JP6874055B2 - 光干渉断層撮影画像などの１つまたは複数の画像内の内腔およびアーチファクトの検出のための装置、方法および記憶媒体 - Google Patents

Description

関連出願への相互参照
本出願は、２０１８年６月８日に出願された米国仮特許出願第６２／６８２，５９８号に関し、かつその優先権を主張するものであり、この仮特許出願の開示全体は、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。

本開示は、光学イメージングの分野、より詳細には、限定されるものではないが、ファイバオプティックカテーテル、内視鏡、および／または光干渉断層撮影（ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴ）および／または蛍光の装置およびシステムなどの、１つまたは複数の光学装置、システム、方法（使用および／または製造のための）、および記憶媒体と、これらと一緒に使用するための、ＯＣＴ画像またはその他の（例えば、血管内超音波（ＩＶＵＳ）、他の内腔画像など）画像などの画像の内腔およびアーチファクト検出を達成するための方法および記憶媒体に関する。そのような応用の例としては、限定されるものではないが、心臓および／または眼科適用のための、ならびに、限定されるものではないが、光プローブ、カテーテル、内視鏡、移相ユニット（例えば、ガルバノメータスキャナ）、およびベンチトップシステムなどの１つまたは複数の光学機器により得られる、生体対象物をイメージングすること、評価すること、および診断することが挙げられる。

ファイバオプティックカテーテルおよび内視鏡は、内部器官にアクセスするために開発された。例えば、心臓学においては、ＯＣＴは、カテーテルを用いて血管の深さ分解画像を見るために開発された。シース、コイル、および光プローブを含み得るカテーテルは、冠状動脈までナビゲートされ得る。

光干渉断層撮影（ＯＣＴ）は、組織または物質の高解像断面画像を得るための技術であり、リアルタイムの視覚化を可能にする。ＯＣＴ技術の目的は、フーリエ変換またはマイケルソン干渉計を介するなど、干渉光学系（ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ ｏｐｔｉｃａｌ ｓｙｓｔｅｍ）または干渉法を使用することにより光の時間遅延を測定することである。光源からの光は、スプリッタ（例えば、ビームスプリッタ）により参照アームおよびサンプル（または測定）アーム内へ届いてスプリットする。参照ビームは、参照アーム内の参照ミラー（部分反射または他の反射素子）から反射される一方、サンプルビームは、サンプルアーム内のサンプルから反射または散乱される。両方のビームは、スプリッタにおいて結合し（または再結合され）、干渉縞（ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ ｐａｔｔｅｒｎ）を生成する。干渉計の出力は、限定されるものではないが、分光計（例えば、フーリエ変換赤外分光計）などの１つまたは複数のデバイス内の、限定されるものではないが、光ダイオードまたはマルチアレイカメラなどの１つまたは複数の検出器により検出される。干渉縞は、サンプルアームの経路長が光源のコヒーレンス長のところまで参照アームのものと一致するときに生成される。出力ビームを評価することによって、入力放射のスペクトルが、周波数の関数として導出され得る。

干渉縞の周波数は、サンプルアームと参照アームとの間の距離に対応する。周波数が高いほど、経路長差は大きくなる。単モードファイバは、ＯＣＴ光プローブに一般的に使用され、ダブルクラッドファイバもまた、蛍光および／または分光法に一般的に使用される。

ＯＣＴ画像から血管の幾何学的測定を得るために、内腔エッジが、ＯＣＴ画像から検出される。多くの場合、内腔エッジ検出の画像処理手法は、画像処理アルゴリズムが内腔エッジ検出を確実に実施するためにいくつかの最適なグローバルしきい値が決定され得るように、多かれ少なかれ均一の画像照射を必要とする。検出された内腔エッジの精度をさらに向上させるため、隣接するＯＣＴ画像からの内腔エッジ検出結果は、外れ値を除去し、内腔エッジ全体を平滑化するために相関される。

しかしながら、画像のグローバルしきい値の最適性は、根本的な画像画素強度分散の特定の仮説に基づき、画像は、常にそのような仮説を満たすわけではない。したがって、画像処理アルゴリズムから得られるしきい値は、最適ではない場合がある。

血管の変化する湾曲およびサイズを考えると、ＯＣＴ画像は、しばしば、非均一照射を表示する。そのようなものとして、最適なグローバルしきい値を見つけることは、画素強度および／または勾配を基にしたエッジ検出に関与する画像処理アルゴリズムにおいては不可能である、または見込みがない傾向がある。したがって、そのような画像処理手法を使用した検出結果は信頼性に欠く。

したがって、高効率ならびに製造および保守の妥当なコストで一貫性のある信頼性の高い検出結果を達成するために、少なくとも１つの光学デバイス、アセンブリ、またはシステムにおける使用のための１つまたは複数のＯＣＴ技術を提供することが望ましい。

ＯＣＴイメージングにおける内腔エッジ（ｌｕｍｅｎ ｅｄｇｅ）検出は、アーチファクトに影響されやすい場合があり、アーチファクトは、限定されるものではないが、ステントストラット、ガイドワイヤ、イメージング角度に起因する画像輝度変動、シース反射、血管断面の不規則な形状などを含む多くの特徴部に相当する。マルチモダリティＯＣＴ（ＭＭＯＣＴ）システム／装置などのＯＣＴの特定の用途は、近赤外自己蛍光（ＮＩＲＡＦ）信号距離減衰を補正するために内腔エッジ検出を使用し得る。好ましくは、正確なリアルタイムのＮＩＲＡＦイメージングは、ＯＣＴ画像の単一のフレームに基づいてリアルタイムで内腔エッジの正確な検出を使用する。単一のＯＣＴフレームを使用して内腔エッジを正確に検出することは、血管などの対象物またはターゲットの全体的な測定精度を、後処理のためなどに、向上させるのに役立つ。

本開示の１つまたは複数の実施形態において、ＯＣＴ画像は、１つまたは複数の実施形態におけるＡ−ラインからの極座標領域内で形成される。各Ａ−ラインは、限定されるものではないが、狭信号幅および／または急峻な立ち上がりおよび立ち下がりエッジのような、金属対象物（例えば、ステント、ステントストラット、ガイドワイヤなど）からのアーチファクトの明白な標示、幅広信号幅およびなだらかな立ち下がりエッジのような、シース反射および他のアーチファクトと比較した場合の非閉塞の軟組織の信号強度および形状における有意差など、イメージングされた対象物に関する多くの情報を含む。各Ａ−ラインは、限定されるものではないが、血管などのターゲット、サンプル、対象物などの特定の視野角に沿った断面１Ｄサンプリングを表す。イメージングプローブまたはデバイスが回転する（例えば、約０〜約３６０度、約１８０度〜約３６０度、約３６０度など回転する）と、対応するＡ−ラインは、極座標内にターゲット、サンプル、対象物など（例えば、血管）の完全な２Ｄ断面を形成し、これは次いで、デカルト座標へと変換されて、ターゲット、サンプル、対象物など（例えば、血管）の断面の断層（トモグラフィ）画像を形成する。

１つまたは複数の実施形態において、個々のＡ−ラインが、最も著しい信号源を決定するために処理され得る。一次元（１Ｄ）エッジ位置は、各Ａ−ラインから決定され得る。Ａ−ライン内の有意差を使用した信号源の種類が決定され得る。アーチファクトからのエッジポイントは、除去され得るものであり、空隙が補間され得る。二次元（２Ｄ）内腔エッジは、１Ｄエッジ結果から形成され得る。そのようなものとして、１つまたは複数の実施形態は、１Ｄ処理が対応する２Ｄ処理よりも速い場合があることから、改善された処理速度を有し得る。

血管湾曲、屈曲、およびイメージングプローブに対する距離に応じて、いくつかのＡ−ラインは、イメージングプローブから出る光が血管壁への垂直入射に近い場合にはより強力な画素強度値を有し得る一方、いくつかの他のＡ−ラインは、イメージングプローブから血管壁への光の入射が垂直入射から外れるときにはより弱い信号を有し得る。加えて、イメージングプローブが血管の中心に位置しないとき、光がプローブから血管まで進む距離は、イメージングプローブが回転すると変化し、１つの画像フレーム内に輝度の変動をもたらす。したがって、血管のトモグラフィは、対応するイメージング角度および血管壁までのイメージング距離に応じて、領域ごとに変化する画素強度を１つの画像内に表示し得る。

１つまたは複数の実施形態において、ＯＣＴ画像が、血管の内側でスピンするイメージングプローブを使用して形成されることを考えると、目的の著しいエッジポイントは、イメージングされた血管の内壁に対応し得る。そのような構成は、１つまたは複数の実施形態において、各トモグラフィＯＣＴ画像を１つの完全に閉鎖した内腔エッジを有するものとして制限し得る。そのような構成は、１つまたは複数の実施形態において、各Ａ−ライン内に目的の１つの画素のみ（限定されるものではないが、目的の１つの内腔エッジ画素、目的の１つのエッジ画素、目的の１つの画素、内腔エッジ以外のエッジであるエッジの目的の画素など）が存在し得る状況へと換算され得る。１つまたは複数の実施形態において、ステントストラットおよびガイドワイヤの存在下では、軟組織の内腔エッジ点は、完全に、または部分的に、妨げられ得る。１つまたは複数の実施形態において、各Ａ−ラインは、好ましくは、１つのみの内腔エッジ画素を有するか、または１つも有さない（少なくとも１つの金属アーチファクトが存在するとき）。

本開示の１つまたは複数の実施形態は、極座標内の断面画像において各Ａ−ライン内に１つのみの目的の内腔エッジ画素を有するというこの制約を利用する。各Ａ−ライン内のこの単一のエッジ画素を決定するために１Ｄ信号処理技術を利用することによって、本開示の１つまたは複数の実施形態は、内腔エッジ検出アルゴリズムを単純化し、断面２Ｄ画像のためのグローバル最適しきい値を見つける必要性を完全になくす。これにより、各Ａ−ラインが最良の検出結果のために独自の最適しきい値を有することが可能になる（すなわち、Ａ−ラインの総数は、１つの画像内の異なるしきい値の数に対応する）。

本開示の１つまたは複数の実施形態は、ガイドワイヤおよびステントからのアーチファクトに起因する顕著なＡ−ライン形状変動をさらに活用し、内腔エッジ検出中にステントストラットおよび金属からの他の画像アーチファクトを特定するのを助けるために、不透明性および反射性の測量として立ち下がりおよび立ち上がり勾配比（ｆａｌｌｉｎｇ ａｎｄ ｒｉｓｉｎｇ ｇｒａｄｉｅｎｔ ｒａｔｉｏ：ＦＲＧＲ）を導入し得る。

少なくとも１つの手順の本開示の１つまたは複数の実施形態は、少なくとも１つのフロー図を使用して説明され得る。本開示は、限定されるものではないが、Ａ−ライン内の内腔エッジ画素をどのように検出するか、ＯＣＴ画像内で画像アーチファクトによって引き起こされるエッジ画素をどのように特定するか、およびイメージングされた血管の最終的な内腔エッジをどのように形成するかについてなど、方法の１つまたは複数の実施形態の１つまたは複数の特徴を詳細に説明する。

したがって、本開示の少なくとも１つの広範な目的は、限定されるものではないが、ファイバオプティックカテーテル、内視鏡、および／または光干渉断層撮影（ＯＣＴ）装置およびシステムなどの、１つまたは複数の光学装置、システム、方法（使用および／または製造するための）、および記憶媒体と、これらと一緒に使用するための、高効率ならびに製造および保守の妥当なコストで、一貫性のある信頼性の高い検出結果を達成するための方法および記憶媒体とを提供することである。

内腔エッジ検出のための２つの画像処理手法は、（ｉ）画像を異なる領域に分割した後にその領域の境界から内腔エッジを決定するために、光学グローバルまたは局所しきい値がＯＣＴ画像の画素の強度値に適用される、画像分割ベースのエッジ検出、および、（ｉｉ）内腔エッジ周辺に著しい輝度変化が存在する境界を検出するために、いくつかのグローバルしきい値が、画像全体について、および勾配方向と一緒に、画像の画素の勾配値に適用される、勾配ベースのエッジ検出である。１つまたは複数の実施形態において、隣接する画像同士の相互相関は、内腔エッジ検出結果を向上させるために使用され得る。結果は、ステントなどのデバイスの検出のために使用され得る。これらの手法は１つまたは複数の実施形態において使用され得るが、本明細書内で論じられる他の手法が、主題の２つの手法に勝る利点を提供した。

本開示の１つまたは複数の追加の目的は、（ｉ）１つまたは複数の実施形態において、二次元（２Ｄ）画像内でグローバルしきい値を使用することを回避すること、および（ｉｉ）１つまたは複数の実施形態において、エッジ検出のために画素強度値とＡ−ラインに沿った別個の勾配値およびＡ−ラインにわたる勾配値とを組み合わせて、内腔エッジ検出精度を向上させることのうちの１つまたは複数である。例えば、グローバルしきい値の使用を回避するという１つまたは複数の実施形態において、２Ｄ画像処理は、別個の１Ｄ信号処理へと分離され得るものであり、適応しきい値が、内腔エッジ検出のために極座標内の画像の各一次元（１Ｄ）信号（すなわち、Ａ−ライン）に使用され得る。

