベクトルと実質的に同様である値を有するかを判断することと、
前記判断されたベクトルと期待ベクトルとの間の任意の不一致を計算することと、
を含むプロセスを実行する一連の命令を有し、
前記期待ベクトルは、前記第１の撮像振動子の前記特定のベクトルと実質的に同様である値を有することが期待される、前記第２の撮像振動子のベクトルであることを特徴とする、請求項９に記載の医用撮像システム。
【請求項１１】
医用画像内の不均一な回転歪みを低減するための方法であって、
一定の角速度で回転するように構成される撮像装置を回転させ、
前記撮像装置の回転中に前記医用画像を形成する複数のベクトルを生成し、
前記撮像装置の瞬間角速度を推測し、
前記瞬間角速度が前記一定の角速度と異なる場合には、前記複数のベクトルをリマップすること
を含むことを特徴とする方法。
【請求項１２】
前記撮像装置は、複数の撮像振動子を含むことを特徴とする、請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】
前記撮像装置は、第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子を含むことを特徴とする、請求項１１に記載の方法。
【請求項１４】
前記第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子のそれぞれは、１回転に２５６ベクトルを生成するように構成されることを特徴とする、請求項１３に記載の方法。
【請求項１５】
前記第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子は、互いに対して４５度の角度に位置決めされることを特徴とする、請求項１３に記載の方法。
【請求項１６】
前記第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子のそれぞれは、複数のベクトルを生成するように構成されることを特徴とする、請求項１３に記載の方法。
【請求項１７】
前記第１の撮像振動子によって生成された各ベクトルは、前記第２の撮像振動子によって生成されたベクトルと実質的に同様である値を有することを特徴とする、請求項１６に記載の方法。
【請求項１８】
前記瞬間角速度を推測する前記ステップは、
前記第２の撮像振動子のどのベクトルが、前記第１の撮像振動子の特定のベクトルと実質的に同様である値を有するかを判断し、
前記判断されたベクトルと期待ベクトルとの間の任意の不一致を計算すること
を含み、前記期待ベクトルは、前記第１の撮像振動子の前記特定のベクトルと実質的に同様である値を有することが期待される、前記第２の撮像振動子のベクトルであることを特徴とする、請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
医用画像内の不均一な回転歪みを低減するためのシステムであって、
一定の角速度で回転するように構成される撮像装置を回転させるための手段と、
前記撮像装置の回転中に前記医用画像を形成する複数のベクトルを生成するための手段と、
前記撮像装置の瞬間角速度を推測するための手段と、
前記瞬間角速度が前記一定の角速度と異なる場合には、前記複数のベクトルをリマップするための手段と、
を含むことを特徴とするシステム。
【請求項２０】
前記撮像装置は、複数の撮像振動子を含むことを特徴とする、請求項１９に記載のシステム。
【請求項２１】
前記撮像装置は、第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子を含むことを特徴とする、請求項１９に記載のシステム。
【請求項２２】
前記第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子のそれぞれは、１回転に２５６ベクトルを生成するように構成されることを特徴とする、請求項２１に記載のシステム。
【請求項２３】
前記第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子は、互いに対して４５度の角度に位置決めされることを特徴とする、請求項２１に記載のシステム。
【請求項２４】
前記第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子のそれぞれは、複数のベクトルを生成するように構成されることを特徴とする、請求項２１に記載のシステム。
【請求項２５】
前記第１の撮像振動子によって生成された各ベクトルは、前記第２の撮像振動子によって生成されたベクトルと実質的に同様である値を有することを特徴とする、請求項２４に記載のシステム。
【請求項２６】
前記瞬間角速度を推測する前記ステップは、
前記第２の撮像振動子のどのベクトルが、前記第１の撮像振動子の特定のベクトルと実質的に同様である値を有するかを判断し、
前記判断されたベクトルと期待ベクトルとの間の任意の不一致を計算すること
を含み、前記期待ベクトルは、前記第１の撮像振動子の前記特定のベクトルと実質的に同様である値を有することが期待される、前記第２の撮像振動子のベクトルであることを特徴とする、請求項２５に記載のシステム。
【請求項２７】
近位セクション及び遠位セクションを有する撮像カテーテルと、
前記撮像カテーテルの前記遠位セクションに結合され、一定の角速度で回転することが好ましい撮像装置と、
前記撮像装置が回転して医用画像を形成するときに複数のベクトルを生成し、前記撮像装置が回転するときの前記撮像装置の瞬間角速度を推測し、前記推測された瞬間角速度が前記一定の角速度と異なる場合には、前記複数のベクトルをリマップするように構成されたプロセッサと、
