JP2003531516A - 医学的ドキュメント化のための生体***生検位置の視覚化強化 - Google Patents
医学的ドキュメント化のための生体***生検位置の視覚化強化Info
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Abstract
(57)【要約】
画像処理システム及び方法が、生検前及び生検後の画像を処理することによって、生検試料がそこから採取された生体内の位置を視覚的にドキュメント化し表示する。生検前画像と生検後画像との間の差異を視覚的に強調する合成画像が作成される。好ましくは、三次元デジタル化画像であって様々な射影において表示可能なものが、保管目的でコンピュータ可読な媒体に記憶される。画像プロセッサ（２４）が、好ましくは、光相関器（３０）を用いて、生検前及び生検後の画像を正確に登録する。次に、これらの画像がボクセルごとに比較され、生検前画像と生検後画像との差を検出する。合成画像が総合的な色、総合的なアイコン又はそれ以外の視覚的なヒントを用いて表示され、可能性のある生体生検位置を強調する。
Description
【０００１】
本発明は、広くは、超音波及びＸ線撮影による医療用画像化に関し、更に詳し
くは、三次元的な超音波マンモグラフィ（Ｘ線***撮影）及び胸部組織生検技術
に関する。
くは、三次元的な超音波マンモグラフィ（Ｘ線***撮影）及び胸部組織生検技術
に関する。
【０００２】
現在では、胸部疾患を管理する標準的なケアには、疑わしい病変を確実に診断
するための胸部生検が含まれる。最近は、定位的に誘導される（stereotactical
ly guided）胸部生検技術が導入されており、この技術によると、生検器具のよ
り正確な誘導が可能となることで、組織のサンプリングの精度を向上させること
ができる。組織サンプリングを正確に記録し疑われている病変やそれ以外の病理
学的な構造との関係におけるそれぞれの組織試料の位置をドキュメント化する恒
久的で保管可能な画像を提供することが、科学的、医学的及び法的に望まれてい
る。この課題が特に困難であるのは、組織や病変は三次元構造であるのに対し、
誘導に用いられるほとんどの画像は二次元的であるからである。
するための胸部生検が含まれる。最近は、定位的に誘導される（stereotactical
ly guided）胸部生検技術が導入されており、この技術によると、生検器具のよ
り正確な誘導が可能となることで、組織のサンプリングの精度を向上させること
ができる。組織サンプリングを正確に記録し疑われている病変やそれ以外の病理
学的な構造との関係におけるそれぞれの組織試料の位置をドキュメント化する恒
久的で保管可能な画像を提供することが、科学的、医学的及び法的に望まれてい
る。この課題が特に困難であるのは、組織や病変は三次元構造であるのに対し、
誘導に用いられるほとんどの画像は二次元的であるからである。
【０００３】
定位生検をドキュメント化する伝統的な方法は、針が病変の中に既に挿入され
ているが組織サンプルが実際に採取されていない時点で、定位画像を撮影すると
いう方法である。微細石灰化（microcalcification）が存在する場合には、標準
的なケアでは、組織サンプルのＸ線画像が撮影されなければならず、それらのサ
ンプルの中に存在する微細石灰化の数は元のスクリーニング***Ｘ線写真におい
てカウントされた数と等しくなければならないことが特定される。フリーハンド
の生検では、通常、針と病変との位置を示す単一のＸ線画像が含まれる。事後及
び事前には、画像は提供されないのが一般的である。
ているが組織サンプルが実際に採取されていない時点で、定位画像を撮影すると
いう方法である。微細石灰化（microcalcification）が存在する場合には、標準
的なケアでは、組織サンプルのＸ線画像が撮影されなければならず、それらのサ
ンプルの中に存在する微細石灰化の数は元のスクリーニング***Ｘ線写真におい
てカウントされた数と等しくなければならないことが特定される。フリーハンド
の生検では、通常、針と病変との位置を示す単一のＸ線画像が含まれる。事後及
び事前には、画像は提供されないのが一般的である。
【０００４】
生検をドキュメント化するＸ線画像の解釈は複雑であるが、というのは、部分
的には、サンプリングされた病変が三次元的なものであるのに対して、他方では
、画像は二次元的な１又は複数の平面への射影であるからである。更に、***は
、画像化と生検との間でいくぶん動いたり、いくぶん変形したりする場合がある
。別の短所として、組織を複数回Ｘ線撮影する必要があるという点があり、それ
によって、患者は、イオン化作用のある放射に露出される。このような方法は、
また、それ自体で不便である。というのは、***Ｘ線写真が直ちに入手可能であ
るとは限らないからである。患者は、検証を与える***Ｘ線写真が作成されるま
で待たなければならないし、生検後の***Ｘ線写真が意図した目標を逃したこと
を示している場合には、追加的な針の挿入が必要となる。
的には、サンプリングされた病変が三次元的なものであるのに対して、他方では
、画像は二次元的な１又は複数の平面への射影であるからである。更に、***は
、画像化と生検との間でいくぶん動いたり、いくぶん変形したりする場合がある
。別の短所として、組織を複数回Ｘ線撮影する必要があるという点があり、それ
によって、患者は、イオン化作用のある放射に露出される。このような方法は、
また、それ自体で不便である。というのは、***Ｘ線写真が直ちに入手可能であ
るとは限らないからである。患者は、検証を与える***Ｘ線写真が作成されるま
で待たなければならないし、生検後の***Ｘ線写真が意図した目標を逃したこと
を示している場合には、追加的な針の挿入が必要となる。
【０００５】
いくつかの生検誘導方法では、挿入の間に生検器具を誘導する画像化媒体とし
て超音波が用いられる。例えば、Shmulewitzへの米国特許第５，８３３，６２７
号（１９９８年）には、病変部分の中に挿入する際に生検針又は生検装置のカニ
ューレを誘導する方法及び装置が記載されている。この装置では、超音波検査法
をリアルタイムで用いて、生検装置を超音波画像と整合するのに役立てる。同様
に、Crosby他への米国特許第５，８２０，５５２号（１９９８年）には、典型的
には超音波検査法などのリアルタイムの画像化を用いることによって胸部生検器
具の軌跡を誘導して器具の位置決めの精度と容易性とを向上させることができる
ような装置及び方法が記載されている。
て超音波が用いられる。例えば、Shmulewitzへの米国特許第５，８３３，６２７
号（１９９８年）には、病変部分の中に挿入する際に生検針又は生検装置のカニ
ューレを誘導する方法及び装置が記載されている。この装置では、超音波検査法
をリアルタイムで用いて、生検装置を超音波画像と整合するのに役立てる。同様
に、Crosby他への米国特許第５，８２０，５５２号（１９９８年）には、典型的
には超音波検査法などのリアルタイムの画像化を用いることによって胸部生検器
具の軌跡を誘導して器具の位置決めの精度と容易性とを向上させることができる
ような装置及び方法が記載されている。
【０００６】
しかし、超音波検査法は、ある種の組織を画像化する能力において制限があり
、それによって、上述の方法は制限を受ける。超音波画像化の解像度はＸ線と比
較して低いために、Ｘ線の場合であればより可視的である胸部組織における硬質
の微細石灰化などの微細な特徴を識別することが困難又は不可能である。小さな
石灰化の画像化は特に重要であるが、その理由は、そのような石灰化が乳ガンの
検出において決定的な役割を演じるからである。石灰化は、しばしば、乳ガンの
唯一の検出可能な初期の徴候である。微細石灰化は、通常、サイズ、形状及び分
布を含む複数のファクタに基づいて、良性、おそらく良性、悪性を暗示のいずれ
かに分類される。良性の石灰化には悪性を連想させる石灰化と区別できないもの
もあるが、多くは、パターンと分布とによって、そのような区別が可能である。
多くの場合、これらの石灰化は、生検を行うことが好ましい程度に疑わしい部位
を示す徴候である。
、それによって、上述の方法は制限を受ける。超音波画像化の解像度はＸ線と比
較して低いために、Ｘ線の場合であればより可視的である胸部組織における硬質
の微細石灰化などの微細な特徴を識別することが困難又は不可能である。小さな
石灰化の画像化は特に重要であるが、その理由は、そのような石灰化が乳ガンの
検出において決定的な役割を演じるからである。石灰化は、しばしば、乳ガンの
唯一の検出可能な初期の徴候である。微細石灰化は、通常、サイズ、形状及び分
布を含む複数のファクタに基づいて、良性、おそらく良性、悪性を暗示のいずれ
かに分類される。良性の石灰化には悪性を連想させる石灰化と区別できないもの
もあるが、多くは、パターンと分布とによって、そのような区別が可能である。
多くの場合、これらの石灰化は、生検を行うことが好ましい程度に疑わしい部位
を示す徴候である。
【０００７】
Ｘ線***撮影は、微細石灰化を画像化する能力の点で優れており、生検を誘導
するのに用いられてきた。例えば、Ｘ線誘導技術が、Levene and Hadaromへの米
国特許第５，２０９，２３２号（１９９３）に記載されている。この米国特許に
は、複数の角度から撮影されるデジタルＸ線透視画像を用いて生検針をその目標
まで誘導するシステムが開示されている。しかし、この方法には、少なくとも１
つの明らかな短所が存在する。すなわち、この方法に適したデジタルＸ線透視装
置は、非常に高価で大型であるということである。更に、透視画像は、非診断的
である（生検を導くことは可能であるが、スクリーニング又は微細石灰化を見る
のに十分な解像度は有していない）。
するのに用いられてきた。例えば、Ｘ線誘導技術が、Levene and Hadaromへの米
国特許第５，２０９，２３２号（１９９３）に記載されている。この米国特許に
は、複数の角度から撮影されるデジタルＸ線透視画像を用いて生検針をその目標
まで誘導するシステムが開示されている。しかし、この方法には、少なくとも１
つの明らかな短所が存在する。すなわち、この方法に適したデジタルＸ線透視装
置は、非常に高価で大型であるということである。更に、透視画像は、非診断的
である（生検を導くことは可能であるが、スクリーニング又は微細石灰化を見る
のに十分な解像度は有していない）。
【０００８】
Ｘ線***撮影は、更に、これ以外の短所を有している。この技術は、十分に区
別された物質（骨やそれ以外の石灰化した組織）に関する詳細な画像情報を提供
するが、密度と構造とにおいて僅かな差異しか有していない柔らかい組織の間で
区別をするのは得意でない。ある女性が、より脂肪の多い***と比較すると、Ｘ
線***撮影的には高密度な***を有しているという場合がありうる。そのような
***からの画像は、一般に、臨床的には有用でない。検査のためにＸ線を用いる
ということの不可避的な結果として、患者をイオン化作用のある放射に露出させ
ることになるが、これは、広く知られているとおりリスクを伴う。また、この技
術は、三次元的な構造を二次元平面上に射影しており、従って、関心対象物の高
度又は深度（放射の伝搬方向に沿った位置）を直接的に把握することができない
という点で、限度がある。
別された物質（骨やそれ以外の石灰化した組織）に関する詳細な画像情報を提供
するが、密度と構造とにおいて僅かな差異しか有していない柔らかい組織の間で
区別をするのは得意でない。ある女性が、より脂肪の多い***と比較すると、Ｘ
線***撮影的には高密度な***を有しているという場合がありうる。そのような
