JP6537981B2 - 複数の三次元ビューからの大きな対象のセグメンテーション - Google Patents

Description

本発明は、三次元超音波撮像に関する。特に、本発明は、スキャンされた体積内の対象の画像処理及びセグメンテーションに関する。

三次元超音波撮像又は体積撮像において、三次元画像の取得は、プローブによって異なって実行されることができる。例えば、xMatrixプローブ、例えばPhilipsのX6-1を使用して、本物の３Ｄ取得が、実行されることができる。機械式プローブ、例えばPhilipsのV6-2を使用して、３Ｄ体積は、複数の二次元スライスの取得から得られ、その較正は、機械的に駆動される。二次元プローブを使用して、三次元体積は、関心体積を通ってスライスする多くの二次元スキャンを行うことにより作成される。したがって、隣り合って位置する多数の二次元画像が取得される。更に、適切な画像処理により、関心体積の三次元画像が、前記多数の二次元画像から構築されることができる。上記の全ての場合において、三次元情報は、超音波システムのユーザに対してディスプレイ上に適切な形で表示される。

更に、いわゆるライブ三次元撮像、又は４Ｄ撮像は、しばしば、臨床的応用において使用される。ライブ三次元撮像において、体積に対するリアルタイムビューが、取得されることができ、ユーザが解剖学的部位の移動する部分、例えば鼓動する心臓等を見ることを可能にする。ライブ三次元撮像の臨床的応用において、時々、単一の弁又は中隔欠損のような心臓の比較的小さな領域を撮像する要望が存在し、時々、心室全体のような心臓の大きな領域を撮像する要望が存在する。

二次元画像セグメンテーションは、放射線医にとって一般的なタスクである。三次元対象の画像セグメンテーションは、しばしば、複数のスタックされた二次元セグメンテーションから実行される。三次元における画像セグメンテーションは、あまり一般的ではない。抽出された面は、器官又は腫瘍の体積を数量化するか、又はランドマークとしてフィーチャベースの画像位置合わせを実行するかのいずれかで使用されることができる。しかしながら、しばしば、３Ｄ画像において器官を手動でセグメント化するのは、退屈である。数量化及び視覚化ツールは、２Ｄ画像に対しては比較的利用可能であるが、３Ｄ体積分析は、しばしば、臨床業務において実現するのが難しい退屈な手順により手動で行われる。したがって、このような方法は、相当に不便である。自動的に行われる正確なセグメンテーションが、したがって、必要とされるが、特に多くの雑音及び様々なアーチファクトにより破損される超音波画像において、得るのが難しい。

文献ＵＳ２００８／０１３９９３８は、関心領域（ＲＯＩ）内の構造から戻る超音波エコーの信号の強度に基づいて超音波画像において関心強度内の空洞‐組織界面の境界を取得、処理、及び提示するシステムを示す。前記関心領域を占める空洞形状の境界のセグメンテーションは、前記空洞‐組織界面を占める画素セットのコスト関数分析を使用する。セグメント化された形状は、前記関心領域内の前記空洞を含む器官又は構造の面積及び体積を決定するように更に画像処理される。

更に、超音波は、患者にとって無害であるので、特に例えば肝臓における最小侵襲介入中に、広く使用されるモダリティである。超音波画像は、例えばコンピュータ断層撮影（ＣＴ）又は磁気共鳴（ＭＲ）モダリティと比べて同じ医療情報を提供しない。これら全てのモダリティは、包括的体内ビューを提供するのに互いに補完する。しかしながら、超音波は、肋骨が情報を覆い隠す影を落とすので、肋骨の間を視覚化する問題を持つ可能性がある。また、超音波画像は、コンピュータ断層撮影又は磁気共鳴断層撮影と比べて限定的な視野を持つ。人体内の対象のコンピュータ断層撮影又は磁気共鳴断層撮影データを超音波画像データとアラインする（align）ことが、トピックになっている。ＣＴ又はＭＲは、通常、超音波の使用の前に取得され、例えば腫瘍形状及び場所に関する正確な情報を含む。超音波撮像の使用中に、常に注釈つきデータ、例えばＣＴ及び／又はＭＲにより取得された腫瘍形状及び場所を超音波データとアラインされた状態に保つことが望ましい。