１つまたは複数の実施形態において、一次元Ａ−ライン信号は、基本的な信号に関するより多くの情報を明らかにする。内腔エッジ画素およびアーチファクト画素は、Ａ−ライン信号を使用して容易に特定され得る。好ましくは、１つまたは複数の実施形態において、各一次元データ（Ａ−ライン）は、内腔エッジ検出のための独自の最適しきい値を有する。そのような特徴は、２Ｄ画像内のグローバル最適しきい値を見つける必要性を除去し、計算複雑性を低減する。主題の特徴のうちの１つまたは複数はまた、局所的な画像強度変動に対するアルゴリズム感受性を低減し、および／または、イメージング角度および距離変動に起因する強度変動に対する免疫を提供する。

１つまたは複数の実施形態において、１つまたは複数の画像内の１つまたは複数の内腔エッジおよび１つまたは複数のアーチファクトを検出するための光干渉断層撮影システムは、光を発生させるように動作する光源と、干渉光学系であって、（ｉ）光源から光を受信して、対象物またはサンプルに照射されるべき第１の光と第２の参照光とに分割し、（ｉｉ）干渉光学系の参照ミラーからの反射のために第２の参照光を送信し、（ｉｉｉ）対象物またはサンプルに照射された第１の光の反射または散乱光および反射された第２の参照光を結合または再結合させ、かつ／または互いと干渉させることによって、干渉光を生成するように動作し、干渉光が１つまたは複数の干渉縞を生成する、干渉光学系と、１つもしくは複数の内腔エッジおよび／または１つもしくは複数のアーチファクトが、画像内で検出され、１つまたは複数のアーチファクトが１つまたは複数の画像から除去されるように、干渉光および／または１つもしくは複数の干渉縞を連続的に獲得するように動作する１つまたは複数の検出器と、を含み得る。

１つまたは複数の実施形態において、少なくとも１つの画像内の１つまたは複数の内腔エッジおよび１つまたは複数のアーチファクトを検出するための方法は、ターゲットまたは対象物の少なくとも１つの画像を平滑化するために二次元（２Ｄ）画像データをフィルタリングすることと、少なくとも１つの画像の垂直および水平勾配を計算することと、Ａ−ラインデータおよび各Ａ−ラインに沿った各方向における勾配を平滑化するために一次元（１Ｄ）フィルタリングを実施することと、各Ａ−ラインの著しいパルス（ｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｔ ｐｕｌｓｅ）を決定または検出し、著しいパルスから各Ａ−ライン内の内腔エッジ点を検出することと、少なくとも１つの画像から１つまたは複数の完全な内腔エッジを形成することと、を含み得る。

１つまたは複数の実施形態において、少なくとも１つの画像内の１つまたは複数の内腔エッジおよび１つまたは複数のアーチファクトを検出するための方法を１つまたは複数のプロセッサに実行させるように動作する少なくとも１つのプログラムを格納するコンピュータ可読記憶媒体、本方法は、ターゲットまたは対象物の少なくとも１つの画像を平滑化するために二次元（２Ｄ）画像データをフィルタリングすることと、少なくとも１つの画像の垂直および水平勾配を計算することと、Ａ−ラインデータおよび各方向における勾配を平滑化するために一次元（１Ｄ）フィルタリングを実施することと、各Ａ−ラインの著しいパルスを内腔エッジとして決定もしくは検出するか、または著しいパルスから各Ａ−ライン内の内腔エッジ点を検出することと、少なくとも１つの画像から１つまたは複数の完全な内腔エッジを形成することと、を含み得る。

本開示の１つまたは複数の実施形態によると、１つまたは複数の画像内の内腔およびアーチファクト検出のための装置およびシステム、ならびに方法および記憶媒体は、限定されるものではないが、血液、粘液、組織などの生体対象物を特徴付けるように動作し得る。

本開示の内腔およびアーチファクト検出方法の１つまたは複数の実施形態は、画像が、走査プローブを使用して組織サンプル内での信号反射および散乱から形成される他のイメージングシステム、装置、またはデバイスにおいて使用され得ることに留意されたい。例えば、ＩＶＵＳ画像が、ＯＣＴ画像に加えて、またはＯＣＴ画像の代わりに処理され得る。

本開示の１つまたは複数の実施形態は、限定されるものではないが、脈管間イメージング、アテローム性動脈硬化プラークアセスメント、心臓ステント評価、バルーン洞形成術（Ｂａｌｌｏｏｎ Ｓｉｎｕｐｌａｓｔｙ）、副鼻腔ステント術、関節鏡検査、眼科学、耳の研究、獣医用途および研究など、臨床応用に使用され得る。

本開示の少なくとも別の態様によると、本明細書内で論じられる１つまたは複数の技術は、１つまたは複数の装置、デバイス、システム、および記憶媒体の製造および保守のうちの少なくとも１つの費用を、光学部品の数を低減するまたは最小限にすることによって、ならびにそのような装置、デバイス、システム、および記憶媒体の使用／製造の費用を削減するための効率的な技術により、低減するために用いられ得る。

本開示の他の態様によると、１つもしくは複数の内腔エッジおよびアーチファクト検出技術を使用する、またはそれと一緒に使用するための、１つまたは複数の追加のデバイス、１つまたは複数のシステム、１つまたは複数の方法、および１つまたは複数の記憶媒体が本明細書に開示される。本開示のさらなる特徴は、以下の説明から、および添付の図面を参照して、部分的に理解可能であり、かつそれらから部分的に明らかになるものとする。

同様の数字が同様の要素を示す本開示の様々な態様を例証する目的のため、用いられ得る簡略化された形態が図面において示されるが、本開示は示される精密な配置および手段によって制限される、またはそれに限定されることがないということを理解されたい。当業者が本明細書の主題を作製および使用することを支援するため、添付の図面について言及がなされる。

図１は、本開示の１つまたは複数の態様に従う、１つまたは複数の内腔エッジおよびアーチファクト検出技術を利用することができるシステムの実施形態を示す図である。 図２は、本開示の１つまたは複数の態様に従う、内腔およびアーチファクト検出技術を実施するための装置またはシステムの少なくとも１つの実施形態と共に使用され得るカテーテルの実施形態の図である。 図３Ａは、本開示の１つまたは複数の態様に従う、少なくとも２つの内腔およびアーチファクト検出プロセスのそれぞれの実施形態を示すフロー図である。 図３Ｂは、本開示の１つまたは複数の態様に従う、少なくとも２つの内腔およびアーチファクト検出プロセスのそれぞれの実施形態を示すフロー図である。 図４Ａ〜図４Ｂは、本開示の１つまたは複数の態様に従う、それぞれ、内腔およびアーチファクト検出技術を実施するための少なくとも１つの装置またはシステムを使用する、ターゲット（例えば、ステント留置された血管）を撮影した極座標におけるＯＣＴ画像およびデカルト座標におけるＯＣＴ画像のそれぞれのペアを示す図である。 図４Ａ〜図４Ｂは、本開示の１つまたは複数の態様に従う、それぞれ、内腔およびアーチファクト検出技術を実施するための少なくとも１つの装置またはシステムを使用する、ターゲット（例えば、ステント留置された血管）を撮影した極座標におけるＯＣＴ画像およびデカルト座標におけるＯＣＴ画像のそれぞれのペアを示す図である。 図４Ｃ〜図４Ｄは、本開示の１つまたは複数の態様に従う、それぞれ、内腔およびアーチファクト検出技術を実施するための少なくとも１つの装置またはシステムを使用する、ターゲット（例えば、ステント留置された血管）を撮影した極座標におけるＯＣＴ画像およびデカルト座標におけるＯＣＴ画像のそれぞれのペアを示す図である。 図４Ｃ〜図４Ｄは、本開示の１つまたは複数の態様に従う、それぞれ、内腔およびアーチファクト検出技術を実施するための少なくとも１つの装置またはシステムを使用する、ターゲット（例えば、ステント留置された血管）を撮影した極座標におけるＯＣＴ画像およびデカルト座標におけるＯＣＴ画像のそれぞれのペアを示す図である。 図４Ｅ〜図４Ｆは、本開示の１つまたは複数の態様に従う、それぞれ、内腔およびアーチファクト検出技術を実施するための少なくとも１つの装置またはシステムを使用する、ターゲット（例えば、ステント留置された血管）を撮影した極座標におけるＯＣＴ画像およびデカルト座標におけるＯＣＴ画像のそれぞれのペアを示す図である。 図４Ｅ〜図４Ｆは、本開示の１つまたは複数の態様に従う、それぞれ、内腔およびアーチファクト検出技術を実施するための少なくとも１つの装置またはシステムを使用する、ターゲット（例えば、ステント留置された血管）を撮影した極座標におけるＯＣＴ画像およびデカルト座標におけるＯＣＴ画像のそれぞれのペアを示す図である。 図４Ｇ〜図４Ｈは、本開示の１つまたは複数の態様に従う、それぞれ、内腔およびアーチファクト検出技術を実施するための少なくとも１つの装置またはシステムを使用する、ターゲット（例えば、ステント留置された血管）を撮影した極座標におけるＯＣＴ画像およびデカルト座標におけるＯＣＴ画像のそれぞれのペアを示す図である。 図４Ｇ〜図４Ｈは、本開示の１つまたは複数の態様に従う、それぞれ、内腔およびアーチファクト検出技術を実施するための少なくとも１つの装置またはシステムを使用する、ターゲット（例えば、ステント留置された血管）を撮影した極座標におけるＯＣＴ画像およびデカルト座標におけるＯＣＴ画像のそれぞれのペアを示す図である。 図４Ｉ〜図４Ｊは、本開示の１つまたは複数の態様に従う、それぞれ、内腔およびアーチファクト検出技術を実施するための少なくとも１つの装置またはシステムを使用する、ターゲット（例えば、ステント留置された血管）を撮影した極座標におけるＯＣＴ画像およびデカルト座標におけるＯＣＴ画像のそれぞれのペアを示す図である。 図４Ｉ〜図４Ｊは、本開示の１つまたは複数の態様に従う、それぞれ、内腔およびアーチファクト検出技術を実施するための少なくとも１つの装置またはシステムを使用する、ターゲット（例えば、ステント留置された血管）を撮影した極座標におけるＯＣＴ画像およびデカルト座標におけるＯＣＴ画像のそれぞれのペアを示す図である。 図５は、本開示の１つまたは複数の態様に従う、フィルタリングなしのターゲット（例えば、軟組織）からの生のＡ−ライン信号を示すグラフである。 図６は、本開示の１つまたは複数の態様に従う、ターゲット（例えば、軟組織）からの平滑化されたＡ−ラインおよび勾配を示すグラフである。 図７Ａ〜図７Ｂは、本開示の１つまたは複数の態様に従う、それぞれ、ガイドワイヤからのＡ−ライン（実線）およびその勾配（破線）を示すグラフ、ならびにステントからのＡ−ライン（実線）およびその勾配（破線）を示すグラフである。 図８は、本開示の１つまたは複数の態様に従う、アーチファクトエッジ画素を含有する内腔エッジ（実線）および立ち下がり立ち上がり勾配比（ＦＲＧＲ）（破線）を示すグラフである。 図９は、本開示の１つまたは複数の態様に従う、アーチファクトエッジ画素を含有する内腔エッジ（実線）、Ａ−ライン信号パルス幅（破線）、およびパルスエリア（点線）を示すグラフである。 図１０は、本開示の１つまたは複数の態様に従う、軟組織とステントストラットとの間の境界領域からのＡ−ライン（実線）およびその勾配（破線）を示すグラフである。 図１１は、本開示の１つまたは複数の態様に従う、Ａ−ラインをまたぐ水平勾配画像のプロットである。 図１２は、本開示の１つまたは複数の態様に従う、内腔エッジ（実線）およびエッジ周辺の水平勾配変動（破線）を示すグラフである。 図１３は、本開示の１つまたは複数の態様に従う、ステントストラットに起因する、多重反射を有するＡ−ライン（実線）およびその勾配（破線）を示すグラフである。 図１４は、本開示の１つまたは複数の態様に従う、１つまたは複数の内腔エッジおよびアーチファクト検出技術を利用することができる少なくとも第２のシステムの実施形態を示す図である。 図１５は、本開示の１つまたは複数の態様に従う、１つまたは複数の内腔エッジおよびアーチファクト検出技術を利用することができる少なくとも第３のシステムの実施形態を示す図である。 図１６は、本開示の１つまたは複数の態様に従う、１つまたは複数の内腔エッジおよびアーチファクト検出技術を利用することができる少なくとも第４のシステムの実施形態を示す図である。 図１７は、本開示の１つまたは複数の態様に従う、内腔およびアーチファクト検出技術を実施するための少なくとも１つの装置、システム、方法、および／または記憶媒体の１つまたは複数の実施形態と共に使用され得るコンピュータの実施形態の概略図である。 図１８は、本開示の１つまたは複数の態様に従う、内腔およびアーチファクト検出技術を実施するための少なくとも１つの装置、システム、方法、および／または記憶媒体の１つまたは複数の実施形態と共に使用され得るコンピュータの別の実施形態の概略図である。