***からの画像は、一般に、臨床的には有用でない。検査のためにＸ線を用いる
ということの不可避的な結果として、患者をイオン化作用のある放射に露出させ
ることになるが、これは、広く知られているとおりリスクを伴う。また、この技
術は、三次元的な構造を二次元平面上に射影しており、従って、関心対象物の高
度又は深度（放射の伝搬方向に沿った位置）を直接的に把握することができない
という点で、限度がある。
【０００９】
これ以外に知られている生検位置決め方法及び装置として、Siczek他への米国
特許第５，８０３，９１２号（１９９８）と、Veselyへの米国特許第５，８６８
，６７３号（１９９９）とがある（腫瘍又はそれ以外の身体的アノマリの手術、
生検及び切除を実行するシステム）。Veselyの方法では、超音波基準トランスデ
ューサの注入が必要となり、これは、少なくとも２つのＸ線***画像に基づいて
位置決めされなければならない。この方法は、小さな微細石灰化（又は、そのク
ラスタ）ではなく肉眼で見えるサイズの腫瘍に最も適していることは明らかであ
る。
特許第５，８０３，９１２号（１９９８）と、Veselyへの米国特許第５，８６８
，６７３号（１９９９）とがある（腫瘍又はそれ以外の身体的アノマリの手術、
生検及び切除を実行するシステム）。Veselyの方法では、超音波基準トランスデ
ューサの注入が必要となり、これは、少なくとも２つのＸ線***画像に基づいて
位置決めされなければならない。この方法は、小さな微細石灰化（又は、そのク
ラスタ）ではなく肉眼で見えるサイズの腫瘍に最も適していることは明らかであ
る。
【００１０】
上述した方法及び装置は的確な生検試料を得るのに役に立つが（生検の間に器
具を誘導することによって）、これらの従来のアプローチは、どれも、生検が意
図した部位から正確に採取されたことを容易に確認するために用いる、価格が手
頃で保管可能であって容易に見ることができる生検後の画像を提供するとはいえ
ない。
具を誘導することによって）、これらの従来のアプローチは、どれも、生検が意
図した部位から正確に採取されたことを容易に確認するために用いる、価格が手
頃で保管可能であって容易に見ることができる生検後の画像を提供するとはいえ
ない。
【００１１】
画像処理システム及び方法が、生検前及び生検後の画像を処理することによっ
て、生検試料がそこから採取された生体内の位置を視覚的にドキュメント化し表
示する。生検前画像と生検後画像との間の差異を視覚的に強調する合成画像が作
成される。好ましくは、三次元デジタル化画像であって様々な射影において表示
可能なものが、保管目的でコンピュータ可読な媒体に記憶される。
て、生検試料がそこから採取された生体内の位置を視覚的にドキュメント化し表
示する。生検前画像と生検後画像との間の差異を視覚的に強調する合成画像が作
成される。好ましくは、三次元デジタル化画像であって様々な射影において表示
可能なものが、保管目的でコンピュータ可読な媒体に記憶される。
【００１２】
生検前画像と生検後画像とを適切に関連付けるために、画像プロセッサが、好
ましくは、これらの画像の間に所定の相関度を生じる変換を見つけ、それに従っ
て一方の画像を調整することによって、光相関器を用いてこれらの画像を正確に
登録する。次に、これらの画像は、体積要素（ボクセル（voxel））ごとに比較
され、生検前画像と生検後画像との間の差が検出される。合成画像が、総合的な
色、総合的なアイコン又は可能性のある生体内生検位置を強調するそれ以外の視
覚的ヒントと共に表示される。
ましくは、これらの画像の間に所定の相関度を生じる変換を見つけ、それに従っ
て一方の画像を調整することによって、光相関器を用いてこれらの画像を正確に
登録する。次に、これらの画像は、体積要素（ボクセル（voxel））ごとに比較
され、生検前画像と生検後画像との間の差が検出される。合成画像が、総合的な
色、総合的なアイコン又は可能性のある生体内生検位置を強調するそれ以外の視
覚的ヒントと共に表示される。
【００１３】
図１は、本発明による装置であって、生検を確認する本発明の方法を実行する
のに適している装置を示している。超音波画像化システム２０（又は、それと同
等のシステム）が、患者の***２２を画像化する。ここで、***２２は、生検装
置２３によるアクセスが可能であるように適切に位置決めされているものとする
。画像化システム２０は、デジタル画像データを入力チャネル２６を介して画像
プロセッサ２４に提供する。光相関器３０が、好ましくは、画像プロセッサ２４
とのインターフェースを有し、画像プロセッサ２４によって制御されて、予め処
理された画像データの高速画像処理（相関）を提供する。ユーザ入力装置３２（
典型的には、キーボード及び／又はマウスなどのグラフィカル・ポインティング
装置）が、画像プロセッサ２４とのインターフェースを有し、それによって、画
像プロセッサ２４のユーザ制御が可能となっている。グラフィック出力は、画像
プロセッサ２４によって、好ましくはカラー表示が可能なビデオ・ディスプレイ
であるディスプレイ３４の上に表示される。プリンタ３６が、好ましくは画像プ
ロセッサ２４とのインターフェースを有し、最も好ましくはマルチカラーの高解
像度グラフィクスを用いて生検を記録する「ハード・コピー」のプリントアウト
を作成する。また、好ましくは、ＣＤ−ＲＯＭライタ、デジタル・テープ・スト
レージ、ＤＶＤ又は類似のデジタル・ストレージ装置などの記憶装置３８が、画
像プロセッサ２４とのインターフェースを有していて、保管のためにデジタル・
データ・フォーマットで生検の結果を記録及び記憶する。オプションであるが、
この装置全体は、データ・ネットワーク３９とのインターフェースを有し、遠隔
地のユーザとの間でのデータの交換が可能であるか、又は、他の画像データ源へ
のアクセスが可能となっている。
のに適している装置を示している。超音波画像化システム２０（又は、それと同
等のシステム）が、患者の***２２を画像化する。ここで、***２２は、生検装
置２３によるアクセスが可能であるように適切に位置決めされているものとする
。画像化システム２０は、デジタル画像データを入力チャネル２６を介して画像
プロセッサ２４に提供する。光相関器３０が、好ましくは、画像プロセッサ２４
とのインターフェースを有し、画像プロセッサ２４によって制御されて、予め処
理された画像データの高速画像処理（相関）を提供する。ユーザ入力装置３２（
典型的には、キーボード及び／又はマウスなどのグラフィカル・ポインティング
装置）が、画像プロセッサ２４とのインターフェースを有し、それによって、画
像プロセッサ２４のユーザ制御が可能となっている。グラフィック出力は、画像
プロセッサ２４によって、好ましくはカラー表示が可能なビデオ・ディスプレイ
であるディスプレイ３４の上に表示される。プリンタ３６が、好ましくは画像プ
ロセッサ２４とのインターフェースを有し、最も好ましくはマルチカラーの高解
像度グラフィクスを用いて生検を記録する「ハード・コピー」のプリントアウト
を作成する。また、好ましくは、ＣＤ−ＲＯＭライタ、デジタル・テープ・スト
レージ、ＤＶＤ又は類似のデジタル・ストレージ装置などの記憶装置３８が、画
像プロセッサ２４とのインターフェースを有していて、保管のためにデジタル・
データ・フォーマットで生検の結果を記録及び記憶する。オプションであるが、
この装置全体は、データ・ネットワーク３９とのインターフェースを有し、遠隔
地のユーザとの間でのデータの交換が可能であるか、又は、他の画像データ源へ
のアクセスが可能となっている。
【００１４】
画像プロセッサ２４は、好ましくは、シリコン・グラフィクス社製のＯ２など
の６４ビット・ワークステーションである。ただし、速度又は解像度は犠牲にな
るが、それほど高性能ではないプロセッサを用いることも可能である。超音波画
像化システム２０は、好ましくは、掃引走査を行って、三次元データ・セットに
合成される画像の複数のスライスを提供することができる。超音波画像化システ
ム２０と一体の専用プロセッサを用いてそのような合成を行うか、又は、画像プ
ロセッサ２４を用いてそのような合成を実行することができる。
の６４ビット・ワークステーションである。ただし、速度又は解像度は犠牲にな
るが、それほど高性能ではないプロセッサを用いることも可能である。超音波画
像化システム２０は、好ましくは、掃引走査を行って、三次元データ・セットに
合成される画像の複数のスライスを提供することができる。超音波画像化システ
ム２０と一体の専用プロセッサを用いてそのような合成を行うか、又は、画像プ
ロセッサ２４を用いてそのような合成を実行することができる。
【００１５】
図２ａ及び２ｂは、生検を確認しドキュメント化する本発明による方法のサマ
リ・レベルの流れ図を示している。準備段階として、これらの図による方法を適
用する前に、***を超音波を用いて走査するか、及び／又は、入手可能な過去の
画像の中で最良のものを参照して、疑われている腫瘍の最良の推測位置と生検の
ための最も適切な侵入位置及び角度とを決定する。オペレータの準備段階での位
置及び角度の推測位置に基づいて、ステップ５０において、生検器具が***の適
切な位置に挿入される。次に（ステップ５２）、好ましくは超音波画像化ヘッド
を***の全体に対して直線的に掃引することによって三次元画像掃引が行われ、
それによって、複数の画像スライスを得る。これらの複数の画像スライスは、三
次元画像に合成することができる。結果として得られた画像は、記憶される（や
はり、ステップ５２）。画像プロセッサ２４は、次に、オペレータによって、三
次元画像を操作して生検器具を所望の目標へ誘導するのを助ける有用な１又は複
数の射影を導くように命令される（ステップ５４）。様々な射影を用いることが
できるが、オペレータの好みに従って、透視図又は単純な平面図、立面の定位射
影（拡大されたもの、又は拡大されていないもの）などが含まれる。スレショル
ディング、エッジ検出又はそれ以外の既知の画像強化技術を、オプションとして
、このステップの一部として用いることもできる。
リ・レベルの流れ図を示している。準備段階として、これらの図による方法を適
用する前に、***を超音波を用いて走査するか、及び／又は、入手可能な過去の
画像の中で最良のものを参照して、疑われている腫瘍の最良の推測位置と生検の
ための最も適切な侵入位置及び角度とを決定する。オペレータの準備段階での位
置及び角度の推測位置に基づいて、ステップ５０において、生検器具が***の適
切な位置に挿入される。次に（ステップ５２）、好ましくは超音波画像化ヘッド
を***の全体に対して直線的に掃引することによって三次元画像掃引が行われ、
それによって、複数の画像スライスを得る。これらの複数の画像スライスは、三
次元画像に合成することができる。結果として得られた画像は、記憶される（や
はり、ステップ５２）。画像プロセッサ２４は、次に、オペレータによって、三
次元画像を操作して生検器具を所望の目標へ誘導するのを助ける有用な１又は複
数の射影を導くように命令される（ステップ５４）。様々な射影を用いることが
できるが、オペレータの好みに従って、透視図又は単純な平面図、立面の定位射
影（拡大されたもの、又は拡大されていないもの）などが含まれる。スレショル
ディング、エッジ検出又はそれ以外の既知の画像強化技術を、オプションとして
、このステップの一部として用いることもできる。
【００１６】
次に、オペレータは、生検器具の位置決めが生検の目標のサンプルを取得する
のに適切かどうかに関する予備的な決定をする（判断ボックス５６）。適切では
ない場合には、この位置は調整され（ステップ５８）、三次元画像掃引が反復さ
れる（ステップ５２）。超音波測定法は、画像を迅速に取得できるため走査をリ