更に、他のモダリティが使用されない場合でさえ、超音波画像は、異なる視点から取得されうる。したがって、複数の超音波画像を互いに向けて位置合わせすることは、他のトピックである。

改良された自動又は少なくともコンピュータを使ったセグメンテーション及び位置合わせツールに対する要望が存在する。

本発明の目的は、較正するのにより便利であり、互いに又は代替的な基準、例えば、異なるモダリティにより取られた画像に対して位置合わせされたセグメント化された超音波画像を表示することができる体積内の対象を検査する超音波撮像システムを提供することである。

本発明の第１の態様において、体積内の対象を検査する超音波撮像システムが、提示され、前記システムは、三次元超音波画像を取得し、三次元超音波画像データを提供又は出力する超音波画像取得プローブであって、前記超音波画像取得プローブの位置を追跡し、前記三次元超音波画像の視点位置を提供する追跡装置を有する、超音波画像取得プローブと、前記三次元超音波画像データを受信し、表示データを提供するように構成された画像プロセッサであって、前記画像プロセッサが、複数の三次元超音波画像及びそれぞれの視点位置を受信し、前記複数の三次元超音波画像から前記対象のセグメンテーションを同時に行う、画像プロセッサとを有する。

本発明の他の態様において、体積内の対象の超音波画像を提供する方法が提示され、前記方法は、複数の三次元超音波画像及び各三次元超音波画像の視点位置を有する前記体積の超音波画像データを提供、特に取得するステップと、セグメント化及び位置合わせされた超音波画像データを提供するように第１の超音波画像及び少なくとも１つの他の超音波画像から前記対象を同時にセグメント化及び位置合わせするように前記超音波画像データを処理するステップと、前記セグメント化及び位置合わせされた超音波画像データに基づいて超音波画像を表示するステップとを有する。

本発明の他の態様において、コンピュータにおいて実行される場合に体積内の対象の超音波画像を提供する方法のステップをコンピュータに実行させるプログラムコード手段を有するコンピュータプログラムが、提示され、前記方法は、複数の三次元超音波画像及び各三次元超音波画像の視点位置を有する前記体積の超音波画像データを提供、特に取得するステップと、セグメント化及び位置合わせされた超音波画像データを提供するように第１の超音波画像及び少なくとも１つの他の超音波画像から前記対象を同時にセグメント化及び位置合わせするように前記超音波画像データを処理するステップと、前記セグメント化及び位置合わせされた超音波画像データに基づいて超音波画像を表示するステップとを有する。

本発明の基本的なアイデアは、前記超音波画像の位置合わせ及び共同セグメンテーション（co-segmentation）を容易化するのに追跡装置、特に電磁追跡装置を使用することである。各超音波画像と関連付けられ、前記追跡装置を用いて追跡された前記視点位置により、位置合わせ検索空間を粗く初期化することが可能である。前記共同セグメンテーション及び位置合わせにより見つけられた他の正確な結果は、前記追跡装置を正確に較正するのに使用されてもよい。

これにより、前記超音波画像を、同じ体積の以前に取得された三次元画像、例えば前記超音波データとアラインされたコンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像又は磁気共鳴（ＭＲ）画像と位置合わせされた状態に保つことが、更に容易化される。これを可能にするために、追跡装置が、前記超音波画像取得プローブに取り付けられ、超音波ビューに対する一種のグローバルポジショニングシステム（ＧＰＳ）として機能する。一度前記追跡装置が、特に基準、例えば、ＣＴ体積に対して較正されると、後の超音波体積取得は、前記ＣＴ体積とアラインされる。

前記追跡装置、特に電磁追跡装置の較正は、一般に、異なる方法から作成されることができ、例えば、患者の胸部に配置された基準（fiducials）が、使用されることができる。更に、前記超音波ビューにおいて前記ＣＴ又はＭＲにおける目立つフィーチャ（ランドマーク）を位置特定する手動位置合わせが、使用されてもよい。もちろん、前記ＣＴ及び超音波ビューの両方に存在するランドマーク（例えば肝臓血管）又は形状表面のいずれかを自動的に識別する画像処理ベースの技術が、前記画像をアラインするのに使用されてもよい。しかしながら、これに加えて、本発明は、更なる較正処理を提案する。