内腔およびアーチファクト検出技術を使用したイメージングのための１つまたは複数のデバイス／装置、光学システム、方法、および記憶媒体が本明細書内に開示される。

これより図の詳細に移ると、図１は、本開示の１つまたは複数の態様に従う、限定されるものではないが、本明細書内で論じられる内腔およびアーチファクト検出技術の１つまたは複数の実施形態を含むＯＣＴ技術を、光プローブ応用と共に利用するように動作するＯＣＴシステム１００（本明細書内では「システム１００」と称される）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、スプリッタ１０４（本明細書では「ビームスプリッタ」とも称される）、参照ミラー（本明細書では「参照反射」とも称される）１０５、および１つまたは複数の検出器１０７を備える。システム１００は、位相シフトデバイスまたはユニット１３０を含み得るものであり、また、１つまたは複数の実施形態においては、位相シフトデバイスまたはユニットは省略され得る。１つまたは複数の実施形態において、システム１００は、患者インターフェースデバイスまたはユニット（「ＰＩＵ」）１１０およびカテーテル１２０を含み得るものであり（図１〜図２に図示されるように）、また、システム１００は、サンプルまたはターゲット１０６と（例えば、カテーテル１２０および／またはＰＩＵ１１０を介して）相互作用し得る。１つまたは複数の実施形態において、システム１００は、干渉計を含むか、または、干渉計は、限定されるものではないが、少なくとも光源１０１、参照アーム１０２、サンプルアーム１０３、スプリッタ１０４、および参照ミラー１０５などのシステム１００の１つまたは複数の構成要素によって規定される。

光源１０１は、スプリッタ１０４に向けて光を発生させるように動作し、スプリッタ１０４が、光源１０１からの光を参照アーム１０２内へ入る参照ビームとサンプルアーム１０３内へ入るサンプルビームとに分ける。ビームスプリッタ１０４は、参照ミラー１０５、１つまたは複数の検出器１０７と、およびサンプルまたはターゲット１０６と、ある角度をなして位置付けられるか、または配設される。参照ビームは、位相シフトユニット１３０（システム１００において示されるように、システムに含まれるとき）を通過し、参照ビームは、参照アーム１０２内の参照ミラー１０５から反射される一方、サンプルビームは、サンプルアーム１０３内のＰＩＵ（患者インターフェースユニット）１１０およびカテーテル１２０を通ってサンプル１０６から反射または散乱される。参照ビームおよびサンプルビームの両方が、スプリッタ１０４で結合（または再結合）して、干渉縞を生成する。システム１００および／またはその干渉計の出力は、１つまたは複数の検出器１０７、例えば、限定されるものではないが、光ダイオードまたはマルチアレイカメラなどを用いて連続的に獲得される。１つまたは複数の検出器１０７は、結合または再結合される２つの放射または光ビーム間の干渉または干渉縞を測定する。１つまたは複数の実施形態において、参照ビームおよびサンプルビームは異なる光路長を進んできたため、結果として、フリンジ効果が作成されて、１つまたは複数の検出器１０７によって測定可能である。システム１００および／またはその干渉計の出力から得られる電気アナログ信号は、限定されるものではないが、コンピュータ１２００、１２００’（それぞれ図１７または図１８に示され、以下にさらに論じられる）などのコンピュータを用いて分析されることになるデジタル信号へと変換される。１つまたは複数の実施形態において、光源１０１は、波長の広帯域内で放射する放射源または広帯域光源であってもよい。１つまたは複数の実施形態において、ソフトウェアおよび電子装置を含むフーリエ分析器が、電気アナログ信号を光スペクトルに変換するために使用され得る。

光源１０１は、複数の光源を含み得るか、または単一の光源であり得る。１つまたは複数の実施形態において、光源１０１は、広帯域レーザ光を生成する。光源１０１は、レーザ、有機発光ダイオード（ＯＬＥＤ）、発光ダイオード（ＬＥＤ）、ハロゲン灯、白熱灯、レーザによってポンピングされるスーパーコンティニューム光源、および／または蛍光灯のうちの１つまたは複数を含み得る。光源１０１は、光を提供する任意の光源であり得るものであり、この光は、次いで、少なくとも３つの帯域へと分けられ得るものであり、各帯域は、空間情報のスペクトル符号化のために後に使用される光を提供するためにさらに分散される。光源１０１は、限定されるものではないが、システム１００、システム１００’、システム１００’’、システム１００’’’などの本明細書内で論じられるシステムの他の構成要素に、ファイバ結合され得るか、または自由空間結合され（ｆｒｅｅ ｓｐａｃｅ ｃｏｕｐｌｅｄ）得る。

本開示の少なくとも１つの態様によると、ＯＣＴシステムの特徴は、ファイバーオプティックスを使用して実施される。上述のように、本開示のＯＣＴ技術の１つの用途は、図１〜図２に模式的に示されるようにカテーテル１２０と共にＯＣＴを使用することである。

図２は、シース１２１、コイル１２２、プロテクタ１２３、および光プローブ１２４を含むカテーテル１２０の実施形態を示す。図１〜図２に模式的に示されるように、カテーテル１２０は、好ましくは、引き戻しによりコイル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、引き戻しによりコイル１２２をスピンさせるように動作する）。コイル１２２は、近位端からその遠位端へトルクを送達する（例えば、ＰＩＵ１１０内の回転モータを介して、またはそれにより）。１つまたは複数の実施形態において、コイル１２２は、限定されるものではないが、血管などの中空器官、心臓などの、評価されている生体器官、サンプル、または物質を全方向性視点で見るために光プローブ１２４の遠位先端もスピンするように、光プローブ１２４と／に固定される。例えば、ファイバオプティックカテーテルおよび内視鏡は、アクセスするのが困難である、血管内画像、胃腸管、または任意の他の狭いエリアなど、内部器官へのアクセスを提供するために、ＯＣＴ干渉計のサンプルアーム（図１に示されるようなサンプルアーム１０３など）内に存在し得る。カテーテル１２０または内視鏡の内側の光プローブ１２４を通る光のビームが目的の表面にわたって回転されると、１つまたは複数のサンプルの断面画像が得られる。三次元データを獲得するために、光プローブ１２４は、ヘリカル走査パターンをもたらす回転スピンの間、同時に縦方向に並進される。この並進は、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実施され得るものであり、それ故に引き戻しと称され得る。

１つまたは複数の実施形態において、患者ユーザインターフェース１１０は、回転接合部などの接続構成要素（またはインターフェースモジュール）を備えるか、または含み得るものであり、この接続構成要素は、プローブ（例えば、カテーテル１２０（例えば、図１〜図２を参照））、針、カプセル、患者インターフェースユニット（例えば、患者インターフェースユニット１１０）などの１つまたは複数の構成要素などの、１つまたは複数の構成要素を、光学構成要素、光源（例えば、光源１０１）、偏向部（例えば、光源からの光を干渉光学系へ偏向し、その後、干渉光学系から受信される光を少なくとも１つの検出器に向けて送信するように動作する偏向部、１つまたは複数の干渉計、サーキュレータ、ビームスプリッタ、アイソレータ、カプラ、融着ファイバカプラ、穴を有する部分的に切断されたミラー、およびタップを有する部分的に切断されたミラーなどのうちの少なくとも１つを含む偏向部）、サンプルアーム１０２、接続構成要素および／または患者ユーザインターフェース１１０などに動力供給するように動作するモータなどの、１つまたは複数の他の構成要素に接続するためのものである。例えば、接続部材またはインターフェースモジュールが回転接合部であるとき、好ましくは、回転接合部は以下に論じられるように動作する）。１つまたは複数の他の実施形態において、回転接合部は、接触回転接合部、レンズレスの回転接合部、レンズベースの回転接合部、または当業者に知られている他の回転接合部のうちの少なくとも１つであり得る。

少なくとも１つの実施形態において、ＰＩＵ１１０は、光ファイバ式回転接合部（ＦＯＲＪ）、回転モータおよび並進電動式ステージ（例えば、ＰＩＵ１１０の一部分）、ならびにカテーテルコネクタ（例えば、ＰＩＵ１１０の一部分）を含み得る。ＦＯＲＪは、ファイバ軸に沿ってファイバを回転させながら光信号の中断のない伝送を可能にする。ＦＯＲＪは、回転子および固定子を含む自由空間光ビームコンバイナを有し得る。

システム１００’内に存在し、システム１００ついてなど、すでに上に説明された同様の番号が付けられた要素の説明は、繰り返されないものとし、参照によりそれらの全体が本明細書内に組み込まれる。

少なくとも１つの実施形態において、制御装置１２００、１２００’は、モータおよび並進電動式ステージ（以後「モータ」または「モータおよびステージ」と称される）の動作を制御するように動作し、少なくとも１つの検出器１０７から強度データを獲得し、スキャン画像を（例えば、以下にさらに論じられるような図１７の制御装置１２００および／または図１８の制御装置１２００’に示されるようなディスプレイ、スクリーン、またはモニタ１２０９などのモニタまたはスクリーン上に）表示する。１つまたは複数の実施形態において、制御装置１２００、１２００’は、モータの速度を変更するように、および／またはモータを停止するように動作する。モータは、速度を制御し、位置決め精度を増大させるために、ステッピングモータまたはＤＣサーボモータであってもよい。

１つまたは複数の実施形態において、制御装置またはコンピュータ１２００、１２００’は、システム１００（および、限定されるものではないが、以下にさらに論じられるような、システム１００’、システム１００’’、システム１００’’’などの他のシステム）、カテーテル１２０、および／またはシステム１００の１つもしくは複数の他の上記構成要素を制御するように動作する。少なくとも１つの実施形態において、制御装置またはコンピュータ１２００、１２００’は、ＯＣＴシステム／デバイス／装置の少なくとも１つの検出器１０７から強度データを獲得するように動作し、画像を（例えば、以下にさらに論じられるような図１７の制御装置１２００および／または図１８の制御装置１２００’に示されるようなディスプレイ、スクリーン、またはモニタ１２０９などのモニタまたはスクリーン上に）表示する。システム１００（および、限定されるものではないが、以下にさらに論じられるような、システム１００’、システム１００’’、システム１００’’’などの他のシステム）の１つまたは複数の構成要素の出力は、ＯＣＴシステム／デバイス／装置の少なくとも１つの検出器１０７、例えば、限定されるものではないが、光ダイオード、光電子増倍管（ＰＭＴ）、ラインスキャンカメラ、またはマルチアレイカメラを用いて獲得される。システム１００（および／または、限定されるものではないが、以下にさらに論じられるような、システム１００’、システム１００’’、システム１００’’’などの他のシステム）またはそれらの１つもしくは複数の構成要素の出力から得られる電気アナログ信号は、限定されるものではないが、コンピュータ１２００、１２００’（例えば、図１、図１４、図１６、および図１７〜図１８に示されるような）などのコンピュータを用いて分析されることになるデジタル信号に変換される。１つまたは複数の実施形態において、光源１０１は、波長の広帯域内で放射する放射源または広帯域光源であってもよい。１つまたは複数の実施形態において、ソフトウェアおよび電子装置を含むフーリエ分析器は、電気アナログ信号を光スペクトルに変換するために使用され得る。いくつかの実施形態において、少なくとも１つの検出器１０７は、光の３つの異なる帯域を検出するように構成された３つの検出器を備える。

本開示の少なくとも１つの態様によると、および上述のように、ＯＣＴ画像の内腔およびアーチファクト検出のための１つまたは複数の方法が本明細書内に提供される。図３Ａは、ＯＣＴ画像の内腔およびアーチファクト検出のための方法の少なくとも１つの実施形態のフローチャートを例証する。好ましくは、本方法は、以下のうちの１つまたは複数を含み得る：（ｉ）二次元（２Ｄ）画像平滑化を（例えば、ローパスフィルタを使用する、ガウシアンフィルタを使用するなどして）実施すること（図３ＡのステップＳ３００を参照）、（ｉｉ）画像垂直および水平勾配を計算すること（図３ＡのステップＳ３０１を参照）、（ｉｉｉ）Ａ−ラインおよびＡ−ラインに沿った勾配を（例えば、一次元（１Ｄ）フィルタリングを使用して）平滑化すること（図３ＡのステップＳ３０２を参照）、（ｉｖ）最も著しいパルスから各Ａ−ライン内の内腔エッジ点を検出すること（例えば、最も著しいパルスは、最も高い振幅を有するパルス、またはサイズ基準（例えば、幅基準、パルス基準下のエリアなど）を適用することによって決定される最も大きい下層エリアを有するパルスであり得るものであり、異なるサイズ基準は、同様の結果をもたらし得る）（図３ＡのステップＳ３０３を参照）、（ｖ）大きい立ち下がりおよび立ち上がり勾配比（ＦＲＧＲ）（例えば、立ち上がりエッジに匹敵する急な立ち下がりエッジ（ｆａｌｌｉｎｇ ｅｄｇｅ）を有する、より大きいＦＲＧＲ値をもたらすといった、Ａ−ライン内の最も著しいパルスなど）、および小サイズのパルス（例えば、しきい値を下回るパルス振幅またはパルスの下にあるエリアを有するＡ−ライン内の最も著しいパルスなど）に対応するエッジポイントを除去すること（図３ＡのステップＳ３０４を参照）、（ｖｉ）マルチピークパルスに対応するエッジポイントを除去すること（図３ＡのステップＳ３０５を参照）、（ｖｉｉ）マルチパルスＡ−ラインに対応するエッジポイントを除去すること（図３ＡのステップＳ３０６を参照）、（ｖｉｉｉ）内腔エッジを形成するために（例えば、すべてのＡ−ラインの最も著しいパルス位置から内腔エッジを形成すること）補間を使用して内腔エッジ内の空隙を（例えば、内腔エッジをメディアンフィルタリングすることにより）埋めること（図３ＡのステップＳ３０７を参照）、（ｉｘ）内腔エッジを（例えば、１Ｄローパスフィルタリングおよび／またはメディアンフィルタリングなどのローパスフィルタリングを使用して）フィルタリングまたは平滑化すること（図３ＡのステップＳ３０８を参照）、および、（ｘ）内腔エッジをデカルト座標へ変換することである（図３ＡのステップＳ３０９を参照）。