アルタイムでほぼ連続的に行えるという点で優れている。オペレータが希望する
ように生検器具が適切な位置にあるということがいったん示されると、生検サン
プルが取り出される（ステップ６０）。生検器具が生検「ガン（銃）」である場
合には、スプリングが装着されている器具が迅速に収縮して、組織のコアを取得
する。そうではなく、真空支援式装置が用いられている場合には、真空が針状の
プローブに与えられ、プローブを介して組織の小さな領域がサンプリング容器の
中に吸い込まれるという過程が生じる。
のに適切かどうかに関する予備的な決定をする（判断ボックス５６）。適切では
ない場合には、この位置は調整され（ステップ５８）、三次元画像掃引が反復さ
れる（ステップ５２）。超音波測定法は、画像を迅速に取得できるため走査をリ
アルタイムでほぼ連続的に行えるという点で優れている。オペレータが希望する
ように生検器具が適切な位置にあるということがいったん示されると、生検サン
プルが取り出される（ステップ６０）。生検器具が生検「ガン（銃）」である場
合には、スプリングが装着されている器具が迅速に収縮して、組織のコアを取得
する。そうではなく、真空支援式装置が用いられている場合には、真空が針状の
プローブに与えられ、プローブを介して組織の小さな領域がサンプリング容器の
中に吸い込まれるという過程が生じる。
【００１７】
次に図２ｂを参照すると、サンプルが採取された（図２ａのステップ６０）後
に、別の三次元画像掃引が実行され記憶される（ステップ６２）。画像プロセッ
サは、次に（ステップ６４）、生検前の画像（ステップ５２で記憶されたもの）
と生検後の画像（ステップ６２で記憶されたもの）とを好ましくは光相関器を用
いて登録し、図５ａ、５ｂ及び６との関係で後で詳述するように、適切な座標変
換を見つける。生検による組織取得のために、生検前の画像と生検後の画像とは
、若干異なる。そして、適切に登録されている生検前の画像と生検後の画像とが
、好ましくは、対応するボクセル位置においてボクセルごとに比較される（ステ
ップ６６）。ここで、「ボクセル」（voxel）とは、三次元空間における小さな
体積要素を定義するグラフィック情報の単位である。これは、二次元空間におけ
る面積要素を定義する「ピクセル」の三次元的なアナロジである。例えば、正規
化された生検前及び生検後の画像は、ボクセルごとに減算的に（substractively
）比較され、生検前の画像と生検後の画像との間の差を表す三次元差画像が得ら
れる。
に、別の三次元画像掃引が実行され記憶される（ステップ６２）。画像プロセッ
サは、次に（ステップ６４）、生検前の画像（ステップ５２で記憶されたもの）
と生検後の画像（ステップ６２で記憶されたもの）とを好ましくは光相関器を用
いて登録し、図５ａ、５ｂ及び６との関係で後で詳述するように、適切な座標変
換を見つける。生検による組織取得のために、生検前の画像と生検後の画像とは
、若干異なる。そして、適切に登録されている生検前の画像と生検後の画像とが
、好ましくは、対応するボクセル位置においてボクセルごとに比較される（ステ
ップ６６）。ここで、「ボクセル」（voxel）とは、三次元空間における小さな
体積要素を定義するグラフィック情報の単位である。これは、二次元空間におけ
る面積要素を定義する「ピクセル」の三次元的なアナロジである。例えば、正規
化された生検前及び生検後の画像は、ボクセルごとに減算的に（substractively
）比較され、生検前の画像と生検後の画像との間の差を表す三次元差画像が得ら
れる。
【００１８】
上述の比較によると、複数の差異を検出することができる。第１に、生検針が
辿った経路は、一般に、生検後の画像においては、僅かな低密度の跡（トレール
）として現れる。第２に、生検試料を取り除いた後では、組織を除去した位置は
、空隙又は低密度領域として検出が可能である。これらの変化は共に、両方の画
像が登録されているために対応するボクセルが比較されるのであれば、ボクセル
ごとに三次元画像を比較することによって容易に検出される。
辿った経路は、一般に、生検後の画像においては、僅かな低密度の跡（トレール
）として現れる。第２に、生検試料を取り除いた後では、組織を除去した位置は
、空隙又は低密度領域として検出が可能である。これらの変化は共に、両方の画
像が登録されているために対応するボクセルが比較されるのであれば、ボクセル
ごとに三次元画像を比較することによって容易に検出される。
【００１９】
生検前画像と生検後画像とを比較した後で、強化された合成画像（composite
image）（好ましくは、三次元）が統合されるが（ステップ７０）、これは、画
像の差異を強調するものである。強化された合成画像は、例えば、差異が検出さ
れた領域を強調するように、カラー・コード化することができる。例えば、生検
前には存在していたが生検後には存在しない画像データは、彩度（intensity）
が密度に依存するようにピンクでコード化することができる。このようにして、
生検された組織（そして生検針又は器具）は、（例えばピンクで）強調すること
ができる。生検後に存在するが生検前には存在していなかった画像情報は、別の
色を用いて強調することができる。両方の画像に共通する画像情報は、グレイス
ケールで示すことができる。このようにして、合成画像が統合されるが、これに
は、生検前及び生検後の走査からの情報が含まれ、差異が視覚的に強調されてい
る。これは、生検前の画像においては曖昧であった（例えば、生検器具又は上に
重複している腫瘍によって隠されている）領域を強調する１つの方法として有用
である。
image）（好ましくは、三次元）が統合されるが（ステップ７０）、これは、画
像の差異を強調するものである。強化された合成画像は、例えば、差異が検出さ
れた領域を強調するように、カラー・コード化することができる。例えば、生検
前には存在していたが生検後には存在しない画像データは、彩度（intensity）
が密度に依存するようにピンクでコード化することができる。このようにして、
生検された組織（そして生検針又は器具）は、（例えばピンクで）強調すること
ができる。生検後に存在するが生検前には存在していなかった画像情報は、別の
色を用いて強調することができる。両方の画像に共通する画像情報は、グレイス
ケールで示すことができる。このようにして、合成画像が統合されるが、これに
は、生検前及び生検後の走査からの情報が含まれ、差異が視覚的に強調されてい
る。これは、生検前の画像においては曖昧であった（例えば、生検器具又は上に
重複している腫瘍によって隠されている）領域を強調する１つの方法として有用
である。
【００２０】
次に、この合成画像は、オペレータによる検査のために表示され（ステップ７
２）、保管のために、好ましくは、磁気テープ・メモリや書込可能なＣＤ−ＲＯ
Ｍなどの高密度で長期持続性の媒体に記録される（ステップ７４）。好ましくは
、三次元の体積画像が記憶されるが、記憶空間を節約するために、オペレータに
よって選択された射影を（オペレータの制御下にある画像プロセッサ２４によっ
て）導いて二次元画像として記憶することができる。しかし、ストレージはより
多く必要であるが、三次元画像の方が好ましい。というのは、他の画像との比較
がより容易であるからである（従来の履歴又は事後の展開のために）。三次元画
像は、回転、スケーリング、並進などによってデジタル的に操作することが可能
であり、任意の視野での比較もできるように射影することができる。２次元画像
では、情報を失うことなく又は結果として得られる画像において曖昧さが持ち込
まれることなく上述の操作を実行するのに十分な情報を与えてくれない。画像に
おける生検の位置は、好ましくは、識別用のデータと関連付けることによってタ
グを付け、将来の参照のために、実際の組織サンプルの試料番号と相互リンクし
ておくべきである。
２）、保管のために、好ましくは、磁気テープ・メモリや書込可能なＣＤ−ＲＯ
Ｍなどの高密度で長期持続性の媒体に記録される（ステップ７４）。好ましくは
、三次元の体積画像が記憶されるが、記憶空間を節約するために、オペレータに
よって選択された射影を（オペレータの制御下にある画像プロセッサ２４によっ
て）導いて二次元画像として記憶することができる。しかし、ストレージはより
多く必要であるが、三次元画像の方が好ましい。というのは、他の画像との比較
がより容易であるからである（従来の履歴又は事後の展開のために）。三次元画
像は、回転、スケーリング、並進などによってデジタル的に操作することが可能
であり、任意の視野での比較もできるように射影することができる。２次元画像
では、情報を失うことなく又は結果として得られる画像において曖昧さが持ち込
まれることなく上述の操作を実行するのに十分な情報を与えてくれない。画像に
おける生検の位置は、好ましくは、識別用のデータと関連付けることによってタ
グを付け、将来の参照のために、実際の組織サンプルの試料番号と相互リンクし
ておくべきである。
【００２１】
生検前画像と生検後画像との間の差異を強調することの代わりに、又は、それ
に加えて、実際の生検サンプルを近似している理想化された幾何学的形状を表す
三次元アイコンを、組織が取り出された位置（上述の比較ステップ６６の前後に
決定された）における三次元画像の中に（画像プロセッサ２４によって）デジタ
ル的に挿入することができる。例えば、ある種の生検器具は、円柱状のコアを取
り出すように設計されている。小さな円柱状のアイコンをデジタル的に統合して
、サンプル組織が取り出されたと判断される位置における合成された画像に挿入
することができる。
に加えて、実際の生検サンプルを近似している理想化された幾何学的形状を表す
三次元アイコンを、組織が取り出された位置（上述の比較ステップ６６の前後に
決定された）における三次元画像の中に（画像プロセッサ２４によって）デジタ
ル的に挿入することができる。例えば、ある種の生検器具は、円柱状のコアを取
り出すように設計されている。小さな円柱状のアイコンをデジタル的に統合して
、サンプル組織が取り出されたと判断される位置における合成された画像に挿入
することができる。
【００２２】
この方法を反復して、複数の生検を、生検器具を除去する又は除去することな
く（真空支援式の生検装置の場合）サンプリング及び記録することができる。１
又は複数の合成された画像を、保管のために記憶子、生検手順をドキュメント化
することができる。複数の個別的な生検位置を、対応する識別用データ・コード
と関連付けることによってタグ付けすることにより、実際の組織試料をそれぞれ
の取り出した位置と相互リンクすることが可能となる。
く（真空支援式の生検装置の場合）サンプリング及び記録することができる。１
又は複数の合成された画像を、保管のために記憶子、生検手順をドキュメント化
することができる。複数の個別的な生検位置を、対応する識別用データ・コード
と関連付けることによってタグ付けすることにより、実際の組織試料をそれぞれ
の取り出した位置と相互リンクすることが可能となる。
【００２３】
カラー・コード化及びアイコンの配置とは別に、他のタイプの視覚的な強調を
用いて、生検前と生検後との間の画像の差異を強調することができる。例えば、
所定の程度の変化を示しているデータ点（画像領域）を強調するためにフリッカ
又はブリンクを伴うように表示し、それほどの変化を示していないそれ以外の画
像領域はディスプレイの上で静止した状態に表示することができる。視覚的ディ
スプレイを変形及び組み合わせるという方法が多く可能である。
用いて、生検前と生検後との間の画像の差異を強調することができる。例えば、
所定の程度の変化を示しているデータ点（画像領域）を強調するためにフリッカ