これは、造影剤注入が行われない場合に、肝臓血管のようなランドマークが常に前記ＣＴデータにおいて視覚化されることができるわけではないということである。したがって、ランドマーク技術は、前記ＣＴデータに対していくらかの制約を与えられる。例えば、患者の胸部に配置された基準を使用する位置合わせは、様々な理由で常に実施されることができるわけではない。例えば、この種の位置合わせ及び較正は、これらのＣＴスキャン中及び他の超音波取得中に基準が所定の場所に留まることを要求する。しかしながら、これは、ＣＴ画像取得（又はＭＲ画像取得）と前記超音波撮像システムの取得との間の時間に対して制約を与える。更に、一部の対象又は器官は、超音波画像取得プローブを使用して全体的にキャプチャされるには大きすぎることがありうる。この場合、それぞれの器官のサブセットをマッチさせることは、表面全体に対する正確な位置合わせを提供しえない。また、超音波体積は、超音波検査に固有の影効果によりひどく損なわれうる。更に、肝臓のような器官のセグメンテーションも、例えばＣＴデータから非常に正確に抽出されうる。しかしながら、この結果は、必ずしも超音波取得の時間における前記患者のそれぞれの形状及び体積にマッチしないかもしれない。前記患者は、自身の姿勢を変化させたかもしれず、及び／又は前記患者は、ＣＴ取得中とは異なる呼吸相を提示するかもしれない。しかしながら、本発明による超音波画像取得装置を用いて、超音波アーチファクトに対してロバストであり、非常に正確である、セグメンテーション及び正確な位置合わせに対する解決法が、提供されることができる。最後に、肝臓のような大きな器官は、都合よく対処されてもよい。

したがって、本質的に、本発明は、位置追跡システム、例えば、前記超音波画像取得プローブに取り付けられた電磁（ＥＭ）追跡装置を提案する。前記追跡装置からのデータは、前記超音波画像取得プローブにより提供された前記画像データを処理する場合に前記画像プロセッサにより処理され、考慮に入れられる。したがって、前記追跡装置により記録される異なる視点位置を持つ複数の超音波画像の取得は、前記超音波画像取得システムにより処理されることができる。前記対象のセグメンテーション及び前記複数の超音波画像の位置合わせは、モデルベースの位置合わせ及び共同セグメンテーションプロセスにより行われることができる。

本発明の好適な実施例は、従属請求項に規定される。請求された方法が、従属請求項に規定される、及び請求された装置と同様の及び／又は同一の好適な実施例を持つと理解されるべきである。

前記超音波撮像システムの一実施例において、前記画像プロセッサは、変形された初期幾何形状が可能な限り良好に前記対象の境界にマッチするようにエネルギ項を最小化することにより前記セグメンテーションを行うように構成される。

前記セグメンテーションプロセス中に変換される以前に特定された初期幾何形状を使用するモデルベースの方法が、同時に全ての超音波画像において前記対象を見つけ、セグメント化するロバストな収束方法を提供することが分かっている。以下に更に詳細に説明されるように、前記セグメンテーションは、初期モデル、例えば目標対象の形状を粗く表す初期モデルを変形することを有する。更なる実施例において、前記エネルギ項は、第１の三次元超音波画像を表す第１の項及び他の三次元超音波画像を表す少なくとも１つの他の項を有し、前記変形された初期幾何形状は、前記第１の及び前記少なくとも１つの他の項において両方とも同じであり、データ忠実度項又は前記第１の及び前記少なくとも１つの他の項は、各々、前記三次元超音波画像及び前記少なくとも１つの三次元超音波画像を位置合わせする位置合わせ変換を有する。

前記第１の及び前記少なくとも１つの他の超音波画像は、共通の基準に対して位置合わせされてもよい。前記共通の基準は、例えば、前記超音波画像の１つ、例えば、前記第１の超音波画像又は場合により、異なるモダリティにより、例えばＣＴ又はＭＲにより取得された三次元画像でありうる。もちろん、前記共通の基準は、共通の座標系内のいかなる位置であってもよい。重要なのは、最終的に互いに対する全ての位置を知ることである。これにより、前記三次元超音波画像データから前記対象をセグメント化する場合、同時に、前記位置合わせ変換が、見つけられることができる。前記セグメンテーションの前に前記三次元超音波画像データ及び前記少なくとも１つの他の三次元超音波画像データを正確に事前位置合わせする必要性は存在しない。むしろ、少なくとも２つの画像データセットの位置合わせは、前記セグメンテーションと同時に実行される。これらをアラインする幾何学的変換は、したがって、副次的な結果として利用可能である。これは、前記複数の三次元超音波画像データを位置合わせし、同時に前記超音波撮像システムの位置合わせされた画像を提供することを可能にする。