極座標におけるステント留置された血管の１つまたは複数のＯＣＴ画像において（図４Ａ、図４Ｃ、図４Ｅ、図４Ｇ、および図４Ｉの画像など、異なる内腔検出実施形態例において最も良く示される）、イメージングプローブの中心は、画像の上エッジに位置し得る。１つまたは複数の実施形態において、画像の各列がＡ−ラインを構成する。好ましくは、少なくとも１つの実施形態において、極座標におけるＯＣＴ画像は、画像内のノイズ全体を低減および／または除去するために、二次元ローパスガウシアンフィルタを使用してフィルタリングされて、Ａ−ライン間ノイズ、ならびにＡ−ライン内ノイズの一部を平滑化する（例えば、図３ＡのステップＳ３００を参照）。

１つまたは複数の方法実施形態において、画像垂直および水平勾配は、好ましくは、計算される（図３ＡのステップＳ３０１を参照）。１つまたは複数の実施形態において、畳み込み演算演算子Ｋｅｒｎｅｌ（Ｋ）は、

少なくとも１つの実施形態において、画像の垂直勾配は、例えば、垂直ソーベル演算子を（例えば、Ｋｅｒｎｅｌ Ｋの１つの実施形態例のように）ステップＳ３００から得られる平滑化された画像に適用することによって、計算され得る：

少なくとも１つの実施形態において、画像の水平勾配は、例えば、水平ソーベル演算子を（例えば、Ｋｅｒｎｅｌ Ｋの１つの実施形態例のように）ステップＳ３００から得られる平滑化された画像に適用することによって、計算され得る：

Ｇ_y内の各列は、Ａ−ラインに沿った勾配を提供する一方、Ｇ_x内の各行は、Ａ−ラインにわたる勾配を提供する。画像垂直および水平勾配はまた、以下のような低次ソーベル演算子を使用して計算され得る：

ここで使用され得る他の可能性のある演算子は、以下のようなプルウィット演算子である：

１つまたは複数の方法実施形態において、追加のフィルタリング（例えば、１Ｄフィルタリング）が、Ａ−ラインおよびＡ−ラインに沿った勾配を平滑化するために実施され得る（図３ＡのステップＳ３０２を参照）。少なくとも１つの実施形態において、軟組織は、内腔エッジを越えて幅広い明るい領域を有する一方、アーチファクトは、エッジを越えて険しい暗い影エリアをもたらすということに留意されたい。軟組織からの典型的なＡ−ラインは、図５に示されるように一次元信号５１としてプロットされ得る。一次元信号内のパルスは、血管壁に対応する。パルスの立ち上がりエッジは、Ａ−ラインのエッジ画素がある場所である。各Ａ−ライン内のエッジ画素を検出することにより、二次元エッジ検出問題は、より単純な一次元パルス検出問題へと変換される。言い換えると、本開示の１つまたは複数の実施形態は、内腔エッジおよびアーチファクト検出手法を単純化し、同時にソリューションを提供する。

１Ｄ信号処理における柔軟性を活用すると、１つまたは複数の実施形態において、ローパスおよびハイパスの１Ｄフィルタリングが、信号オフセットを除去するため、ならびにより信頼性の高いパルス検出のためにＡ−ライン信号をさらに平滑化するために、Ａ−ライン信号に適用され得る。Ａ−ラインに沿った対応する勾配もまた、さらなる平滑化のために１Ｄフィルタを使用してフィルタリングされ得る。好ましくは、フィルタリングによってもたらされるいかなる位相遅延も、パルス位置がシフトされないように回避される。例えば、各Ａ−ラインは、背景を除去するために１Ｄハイパスフィルタリングを適用することにより、およびノイズを低減するためにローパスフィルタリングを適用することにより、独立して処理され得る。

そのようなフィルタリングの後、図６の実線６１によって示されるように、はるかに平滑なＡ−ライン信号が得られ得る。Ａ−ラインに沿った平滑化された一次元勾配もまた、画素強度とＡ−ラインに沿った一次元勾配との一致を示すために図６にプロットされる（破線６２を参照）。１つまたは複数の実施形態において（例えば、図６を参照）、Ｙ軸は、任意単位（Ａ．Ｕ．）で示され得るものであり、画素指数（例えば、画素あたり約７ミクロン、画素あたり約５ミクロンなど）が、Ｘ軸に使用され得る。図６に示されるように、内腔エッジ画素は、一次元勾配信号内の最大ピーク位置に対応する強度信号の立ち上がりエッジに位置する。カテーテルシースからの信号もまた、平滑化されたＡ−ライン信号内で見ることができ（図６のシースエッジ指示を参照）、カテーテルシース信号は、内腔エッジ信号のものと比較してはるかに低い振幅を有する。

１つまたは複数の方法実施形態において、最も著しいパルスからの各Ａ−ライン内の内腔エッジ点の検出は、内腔エッジデータを作成するために実施され得る（図３ＡのステップＳ３０３を参照）。１つまたは複数の実施形態において、内腔エッジデータは、アーチファクトエッジ画素を含有し得る、または含み得る。このステップを実施するやり方は数多く存在する。例えば、各Ａ−ライン信号について、その中の最も著しいパルスが、適応しきい値を使用して検出され得る。平滑化されたＡ−ラインの平均および最大値に基づいて、単純なしきい値（Ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ）が、
しきい値＝（ｍｅａｎ＋ｐｅａｋ）／２
として計算され得るものであり、式中、「ｍｅａｎ」は、平滑化されたＡ−ラインの平均であり、「ｐｅａｋ」は、平滑化されたＡ−ラインの最大値である。

さらなる例として、しきい値を見つけるための別の手法は、
しきい値＝（ｍｉｎ＋ｐｅａｋ）／２
として最大ピークと最小ピークとの間の平均を見つけることである。

さらなる代替的な手法は、
しきい値＝（ｐｅａｋ）×２／３
として最大ピークに基づいてしきい値を見つけることである。

手法にかかわらず、所定のしきい値または決定されたしきい値は、特定のＡ−ライン内の内腔エッジに対応する最も著しいパルスを検出するために使用される（１つまたは複数の実施形態において、内腔エッジデータは、アーチファクトエッジ画素を含有し得るか、または含み得る）。しきい値を超える任意のパルスは、エッジパルス候補である。パルス下のエリアに関してすべての候補の中で最も大きいパルスは、最大ピーク（または「最も著しいパルス」）であると見なされる。最大ピークの近くにあるＡ−ラインに沿った一次元勾配信号の最も高いピークの位置が、平滑化されたＡ−ライン内の内腔エッジ点の正確な位置を特定するために使用される。ここでも、１つまたは複数の実施形態において、内腔エッジデータは、アーチファクトエッジ画素を含有し得るか、または含み得る。

すべてのＡ−ラインからこのようにして検出されるすべての内腔エッジ点をくっ付けることが、最大ピーク位置対Ａ−ラインインデックスの関数として血管の内腔エッジを形成する（１つまたは複数の実施形態において、内腔エッジデータは、アーチファクトエッジ画素を含有し得るか、または含み得る）。

１つまたは複数の方法実施形態において、大きいＦＲＧＲおよび小サイズのパルスに対応するエッジポイントは、除去され得る（図３ＡのステップＳ３０４を参照）。言い換えると、内腔エッジ画素内に含有されるか、または含まれるアーチファクトエッジ画素は、ＦＲＧＲを使用して除去され得る。

例えば、ステントストラットおよびガイドワイヤの存在下では、軟組織の内腔エッジ点は、完全に、または部分的に妨げられ得る。ステップＳ３０３から検出される内腔エッジ点は、ＯＣＴ画像内のアーチファクトからのエッジポイントを含有し得る。１つまたは複数の実施形態において、これらのエッジポイントは、内腔幾何学的パラメータ計算を歪めることになるため、好ましくは除去された後に、正確なまたはより正確なパラメータが得られ得る。

図７Ａは、ガイドワイヤからの例となるＡ−ラインを描写する（平滑線７１を参照；ガイドワイヤからのＡ−ラインの勾配は、破線７２によって示される）。図７Ａに見られるように、一次元勾配信号（破線７２を参照）が、イメージングレーザビームに対するガイドワイヤの不透明性およびガイドワイヤの比較的大きなサイズに起因するＡ−ライン信号（実線７１を参照）の急峻な立ち下がり強度に対応する、急な最小ピークを有することが分かる。一次元パルスの幅は、図７Ａに示されるように、図６に示されるような軟組織からのパルス信号と比較してはるかに狭い。

図７Ｂは、ステントストラットからの例となるＡ−ラインを描写する（平滑線７３を参照；ステントからのＡ−ラインの勾配は、破線７４によって示される）。図７Ｂに見られるように、ステントストラットに対応するパルス信号もまた、一次元勾配信号内の立ち上がりピークと比較して比較的大きい立ち下がりピークをもたらすことに留意されたいが、これは、図７Ａに示されるようなガイドワイヤからのものと比較するとあまり目立たない。

これらの特徴的性質（図７Ａ〜図７Ｂに示されるような）に基づいて、立ち下がりおよび立ち上がり勾配比（ＦＲＧＲ）は、イメージングされた対象物またはターゲットの不透明性および反射性の測量として導入される。ガイドワイヤからのＡ−ライン信号は、大きい立ち下がりおよび立ち上がり比を有し、またステントストラットからのＡ−ラインも同様である。一方、軟組織からのＡ−ラインは、より小さい立ち下がりおよび立ち上がり勾配比を有する。表１は、図６〜図７ＢのＡ−ラインの立ち下がりおよび立ち上がり勾配比値を列挙する。

検出された内腔エッジ（実線８１を参照）およびその対応する立ち下がり立ち上がり勾配比（破線８２を参照）が図８に示されるように一緒にプロットされる場合、立ち下がりおよび立ち上がり勾配比は、ステントストラットおよびガイドワイヤの存在の標示として使用され得る。１つまたは複数の実施形態において、軟組織からのＡ−ラインのＦＲＧＲは、０．４７、または０．２０〜０．４７であり得る。１つまたは複数の実施形態において、ステントストラットからのＡ−ラインのＦＲＧＲは、０．６２であり得る。

アーチファクトおよび軟組織からのＡ−ライン信号における立ち下がりおよび立ち上がり勾配比値の目立った差以外に、軟組織からのパルスサイズおよびアーチファクトからのパルスサイズが目立った差を示すことに留意されたい。１つまたは複数の実施形態において、信号パルスサイズの測量として、パルス幅（例えば、図９のＡ信号パルス幅破線９２を参照）、または１Ｄ信号パルス下のエリア（例えば、図９のパルスエリア点線９３を参照）のいずれかを使用することができる。アーチファクトからのパルスサイズと軟組織からのパルスサイズとの差は、信号サイズおよび検出された内腔エッジ（図９の実線９１を参照）が図９に示されるように一緒にプロットされる場合により明らかになる。

立ち下がり立ち上がり勾配比の目立った差およびＡ−ラインパルスのサイズにおける差を使用して、検出された内腔エッジ内のガイドワイヤおよびステントストラットに対応するアーチファクト領域位置が、単純なしきい値化を使用して特定され得るものであり、このしきい値は、例えば、
パルスサイズしきい値＝ｍｅａｎ−ｓｉｇｍａ×ｋ１
または
ＦＲＧＲしきい値＝ｍｅａｎ＋ｓｉｇｍａ×ｋ２
として設定され得るものであり、式中、「ｍｅａｎ」および「ｓｉｇｍａ」は、対応する信号の平均および標準偏差であり、ｋ１、ｋ２は、好ましくは、限定されるものではないが、１〜２の間で選択される経験的パラメータである。

しきい値を計算するための代替的な手法は、
パルスサイズしきい値＝ｍｅａｎ＋（ｐｅａｋ−ｍｅａｎ）／３
または
ＦＲＧＲしきい値＝ｍｅａｎ＋（ｐｅａｋ−ｍｅａｎ）／３
であり得る。

さらに、別の代替として、しきい値は、
パルスサイズしきい値＝ｐｅａｋ−（ｐｅａｋ−ｍｅａｎ）／２
または
ＦＲＧＲしきい値＝ｐｅａｋ−（ｐｅａｋ−ｍｅａｎ）／２
として計算され得る。好ましくは、１つまたは複数の実施形態において、これらの特定されたエッジポイントは、内腔エッジとして見なされず、内腔パラメータ計算に使用されない。