又はブリンクを伴うように表示し、それほどの変化を示していないそれ以外の画
像領域はディスプレイの上で静止した状態に表示することができる。視覚的ディ
スプレイを変形及び組み合わせるという方法が多く可能である。
【００２４】
上述の手順の精度及び正確性は、部分的には、比較の前に生検前及び生検後の
画像を登録する（図２ａのステップ６４）精度に依存している。***組織又は走
査装置の僅かな動きや変形が、生検前走査と生検後走査と（図２ａのステップ５
２及び６２）の間で存在することが予測される。この動きには、並進、任意の軸
を中心とする回転、若干の収縮や膨張（組織の採取に加えて）などが含まれる。
従って、ステップ６４において画像を適切に登録するには、計算論的に実際的で
あり高速の登録方法が好ましい。好ましい登録方法は、光相関器の特定の計算論
的な能力（図９との関係で後で論じられる）を利用する。（図２ａのステップ６
４において用いるのに適している）この好適な方法は、視覚化を助けるために、
特定の座標系の例を参照することによって、最もよく説明される。
画像を登録する（図２ａのステップ６４）精度に依存している。***組織又は走
査装置の僅かな動きや変形が、生検前走査と生検後走査と（図２ａのステップ５
２及び６２）の間で存在することが予測される。この動きには、並進、任意の軸
を中心とする回転、若干の収縮や膨張（組織の採取に加えて）などが含まれる。
従って、ステップ６４において画像を適切に登録するには、計算論的に実際的で
あり高速の登録方法が好ましい。好ましい登録方法は、光相関器の特定の計算論
的な能力（図９との関係で後で論じられる）を利用する。（図２ａのステップ６
４において用いるのに適している）この好適な方法は、視覚化を助けるために、
特定の座標系の例を参照することによって、最もよく説明される。
【００２５】
図３は、超音波又は放射線***画像がどのようにして特定の有用な座標系に対
して向けられるのかを示している。このシステムは、直線状の垂直の軸であるｘ
軸、ｙ軸及びｚ軸を有するデカルト直交座標計において図解されている。しかし
、本発明は、そのような座標系に限定されるということはない。患者の***２２
は、超音波画像化システム２０（明瞭にするために図解されていないが、図１に
は示されている）によって超音波を用いて走査される。患者が画像化システムに
向かって座っている場合には、患者の***８２は圧力板８３（上側）及び８４（
下側）の間で僅かに圧縮され、先行する情報（Ｘ線画像など）を最大限利用でき
るような態様になっている。圧力板の間で***を位置決めする際には、圧力板の
エッジは***の上下の位置で患者の胸部に接触する。画像を取得する間における
画像化システム内の患者の***の若干の動きのために、生検後の画像の座標軸は
、一般的な場合には、生検前の画像のｘ軸、ｙ軸及びｚ軸とは厳密に対応するこ
とはなく、座標変換分だけ異なりうる。例えば、ｘ軸、ｙ軸又はｚ軸方向の並進
と、任意の軸を中心とする回転の分だけ異なる。ｚ軸を中心とする回転が、特に
生じやすいといえる。
して向けられるのかを示している。このシステムは、直線状の垂直の軸であるｘ
軸、ｙ軸及びｚ軸を有するデカルト直交座標計において図解されている。しかし
、本発明は、そのような座標系に限定されるということはない。患者の***２２
は、超音波画像化システム２０（明瞭にするために図解されていないが、図１に
は示されている）によって超音波を用いて走査される。患者が画像化システムに
向かって座っている場合には、患者の***８２は圧力板８３（上側）及び８４（
下側）の間で僅かに圧縮され、先行する情報（Ｘ線画像など）を最大限利用でき
るような態様になっている。圧力板の間で***を位置決めする際には、圧力板の
エッジは***の上下の位置で患者の胸部に接触する。画像を取得する間における
画像化システム内の患者の***の若干の動きのために、生検後の画像の座標軸は
、一般的な場合には、生検前の画像のｘ軸、ｙ軸及びｚ軸とは厳密に対応するこ
とはなく、座標変換分だけ異なりうる。例えば、ｘ軸、ｙ軸又はｚ軸方向の並進
と、任意の軸を中心とする回転の分だけ異なる。ｚ軸を中心とする回転が、特に
生じやすいといえる。
【００２６】
***８２が静止している状態で、超音波走査が好ましくは複数の平面（又は表
面）において実行されるが、この平面は、一般に、図３のｙ−ｚ平面とは平行で
はない。図４には、走査ヘッド９０がｙ軸と平行に整列している超音波トランス
デューサの直線状アレイを有している典型的な幾何学的配置が示されている。走
査ヘッド９０は、超音波パルスを、ｘ’−ｙ’平面に垂直でｚ’−ｙ’平面に平
行な平行線９６の方向に送出する。走査ヘッド９０におけるトランスデューサ９
０のアレイは、音響インピーダンスの不連続又は組織内の反射表面によって生じ
る超音波パルスの帰還（リターン）を検出することによって、（ほぼ）ライン９
６の上に存在する下側の組織を調べる。パルスの送信と帰還の受信との間の遅延
時間は、帰還を生じさせる不連続又は表面の深さを示す。帰還の大きさ、位相又
は周波数などの特性はデジタル化され、深さ（ｚ’軸）に対してプロットされ、
複数のトランスデューサ（ｙ’軸方向に分散されている）からの情報が組み合わ
されて、ｙ−ｚ平面に平行なスライス９８の中にあり走査ヘッド９０の下側にあ
る組織の断面図を表すアレイを構成する。
面）において実行されるが、この平面は、一般に、図３のｙ−ｚ平面とは平行で
はない。図４には、走査ヘッド９０がｙ軸と平行に整列している超音波トランス
デューサの直線状アレイを有している典型的な幾何学的配置が示されている。走
査ヘッド９０は、超音波パルスを、ｘ’−ｙ’平面に垂直でｚ’−ｙ’平面に平
行な平行線９６の方向に送出する。走査ヘッド９０におけるトランスデューサ９
０のアレイは、音響インピーダンスの不連続又は組織内の反射表面によって生じ
る超音波パルスの帰還（リターン）を検出することによって、（ほぼ）ライン９
６の上に存在する下側の組織を調べる。パルスの送信と帰還の受信との間の遅延
時間は、帰還を生じさせる不連続又は表面の深さを示す。帰還の大きさ、位相又
は周波数などの特性はデジタル化され、深さ（ｚ’軸）に対してプロットされ、
複数のトランスデューサ（ｙ’軸方向に分散されている）からの情報が組み合わ
されて、ｙ−ｚ平面に平行なスライス９８の中にあり走査ヘッド９０の下側にあ
る組織の断面図を表すアレイを構成する。
【００２７】
複数のスライスは、複数の走査ヘッドや二次元走査ヘッド・アレイを設ける、
又は、例えば図４のｘ’の方向に走査ヘッドを***の領域全体で移動させること
によって、走査することができる。複数のスライス、特にスライス９８、１００
及び１０２の中のほんの僅かなものの平面が、示されている。実際には、よりよ
い解像度を得るためには、スライスは多い方が望ましい。そのようなスライスの
全体が走査されて、***から選択された少なくともいくつかの関心領域（region
of interest = ROI）に対する三次元情報の組が形成され、これは、三次元画像
を表すデータ構造（三次元アレイなど）に記憶される。
又は、例えば図４のｘ’の方向に走査ヘッドを***の領域全体で移動させること
によって、走査することができる。複数のスライス、特にスライス９８、１００
及び１０２の中のほんの僅かなものの平面が、示されている。実際には、よりよ
い解像度を得るためには、スライスは多い方が望ましい。そのようなスライスの
全体が走査されて、***から選択された少なくともいくつかの関心領域（region
of interest = ROI）に対する三次元情報の組が形成され、これは、三次元画像
を表すデータ構造（三次元アレイなど）に記憶される。
【００２８】
超音波測定装置は、上述のような超音波画像化システム２０として用いること
ができるものが市販されている。超音波測定データの二次元アレイを本発明によ
って用いることも可能であるが、その場合には、結果的な表示における有用な情
報の量は少なくなる。
ができるものが市販されている。超音波測定データの二次元アレイを本発明によ
って用いることも可能であるが、その場合には、結果的な表示における有用な情
報の量は少なくなる。
【００２９】
図３の例示的な座標系を念頭に置くと、生検前画像と生検後画像とを登録する
（ステップ６４）のに適した方法が、図５ａ（及び、それに続く図５ｂ）の流れ
図に示されている。この手順によって、画像プロセッサ２４は、生検前及び生検
後の画像を整合させるスケール、位置及び回転に関する適切な座標変換を決定す
る。画像プロセッサ２４は、超音波画像化システム２０からの記憶されている超
音波画像にアクセスし（ステップ１０２）、三次元超音波データを１つの平面の
上に射影する又は「折り畳む（collapse）」ことによって、二次元表現を取り出
す。このための方法の１つとして、「累積的射影」による方法がある。これは、
射影平面に垂直なベクトルに沿ってデータ・エントリを加算することによって、
二次元平面の上に設定された三次元データ・セットの射影である。このようなベ
クトルの１つであるベクトル１０６が、図４に図解されている。ボクセル１１０
などのボクセル（三次元的な離散的体積セル）と関連付けられた密度値が、ベク
トル１０６に沿って加算される。これらの密度値を加算すると、そのベクトルに
沿った組織密度の和を示すスカラー値が得られる。このスカラー値は、ベクトル
１０６とｘ−ｙ平面との交点におけるピクセル１１２と関連付けられる。このよ
うな加算を複数の平行なベクトルについて反復すると、結果的に、三次元超音波
画像のｘ−ｙ平面への射影を定義する値の組が得られる。この射影は、好ましく
は、生検前画像と生検後画像との両方に適用される。このようにして、図５ａを
再び参照すると、両方の三次元データ・セットが、それぞれの二次元画像の上に
射影され記憶される（ステップ１１４）。
（ステップ６４）のに適した方法が、図５ａ（及び、それに続く図５ｂ）の流れ
図に示されている。この手順によって、画像プロセッサ２４は、生検前及び生検
後の画像を整合させるスケール、位置及び回転に関する適切な座標変換を決定す
る。画像プロセッサ２４は、超音波画像化システム２０からの記憶されている超
音波画像にアクセスし（ステップ１０２）、三次元超音波データを１つの平面の
上に射影する又は「折り畳む（collapse）」ことによって、二次元表現を取り出
す。このための方法の１つとして、「累積的射影」による方法がある。これは、
射影平面に垂直なベクトルに沿ってデータ・エントリを加算することによって、
二次元平面の上に設定された三次元データ・セットの射影である。このようなベ
クトルの１つであるベクトル１０６が、図４に図解されている。ボクセル１１０
などのボクセル（三次元的な離散的体積セル）と関連付けられた密度値が、ベク
トル１０６に沿って加算される。これらの密度値を加算すると、そのベクトルに
沿った組織密度の和を示すスカラー値が得られる。このスカラー値は、ベクトル
１０６とｘ−ｙ平面との交点におけるピクセル１１２と関連付けられる。このよ
うな加算を複数の平行なベクトルについて反復すると、結果的に、三次元超音波
画像のｘ−ｙ平面への射影を定義する値の組が得られる。この射影は、好ましく
は、生検前画像と生検後画像との両方に適用される。このようにして、図５ａを
再び参照すると、両方の三次元データ・セットが、それぞれの二次元画像の上に
射影され記憶される（ステップ１１４）。
【００３０】
射影された画像は、オプションであるが、更なる処理がなされる（ステップ１
１６）。前処理１１６には、コントラスト修正、スムージング、幾何学的変換、
スレショルディング、関心領域の選択など（限定列挙ではない）を含む様々な既