他の実施例において、前記初期幾何形状の変形は、前記初期幾何形状に対して大域変換及び非剛体局所変換を適用することにより行われ、特に、前記大域変換は、前記初期幾何形状を平行移動、回転及びスケーリングし、前記非剛体局所変換は、前記初期幾何形状に変位場を適用する。

特に、前記変位場は、滑らかさにおいて構造（build）を持ちうる。更に、前記エネルギ項は、前記非剛体局所変換を含む第３の項を更に有しうる。前記エネルギ項のこの構成は、セグメント化されるべき前記対象に粗く対応する前記初期幾何形状を変形することが、変換中に変形されすぎないという利点を提供する。これは、前記初期幾何形状の変形を、前記初期幾何形状を平行移動及び回転及びスケーリングする大域変換と、前記初期幾何形状を変形する別の局所変換に分離することにより達成される。これにより、前記方法は、前記対象の形状が、前記初期幾何形状から外れすぎないように前記局所変換を不利にする（penalizing）第３の項を適用することができる。これにより、前記初期幾何形状に近いセグメンテーションは、前記プロセスにより好まれる。

他の実施例において、前記画像プロセッサは、異なるモダリティ、例えば、コンピュータ断層撮影により取得された三次元画像データ内の前記対象のセグメンテーションに基づいて前記初期幾何形状を決定するように構成される。

これにより、異なるモダリティ、例えば、ＣＴは、特にこれが大きい場合に、前記対象を見つけ、セグメント化し、このセグメント化された形状を超音波セグメンテーション及び位置合わせ中に初期幾何形状として使用するように使用されてもよい。

他の実施例において、前記画像プロセッサは、ユーザによる定義として前記初期幾何形状を受け取るように構成される。

したがって、ユーザが基本的な幾何学的な先の初期幾何形状をセットすることを条件とせず、例えばこの場合にセグメント化されるべき楕円体又は球は、肝臓である。もちろん、円筒又は平均形状（例えば肝臓の平均形状）のような他の基本的な幾何学的形態も、使用されうる。

他の実施例において、前記画像プロセッサは、共通の基準、例えば異なるモダリティにより取得された三次元画像データ又は前記複数の三次元超音波画像の１つに対する各三次元超音波画像に対する位置合わせ変換を決定するように構成される。

これにより、例えば前記超音波画像取得システムの制御下の介入中に、位置合わせされた画像は、例えば異なるモダリティ、例えばＣＴ又はＭＲにより取得された前記対象に対する隣り合ったビューで、ユーザに提示されることができる。

他の実施例において、前記画像プロセッサは、位置合わせ検索空間の初期化に基づいて前記セグメンテーションを行うように構成され、前記位置合わせ検索空間の初期化は、前記初期幾何形状が可能な限り良好に前記三次元超音波画像内の対象境界にマッチするようにエネルギ項を最小化することにより前記初期幾何形状を前記三次元画像の各々において初期幾何形状を粗く配置することにより行われる。

この初期化により、前記位置合わせに対する検索空間は、大幅に減少されることができる。粗い推定として、前記対象の前記初期幾何形状のみならず、前記超音波画像が取得された前記視点位置も、供給されることができる。前記エネルギ項の最適化は、これらの初期位置の周りでのみ検索される。

他の実施例において、前記エネルギ項は、単に三次元平行移動変換を最適化し、それぞれの三次元画像を取得する場合の前記超音波画像取得プローブの視点位置を考慮に入れることにより最小化され、前記追跡装置により追跡される前記画像取得プローブの三次元の向きの較正が、考慮に入れられる。

これにより、事前較正ワークフローは、最初に初期配置情報を提供するように行われうる。例えば、これは、前記患者の胸骨上に粗く配置され、前記患者の頭尾軸上で手がかりを与える前記電磁（ＥＭ）追跡装置による２つの追跡位置の取得及び記録にある。この場合、前記位置合わせ検索空間の自動初期化は、この事前較正ワークフローの情報に基づいて行われることができる。