１つまたは複数の方法実施形態において、マルチピークパルスに対応するエッジポイントは除去され得る（図３ＡのステップＳ３０５を参照）。このステップを実施するための少なくとも２つの例が本明細書内で論じられる。例えば、軟組織とステントストラットまたは他のアーチファクトとの間の境界領域に対応する内腔エッジデータは、マルチピークパルスを使用して除去され得る。しかしながら、そのようなマルチピークパルスは、非境界領域内にも同様に存在し得る。そのような場合には、次いで平均水平勾配が、非境界領域を特定するために使用される／使用され得る。

ステントストラットのエッジおよびガイドワイヤのエッジの周辺には回折および散乱が存在し得る。回折および散乱効果は、軟組織とアーチファクトとの間にいくつかの境界領域をもたらし、ここでは検出された内腔エッジが歪められ得る。さらに、内腔エッジをもたらすために使用されるＡ−ラインは、好ましくは、ステップＳ３００において２Ｄフィルタを使用してフィルタリングされ、境界領域は、さらに塗抹され延長され得る。内腔エッジに対するアーチファクト効果を完全に除去するために、これらの境界領域は、好ましくは、検出された内腔エッジから除去される。

内腔エッジ検出のために一次元Ａ−ライン信号処理を使用する１つの利点は、ステントおよび内腔エッジピークの両方がＡ−ライン信号内に存在するために、Ａ−ライン信号からのこれらの境界領域のマルチピークパターンが存在し得ることである。例えば、図１０に示されるように、境界領域は、Ａ−ライン信号内のクラスタ化されたマルチピークパルスをもたらす（図１０の実線１０を参照；関連勾配については図１０の破線を参照）。マルチピークパルスは、上で論じられるような最大ピーク検出ステップＳ３０３において使用されるものと同じしきい値を使用して検出され得るため、結果として本明細書では繰り返されない。ピークの立ち下がりエッジが再び上昇した後に立ち下がりエッジがしきい値を下回って下降する場合、少なくとも１つの実施形態において、マルチピークパルスが特定されると見なされる。好ましくは、パルスがマルチピークパルスとして検出される場合、Ａ−ラインからの内腔エッジデータは、ステントストラットおよびガイドワイヤの境界領域と見なされ、内腔エッジ検出から除去され得る。１つまたは複数の実施形態において、境界領域内にないマルチピークは、保持され得るものであり、１つまたは複数の実施形態においては、好ましくは保持される。

ピークの立ち下がりエッジがしきい値を下回って下降し、その後再び上昇して別のピークを形成するとしても、それは依然として、マルチピークパルスと見なされ得る。このとき内腔エッジの正しい特定は、少なくとも１つの実施形態において、主ピーク検出およびフロントピークのサイズに依存し得る。フロントピークが、限定されるものではないが、ステントまたはガイドワイヤなどのアーチファクトと特定される場合、第２のピークは、内腔エッジであり得る。血管壁の下の組織内に提示される小さい血管分岐が存在し得るものであり、これは、１つまたは複数の実施形態において、同様の様式で単一のＡ−ライン内の２つの別個のピークとして現れることになり得る。そのような場合、狭幅なしのフロントピークは、内腔エッジであり得る。有効な内腔エッジ対１つまたは複数のアーチファクトの影響との間でマルチピークパルスを区別するための少なくとも１つのやり方は、それらが境界領域内に位置するかどうかを決定することである。したがって、マルチピーク事例は、非境界領域および境界領域事例へとさらに分類され得るものであり、それらは、境界領域においてのみ、検出された内腔エッジから除去され得る。

別の例および上述の例の代替として、水平勾配が、軟組織と狭アーチファクトとの間の境界領域に対応する内腔エッジデータを特定および除去するために使用され得る。少なくとも１つの実施形態において、境界領域を特定するための別の方法は、検出された内腔エッジの裏の領域内で図４Ａ、図４Ｃ、図４Ｅ、図４Ｇ、図４Ｉなど（極座標における図）のうちの１つまたは複数における水平方向に沿った勾配変動（Ａ−ラインにわたる）を利用する。図１１に示されるように、Ａ−ラインにわたる勾配は、遮光性のアーチファクトによって引き起こされる多くの影のパターンを表示する。アーチファクト影の少なくとも１つの例は、図１１の矢印１２によって示される。

各検出された内腔エッジ点について、エッジポイントより下のＡ−ラインにわたる勾配の平均値が、図１１において計算され得る。これらの平均値は、遮光性のアーチファクトによって引き起こされる影の位置を反映する。Ａ−ラインにわたる勾配の方向特性を考えると、明から暗へのエッジは、立ち上がりピークをもたらす一方、暗から明へのエッジは立ち下がりピークをもたらす。ステントストラットによってもたらされる各暗影について、影は、片側では立ち上がりピークに、および反対側では立ち下がりエッジに隣接する。図１２は、Ａ−ラインにわたる勾配の明白な変動パターン対検出された内腔エッジを示す（内腔エッジは、実線１４により示され、Ａ−ラインにわたる勾配変動は、図１２の破線１５により示される）。

したがって、境界領域は、ステップＳ３０４において特定される中間アーチファクト領域の隣の、Ａ−ラインにわたる勾配の平均値の立ち上がりおよび立ち下がりピークによって囲まれるエリアとして特定され得る。ステップＳ３０４において、しきい値は、アーチファクトの中心位置を特定するために使用され得るものであり、ステップＳ３０５において立ち下がりおよび立ち上がりピークによって描かれる境界領域が、アーチファクト領域をより完全にまたは完全に除去するのを助け得る。平均水平勾配の立ち下がりおよび立ち上がりピークによって特定される境界領域は、境界領域と関連付けられる場合とそうでない場合があるマルチピークパルスを区別するために使用され得るものであり、１つまたは複数の実施形態において、境界領域の内側に入るマルチピークパルスのみが、内腔エッジ検出から除去され得る。

１つまたは複数の方法実施形態において、マルチパルスＡ−ラインに対応するエッジポイントは、除去され得る（図３ＡのステップＳ３０６を参照）。例えば、生じたゴースト信号（例えば、ステントの反射から生じたもの、ターゲット信号以外の任意の信号、輝度信号など）に対応する内腔エッジデータは、複数パルスを検出することによって、特定され除去され得る。

ステントストラットまたはガイドワイヤによって引き起こされる強い反射があるとき、検出されたマルチパス信号に起因してＡ−ライン信号内にゴースト信号が存在し得る。内腔エッジ検出のために一次元Ａ−ライン信号処理を使用する別の利点として、このゴースト信号は、Ａ−ライン信号内の追加のパルス信号として現れる。例えば、図１３のＡ−ラインプロット（実線１３０１によって示される多重反射を有するＡ−ライン信号；関連勾配は、図１３の破線１３０２により示される）は、２つのピークを示し、右のピークがゴースト信号に対応し、左のピークがステントストラットに対応する。Ａ−ライン信号内のすべての著しいパルスのピークが決定され得る。

強力な反射の最も可能性のある発生源がステントストラットおよびガイドワイヤであると考えると、ゴースト信号を有するＡ−ラインに対応する検出された内腔エッジ点は、好ましくは、内腔のパラメータ計算から除外される。

１つまたは複数の方法実施形態において、内腔エッジは、形成され得る（図３ＡのステップＳ３０７を参照）。例えば、検出された内腔エッジからすべてのアーチファクトを除去した後（例えば、狭パルス幅を有するエッジポイント（ガイドワイヤおよびステントからのエッジポイントに対応する）が除去され得る、大きいＦＲＧＲを有するエッジポイント（弱ステントからのエッジポイントに対応する）が除去され得る、別個の複数の大きいパルスを有するエッジポイント（反射画像を有するステントに対応する）が除去され得る、クラスタ化された複数のパルスを有するエッジポイント（軟組織およびステントの境界に対応する）が除去され得る、など）、内腔エッジ内の空隙は、隣接するエッジポイントを使用した単純な補間（例えば、線形補間）を使用して埋められ得る。これを行う１つの実施形態例は、内腔エッジに対してメディアンフィルタリングを行うことである。

１つまたは複数の方法実施形態において、内腔エッジは、平滑化され得る（図３ＡのステップＳ３０８を参照）。例えば、内腔エッジは、ローパスフィルタリングを経てもよい。１つまたは複数の実施形態において、何らかの単純なメディアンフィルタリングおよびローパスフィルタリングが、内腔エッジに適用されて（エッジ位置対Ａ−ライン画素）、最終的な内腔エッジを平滑化し完全にする。

１つまたは複数の方法実施形態において、内腔エッジは、デカルト座標へと変換され得る（図３ＡのステップＳ３０９を参照）。

内腔エッジおよびアーチファクトを検出するための方法の少なくとも１つの実施形態は、以下のように要約され得る。極座標におけるＯＣＴ画像が、二次元ガウシアンフィルタを使用してフィルタリングされて、画像内のノイズを低減し得る。垂直および水平方向における別個の勾配は、フィルタリングされた画像からソーベルフィルタを使用して計算され得る。各Ａ−ラインについて、一次元フィルタリングが、Ａ−ライン信号をさらに平滑化し、信号オフセットを除去するために適用される。Ａ−ライン方向に沿った勾配は、ローパスフィルタを使用してさらに平滑化され得る。各Ａ−ラインについて、Ａ−ライン信号内のすべての著しいパルスが見つけられ得るものであり、最も著しいパルスおよびその位置は、検出しきい値ならびにパルス幅またはパルス下のエリアのいずれかを使用したパルスサイズに基づいて、内腔データとして決定され得る。各Ａ−ライン内の最も著しいパルスの立ち下がり立ち上がり勾配比（内腔データ）が計算され得る。内腔データは除去され得るものであり、立ち下がり立ち上がり勾配定量がしきい値よりも大きい場合、空隙が特定され得る。内腔データは除去され得るものであり、パルスサイズがしきい値パルスサイズよりも小さい場合、空隙が特定され得る。内腔データは除去され得るものであり、検出されたパルスがマルチピークパルスである場合、または先のステップから検出されるアーチファクト領域がＡ−ラインにわたる勾配の立ち上りおよび立ち下がりピークに隣接する場合、空隙が特定され得る。内腔データは除去され得るものであり、Ａ−ライン信号内に２つ以上の同等のパルスが存在する場合、空隙が特定され得る。その後、空隙は、線形補間を使用して、内腔エッジにおいて埋められる。メディアンフィルタリングおよび／またはローパスフィルタリングが、内腔エッジに適用され得る。内腔エッジは、表示のためにデカルト座標へと変換され得る。

内腔およびアーチファクトを検出するための方法の１つまたは複数の実施形態は、内腔エッジのフィルタリングありまたはなしで実施され得る（例えば、図３Ａのステップ３０７および／またはステップ３０８が、図３Ｂに示されるように除去されてもよい）。例えば、内腔エッジをメディアンフィルタリングおよび／またはローパスフィルタリングすることは、１つまたは複数の実施形態において、任意選択である。１つまたは複数の実施形態において、内腔エッジを平滑化するための代替的な方法が、内腔エッジのメディアンフィルタリングおよび／またはローパスフィルタリングの代わりに使用され得る。

内腔およびアーチファクトを検出するための方法の１つまたは複数の代替的な実施形態は、各一次元データ（Ａ−ライン）から信号エッジ画素を検出することによって実施され得る。著しいパルスピークを有するＡ−ラインが選択され得る。各一次元データ（Ａ−ライン）は、パルス検出のための独自の検出しきい値を有し得るものであり、それぞれのしきい値は、画像内の異なるＡ−ライン間で変化し得る。一次元データ（Ａ−ライン）の勾配は、内腔エッジ画素位置をさらに決定するために使用され得る。

内腔およびアーチファクトを検出するための方法の１つまたは複数の代替的な実施形態は、ターゲットもしくは対象物（例えば、軟組織）、ガイドワイヤ、ステント、および／または本手順に使用される任意の他の構成要素のエッジを区別するためにＦＲＧＲを導入することによって実施され得る。一次元データのパルスサイズは、ターゲットもしくは対象物（例えば、軟組織）、ガイドワイヤ、ステント、および／または本手順に関連する任意の他の構成要素もしくはアーチファクトを区別するために導入される。

内腔およびアーチファクトを検出するための方法の１つまたは複数の代替的な実施形態は、ターゲットまたは対象物（例えば、軟組織）とステントストラット、ガイドワイヤ、または他のアーチファクトとの間の境界領域を特定することによって実施され得る。Ａ−ライン内の複数ピークは、ターゲットまたは対象物（例えば、軟組織）とステントストラット、ガイドワイヤ、または他のアーチファクトとの間のぼやけた境界を表し得る。マルチピークは、境界を特定するための特徴的性質として使用され得る。

内腔およびアーチファクトを検出するための方法の１つまたは複数の代替的な実施形態は、ターゲットまたは対象物（例えば、軟組織）と狭ステントストラットとの間の境界領域を特定することによって実施され得る。検出された内腔エッジの裏の領域における水平方向に沿った（Ａ−ラインにわたる）勾配の変動は、アーチファクト領域の位置の決定を向上させるために利用され得る。