知の画像処理技術の任意のものを含めることができる。用いている光相関器のタ
イプに依存して、後述するように、このステップは、バンダーラグト（Vanderlu
gt）光相関器におけるこれ以降の光学的相関の準備をするためのデジタル化され
たＸ線画像の二次元フーリエ変換を含むこともある。
１６）。前処理１１６には、コントラスト修正、スムージング、幾何学的変換、
スレショルディング、関心領域の選択など（限定列挙ではない）を含む様々な既
知の画像処理技術の任意のものを含めることができる。用いている光相関器のタ
イプに依存して、後述するように、このステップは、バンダーラグト（Vanderlu
gt）光相関器におけるこれ以降の光学的相関の準備をするためのデジタル化され
たＸ線画像の二次元フーリエ変換を含むこともある。
【００３１】
次に、画像プロセッサ２４は、２つの画像の相対的なスケールを調節して（ス
テップ１１８）、これらがスケールの点でよりよく対応するようにすることがで
きる。これは、様々な方法によって行うことができる。例えば、１つの方法とし
て、両方の画像における外側の輪郭と胸壁との間で、***領域の断面の全面積を
一致させるというものがある。この方法では、画像は、最初に、コントラストが
低い形状を除去するように処理し、***と胸壁との容易に見ることができる輪郭
だけを残さなければならない。次に、二次元画像におけるこれらの形状の間の面
積が、例えば、画像プロセッサ２４によって数値積分を用いて測定される。この
面積は、両方の画像において対応するはずである。これらの面積が対応しない場
合には、圧縮の度合いを変更することにより、***を圧縮又は拡張することがで
きる。何らかのスケーリング訂正ファクタが次にステップ１１８において適用さ
れ、可能な限りの近似を行う訂正がなされる。他方で、多くの場合に、相対的に
一定の圧縮を維持することが可能である。このような場合には、僅かな再スケー
リングしか必要でないか、又は、スケーリングは全く不要である。
テップ１１８）、これらがスケールの点でよりよく対応するようにすることがで
きる。これは、様々な方法によって行うことができる。例えば、１つの方法とし
て、両方の画像における外側の輪郭と胸壁との間で、***領域の断面の全面積を
一致させるというものがある。この方法では、画像は、最初に、コントラストが
低い形状を除去するように処理し、***と胸壁との容易に見ることができる輪郭
だけを残さなければならない。次に、二次元画像におけるこれらの形状の間の面
積が、例えば、画像プロセッサ２４によって数値積分を用いて測定される。この
面積は、両方の画像において対応するはずである。これらの面積が対応しない場
合には、圧縮の度合いを変更することにより、***を圧縮又は拡張することがで
きる。何らかのスケーリング訂正ファクタが次にステップ１１８において適用さ
れ、可能な限りの近似を行う訂正がなされる。他方で、多くの場合に、相対的に
一定の圧縮を維持することが可能である。このような場合には、僅かな再スケー
リングしか必要でないか、又は、スケーリングは全く不要である。
【００３２】
スケールの訂正の後で、画像プロセッサ２４は、画像の整合に必要な回転及び
並進を、好ましくは、図５ａの命令ループ１２２の中にまとめられている複数の
ステップを対話的に実行することによって、決定する。第１に、２つの変数が初
期化される（ステップ１２８）。すなわち、命令ループの実行を制御するカウン
タｊと、関連する回転角αjとである。次に、２つの画像の相互相関が計算され
る（ステップ１３０）。好ましくは、このステップは、光相関器３０を用いて画
像プロセッサ２４の制御の下で実際の相関計算を実行することによって達成され
る。光相関器の詳細は、図５及び６との関係で後述する。この相互相関（ステッ
プ１３０）は、画像の相互相関の程度を示す二次元の相関出力画像を生じ（ステ
ップ１３０）、これは、関連する回転角αjと共に記憶される（ステップ１３２
）。画像プロセッサ２４は、次に、カウンタ変数をチェックして（ステップ１３
４）、命令ループ１２２の予め定められた反復の回数を完了したかどうかを確認
する。
並進を、好ましくは、図５ａの命令ループ１２２の中にまとめられている複数の
ステップを対話的に実行することによって、決定する。第１に、２つの変数が初
期化される（ステップ１２８）。すなわち、命令ループの実行を制御するカウン
タｊと、関連する回転角αjとである。次に、２つの画像の相互相関が計算され
る（ステップ１３０）。好ましくは、このステップは、光相関器３０を用いて画
像プロセッサ２４の制御の下で実際の相関計算を実行することによって達成され
る。光相関器の詳細は、図５及び６との関係で後述する。この相互相関（ステッ
プ１３０）は、画像の相互相関の程度を示す二次元の相関出力画像を生じ（ステ
ップ１３０）、これは、関連する回転角αjと共に記憶される（ステップ１３２
）。画像プロセッサ２４は、次に、カウンタ変数をチェックして（ステップ１３
４）、命令ループ１２２の予め定められた反復の回数を完了したかどうかを確認
する。
【００３３】
次に、カウンタ変数ｊがｊｍａｘに達していない場合には、画像プロセッサ２
４は動作を継続し、いくらかの角度インクリメントの分だけ２つの画像の一方を
他方に対して回転させる。これは例えば、生検前の画像を、フレームの中心にあ
りｚ軸と平行な軸を中心にして１度回転させることによる。カウンタはインクリ
メントされ（ステップ１３８）、手順は、ループをたどってステップ１３０に戻
り、別の相互相関を実行するが、今回は、画像がインクリメント分だけ回転され
る。この手順は、回転の異なる相関が何らかの回数（ｊｍａｘ）だけ実行される
まで反復される。パラメータｊｍａｘは、関連する角度αjが予測される最大回
転範囲に及ぶ程度に十分大きいように選択されるべきである。図３及び４に示さ
れているような幾何学的配置における***検査のためには、ほとんどの場合、１
０度未満の範囲が適切である。
４は動作を継続し、いくらかの角度インクリメントの分だけ２つの画像の一方を
他方に対して回転させる。これは例えば、生検前の画像を、フレームの中心にあ
りｚ軸と平行な軸を中心にして１度回転させることによる。カウンタはインクリ
メントされ（ステップ１３８）、手順は、ループをたどってステップ１３０に戻
り、別の相互相関を実行するが、今回は、画像がインクリメント分だけ回転され
る。この手順は、回転の異なる相関が何らかの回数（ｊｍａｘ）だけ実行される
まで反復される。パラメータｊｍａｘは、関連する角度αjが予測される最大回
転範囲に及ぶ程度に十分大きいように選択されるべきである。図３及び４に示さ
れているような幾何学的配置における***検査のためには、ほとんどの場合、１
０度未満の範囲が適切である。
【００３４】
カウンタｊがｊｍａｘに到達すると、画像プロセッサ２４は、命令ループ１２
２の外に出る。手順は、図５ｂに示されているように継続する。ステップ１３２
の様々な反復に先に記憶されている相関出力画像は、相互に比較され、最大の相
関を有する相関出力画像とそれと関連する回転角αjとが求められる。値αm（最
大相関を与える回転角）は記憶され、生検前又は生検後のいずれかの画像がαm
だけ回転されて、それに対応する画像と同じ方向を向くようにされる。
２の外に出る。手順は、図５ｂに示されているように継続する。ステップ１３２
の様々な反復に先に記憶されている相関出力画像は、相互に比較され、最大の相
関を有する相関出力画像とそれと関連する回転角αjとが求められる。値αm（最
大相関を与える回転角）は記憶され、生検前又は生検後のいずれかの画像がαm
だけ回転されて、それに対応する画像と同じ方向を向くようにされる。
【００３５】
正確なスケールと回転角とを見つけることに加えて、上述の手順における相互
相関（ステップ１３０）によって２つの画像を最もよく整合させる正確な並進（
位置シフト）を与える出力画像が得られることも理解すべきである。相互相関動
作（好ましくは二次元的）の結果に含まれる並進情報は、次のように定義される
。ただし、ｆ及びｇは２変数の関数（画像）であり、ｘ及びｙはこれら二次元画
像の空間変数であり、α及びβは積分のダミー変数であり、積分は画像全体にわ
たるものとする。
相関（ステップ１３０）によって２つの画像を最もよく整合させる正確な並進（
位置シフト）を与える出力画像が得られることも理解すべきである。相互相関動
作（好ましくは二次元的）の結果に含まれる並進情報は、次のように定義される
。ただし、ｆ及びｇは２変数の関数（画像）であり、ｘ及びｙはこれら二次元画
像の空間変数であり、α及びβは積分のダミー変数であり、積分は画像全体にわ
たるものとする。
【００３６】
【数１】
【００３７】
ｆとｇとがｘ及びｙにおける位置的なオフセット分だけ異なる場合には、Ｈ（ｘ
，ｙ）は、位置ｘｐ，ｙｐにおいて急峻なピークを有するが、この位置は、ｆと
ｇとの間のオフセットに対応する変位の分だけ中心的な相関整合位置（典型的に
は、ｘ＝０、ｙ＝０として定義される）から変位している。この広く知られた結
果は、あるテンプレートを参照することによりあるフィールドで当初は未知であ
る位置の特徴を認識して見つけるのに用いられてきた。例えば、Russ, John C.,
The Image Processing Handbook (CRC Press, 1992), pp. 218-24を参照のこと
。簡略化された例は、図６ａないし６ｃに示されている。入力画像である図６ａ
に示されているオフセット位置における星印１４６は、図６ｂに示されている芯
出しされた星印テンプレート１４７から導かれたフィルタと相関される。図６ｃ
に示されている結果として得られる相関出力は、入力画像とフィルタ・テンプレ
ートとの間のオフセットに対応する位置ｘｐ，ｙｐにおいてピーク１４８を有す
る。画像を、位置ｘｐ，ｙｐにおける相関ピークと整合させるには、画像の一方
をオフセットｘｐ，ｙｐに等しい変位だけ並進させるだけで十分である。
，ｙ）は、位置ｘｐ，ｙｐにおいて急峻なピークを有するが、この位置は、ｆと
ｇとの間のオフセットに対応する変位の分だけ中心的な相関整合位置（典型的に
は、ｘ＝０、ｙ＝０として定義される）から変位している。この広く知られた結
果は、あるテンプレートを参照することによりあるフィールドで当初は未知であ
る位置の特徴を認識して見つけるのに用いられてきた。例えば、Russ, John C.,
The Image Processing Handbook (CRC Press, 1992), pp. 218-24を参照のこと
。簡略化された例は、図６ａないし６ｃに示されている。入力画像である図６ａ
に示されているオフセット位置における星印１４６は、図６ｂに示されている芯
出しされた星印テンプレート１４７から導かれたフィルタと相関される。図６ｃ
に示されている結果として得られる相関出力は、入力画像とフィルタ・テンプレ
ートとの間のオフセットに対応する位置ｘｐ，ｙｐにおいてピーク１４８を有す
る。画像を、位置ｘｐ，ｙｐにおける相関ピークと整合させるには、画像の一方
をオフセットｘｐ，ｙｐに等しい変位だけ並進させるだけで十分である。
【００３８】
図５ｂに戻ると、画像プロセッサ２４は、次に、相関出力画像を分析して、相
関ピークの整合された相関位置からの位置的なオフセットを見つけ（ステップ１
５４）、次に、これらの画像をよりよく整合させるのに必要な限度で一方の画像
を他方の画像に対して並進させる（ステップ１５６）。回転とスケーリングと並
進との最適な組合せを見つけて生検前画像と生検後画像とを整合させた後で、画
像プロセッサ２４は、好ましくは、変換された画像と変換パラメータとを関連す
るメモリに記憶し（ステップ１５８）、好ましくは、変換された画像をディスプ