これにより、前記初期化は、便利に速められる。平行移動変換のみが検索され、追跡装置で取得された前記視点位置が考慮されると、前記初期化は、非常に速く取得されうる。更に、部分的に取得された対象のみに対処する場合、前記共同セグメンテーション及び位置合わせは、非常にロバストな態様で初期化されうる。

他の実施例において、前記超音波撮像システムは、前記超音波画像取得プローブにより取得された他の複数の三次元超音波画像及び既に行われた初期化を使用することにより前記セグメンテーション及び位置合わせ変換の要求改良を提供するように更に構成される。

改良中に、前記対象の少なくとも１つの超音波体積の取得が、行われる。この場合、再び、前記超音波画像のセグメンテーション及び位置特定が、前記モデルベースの位置合わせ及び共同セグメンテーションプロセスに基づいて行われる。しかしながら、以前に行われた初期化が、使用される。

他の実施例において、前記超音波撮像システムは、電磁追跡装置である追跡装置を有する。

これにより、副次的要件を持たず、プローブのような小さな装置に一体化するのに特に有用である非常に小さなサイズのセンサを使用する電磁ナビゲーション及び追跡技術が、使用されうる。

前記方法の他の実施例において、前記方法は、入力として前記超音波画像データを提供するステップの前に異なるモダリティを使用して取得された体積の前記対象の三次元画像を提供する、特に取得する更なるステップを有する。

上で既に説明されたように、異なるモダリティを使用して取得された前記対象の前記三次元画像は、特に非常に大きな対象である場合に、前記初期幾何形状を取得するように前記異なるモダリティを使用して取得された前記画像から、前記対象をセグメント化するのに使用され、前記超音波画像において前記セグメンテーションプロセスを初期化するのに使用されうる。

他の実施例において、前記方法は、前記画像取得プローブを既知の軸上の少なくとも２つの異なる場所に移動する、又は既知の軸、例えば患者の頭尾軸に対する所定の関係、すなわち平行又は垂直に前記プローブを向けることにより前記視点位置を取得する追跡装置を構成する第１のステップを有する。

特定の実施例において、本発明は、電磁追跡装置を用いて及び最小侵襲介入中に使用されうる。したがって、超音波検査システム又は位置特定センサを備えた超音波システムは、この特定の発明の利益を享受する。本発明は、前記対象の形状が、異なるモダリティに対して取得された画像における以前に行われたセグメンテーションから実際に既知である、システムにおいて使用されうる。しかしながら、本発明は、対象の形状の粗い推定、例えばただの球又は平均形状が与えられる目標対象の共同位置合わせ及びセグメンテーションにも対処する。まだ、本発明は、追跡装置を備えるが、しかしながら、ＣＴ又はＭＲが利用可能ではない、超音波システムのみの応用をも見つける。この応用に対して、本発明は、異なる視点位置を持つ複数の超音波画像内の前記対象をセグメント化するように機能する。

他の実施例において、前記画像プロセッサは、前記位置合わせ変換がアフィンであるように更に構成される。

一般に、前記エネルギ項の第１及び第２の項の一方又は換言するとエネルギのデータ類似性項に適用される前記位置合わせ変換は、剛体変換又は非剛体変換であることができる。前記位置合わせ変換は、いかなる種類の大域線形変換であってもよい。特に、これは、アフィン変換であることができる。アフィン変換は、直線及び直線上に位置する点の間の距離の比を保存する変換である。アフィン変換は、平行移動が後に続く線形変換と同等である。特に、前記アフィン変換は、最大で１２のパラメータを持つ線形変換でありうる。

しかしながら、提案されたシステム及び方法が、患者の他の器官又は患者内の対象の検査に適用されることもできると強調されなければならない。他の適切な基本的な幾何形状は、患者の脾臓、腸、膵臓、肝臓又は心臓に対して見つけられうる。更に、大動脈が、提案されたシステム及び方法により検査されうる対象であってもよい。大動脈に対して、細長い円筒が、前記基本的な幾何形状でありうる。

他の実施例において、前記超音波撮像システムは、超音波受信信号を提供するように構成されたトランスデューサアレイと、前記体積をスキャンするように前記トランスデューサアレイを制御するように構成され、前記超音波受信信号を受信し、画像信号を提供するように更に構成されるビームフォーマと、前記ビームフォーマを制御するコントローラと、前記画像信号を受信し、三次元画像データ及びコントラスト強調三次元画像データを提供するように構成された信号プロセッサとを更に有する。