内腔およびアーチファクトを検出するための方法の１つまたは複数の代替的な実施形態は、ステントの反射から生じたゴースト信号を特定することによって実施され得る。ゴースト信号は、Ａ−ライン信号内に複数ピークを引き起こし得る。これに対処する１つのやり方は、複数パルス／ピークが検出されるエリアを除去することである。

内腔およびアーチファクトを検出するための方法の１つまたは複数の実施形態について上述されるように、補間が、除去されるデータをサンプリングするため、および内腔エッジを形成するために使用され得る。最終的なエッジは、上述されるようにフィルタを使用して平滑化され完成され得る。

制御装置またはコンピュータ１２００、１２００’などのコンピュータは、限定されるものではないが、システム１００、システム１００’、システム１００’’、システム１００’’’などの、製造または使用される任意のシステムのために、上述のステップ（例えば、図３ＡのステップＳ３００〜Ｓ３０９、図３ＢのステップＳ３００〜Ｓ３０６およびＳ３０９など）のいずれかを実施し得る。

本開示の１つまたは複数のさらなる態様によると、ベンチトップシステムが、本明細書に開示される内腔エッジおよびアーチファクト検出ＯＣＴ技術と一緒に利用され得る。図１４は、眼科用途のためなどのベンチトップのための内腔エッジおよびアーチファクト検出ＯＣＴ技術を利用することができるシステムの例を示す。光源１０１からの光が送達し、偏向部１０８により参照アーム１０２およびサンプルアーム１０３に分かれる。参照ビームは、長さ調節部９０４（１つまたは複数の実施形態においては任意選択である）を通過し、参照アーム１０２内の参照ミラー（図１に示される参照ミラーまたは参照反射１０５など）から反射される一方、サンプルビームは、サンプルアーム１０３内のサンプル、ターゲットまたは対象物１０６から（例えば、ＰＩＵ１１０およびカテーテル１２０を介して）反射または散乱される。１つの実施形態において、両方のビームは、偏向部１０８で結合し、干渉縞を生成する。１つまたは複数の実施形態において、ビームは、結合器９０３へと進み、結合器９０３が、サーキュレータ９０１および偏向部１０８を介して両方のビームを結合させる。結合したビームは、好ましくは、１つまたは複数の検出器（１つまたは複数の検出器１０７など）へ送達される。ビームスプリッタ（例えば、図１のビームスプリッタ１０４を参照）、偏向部１０８、および／または干渉計の出力は、１つまたは複数の検出器１０７などの１つまたは複数の検出器を用いて連続して獲得される。電気アナログ信号は、デジタル信号に変換されて、限定されるものではないが、コンピュータ１２００（図１４を参照；また、以下にさらに論じられる図１６〜図１７に示される）、コンピュータ１２００’（例えば、以下にさらに論じられる図１８を参照）などのコンピュータを用いてそれらを分析する。

１つまたは複数の実施形態において、サンプルアーム１０３は、図１５のシステム１００’’に示されるようにベンチトップシステムのための位相シフトユニット１０３を含み得る。サンプル１０６は、位相シフトユニット１３０と共に使用されるミラー１０５の所に位置し得る（例えば、図１に示されるように）。光源１０１からの光が送達し、スプリッタ１０４により参照アーム１０２およびサンプルアーム１０３に分かれる。参照ビームは、長さ調節部９０４を通過し、参照アーム１０２内の参照ミラー（図２に示される参照ミラー１０５など）から反射される一方、サンプルビームは、サンプルアーム１０３内の位相シフトユニット（位相シフトユニット１３０など）を通って、サンプル、ターゲットおよび／または対象物１０６から反射または散乱される。１つの実施形態において、両方のビームは、スプリッタ１０４で結合し、干渉縞を生成する。１つまたは複数の実施形態において、ビームは、結合器９０３へ進み、結合器９０３が、サーキュレータ９０１およびスプリッタ１０４を介して両方のビームを結合させ、結合したビームは、１つまたは複数の検出器（１つまたは複数の検出器１０７など）に送達される。ビームスプリッタ１０４および／または干渉計の出力は、１つまたは複数の検出器１０７などの１つまたは複数の検出器を用いて連続して獲得される。電気アナログ信号は、デジタル信号に変換され、コンピュータを用いてそれらを分析する。

回転、強度、もしくは本明細書内で論じられる任意の他の測定値を計算するため、および／または、デジタルならびにアナログ式の、ＭＭＯＣＴデバイス／装置、システム、および／もしくは記憶媒体を制御および／もしくは製造するためのやり方は多く存在する。少なくとも１つの実施形態において、制御装置またはコンピュータ１２００、１２００’などのコンピュータは、本明細書内で説明される、それと共に使用するためのＯＣＴデバイス、システム、方法、および／または記憶媒体を制御および／または使用することに専念し得る。

本開示の１つまたは複数のさらなる態様によると、１つまたは複数のシステムが、本明細書に開示される内腔エッジおよびアーチファクト検出ＯＣＴ技術と一緒に利用され得る。図１６は、眼科用途のためなどの内腔エッジおよびアーチファクト検出ＯＣＴ技術を利用し得るシステム１００’’’の例を示す。光源１０１からの光は送達し、ＯＣＴイメージングエンジン１５０の内側に位置する偏向部１０８（例えば、本明細書内で論じられるビームスプリッタまたは他の偏向部）により参照アーム１０２およびサンプルアーム１０３に分かれ、ＯＣＴイメージングエンジン１５０はまた、１つまたは複数の実施形態において、ＯＣＴ干渉計１５１（偏向部１０８を収容し得るか、または含み得る）、および掃引源エンジン１５２を含み得る。参照ビームは、参照ミラー（参照ミラーまたは参照反射１０５など；図１にも示される）の距離を変化させるように動作し得る長さ調節部９０４を通過し得、参照アーム１０２内の参照反射１０５から反射される一方、サンプルビームは、サンプルアーム１０３内のサンプル、ターゲットまたは対象物１０６から反射または散乱される。１つの実施形態において、両方のビームは、偏向部１０８で結合し、干渉縞を生成する。１つまたは複数の実施形態において、結合されたビームは、１つまたは複数の検出器に送達される。干渉計１５１の出力は、１つまたは複数の検出器１０７などの１つまたは複数の検出器を用いて連続して獲得される。電気アナログ信号は、デジタル信号に変換されて、限定されるものではないが、コンピュータ１２００（図１６を参照；以下にさらに論じられる図１７にも示される）、コンピュータ１２００’（例えば、以下にさらに論じられる図１８を参照）などのコンピュータを用いてそれらを分析する。１つまたは複数の実施形態において、サンプルアーム１０３は、サンプルビームが本明細書内で論じられるようにサンプル、ターゲットまたは対象物１０６から反射または散乱されるように、ＰＩＵ１１０およびカテーテル１２０を含む。１つまたは複数の実施形態において、ＰＩＵ１１０は、カテーテル１２０（またはそれの１つまたは複数の構成要素）の引き戻し動作を制御するため、および／またはカテーテル１２０（またはそれの１つまたは複数の構成要素）の回転もしくはスピンを制御するために１つまたは複数のモータを含み得る。例えば、ＰＩＵ１１０は、引き戻しモータ（ＰＭ）およびスピンモータ（ＳＭ）を含み得るものであり、および／または、引き戻しモータＰＭおよび／もしくはスピンモータＳＭを使用して引き戻しおよび／もしくは回転特徴を実施するように動作する動作制御ユニット１１２を含み得る。本明細書内で論じられるように、ＰＩＵ１１０は、回転接合部（例えば、図１６に示されるような回転接合部ＲＪ）を含み得る。回転接合部ＲＪは、カテーテル１２０がサンプル１０６の１つまたは複数の視点または画像を得ることができるようにスピンモータＳＭに接続され得る。コンピュータ１２００（またはコンピュータ１２００’）は、引き戻しモータＰＭ、スピンモータＳＭ、および／または動作制御ユニット１１２のうちの１つまたは複数を制御するために使用され得る。ＯＣＴシステムは、ＯＣＴエンジン１５０、コンピュータ（例えば、コンピュータ１２００、コンピュータ１２００’など）、ＰＩＵ１１０、カテーテル１２０、モニタなどのうちの１つまたは複数を含み得る。ＯＣＴシステムの１つまたは複数の実施形態は、限定されるものではないが、血管撮影システム、外部ディスプレイ、１つまたは複数の病院ネットワーク、外部記憶媒体、電源、ベッドサイド制御器（例えば、ブルートゥース技術、またはワイヤレス通信のために知られている他の方法を使用してＯＣＴシステムに接続され得る）などの１つまたは複数の外部システムと相互作用し得る。

本明細書内で別途論じられない限り、同様の番号は同様の要素を示す。例えば、限定されるものではないが、システム１００、システム１００’、システム１００’’、システム１００’’’などのシステム間にはバリエーションまたは差が存在するが（例えば、使用されているＯＣＴシステムまたは方法に応じた参照反射１０５（および／または参照アーム１０２）の位置の差）、それらの１つまたは複数の特徴部、限定されるものではないが、光源１０１、偏向部１０８、またはシステムの他の構成要素（例えば、制御装置１２００、制御装置１２００’など）などは、互いに同じまたは同様であり得る。当業者は、光源１０１、少なくとも１つの検出器１０７、および／または、システム１００の１つもしくは複数の他の要素が、本明細書内で論じられるように、限定されるものではないが、システム１００’、システム１００’’、システム１００’’’などの１つまたは複数の他のシステムの同じ番号の付いた要素と同じまたは同様の様式で動作し得ることを理解するものとする。当業者は、システム１００、システム１００’、システム１００’’、システム１００’’’、および／または、そのようなシステムのうちの１つの１つもしくは複数の同じ番号の付いた要素の代替的な実施形態は、本明細書内で論じられるように他のバリエーションを有する一方で、本明細書内で論じられる他のシステム（またはその構成要素）のいずれかの同じ番号の付いた要素と同じまたは同様の様式で動作し得ることを理解するものとする。実際、システム１００、システム１００’、システム１００’’、およびシステム１００’’’間にはある特定の差が存在するが、本明細書内で論じられるように、本明細書内で論じられるシステム間には類似性が存在する。同様に、制御装置またはコンピュータ１２００は、１つまたは複数のシステム（例えば、システム１００、システム１００’、システム１００’’、システム１００’’’など）内で使用され得るが、制御装置またはコンピュータ１２００’などの１つまたは複数の他の制御装置またはコンピュータが、追加的または代替的に使用され得る。

デジタルならびにアナログ式で、電力を計算する、および／または内腔エッジおよびアーチファクトを検出するやり方は多く存在する。少なくとも１つの実施形態において、制御装置またはコンピュータ１２００、１２００’などのコンピュータは、本明細書内で説明されるＯＣＴデバイス、システム、方法、および／または記憶媒体の制御および監視に専念し得る。

イメージングのために使用される電気信号は、以下にさらに論じられるように、限定されるものではないが、ケーブルまたはワイヤ１１３（図１７を参照）などのケーブルまたはワイヤを介して、限定されるものではないが、コンピュータ１２００（例えば、図１、図１４〜図１６および図１７を参照）、コンピュータ１２００’（例えば、図１８を参照）などの１つまたは複数のプロセッサに送信され得る。

コンピュータシステム１２００（例えば、図１および図１４〜図１６に示されるような制御装置またはコンピュータ１２００を参照）の様々な構成要素が、図１７に提供される。コンピュータシステム１２００は、中央処理ユニット（「ＣＰＵ」）１２０１、ＲＯＭ１２０２、ＲＡＭ１２０３、通信インターフェース１２０５、ハードディスク（および／または他の記憶デバイス）１２０４、スクリーン（またはモニタインターフェース）１２０９、キーボード（または入力インターフェース；キーボードに加えてマウスまたは他の入力デバイスを含み得る）１２１０、および上述の構成要素のうちの１つまたは複数の間のＢＵＳまたは他の接続線（例えば、接続線１２１３）を含み得る（例えば、図１７に示されるように）。加えて、コンピュータシステム１２００は、上述の構成要素のうちの１つまたは複数を備え得る。例えば、コンピュータシステム１２００は、ＣＰＵ１２０１、ＲＡＭ１２０３、入力／出力（Ｉ／Ｏ）インターフェース（通信インターフェース１２０５など）、およびバス（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つまたは複数の線１２１３を含み得る；１つまたは複数の実施形態において、コンピュータシステム１２００および少なくともそのＣＰＵ１２０１は、１つまたは複数の線１２１３を介して、限定されるものではないが、本明細書内で論じられる、同じシステム１００、システム１００’、システム１００’’、および／またはシステム１００’’’などを使用するＦＯＲＪまたはデバイスまたはシステムの１つまたは複数の上述の構成要素と通信し得る）を含み得るものであり、また、１つまたは複数の他のコンピュータシステム１２００は、他の上述の構成要素の１つまたは複数の組み合わせを含み得る。ＣＰＵ１２０１は、記憶媒体内に格納されるコンピュータ実行可能命令を読み込んで実施するように構成される。コンピュータ実行可能命令は、本明細書内で説明される方法および／または計算の実施のためのものを含み得る。コンピュータシステム１２００は、ＣＰＵ１２０１に加えて、１つまたは複数の追加のプロセッサを含み得るものであり、ＣＰＵ１２０１を含めたそのようなプロセッサは、プロセッサと共に使用するための、または本明細書内で論じられる任意の内腔検出および／もしくはアーチファクト検出技術と共に使用するための、デバイス、システム、または記憶媒体を制御および／または製造するために使用され得る。システム１２００は、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）接続される１つまたは複数のプロセッサをさらに含み得る。システム１２００によって使用されるＣＰＵ１２０１および任意の追加のプロセッサは、同じテレコムネットワーク内、または異なるテレコムネットワーク内に位置し得る（例えば、技術を実施、製造、制御、および／または使用することは、遠隔で制御され得る）。