レイ装置３４に出力する（ステップ１６０）。視覚的な出力は、様々な形式で表
示することができ、様々な表示フォーマットを用いることによって、両方のデー
タ・セットの適切に並列させて同時に表示することができる。例えば、オーバレ
イ、カラー・コード化、様々な平面への射影、形態的な疑似三次元表示フォーマ
ットなどを、様々な組合せで用いることができる。
関ピークの整合された相関位置からの位置的なオフセットを見つけ（ステップ１
５４）、次に、これらの画像をよりよく整合させるのに必要な限度で一方の画像
を他方の画像に対して並進させる（ステップ１５６）。回転とスケーリングと並
進との最適な組合せを見つけて生検前画像と生検後画像とを整合させた後で、画
像プロセッサ２４は、好ましくは、変換された画像と変換パラメータとを関連す
るメモリに記憶し（ステップ１５８）、好ましくは、変換された画像をディスプ
レイ装置３４に出力する（ステップ１６０）。視覚的な出力は、様々な形式で表
示することができ、様々な表示フォーマットを用いることによって、両方のデー
タ・セットの適切に並列させて同時に表示することができる。例えば、オーバレ
イ、カラー・コード化、様々な平面への射影、形態的な疑似三次元表示フォーマ
ットなどを、様々な組合せで用いることができる。
【００３９】
ある実施例では、本発明は、画像を更に相関させてｚ方向（深さ）を整合させ
ることによって、対象となる身体に関する追加的な三次元情報を用いる。これを
達成するには、まず、超音波画像が、画像プロセッサ２４によって、図７に示さ
れているスライス１６４のような便宜的に定義されたスライスに分割される。そ
れぞれのスライスには、三次元超音波画像データの１又は複数の層が含まれる。
これらのスライスは、画像プロセッサ２４によって、例えば、１６５などの垂直
方向のベクトルに沿ったデータ点を加算し複数の薄い層をより暑いスライスに折
り畳む（「部分的な累積的射影」）ことによって定義される。図７には、例えば
、超音波画像の複数の薄い層１６６（図７では明瞭にするために部分的にだけ示
されている）が、底部のスライス１６４とそのすぐ上に重畳しているスライス１
６７との間に位置している。部分的な累積的射影は、ベクトル１６５などのベク
トルに沿った複数の点における超音波画像値を加算し、その結果を、ベクトル１
６５がスライス１６４と交差する点１６８に累積することによって、点ごとにな
される。スライス１６４上のそれぞれの画定された点における累積されたデータ
値が、集合的に、スライスを定義する。
ることによって、対象となる身体に関する追加的な三次元情報を用いる。これを
達成するには、まず、超音波画像が、画像プロセッサ２４によって、図７に示さ
れているスライス１６４のような便宜的に定義されたスライスに分割される。そ
れぞれのスライスには、三次元超音波画像データの１又は複数の層が含まれる。
これらのスライスは、画像プロセッサ２４によって、例えば、１６５などの垂直
方向のベクトルに沿ったデータ点を加算し複数の薄い層をより暑いスライスに折
り畳む（「部分的な累積的射影」）ことによって定義される。図７には、例えば
、超音波画像の複数の薄い層１６６（図７では明瞭にするために部分的にだけ示
されている）が、底部のスライス１６４とそのすぐ上に重畳しているスライス１
６７との間に位置している。部分的な累積的射影は、ベクトル１６５などのベク
トルに沿った複数の点における超音波画像値を加算し、その結果を、ベクトル１
６５がスライス１６４と交差する点１６８に累積することによって、点ごとにな
される。スライス１６４上のそれぞれの画定された点における累積されたデータ
値が、集合的に、スライスを定義する。
【００４０】
典型的な応用例では、厚さが５ミリメートル以下のスライスが適当である。平
面状のスライスが図解の目的のためには便利であるが、応用例によっては、スラ
イスは、平面状ではない輪郭に沿って作成されるのが便利であることもある。そ
のようなスライスもまた、本発明の範囲に含まれる。より薄いスライスが、薄い
形状を有するよりよい深さの画定のために望ましい。
面状のスライスが図解の目的のためには便利であるが、応用例によっては、スラ
イスは、平面状ではない輪郭に沿って作成されるのが便利であることもある。そ
のようなスライスもまた、本発明の範囲に含まれる。より薄いスライスが、薄い
形状を有するよりよい深さの画定のために望ましい。
【００４１】
生検前画像と生検後画像とを最良に整合させるには、それぞれにおける対応す
るスライスが個別的に相関され、例えば上述の方法によって、その最良の登録が
見つけられる。この技術のある変形例では、スライスは、Ｘ’Ｙ’平面に平行に
定義される。別の変形例では、スライスは、別の平面（例えば、走査ヘッドの下
にありＺ’Ｙ’平面と平行なスライス）において定義され、上述の方法によって
登録された後で再度合成される。それぞれのスライスを登録することによって、
三次元画像を整合させて、圧力の変化による***の変形によって生じる可能性が
ある生検前及び生検後の手順の間における剪断又はトルクの変動に対応すること
ができる。
るスライスが個別的に相関され、例えば上述の方法によって、その最良の登録が
見つけられる。この技術のある変形例では、スライスは、Ｘ’Ｙ’平面に平行に
定義される。別の変形例では、スライスは、別の平面（例えば、走査ヘッドの下
にありＺ’Ｙ’平面と平行なスライス）において定義され、上述の方法によって
登録された後で再度合成される。それぞれのスライスを登録することによって、
三次元画像を整合させて、圧力の変化による***の変形によって生じる可能性が
ある生検前及び生検後の手順の間における剪断又はトルクの変動に対応すること
ができる。
【００４２】
生検前画像と生検後画像とは、その最良の登録のために調整された後で、ボク
セルごとに加算することによって合成したり、ボクセルごとに減算することによ
って比較することができる。生検前と生検後との間の差異は、これら２つの生検
画像の間で大きな変動を示すボクセルにおける色を変化させることによって、容
易に強調することができる。図８は、典型的な合成された画像の表示方法の例を
示している。***２２の輪郭が、超音波測定によって明らかにされている生検領
域２００（図解のために簡略化された疑わしい領域）と共に示されている。他の
可視的な密度領域２０２及び２０３が示されており、これは、中性的な色又はグ
レイ・スケールで適切に表示される。生検針３００（又は、同等の器具）の軌跡
は表示のためにカラー・コード化される（例えば、緑）のが好ましく、他方で、
組織が取り出された領域２００は、別の色でコード化されているのが好ましい（
例えば、ピンク）。この三次元画像は、容易にデジタル化されコンピュータ可読
な媒体に保管されるが、生検手順の容易に読み取ることができるドキュメント化
を提供し、意図された目標となる組織が本当にサンプリングされたことを証明す
るために検索することができる。画像プロセッサ２４は、また、想像上の平面３
０２によって切り取られたスライスを取り出して、詳細に調べるために二次元的
な断面としてそのスライスを表示することができる。好ましくは、プロセッサは
、ユーザによる入力に応答して任意のスライスを表示のために選択することがで
きるようにプログラムできるし、又は、ユーザは、複数のスライスを掃引して関
心対象の詳細を見ることができる。
セルごとに加算することによって合成したり、ボクセルごとに減算することによ
って比較することができる。生検前と生検後との間の差異は、これら２つの生検
画像の間で大きな変動を示すボクセルにおける色を変化させることによって、容
易に強調することができる。図８は、典型的な合成された画像の表示方法の例を
示している。***２２の輪郭が、超音波測定によって明らかにされている生検領
域２００（図解のために簡略化された疑わしい領域）と共に示されている。他の
可視的な密度領域２０２及び２０３が示されており、これは、中性的な色又はグ
レイ・スケールで適切に表示される。生検針３００（又は、同等の器具）の軌跡
は表示のためにカラー・コード化される（例えば、緑）のが好ましく、他方で、
組織が取り出された領域２００は、別の色でコード化されているのが好ましい（
例えば、ピンク）。この三次元画像は、容易にデジタル化されコンピュータ可読
な媒体に保管されるが、生検手順の容易に読み取ることができるドキュメント化
を提供し、意図された目標となる組織が本当にサンプリングされたことを証明す
るために検索することができる。画像プロセッサ２４は、また、想像上の平面３
０２によって切り取られたスライスを取り出して、詳細に調べるために二次元的
な断面としてそのスライスを表示することができる。好ましくは、プロセッサは
、ユーザによる入力に応答して任意のスライスを表示のために選択することがで
きるようにプログラムできるし、又は、ユーザは、複数のスライスを掃引して関
心対象の詳細を見ることができる。
【００４３】
図５ａ及び５ｂに示された手順では、相関動作（演算）が光相関器によって実
行されるのが極めて好ましい。好適実施例では、画像プロセッサ２４は、２つの
画像を光相関器３０に電子的に書き込む。光相関器３０は、好ましくは、相関動
作を実行し、結果として得られた相関画像を画像プロセッサ２４に返却する。
行されるのが極めて好ましい。好適実施例では、画像プロセッサ２４は、２つの
画像を光相関器３０に電子的に書き込む。光相関器３０は、好ましくは、相関動
作を実行し、結果として得られた相関画像を画像プロセッサ２４に返却する。
【００４４】
光相関器は、波動光学装置を用いて、最初に、本質的に二次元空間のフーリエ
変換を二次元ソース画像に対して実行することによって、画像を二次元的に相関
させる。この方法は、フーリエ変換の広く知られた数学的性質を利用している。
すなわち、相関を含む多くの動作（演算）は、元の空間領域においてよりも、フ
ーリエ変換領域においての方が、容易に計算されるという性質である。特に、二
次元の相関動作は、上述の数式１の方程式によって定義され、この式では、ｆ（
ｘ，ｙ）及びｇ（ｘ，ｙ）は相互相関される二次元の関数又は画像であり、α及
びβは、積分のダミー変数である。この動作は、数値的な手法を用いてそれぞれ
の点ｘ及びｙに対してデジタル的に実行することができるが、１回の画像相関だ
けであっても、非常に多数の計算が必要となる。そのような動作をデジタル的に
実行するのには非常に時間がかかり、どのような最速のデジタル・コンピュータ
を用いたしても、不都合なほど長い時間を要する。
変換を二次元ソース画像に対して実行することによって、画像を二次元的に相関
させる。この方法は、フーリエ変換の広く知られた数学的性質を利用している。
すなわち、相関を含む多くの動作（演算）は、元の空間領域においてよりも、フ
ーリエ変換領域においての方が、容易に計算されるという性質である。特に、二
次元の相関動作は、上述の数式１の方程式によって定義され、この式では、ｆ（
ｘ，ｙ）及びｇ（ｘ，ｙ）は相互相関される二次元の関数又は画像であり、α及
びβは、積分のダミー変数である。この動作は、数値的な手法を用いてそれぞれ
の点ｘ及びｙに対してデジタル的に実行することができるが、１回の画像相関だ
けであっても、非常に多数の計算が必要となる。そのような動作をデジタル的に
実行するのには非常に時間がかかり、どのような最速のデジタル・コンピュータ
を用いたしても、不都合なほど長い時間を要する。
【００４５】
従来型のデジタル・コンピュータとは異なり、光相関器は、（１）ソース画像
を光学的にフーリエ変換し、（２）フーリエ変換領域においてソース画像とフィ
ルタ画像とを比較し、（３）逆フーリエ変換を実行して空間表現で相関パターン