を含むことを特徴とする撮像システム。
【請求項２８】
前記撮像素子は、第１の撮像装置及び第２の撮像装置を含むことを特徴とする、請求項２７に記載の撮像システム。
【請求項２９】
前記第１の撮像装置によって生成された各ベクトルは、前記第２の撮像装置によって生成されたベクトルと実質的に同様である値を有することを特徴とする、請求項２８に記載の撮像システム。
【請求項３０】
前記プロセッサは、
前記第２の撮像装置のどのベクトルが、前記第１の撮像装置の特定のベクトルと実質的に同様である値を有するかを判断し、
前記判断されたベクトルと期待ベクトルとの間の任意の不一致を計算し、前記期待ベクトルは、前記第１の撮像装置の前記特定のベクトルと実質的に同様である値を有することが期待される、前記第２の撮像装置のベクトルであることを特徴とする、請求項２８に記載の撮像システム。
【請求項１】
近位セクション及び遠位セクションを有する撮像カテーテルと、
前記撮像カテーテルの前記遠位セクションに結合された撮像装置と、
前記撮像装置に電気的に結合されたコンピュータ使用可能媒体と、を含み、
前記コンピュータ使用可能媒体は、前記撮像装置が回転して画像を形成するときに複数のベクトルを生成し、前記撮像装置が回転するときの前記撮像装置の瞬間角速度を推測し、前記推測された瞬間角速度に基づいて前記複数のベクトルをマップすることを含むプロセスを実行する一連の命令を有する、
ことを特徴とする医用撮像システム。
【請求項２】
前記撮像装置は、複数の撮像振動子を含むことを特徴とする、請求項１に記載の医用撮像システム。
【請求項３】
前記撮像装置は、エネルギー・パルスを放出するように構成された第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子を含むことを特徴とする、請求項２に記載の医用撮像システム。
【請求項４】
前記第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子は、前記第１の撮像振動子が、前記第２の撮像振動子によって放出された前記エネルギー・パルスから４５度の角度でエネルギー・パルスを放出するように位置決めされることを特徴とする、請求項３に記載の医用撮像システム。
【請求項５】
前記複数の撮像振動子は、超音波振動子であることを特徴とする、請求項２に記載の医用撮像システム。
【請求項６】
前記複数の撮像振動子のそれぞれは、１回転に２５６ベクトルを生成するように構成されることを特徴とする、請求項２に記載の医用撮像システム。
【請求項７】
前記医用画像は、管腔の断面画像であることを特徴とする、請求項１に記載の医用撮像システム。
【請求項８】
前記撮像システムは、管腔の断面画像を取得するように構成されることを特徴とする、請求項１に記載の医用撮像システム。
【請求項９】
前記第１の撮像振動子によって生成された各ベクトルは、前記第２の撮像振動子によって生成されたベクトルと実質的に同様である値を有することを特徴とする、請求項２に記載の医用撮像システム。
【請求項１０】
前記コンピュータ使用可能媒体は、
前記第２の撮像振動子のどのベクトルが、前記第１の撮像振動子の特定のベクトルと実質的に同様である値を有するかを判断することと、
前記判断されたベクトルと期待ベクトルとの間の任意の不一致を計算することと、
を含むプロセスを実行する一連の命令を有し、
前記期待ベクトルは、前記第１の撮像振動子の前記特定のベクトルと実質的に同様である値を有することが期待される、前記第２の撮像振動子のベクトルであることを特徴とする、請求項９に記載の医用撮像システム。
【請求項１１】
医用画像内の不均一な回転歪みを低減するための方法であって、
一定の角速度で回転するように構成される撮像装置を回転させ、
前記撮像装置の回転中に前記医用画像を形成する複数のベクトルを生成し、
前記撮像装置の瞬間角速度を推測し、
前記瞬間角速度が前記一定の角速度と異なる場合には、前記複数のベクトルをリマップすること
を含むことを特徴とする方法。
【請求項１２】
前記撮像装置は、複数の撮像振動子を含むことを特徴とする、請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】
前記撮像装置は、第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子を含むことを特徴とする、請求項１１に記載の方法。
【請求項１４】
前記第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子のそれぞれは、１回転に２５６ベクトルを生成するように構成されることを特徴とする、請求項１３に記載の方法。
【請求項１５】
前記第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子は、互いに対して４５度の角度に位置決めされることを特徴とする、請求項１３に記載の方法。
【請求項１６】
前記第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子のそれぞれは、複数のベクトルを生成するように構成されることを特徴とする、請求項１３に記載の方法。
【請求項１７】
前記第１の撮像振動子によって生成された各ベクトルは、前記第２の撮像振動子によって生成されたベクトルと実質的に同様である値を有することを特徴とする、請求項１６に記載の方法。
【請求項１８】
前記瞬間角速度を推測する前記ステップは、
前記第２の撮像振動子のどのベクトルが、前記第１の撮像振動子の特定のベクトルと実質的に同様である値を有するかを判断し、