これにより、複数の三次元画像を取得し、前記画像プロセッサに提供することができ、前記画像プロセッサに提供する完全に機能する超音波撮像システムが、提供される。前記コントラスト強調三次元画像データは、この場合、セグメンテーション及び位置合わせをサポートするのに異なるモダリティのデータとして使用されうる。

本発明のこれら及び他の態様は、以下に記載される実施例を参照して説明され、明らかになる。

超音波撮像システムの一般的な概観を示す。 超音波システムの本質的な要素を示すブロック図を示す。 取得の体積を説明する概略図を示す。 共同セグメンテーション及び位置合わせプロセスを示すブロック図を示す。 セグメンテーション中に初期幾何形状に行われる変換を説明する例を示す。 セグメンテーション中に初期幾何形状に行われる変換を説明する例を示す。 セグメンテーション中に初期幾何形状に行われる変換を説明する例を示す。 画像取得プロセス全体の実施例を示す他のブロック図を示す。 画像取得中の患者の位置及び関連する軸の新しい概略図を示す。 方法の一実施例のブロック図を示す。 進行中の画像取得を説明する画像例を示す。 進行中の画像取得を説明する画像例を示す。 進行中の画像取得を説明する画像例を示す。 進行中の画像取得を説明する画像例を示す。

図１は、一実施例による超音波システム１０、特に医療用超音波三次元撮像システムの概略図を示す。超音波撮像システム１０は、解剖学的部位、特に患者１２の解剖学的部位の体積を検査するのに使用される。超音波システム１０は、超音波を送信及び／又は受信する複数のトランスデューサ素子を持つ少なくとも１つのトランスデューサアレイを持つ超音波画像取得プローブ１４を有する。一例において、前記トランスデューサ素子は、各々、特定のパルス持続時間の少なくとも１つの送信インパルス、特に複数の後続する送信パルスの形式の超音波を送信することができる。前記トランスデューサ素子は、例えば機械的に移動される又は軸の周りで旋回されることができる二次元画像を提供する、例えば一次元の行に配置されることができる。更に、前記トランスデューサ素子は、特にマルチプラナ又は三次元画像を提供する、二次アレイに配置されてもよい。

一般に、各々特定の音響ライン又はスキャンライン、特にスキャン受信ラインに沿った複数の二次元画像は、３つの異なる態様で得られうる。第一に、ユーザは、手動スキャンにより複数の画像を達成してもよい。この場合、前記超音波画像取得プローブは、前記スキャンライン又はスキャン面の場所及び向きを追跡することができる位置感知装置を有しうる。しかしながら、これは、現在、考えられていない。第二に、前記トランスデューサは、前記超音波画像取得プローブ内で自動的に機械的にスキャンされうる。これは、一次元トランスデューサアレイが使用される場合でありうる。第三に、及び好ましくは、トランスデューサのフェーズド二次元アレイが、前記超音波画像取得プローブ内に配置され、超音波ビームが、電子的にスキャンされる。前記超音波画像取得プローブは、前記システムのユーザ、例えば医療スタッフ又は医師により手持ちされてもよい。超音波画像取得プローブ１４は、患者１２内の解剖学的部位の画像が提供されるように患者１２の身体に使用される。

更に、超音波システム１０は、超音波システム１０を介する三次元画像の提供を制御する制御ユニット１６を持つ。以下に更に詳細に説明されるように、制御ユニット１６は、超音波画像取得プローブ１４の前記トランスデューサアレイによるデータの取得のみならず、超音波画像取得プローブ１４の前記トランスデューサアレイにより受信された前記超音波ビームのエコーから前記三次元画像を形成する信号及び画像処理をも制御する。

超音波システム１０は、前記ユーザに対して前記三次元画像を表示するディスプレイ１８を更に有する。更に、キー又はキーボード２２を及び他の入力装置、例えばトラックボール２４を有してもよい入力装置２０が、設けられる。入力装置２０は、ディスプレイ１８に接続されてもよく、又は制御ユニット１６に直接的に接続されてもよい。