を生じさせることによって、相関動作を非常に高速に実行し、ソース画像とフィ
ルタ画像とを相関させることができる。光相関器は、このような動作をデジタル
・コンピュータよりもはるかに高速に達成することができる。その理由は、光学
的なフーリエ変換は、波動光学の固有の性質を用いて二次元のフーリエ変換を行
うことによって、ソース画像におけるすべての点に対して同時に演算を行うこと
ができるからである。この装置の速度は、実際的な目的に関しては、相関器への
データ転送の利用可能な書込み及び読出し速度によってのみ制限される。実際の
光学的なプロセスは、典型的な光相関器では、１ナノ秒の数分の１で行われる。
を光学的にフーリエ変換し、（２）フーリエ変換領域においてソース画像とフィ
ルタ画像とを比較し、（３）逆フーリエ変換を実行して空間表現で相関パターン
を生じさせることによって、相関動作を非常に高速に実行し、ソース画像とフィ
ルタ画像とを相関させることができる。光相関器は、このような動作をデジタル
・コンピュータよりもはるかに高速に達成することができる。その理由は、光学
的なフーリエ変換は、波動光学の固有の性質を用いて二次元のフーリエ変換を行
うことによって、ソース画像におけるすべての点に対して同時に演算を行うこと
ができるからである。この装置の速度は、実際的な目的に関しては、相関器への
データ転送の利用可能な書込み及び読出し速度によってのみ制限される。実際の
光学的なプロセスは、典型的な光相関器では、１ナノ秒の数分の１で行われる。
【００４６】
光相関器の原理は、既知であり、例えば、Lucas他への米国特許第５，３１１
，３５９号に記載されている。本発明において用いるのに適しているコンパクト
な光相関器は、米国カリフォルニア州Agoura Hills所在のLitton Data Systems,
Inc.などから市販されている。Kirsch他への米国特許第５，６５０，８５５号
、Taksue他への米国特許第５，２１６，５４１号、Hornerへの米国特許第５，４
３８，６３２号などに記載されている共変換相関器などそれ以外のタイプの光相
関器を本発明と共に用いることもできる。
，３５９号に記載されている。本発明において用いるのに適しているコンパクト
な光相関器は、米国カリフォルニア州Agoura Hills所在のLitton Data Systems,
Inc.などから市販されている。Kirsch他への米国特許第５，６５０，８５５号
、Taksue他への米国特許第５，２１６，５４１号、Hornerへの米国特許第５，４
３８，６３２号などに記載されている共変換相関器などそれ以外のタイプの光相
関器を本発明と共に用いることもできる。
【００４７】
本発明を説明するためには、光相関器３０は、機能的には、図９に示されてい
るような３つの（電子的）ポートを有する電子光装置として考えることができる
。これらの３つのポートは、（１）相関のために入力画像を符号化する電子信号
を受け取る画像入力ポート２１０と、（２）第２の画像を符号化する第２の電子
信号を受け取るフィルタ入力ポート２１２、すなわち、相関のための「フィルタ
」と、（３）相関画像を出力のために電気信号に変換する、典型的には電荷結合
素子（ＣＣＤ）イメジャからの出力ポート２１４とを含む。更に、この装置は、
計算のために用いられる媒体を提供する典型的にはレーザである好ましくは固有
の電磁気放射源を必要とする。
るような３つの（電子的）ポートを有する電子光装置として考えることができる
。これらの３つのポートは、（１）相関のために入力画像を符号化する電子信号
を受け取る画像入力ポート２１０と、（２）第２の画像を符号化する第２の電子
信号を受け取るフィルタ入力ポート２１２、すなわち、相関のための「フィルタ
」と、（３）相関画像を出力のために電気信号に変換する、典型的には電荷結合
素子（ＣＣＤ）イメジャからの出力ポート２１４とを含む。更に、この装置は、
計算のために用いられる媒体を提供する典型的にはレーザである好ましくは固有
の電磁気放射源を必要とする。
【００４８】
画像入力ポート２１０とフィルタ入力ポート２１２とは、アドレシングが可能
な画像ピクセル（典型的には、通常のロー及びコラムのパターンに配列された）
を用いて、二次元の画像マトリクスとして構成される二次元空間光変調器（ＳＬ
Ｍ）として実現される。従って、入力画像は、このマトリクスに適合するように
フォーマットされなければならず（適切には、画像プロセッサ２４によって）、
データのそれぞれのピクセルは、画像プロセッサ２４の制御の下に、ＳＬＭ上の
空間的に対応するピクセルにアドレシングされる。例えば、本発明のある実施例
では、画像入力ポートとフィルタ入力ポートとは、２５６ｘ２５６のピクセル化
されたマトリクスとして実現される。従って、この実施例では、画像プロセッサ
２４は、前処理のステップ１１６（図５ａ）の一部として、超音波画像を、光相
関器３０への出力のために２５６ｘ２５６のマトリクスの上にマップする。本発
明の典型的な実施例では、バンダーラグト（Vanderlugt）型の光相関器が用いら
れる。そのような相関器では、「フィルタ」画像は、二次元のフーリエ変換によ
る前処理がなされなければならない。そのような実施例では、「フィルタ」ポー
トに書き込まれた画像は、好ましくは、画像プロセッサ２４によって（例えば、
前処理のステップ１１６において）二次元フーリエ変換がなされて、周波数領域
のパターンが提供される。別の実施例では、共変換（joint transform）相関器
を、光相関器３０として用いることができる。これによって、フィルタ画像のデ
ジタル・フーリエ変換が不要となるが、その理由は、この変換が、共変換相関器
によって光学的に実行されるからである。
な画像ピクセル（典型的には、通常のロー及びコラムのパターンに配列された）
を用いて、二次元の画像マトリクスとして構成される二次元空間光変調器（ＳＬ
Ｍ）として実現される。従って、入力画像は、このマトリクスに適合するように
フォーマットされなければならず（適切には、画像プロセッサ２４によって）、
データのそれぞれのピクセルは、画像プロセッサ２４の制御の下に、ＳＬＭ上の
空間的に対応するピクセルにアドレシングされる。例えば、本発明のある実施例
では、画像入力ポートとフィルタ入力ポートとは、２５６ｘ２５６のピクセル化
されたマトリクスとして実現される。従って、この実施例では、画像プロセッサ
２４は、前処理のステップ１１６（図５ａ）の一部として、超音波画像を、光相
関器３０への出力のために２５６ｘ２５６のマトリクスの上にマップする。本発
明の典型的な実施例では、バンダーラグト（Vanderlugt）型の光相関器が用いら
れる。そのような相関器では、「フィルタ」画像は、二次元のフーリエ変換によ
る前処理がなされなければならない。そのような実施例では、「フィルタ」ポー
トに書き込まれた画像は、好ましくは、画像プロセッサ２４によって（例えば、
前処理のステップ１１６において）二次元フーリエ変換がなされて、周波数領域
のパターンが提供される。別の実施例では、共変換（joint transform）相関器
を、光相関器３０として用いることができる。これによって、フィルタ画像のデ
ジタル・フーリエ変換が不要となるが、その理由は、この変換が、共変換相関器
によって光学的に実行されるからである。
【００４９】
従来の実際的な高速光相関器では、ＳＬＭと光検出器マトリクスとは、連続的
に変調可能な表面ではなく離散的なピクセルによって構成されていたことに注意
してほしい。従って、フーリエ変換と相関演算とは、離散的な相互相関（上述の
数１の方程式によって与えられる）を近似することしかできないのである。しか
し、得られた近似は、ほとんどの応用例については、画像処理に十分である。
に変調可能な表面ではなく離散的なピクセルによって構成されていたことに注意
してほしい。従って、フーリエ変換と相関演算とは、離散的な相互相関（上述の
数１の方程式によって与えられる）を近似することしかできないのである。しか
し、得られた近似は、ほとんどの応用例については、画像処理に十分である。
【００５０】
入力及びフィルタ画像が入力及びフィルタ・ポート２１０及び２１２に書き込
まれると、光相関器は、折り畳まれた音波画像と放射線画像との間の最大の相関
の位置における光学的な１又は複数のピークを有する二次元出力相関パターンで
ある出力画像を生じる。相関の程度は、出力信号の強度によって示される。相関
器の出力ＣＣＤの二次元マトリクス上の出力ピークの位置は、複数の画像相互間
の並進又はシフトを示している。出力画像は、出力光検出器（ＣＣＤ）２１４か
ら、画像プロセッサ２４によって通常の態様で、ＣＣＤ電圧値をシーケンシャル
にロー（又は、コラムについて）についてシフトして出力レベルをデジタル化す
ることによって、読み出される。
まれると、光相関器は、折り畳まれた音波画像と放射線画像との間の最大の相関
の位置における光学的な１又は複数のピークを有する二次元出力相関パターンで
ある出力画像を生じる。相関の程度は、出力信号の強度によって示される。相関
器の出力ＣＣＤの二次元マトリクス上の出力ピークの位置は、複数の画像相互間
の並進又はシフトを示している。出力画像は、出力光検出器（ＣＣＤ）２１４か
ら、画像プロセッサ２４によって通常の態様で、ＣＣＤ電圧値をシーケンシャル
にロー（又は、コラムについて）についてシフトして出力レベルをデジタル化す
ることによって、読み出される。
【００５１】
本発明は、並進、回転及びスケール乗算など、座標の線形変換の用語を用いて
説明されているが、本発明は、線形変換に限定されない。いくつかの応用例では
、座標系の非線形変換を用いることができる。例えば、超音波測定情報が、対象
物の位置の変化によって又は機具の圧力によって***が異なる態様に変形してい
る場合にも、得られる。非線形であるのが一般的な数学的変換を適用することに
よって、変形している対象となる***の元の対象である***へのよりよいマッピ
ングを得ることができる。同様にして、走査技術によっては、非線形の変換を用
いて処理される曲線的で非デカルト的な座標系に関係する場合がある。
説明されているが、本発明は、線形変換に限定されない。いくつかの応用例では
、座標系の非線形変換を用いることができる。例えば、超音波測定情報が、対象
物の位置の変化によって又は機具の圧力によって***が異なる態様に変形してい
る場合にも、得られる。非線形であるのが一般的な数学的変換を適用することに
よって、変形している対象となる***の元の対象である***へのよりよいマッピ
ングを得ることができる。同様にして、走査技術によっては、非線形の変換を用
いて処理される曲線的で非デカルト的な座標系に関係する場合がある。
【００５２】
本発明の実施例を以上で説明してきたが、本発明から離れることなく、多くの
変更、修正及び追加的な実施例を実現することが可能であることは、この技術分
野の当業者には明らかなはずである。例えば、超音波画像化システムの構成又は
幾何学的配置及び用いられている座標系を変更することができる。データ記憶、
伝送又は処理のための様々な手段を用いることができる。画像プロセッサから光
相関器に送られる画像の解像度やタイプを変更することも可能である。三次元の
相互相関も可能である（しかし、計算論的には複雑となる）。そのような演算を
複数の平面的な演算に分解することができる限度であれば、上述の光相関器を用
いることによって、計算を加速することができる。従って、本発明は、冒頭の特
許請求の範囲によってのみ範囲が決定されるものである。
変更、修正及び追加的な実施例を実現することが可能であることは、この技術分
野の当業者には明らかなはずである。例えば、超音波画像化システムの構成又は