前記判断されたベクトルと期待ベクトルとの間の任意の不一致を計算すること
を含み、前記期待ベクトルは、前記第１の撮像振動子の前記特定のベクトルと実質的に同様である値を有することが期待される、前記第２の撮像振動子のベクトルであることを特徴とする、請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
医用画像内の不均一な回転歪みを低減するためのシステムであって、
一定の角速度で回転するように構成される撮像装置を回転させるための手段と、
前記撮像装置の回転中に前記医用画像を形成する複数のベクトルを生成するための手段と、
前記撮像装置の瞬間角速度を推測するための手段と、
前記瞬間角速度が前記一定の角速度と異なる場合には、前記複数のベクトルをリマップするための手段と、
を含むことを特徴とするシステム。
【請求項２０】
前記撮像装置は、複数の撮像振動子を含むことを特徴とする、請求項１９に記載のシステム。
【請求項２１】
前記撮像装置は、第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子を含むことを特徴とする、請求項１９に記載のシステム。
【請求項２２】
前記第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子のそれぞれは、１回転に２５６ベクトルを生成するように構成されることを特徴とする、請求項２１に記載のシステム。
【請求項２３】
前記第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子は、互いに対して４５度の角度に位置決めされることを特徴とする、請求項２１に記載のシステム。
【請求項２４】
前記第１の撮像振動子及び第２の撮像振動子のそれぞれは、複数のベクトルを生成するように構成されることを特徴とする、請求項２１に記載のシステム。
【請求項２５】
前記第１の撮像振動子によって生成された各ベクトルは、前記第２の撮像振動子によって生成されたベクトルと実質的に同様である値を有することを特徴とする、請求項２４に記載のシステム。
【請求項２６】
前記瞬間角速度を推測する前記ステップは、
前記第２の撮像振動子のどのベクトルが、前記第１の撮像振動子の特定のベクトルと実質的に同様である値を有するかを判断し、
前記判断されたベクトルと期待ベクトルとの間の任意の不一致を計算すること
を含み、前記期待ベクトルは、前記第１の撮像振動子の前記特定のベクトルと実質的に同様である値を有することが期待される、前記第２の撮像振動子のベクトルであることを特徴とする、請求項２５に記載のシステム。
【請求項２７】
近位セクション及び遠位セクションを有する撮像カテーテルと、
前記撮像カテーテルの前記遠位セクションに結合され、一定の角速度で回転することが好ましい撮像装置と、
前記撮像装置が回転して医用画像を形成するときに複数のベクトルを生成し、前記撮像装置が回転するときの前記撮像装置の瞬間角速度を推測し、前記推測された瞬間角速度が前記一定の角速度と異なる場合には、前記複数のベクトルをリマップするように構成されたプロセッサと、
を含むことを特徴とする撮像システム。
【請求項２８】
前記撮像素子は、第１の撮像装置及び第２の撮像装置を含むことを特徴とする、請求項２７に記載の撮像システム。
【請求項２９】
前記第１の撮像装置によって生成された各ベクトルは、前記第２の撮像装置によって生成されたベクトルと実質的に同様である値を有することを特徴とする、請求項２８に記載の撮像システム。
【請求項３０】
前記プロセッサは、
前記第２の撮像装置のどのベクトルが、前記第１の撮像装置の特定のベクトルと実質的に同様である値を有するかを判断し、
前記判断されたベクトルと期待ベクトルとの間の任意の不一致を計算し、前記期待ベクトルは、前記第１の撮像装置の前記特定のベクトルと実質的に同様である値を有することが期待される、前記第２の撮像装置のベクトルであることを特徴とする、請求項２８に記載の撮像システム。
【図１】
【図２】
【図３】
【図２】
【図３】
【公表番号】特表２０１０−５０４８３４（Ｐ２０１０−５０４８３４Ａ）
【公表日】平成２２年２月１８日（２０１０．２．１８）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００９−５３０５６２（Ｐ２００９−５３０５６２）
【出願日】平成１９年９月２５日（２００７．９．２５）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２００７／０７９４４８
【国際公開番号】ＷＯ２００８／０３９７９３
【国際公開日】平成２０年４月３日（２００８．４．３）
【出願人】（５００３３２８１４）ボストン サイエンティフィック リミテッド (627)
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成２２年２月１８日（２０１０．２．１８）
【国際特許分類】
【出願日】平成１９年９月２５日（２００７．９．２５）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２００７／０７９４４８
【国際公開番号】ＷＯ２００８／０３９７９３
【国際公開日】平成２０年４月３日（２００８．４．３）
【出願人】（５００３３２８１４）ボストン サイエンティフィック リミテッド (627)
【Ｆターム（参考）】
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