Ｉ／Ｏまたは通信インターフェース１２０５は、入力および出力デバイスへの通信インターフェースを提供し、入力および出力デバイスは、光源１０１、ＲＪ、ＰＭ、ＳＭ、ユニット１５０、ユニット１１２、マイク、通信ケーブル、およびネットワーク（有線またはワイヤレスのいずれか）、キーボード１２１０、マウス（例えば、図１８に示されるマウス１２１１を参照）、タッチスクリーンまたはスクリーン１２０９、ライトペン等を含み得る。モニタインターフェースまたはスクリーン１２０９は、それらへの通信インターフェースを提供する。

方法と共に使用するためのデバイス、システム、または記憶媒体を使用および／もしくは製造するための方法などの、本開示の任意の方法および／またはデータ、および／または、本明細書内で論じられるように、ＯＣＴ画像内などで内腔エッジおよび／もしくはアーチファクトを検出するための方法は、コンピュータ可読記憶媒体上に格納され得る。一般的に使用されるコンピュータ可読および／または書き込み可能記憶媒体、限定されるものではないが、ハードディスク（例えば、ハードディスク１２０４、磁気ディスクなど）、フラッシュメモリ、ＣＤ、光学ディスク（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」）、ブルーレイ（商標）ディスクなど）、磁気光学ディスク、ランダムアクセスメモリ（「ＲＡＭ」）（ＲＡＭ１２０３など）、ＤＲＡＭ、リードオンリメモリ（「ＲＯＭ」）、分散計算システムのストレージ、メモリカード、または同種のもの（例えば、限定されるものではないが、不揮発性メモリカード、ソリッドステートドライブ（ＳＳＤ）（図１８のＳＳＤ１２０７を参照）、ＳＲＡＭなどの、他の半導体メモリ）、それらの任意選択的な組み合わせ、サーバ／データベースなどのうちの１つまたは複数などは、上述のコンピュータシステム１２００のプロセッサまたはＣＰＵ１２０１などのプロセッサに本明細書に開示される方法のステップを実施させるために使用され得る。コンピュータ可読記憶媒体は、非一時的なコンピュータ可読媒体であってもよく、および／また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、すべてのコンピュータ可読媒体を備え得る。コンピュータ可読記憶媒体は、限定されるものではないが、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など、所定の時間期間、限られた時間期間、もしくは短い時間期間の間、および／または電力の存在下でのみ、情報を格納する媒体を含み得る。本開示の実施形態はまた、上に説明される実施形態のうちの１つもしくは複数の機能を実施するために記憶媒体（より完全には「非一時的なコンピュータ可読記憶媒体」とも称され得る）上に記録されるコンピュータ実行可能命令（例えば、１つまたは複数のプログラム）を読み出して実行する、および／または、上に説明される実施形態のうちの１つもしくは複数の機能を実施するための１つまたは複数の回路（例えば、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ））を含む、システムもしくは装置のコンピュータによって、また、システムもしくは装置のコンピュータによって実施される方法によって、例えば、上述の実施形態のうちの１つもしくは複数の機能を実施するために、記憶媒体からのコンピュータ実行可能命令を読み出して実行すること、および／または上述の実施形態のうちの１つもしくは複数の機能を実施するように１つもしくは複数の回路を制御することによって、実現され得る。

本開示の少なくとも１つの態様によると、上に説明されるような、限定されるものではないが、前述のコンピュータ１２００のプロセッサ、コンピュータ１２００’のプロセッサなどのプロセッサに関連する方法、デバイス、システム、およびコンピュータ可読記憶媒体は、図に例証されるものなどの好適なハードウェアを利用して達成され得る。本開示の１つまたは複数の態様の機能性は、図１７に例証されるものなどの好適なハードウェアを利用して達成され得る。そのようなハードウェアは、標準デジタル回路、ソフトウェアおよび／また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である既知のプロセッサのいずれか、プログラマブルリードオンリメモリ（ＰＲＯＭ）、プログラマブルアレイ論理デバイス（ＰＡＬ）などの１つまたは複数のプログラマブルデジタルデバイスまたはシステムなど、既知の技術のいずれかを利用して実装され得る。ＣＰＵ１２０１（図１７または図１８に示されるような）はまた、１つもしくは複数のマイクロプロセッサ、ナノプロセッサ、１つもしくは複数のグラフィック処理ユニット（「ＧＰＵ」；ビジュアル処理ユニット（「ＶＰＵ」）とも呼ばれる）、１つもしくは複数のフィールドプログラマブルゲートアレイ（「ＦＰＧＡ」）、または他の種類の処理構成要素（例えば、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ））を含み得る、および／またはそれらで構成され得る。またさらに、本開示の様々な態様は、輸送性および／または分散のために好適な記憶媒体（例えば、コンピュータ可読記憶媒体、ハードドライブなど）またはメディア（フロッピディスク、メモリチップなど）に格納され得るソフトウェアおよび／またはファームウェアプログラムを用いて実施され得る。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または別個のプロセッサのネットワークを含み得る。コンピュータ実行可能命令は、例えば、ネットワークまたは記憶媒体から、コンピュータに提供され得る。

上述のように、コンピュータまたは制御装置１２００’の代替的な実施形態のハードウェア構造は、図１８に示される。コンピュータ１２００’は、中央処理ユニット（ＣＰＵ）１２０１、グラフィック処理ユニット（ＧＰＵ）１２１５、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）１２０３、ネットワークインターフェースデバイス１２１２、汎用シリアルバス（ＵＳＢ）などの操作インターフェース１２１４、およびハードディスクドライブまたはソリッドステートドライブ（ＳＳＤ）１２０７などのメモリを含む。好ましくは、コンピュータまたは制御装置１２００’は、ディスプレイ１２０９を含む。コンピュータ１２００’は、操作インターフェース１２１４またはネットワークインターフェース１２１２を介して、回転接合部（例えば、図１６のＲＪなど）、モータＰＭ、モータＳＭ、および／またはシステム（例えば、システム１００、システム１００’、システム１００’’、システム１００’’’など）の１つもしくは複数の他の構成要素と接続し得る。コンピュータ１２００、１２００’などのコンピュータは、１つまたは複数の実施形態において、ＲＪ、ＰＭ、および／またはＳＭを含み得る。操作インターフェース１２１４は、マウスデバイス１２１１、キーボード１２１０、またはタッチパネルデバイスなどの操作ユニットと接続される。コンピュータ１２００’は、各構成要素を２つ以上含み得る。代替的に、ＣＰＵ１２０１またはＧＰＵ１２１５は、コンピュータ１２００、コンピュータ１２００’などのコンピュータのデザインに応じて、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）、または他の処理ユニットによって置き換えられてもよい。

コンピュータプログラムは、ＳＳＤ１２０７に格納され、ＣＰＵ１２０１が、プログラムをＲＡＭ１２０３上へロードし、本明細書に説明される１つまたは複数のプロセス、ならびに基本的な入力、出力、計算、メモリ書き込み、およびメモリ読み出しプロセスを実施するためにプログラム内の命令を実行する。

コンピュータ１２００、１２００’などのコンピュータは、イメージングを実施するために、ＰＩＵ１１０、回転接合部（例えば、ＲＪなど）、モータＰＭ、モータＳＭ、カテーテル１２０、および／またはシステム１００、１００’、１００’’、１００’’’などのシステムの１つもしくは複数の他の構成要素と通信し、獲得した強度データから画像を再構築する。モニタまたはディスプレイ１２０９は、再構築された画像を表示し、イメージング条件についてまたはイメージングされるべき対象物についての他の情報を表示し得る。モニタ１２０９はまた、例えば、限定されるものではないが、内腔エッジおよび／またはアーチファクトの検出など、ＯＣＴまたは他のイメージング技術を実施するときに、ユーザがシステム（例えば、システム１００、システム１００’、システム１００’’、システム１００’’’など）を動作させるためのグラフィックユーザインターフェースを提供する。動作信号は、操作ユニット（例えば、限定されるものではないが、マウスデバイス１２１１、キーボード１２１０、タッチパネルデバイスなど）からコンピュータ１２００’内の操作インターフェース１２１４内へ入力され、動作信号に対応して、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’’、システム１００’’’など）に、イメージング条件を設定もしくは変更するように、ならびにイメージングを開始もしくは終了するように、および／または内腔検出および／もしくはアーチファクト検出を開始もしくは終了するように命令する。上述のようなＯＣＴシステムのレーザ源１０１は、コンピュータ１２００、１２００’と通信して状況情報および制御信号を送信および受信するためにインターフェースを有し得る。

同様に、本開示、および／またはデバイス、システム、および記憶媒体の１つもしくは複数の構成要素、および／もしくはその方法は、また、光干渉断層撮影プローブと併せて使用され得る。そのようなプローブは、限定されるものではないが、Ｔｅａｒｎｅｙらに対する米国特許第７，８７２，７５９号、同第８，２８９，５２２号、および同第８，９２８，８８９号に開示されるＯＣＴイメージングシステム、ならびに、Ｔｅａｒｎｅｙらに対する米国特許第７，８８９，３４８号に開示されるものなどのフォトルミネッセンスイメージングを促進する配置および方法、ならびに米国特許第９，３３２，９４２号、ならびに米国特許公開第２０１０／００９２３８９号、同第２０１２／０１０１３７４号、同第２０１６／０２２８０９７号、同第２０１８／００４５５０１号、および同第２０１８／０００３４８１号に開示されるマルチモダリティイメージングを対象とする開示を含み、これら特許、特許公開、特許出願の各々は、参照によりそれらの全体が本明細書に組み込まれる。

本明細書内の開示は、特定の実施形態に関して説明されているが、これらの実施形態は、本開示の原理および適用を例証するに過ぎない（および、それらに限定されない）ということを理解されたい。したがって、多数の修正が例証的な実施形態になされ得るものであり、他の配置が本開示の趣旨および範囲から逸脱することなく考案され得ることを理解されたい。以下の特許請求項の範囲は、すべてのそのような修正ならびに等価の構造および機能を包含するように広範な解釈が与えられるものとする。

Claims (21)