幾何学的配置及び用いられている座標系を変更することができる。データ記憶、
伝送又は処理のための様々な手段を用いることができる。画像プロセッサから光
相関器に送られる画像の解像度やタイプを変更することも可能である。三次元の
相互相関も可能である（しかし、計算論的には複雑となる）。そのような演算を
複数の平面的な演算に分解することができる限度であれば、上述の光相関器を用
いることによって、計算を加速することができる。従って、本発明は、冒頭の特
許請求の範囲によってのみ範囲が決定されるものである。
【図１】
本発明による装置のシステム・レベルでのブロック図である。
【図２】
図２ａ及び図２ｂから構成される。図２ａは、生検試料がそこから採取された
位置をドキュメント化する本発明による方法の流れ図である。図２ｂは、図２ａ
の方法の継続部分を示す流れ図である。
位置をドキュメント化する本発明による方法の流れ図である。図２ｂは、図２ａ
の方法の継続部分を示す流れ図である。
【図３】
本発明によって用いられる人の***の超音波画像を取得するのに用いることが
できる幾何学的配置の全体図である。
できる幾何学的配置の全体図である。
【図４】
図３の構成の全体図であり、人の***から三次元画像を取得する走査方式の更
なる詳細を示している。
なる詳細を示している。
【図５】
図５ａ及び図５ｂから構成される。図５ａは、図２の登録ステップにおいて用
いるのに適した、生検前画像を生検後画像と登録する方法の初期ステップを示す
流れ図である。図５ｂは、図５ａから継続する流れ図であり、この方法の更なる
ステップを示している。
いるのに適した、生検前画像を生検後画像と登録する方法の初期ステップを示す
流れ図である。図５ｂは、図５ａから継続する流れ図であり、この方法の更なる
ステップを示している。
【図６】
図６ａ、図６ｂ及び図６ｃから構成され、相関された画像の位置的なオフセッ
トを発見する相互相関操作の例における、入力画像、フィルタ・テンプレート及
び結果的な相関出力画像の単純化された例をそれぞれ示している。
トを発見する相互相関操作の例における、入力画像、フィルタ・テンプレート及
び結果的な相関出力画像の単純化された例をそれぞれ示している。
【図７】
本発明による三次元***画像の画像処理のために選択されうる***の平面スラ
イスの構成の全体図である。
イスの構成の全体図である。
【図８】
本発明によって針生検をドキュメント化するために作成された合成画像の典型
的な視覚的表示を表す全体図である。
的な視覚的表示を表す全体図である。
【図９】
本発明の変形例によってオプションとして用いられ、二次元的な相関動作を高
速で実行することにより生検前画像及び生検後画像の登録に役立つ光相関器のシ
ンボリックな図解である。
速で実行することにより生検前画像及び生検後画像の登録に役立つ光相関器のシ
ンボリックな図解である。
【手続補正書】
【提出日】平成１４年１０月２１日（２００２．１０．２１）
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】特許請求の範囲
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考）
Ａ６１Ｂ 8/00 Ｇ０６Ｔ 1/00 ２９０Ａ
Ｇ０６Ｔ 1/00 ２９０ 3/00 ３００
3/00 ３００ Ａ６１Ｂ 6/00 ３５０Ｓ
３５０Ｐ
(72)発明者 バーク，トーマス・エム
アメリカ合衆国ワシントン州98012−6460，
ボーセル，サウス・イースト，175・プレ
ース 1507
(72)発明者 キャロット，デービッド・ティー
アメリカ合衆国ヴァージニア州20136，ブ
リストウ，ダートフォード・プレース
9151
Ｆターム(参考） 4C093 AA30 CA32 CA33 DA06 FD03
FF12 FF34 FF35 FF42 FG01
FG13 FH04
4C301 DD24 EE17 EE19 JB28 JC11
JC12 JC16 JC20 KK02 KK07
KK16 KK27 LL20
5B057 AA08 BA03 BA05 CA02 CA08
CA12 CA16 CB01 CB08 CB13
CB16 CD14 CE06 CE08 CH09
DA07 DA16 DB02 DB05 DB09
DC19 DC34 DC36
Claims (23)
- 【請求項１】 生検試料が取り出された生***置を視覚的にドキュメント化
する方法であって、 （ａ）生検が取られる前に、組織の領域の第１の画像を取得する（５２）ステ
ップと、 （ｂ）前記領域の生検の後で、組織の前記領域の第２の画像を取得する（６２
）ステップと、 （ｃ）前記第１の画像と前記第２の画像とから、前記第１の画像と前記第２の
画像との間の差を視覚的に強調する合成画像を作成し（７０）、よって、前記生
検組織がサンプリングされた生***置（２００）を視覚的に表現するステップと
、 を含むことを特徴とする方法。 - 【請求項２】 請求項１記載の方法において、前記合成画像を保管のために
記録する（７４）ステップを更に含むことを特徴とする方法。 - 【請求項３】 請求項２記載の方法において、前記記録するステップは、前
記合成画像をコンピュータ可読媒体に記憶するステップを含むことを特徴とする
方法。 - 【請求項４】 請求項２記載の方法において、前記記録するステップは、前
記合成画像に基づいて画像を印刷するステップを含むことを特徴とする方法。 - 【請求項５】 請求項１記載の方法において、前記第１及び第２の画像の少
なくとも一方は三次元画像モデルであることを特徴とする方法。 - 【請求項６】 請求項１記載の方法において、前記合成画像を作成するステ
ップは、 前記第１及び第２の画像の少なくとも一方を空間的に調整して（１１８、１３
６）、前記第１及び第２の画像を空間的に登録するステップを含むことを特徴と
する方法。 - 【請求項７】 請求項６記載の方法において、前記第１及び第２の画像の少
なくとも一方を空間的に調整するステップは、 前記第１の画像と前記第２の画像との間に所定の程度の相関を生じさせる座標
変換を決定する（１４０、１５４）ステップと、 前記座標変換を前記第１及び第２の画像の少なくとも一方に適用して前記画像
を整合するステップと、 を含むことを特徴とする方法。 - 【請求項８】 請求項７記載の方法において、前記座標変換は、 （ａ）複数の座標変換を前記第１及び第２の画像の一方に適用して（１２２）
、複数の対応する調整された画像を取得するステップと、 （ｂ）前記調整された画像を前記第１及び第２の画像の一方と相互に相関させ
て（１３０）、相関出力を作成するステップと、 （ｃ）画定された相関出力をその対応する調整された画像から作成する座標変
換を選択する（１４０）ステップと、 によって決定されることを特徴とする方法。 - 【請求項９】 請求項１記載の方法において、前記合成画像は、前記生検前
画像と生検後画像との間の画像差に基づいて前記合成画像の様々な領域を総合的
な色で表すことにより、画像差を視覚的に強調することを特徴とする方法。 - 【請求項１０】 請求項１記載の方法において、前記合成画像は、総合的な
アイコンを用いて前記合成画像の中の領域にタグ付けをしておおよその生検組織
サンプル位置を示すことによって、画像差を視覚的に強調することを特徴とする
方法。 - 【請求項１１】 複数の生のＸ線***画像から、生検前及び生検後のＸ線乳
房画像に対応する表示可能な合成Ｘ線***画像を作成する方法であって、 （ａ）組織の領域の生検前画像を取得する（５２）ステップと、 （ｂ）組織の実質的に同じ領域の生検後の画像を取得する（６２）ステップと
、 （ｃ）前記生検前の画像と前記生検後の画像との間の変化を表す差画像を導く
（６６）ステップと、 （ｄ）前記生検前及び前記生検後の画像の少なくとも一方を前記差画像と合成
して合成画像を作成するステップと、 を含むことを特徴とする方法。 - 【請求項１２】 請求項１１記載の方法において、前記合成画像を保管のた
めに記録する（７４）ステップを更に含むことを特徴とする方法。 - 【請求項１３】 請求項１２記載の方法において、前記記録するステップは
、前記合成画像をコンピュータ可読媒体に記憶するステップを含むことを特徴と
する方法。 - 【請求項１４】 請求項１２記載の方法において、前記記録するステップは
、前記合成画像に基づいて画像を印刷するステップを含むことを特徴とする方法
。 - 【請求項１５】 請求項１１記載の方法において、前記生検前及び生検後の
画像の少なくとも一方は三次元画像モデルであることを特徴とする方法。 - 【請求項１６】 請求項１１記載の方法において、前記合成画像を作成する
ステップは、 前記生検前及び生検後の画像の少なくとも一方を空間的に調整して（１４４、
１５６）、前記第１及び第２の画像を空間的に登録するステップを含むことを特
徴とする方法。 - 【請求項１７】 請求項１６記載の方法において、前記生検前及び生検後の
画像の少なくとも一方を空間的に調整するステップは、 前記生検前の画像と前記生検後の画像との間に所定の程度の相関を生じさせる
座標変換を決定するステップと、 前記座標変換を前記生検前及び生検後の画像の少なくとも一方に適用して前記
画像を整合するステップと、 を含むことを特徴とする方法。 - 【請求項１８】 請求項１７記載の方法において、前記座標変換は、 （ａ）複数の座標変換を前記生検前及び生検後の画像の一方に適用して（１２
２）、複数の対応する調整された画像を取得するステップと、 （ｂ）前記調整された画像を前記生検前及び生検後の画像の一方と相互に相関
させて（１３０）、相関出力を作成するステップと、 （ｃ）画定された相関出力をその対応する調整された画像から作成する座標変
換を選択する（１４０）ステップと、 によって決定されることを特徴とする方法。 - 【請求項１９】 請求項１１記載の方法において、視覚的なアイコンを合成
画像の中に挿入し生検された組織の領域にしるしを付けるステップを更に含むこ
とを特徴とする方法。 - 【請求項２０】 生検前画像と生検後画像とを関連付けることによって身体
組織の画像を強化するシステムであって、 （ａ）前記生検前及び生検後の画像を受け取り、（ｂ）光相関器を制御して前
記生検前画像と前記生検後画像との間の相関の位置を見つけることによって、前
記生検前及び生検後の画像を登録し、（ｃ）前記生検前及び生検後の画像から合
成画像を誘導するようにプログラムされている画像プロセッサ（２４）と、 前記画像プロセッサに結合されており、前記生検前画像と前記生検後画像とを
相関させ、前記処理された画像の相関の位置を示す相互相関画像を前記画像プロ
セッサに出力するように構成された光相関器（３０）と、 を備えていることを特徴とするシステム。 - 【請求項２１】 請求項２０記載のシステムにおいて、前記画像プロセッサ
は、更に、前記生検前画像と生検後画像との間の差を計算し前記合成画像におけ
る前記差を強調するようにプログラムされていることを特徴とするシステム。 - 【請求項２２】 請求項２０記載のシステムにおいて、前記画像プロセッサ
に結合されており、前記画像プロセッサから前記合成画像を受け取り、ユーザが
前記合成画像を見ることを可能にする視覚的ディスプレイ（３４）を更に備えて
いることを特徴とするシステム。 - 【請求項２３】 請求項２０記載のシステムにおいて、超音波画像データを
前記画像プロセッサに通信して生検前及び生検後の少なくとも一方を提供するよ
うに構成された超音波画像化システム（２０）を更に備えていることを特徴とす
るシステム。
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