1. １つまたは複数の画像内の１つまたは複数の内腔エッジおよび１つまたは複数のアーチファクトを検出するための光干渉断層撮影システムであって、
   光を発生させるように動作する光源と、
   （ｉ）前記光源から前記光を受信し、対象物またはサンプルに照射されるべき第１の光と第２の参照光とに分割し、（ｉｉ）干渉光学系の参照ミラーからの反射のために前記第２の参照光を送信し、（ｉｉｉ）前記対象物またはサンプルに照射された前記第１の光の反射光または散乱光と前記反射された第２の参照光とを結合または再結合させ、かつ互いと干渉させることによって、干渉光を生成するように動作し、前記干渉光が１つまたは複数の干渉縞を生成する、干渉光学系と、
   前記１つまたは複数の内腔エッジおよび／または前記１つまたは複数のアーチファクトが前記画像内で検出され、前記１つまたは複数のアーチファクトが前記１つまたは複数の画像から除去されるように、前記干渉光および／または前記１つまたは複数の干渉縞を連続的に獲得するように動作する１つまたは複数の検出器と、
   ターゲットまたは対象物の少なくとも１つの画像を平滑化するために二次元（２Ｄ）画像データをフィルタリングし、前記少なくとも１つの画像の垂直勾配および水平勾配を計算し、Ａ−ラインデータおよび各方向における勾配を平滑化するために一次元（１Ｄ）フィルタリングを実施し、各Ａ−ラインの著しいパルスを決定または検出し、前記著しいパルスから各Ａ−ライン内の内腔エッジ点を検出し、前記少なくとも１つの画像から１つまたは複数の完全な内腔エッジを形成するように動作する、１つまたは複数のプロセッサと
   を備える、光干渉断層撮影システム。
2. 少なくとも１つまたは複数のプロセッサを含む画像処理装置またはシステムを用いて、少なくとも１つの画像内の１つまたは複数の内腔エッジおよび１つまたは複数のアーチファクトを検出するための方法であって、
   前記少なくとも１つまたは複数のプロセッサが、ターゲットまたは対象物の少なくとも１つの画像を平滑化するために二次元（２Ｄ）画像データをフィルタリングすることと、
   前記少なくとも１つまたは複数のプロセッサが、前記少なくとも１つの画像の垂直勾配および水平勾配を計算することと、
   前記少なくとも１つまたは複数のプロセッサが、Ａ−ラインデータおよび各方向における勾配を平滑化するために一次元（１Ｄ）フィルタリングを実施することと、
   前記少なくとも１つまたは複数のプロセッサが、各Ａ−ラインの著しいパルスを決定または検出し、前記著しいパルスから各Ａ−ライン内の内腔エッジ点を検出することと、
   前記少なくとも１つまたは複数のプロセッサが、前記少なくとも１つの画像から１つまたは複数の完全な内腔エッジを形成することと
   を含む、方法。
3. 少なくとも１つの基準に従う前記内腔エッジからのエッジポイントを除去すること、
   所定の立ち下がりおよび立ち上がり勾配比（ＦＲＧＲ）ならびに所定のサイズのパルスに対応する前記内腔エッジからのエッジポイントを除去すること、
   マルチピークパルスに対応する前記内腔エッジからのエッジポイントを除去すること、
   マルチパルスＡ−ラインに対応する前記内腔エッジからのエッジポイントを除去すること、
   前記除去されたエッジポイントの位置を空隙として印付けすること、および、
   前記１つまたは複数のアーチファクトが前記少なくとも１つの画像から除去されるように、前記内腔エッジ内の任意の空隙を埋め、前記エッジポイントを接続して前記１つまたは複数の完全な内腔エッジを形成すること
   のうちの１つまたは複数をさらに含む、請求項２に記載の方法。
4. 前記埋めるステップが、線形補間、補間、およびフィルタリングのうちの１つまたは複数を使用して前記内腔エッジ内の前記空隙を埋めることをさらに含む、
   前記所定の立ち下がりおよび立ち上がり勾配比（ＦＲＧＲ）が、ＦＲＧＲしきい値よりも大きい所定のＦＲＧＲからなる、
   前記所定のサイズのパルスが、パルスしきい値よりも小さい、
   前記少なくとも１つの基準が、幅基準、および前記パルス下のエリアの基準のうちの１つまたは複数を含む、
   前記著しいパルスが、前記少なくとも１つの基準を適用することによって決定または検出される、
   前記少なくとも１つの基準が、前記少なくとも１つの基準の異なる基準と比較して同じまたは同様の結果をもたらすように、前記少なくとも１つの基準が、前記著しいパルスを決定するために使用される、
   マルチピークパルスが、ピークの立ち下がりエッジが前記しきい値を下回る前に再び立ち上がる場合に特定される
   のうちの１つまたは複数である、請求項３に記載の方法。
5. 前記マルチパルスＡ−ラインに対応する前記内腔エッジからの前記エッジポイントの除去が、１つまたは複数のゴースト信号を特定して除去することを含む、
   前記１つまたは複数のゴースト信号が、前記１つまたは複数のゴースト信号を特定するために使用される前記Ａ−ライン内の追加パルス信号として現れる、
   前記ゴースト信号が、前記１つまたは複数のアーチファクトの１つまたは複数の反射、前記ターゲットまたは対象物からの信号以外の任意の信号、および輝度信号のうちの１つまたは複数から生じる、および、
   ゴースト信号が複数のピークを引き起こす場合に、前記の複数ピークが前記ゴースト信号を除去するために除去される
   のうちの１つまたは複数である、請求項３に記載の方法。
6. 前記内腔エッジをさらに平滑化するために埋められた前記内腔エッジをフィルタリングすることをさらに含み、前記埋められた内腔エッジのフィルタリングが、ローパスフィルタリング、ガウシアンフィルタリング、平均化フィルタリング、およびメディアンフィルタリングのうちの１つまたは複数を含む、請求項２に記載の方法。
7. 前記内腔エッジを極座標からデカルト座標へ変換することをさらに含む、請求項２に記載の方法。
8. イメージングデータが、光干渉断層撮影（ＯＣＴ）、血管内超音波（ＩＶＵＳ）、または他の内腔プロファイル２Ｄ極の画像データからのものである、請求項２に記載の方法。
9. 各Ａ−ラインの一次元データおよび各Ａ−ラインのそれぞれの勾配が、正確な内腔エッジの画素位置を特定および決定するために使用される、請求項２に記載の方法。
10. 前記２Ｄ画像データのフィルタリングが、ローパスフィルタリング、平均化フィルタリング、メディアンフィルタリング、ガウシアンフィルタリング、および２Ｄローパスガウシアンフィルタリングのうちの１つまたは複数を含む、
    前記１Ｄフィルタリングが、前記Ａ−ライン、および前記Ａ−ラインに沿ったそれぞれの勾配を平滑化するように動作する、および、
    前記２Ｄ画像データのフィルタリングが、前記少なくとも１つの画像内のノイズ全体を低減および／または除去するために、Ａ−ライン間ノイズ、ならびにＡ−ライン内ノイズの一部を平滑化するように動作する
    のうちの１つまたは複数である、請求項２に記載の方法。
11. 前記画像の垂直勾配および水平勾配の計算が、
    垂直畳み込み演算演算子を前記平滑化された少なくとも１つの画像に適用することによって前記画像の前記垂直勾配を計算することと、
    水平畳み込み演算演算子を前記平滑化された少なくとも１つの画像に適用することによって前記画像の前記水平勾配を計算することと、をさらに含む、請求項２に記載の方法。
12. （ｉ）前記垂直畳み込み演算演算子が、垂直ソーベル演算子および垂直プルウィット演算子のうちの１つまたは複数であり、前記水平畳み込み演算演算子が、水平ソーベル演算子および水平プルウィット演算子のうちの１つまたは複数である、
    （ｉｉ）前記垂直および水平ソーベル演算子が、以下のように適用され、
    

    

    （ｉｉｉ）低次ソーベル演算子が、以下のように適用され、
    

    

    （ｉｖ）プルウィット演算子が、以下のように適用され、
    

    

    および、
    （ｖ）水平方向がＡ−ラインと交差し、垂直方向がＡ−ラインに沿う
    のうちの１つまたは複数である、請求項１１に記載の方法。
13. ２Ｄエッジ検出が１Ｄパルス検出に変換されるように、各Ａ−ライン内のエッジ画素を検出するために、それぞれのパルスの立ち上がりエッジを特定することによって各Ａ−ラインの前記エッジ画素の位置を特定すること、
    信号オフセットを除去するため、ならびにより信頼性の高いパルス検出のために前記Ａ−ライン信号をさらに平滑化するために、ローパスおよびハイパスの１Ｄフィルタリングを前記Ａ−ライン信号に適用すること、
    さらに平滑化するために、１Ｄフィルタを各Ａ−ライン信号の各々対応するまたはそれぞれの勾配に適用すること、
    前記パルスの位置がシフトされないように、任意のフィルタリングによってもたらされる位相遅延を回避すること、および、
    背景を除去するために１Ｄハイパスフィルタリングを適用することによって、およびノイズを低減するためにローパスフィルタリングを適用することによって、各Ａ−ラインを独立して処理すること
    のうちの１つまたは複数をさらに含む、請求項２に記載の方法。
14. 各Ａ−ラインについて前記著しいパルスを前記内腔エッジとして決定もしくは検出すること、または各Ａ−ライン内の前記内腔エッジ点を前記著しいパルスから検出することが、
    適応しきい値を使用すること、
    平滑化されたＡ−ラインの平均値および最大値に基づいて、決定されるしきい値を以下のように計算すること：しきい値＝（ｍｅａｎ＋ｐｅａｋ）／２、式中、ｍｅａｎは、前記平滑化されたＡ−ラインの平均であり、ｐｅａｋは、前記平滑化されたＡ−ラインの最大値である、
    最大および最小のピーク値に基づいて、前記決定されるしきい値を以下のように計算すること：しきい値＝（ｍｉｎ＋ｐｅａｋ）／２、および、
    前記最大のピーク値に基づいて、前記決定されるしきい値を以下のように計算すること：しきい値＝（ｐｅａｋ）×２／３
    のうちの１つまたは複数をさらに含み、
    前記適応しきい値または前記決定されるしきい値は、（ｉ）特定のＡ−ライン内の前記内腔エッジに対応する前記著しいパルス、および、（ｉｉ）マルチピークパルスのうちの１つまたは複数を検出するために使用される、請求項２に記載の方法。
15. 前記適応しきい値または前記決定されるしきい値を上回る任意のパルスが、エッジパルス候補であり、
    前記エッジパルス候補のすべてのうちの最も大きいパルスが、前記最大のピークまたは前記著しいパルスを規定し、
    前記最大のピークの近くにある前記Ａ−ラインに沿った１Ｄ勾配信号の最も高いピークの位置が、前記平滑化されたＡ−ライン内の前記内腔エッジ点の正確な位置を特定または検出するために使用される、請求項１４に記載の方法。
16. 前記少なくとも１つの画像内の少なくとも前記ターゲットについて前記内腔エッジを最大のピーク位置対Ａ−ラインインデックスの関数として形成するために、すべての前記Ａ−ラインからの前記特定または検出された内腔エッジ点のすべてをくっ付けること、
    前記少なくとも１つの画像内の前記１つまたは複数のアーチファクトの任意のアーチファクトについてのエッジポイントおよび関連する境界領域を、前記検出または特定された内腔エッジ点から除去すること、および、
    所定の立ち下がりおよび立ち上がり勾配比（ＦＲＧＲ）、所定のサイズのパルス、所定のパルス幅、ならびに前記１Ｄ信号パルス下の所定のエリアのうちの１つまたは複数に対応する内腔エッジからのエッジポイントを除去することであって、前記所定のＦＲＧＲ、前記所定のサイズのパルス、前記所定のパルス幅、ならびに前記１Ｄ信号パルス下の前記所定のエリアが、所定のアーチファクトまたはアーチファクトに対応すること、
    のうちの１つまたは複数をさらに含む、請求項１５に記載の方法。
17. 単純なしきい値化を使用してアーチファクト領域位置を特定することをさらに含み、前記しきい値が、
    （ｉ） パルスサイズしきい値＝ｍｅａｎ−ｓｉｇｍａ×ｋ１
    または、
    ＦＲＧＲしきい値＝ｍｅａｎ＋ｓｉｇｍａ×ｋ２、
    式中、ｍｅａｎおよびｓｉｇｍａは、前記対応する信号の平均および標準偏差であり、ｋ１、ｋ２は、１〜２の間で選択される経験的パラメータである、
    （ｉｉ） パルスサイズしきい値＝ｍｅａｎ＋（ｐｅａｋ−ｍｅａｎ）／３
    または、
    ＦＲＧＲしきい値＝ｍｅａｎ＋（ｐｅａｋ−ｍｅａｎ）／３、
    式中、ｐｅａｋは、Ａ−ラインサンプル内の最大値である、または、
    （ｉｉｉ）パルスサイズしきい値＝ｐｅａｋ−（ｐｅａｋ−ｍｅａｎ）／２
    または、
    ＦＲＧＲしきい値＝ｐｅａｋ−（ｐｅａｋ−ｍｅａｎ）／２
    として設定される、請求項１６に記載の方法。
18. 前記少なくとも１つの画像内の前記ターゲットまたは対象物の軟組織と前記少なくとも１つの画像内の前記１つまたは複数のアーチファクトとの間の境界領域に対応する前記内腔エッジデータを特定し除去するために、前記水平勾配または水平方向に沿った勾配変動を使用すること、
    １つまたは複数の影を特定することであって、前記１つまたは複数の影の各々の一方のそれぞれの側面における立ち上がりピークと他方のそれぞれの側面における立ち下がりエッジとの間で、特定すること、
    前記１つまたは複数のアーチファクトの領域を除去するために、前記立ち上がりピークおよび前記立ち下がりエッジを使用すること、および、
    前記１つまたは複数のアーチファクトの中心位置を特定するために、少なくとも１つのしきい値を使用すること
    のうちの１つまたは複数をさらに含む、請求項２に記載の方法。
19. 各１つの１ＤデータまたはＡ−ラインが、パルス検出のための独自の検出しきい値を有し、それぞれのしきい値が、前記１つまたは複数の画像内の異なるＡ−ラインの間で変化する、請求項２に記載の方法。
20. 前記ターゲットまたは対象物が、イメージングされる患者の組織、軟組織、血管、生体管状構造、動脈、腸、静脈、器官、および生体構造のうちの１つまたは複数である、および、
    前記１つまたは複数のアーチファクトが、ステント、ステントストラット、ガイドワイヤ、および前記少なくとも１つの画像のイメージング手順に使用される任意のツールまたは構成要素のうちの１つまたは複数を含む
    のうちの１つまたは複数である、請求項２に記載の方法。
21. 少なくとも１つの画像内の１つまたは複数の内腔エッジおよび１つまたは複数のアーチファクトを検出するための方法を１つまたは複数のプロセッサに実行させるように動作する少なくとも１つのプログラムを格納するコンピュータ可読記憶媒体であって、
    前記方法が、
    ターゲットまたは対象物の少なくとも１つの画像を平滑化するために二次元（２Ｄ）画像データをフィルタリングすることと、
    前記少なくとも１つの画像の垂直勾配および水平勾配を計算することと、
    Ａ−ラインデータおよび各方向における勾配を平滑化するために一次元（１Ｄ）フィルタリングを実施することと、
    各Ａ−ラインの著しいパルスを内腔エッジとして決定または検出すること、または前記著しいパルスから各Ａ−ライン内の内腔エッジ点を検出することと、
    前記少なくとも１つの画像から１つまたは複数の完全な内腔エッジを形成することと
    を含む、コンピュータ可読記憶媒体。

Images