更に、超音波システム１０は、追跡装置、例えば電磁追跡装置を有する。前記追跡装置の部品は、プローブ１４内に位置するか、又はクリップにより前記プローブと関連付けられてもよい。他の部品２５、２５'、例えば磁気抵抗センサのようなセンサは、前記超音波システムの周囲に配置されうる。好ましくは、他の部品２５、２５'の空間座標は、既知である。

図２は、超音波システム１０の概略的なブロック図を示す。上で既に説明されたように、超音波システム１０は、超音波画像取得プローブ（ＰＲ）１４、制御ユニット（ＣＵ）１６、ディスプレイ（ＤＩ）１８及び入力装置（ＩＤ）２０を有する。更に上で説明されたように、プローブ（ＰＲ）１４は、トランスデューサアレイ２６、例えばフェーズド二次元トランスデューサアレイ又は自動的にスキャンされる一次元トランスデューサアレイを有する。更に、前記プローブは、前記追跡装置の部品２７、例えばセンサ２５、２５'により感知される電磁場を生成するコイルを有する。一般に、制御ユニット（ＣＵ）１６は、全体的な画像取得及び提供を調整するようにアナログ及び／又はデジタル電子回路、プロセッサ、又はマイクロプロセッサ等を含みうる中央処理ユニットを有しうる。更に、制御ユニット１６は、ここで中央処理ユニット２８と称されるものを有する。しかしながら、中央処理ユニット２８が、超音波システム１０内の別個のエンティティ又はユニットである必要がないと理解されなくてはならない。これは、制御ユニット１６の一部であることができ、一般にハードウェア又はソフトウェア実装されることができる。現在の区別は、例示目的のみでなされる。制御ユニット１６の一部としての中央処理ユニット（ＣＰＵ）２８は、ビームフォーマを制御し、これにより、体積３２の度の画像が取られるか及びどのようにしてこれらの画像が取られるかを制御しうる。ビームフォーマ（ＢＦ）３０は、トランスデューサアレイ（ＴＲ）２６を駆動する電圧を生成し、部分繰り返し周波数を決定し、これは、送信されたビーム及び受信をスキャン、集束及びアポダイズし、又はビームを受信してもよく、更に、トランスデューサアレイ２６により戻されるエコー電圧ストリームを増幅、フィルタリング及びデジタル化してもよい。更に、制御ユニット１６の中央処理ユニット２８は、一般的なスキャンストラテジを決定してもよい。このような一般的なストラテジは、上で既に説明されたように、所望の体積取得速度、前記体積の横範囲、前記体積の高度範囲、最大及び最小線密度、スキャン線時間及び線密度を含みうる。ビームフォーマ３０は、更に、トランスデューサアレイ２６から超音波信号を受信し、画像信号として転送する。

更に、超音波システム１０は、画像信号を受信する信号プロセッサ（ＳＰ）３４を有する。信号プロセッサ３４は、一般に、アナログ‐デジタル変換、デジタルフィルタ、例えば、バンドパスフィルタ、及び、受信された超音波エコー又は画像信号の検出及び圧縮、例えばダイナミックレンジ減少に対して設けられる。前記信号プロセッサは、画像データを転送する。

更に、超音波システム１０は、信号プロセッサ３４から受信された画像データをディスプレイ１８上に最終的に示される表示データに変換する画像プロセッサ（ＩＰ）３６を有する。特に、画像プロセッサ３６は、前記画像データを受信し、前記画像データを前処理し、画像メモリに記憶してもよい。これらの画像データは、この場合、更にディスプレイ１８により前記ユーザにとって最も便利な画像を提供するように後処理される。この場合、特に、画像プロセッサ３６は、各スライスにおいて複数の二次元画像から前記三次元画像を形成してもよい。

ユーザインタフェースは、一般に、参照番号３８で描かれ、ディスプレイ１８及び入力装置２０を有する。これは、更なる入力装置、例えば、マウス又は超音波画像取得プローブ１４自体に設けられてもよい更なるボタンを有してもよい。

本発明を適用する三次元超音波システムに対する特定の例は、特に出願人のX6-1又はX7-2t TEEトランスデューサ又は出願人のxMATRIX技術を使用する他のトランスデューサと一緒に、出願人により販売されるCX32CompactXtreme Ultrasoundシステムである。一般に、Philips iE33システム上で見つけられるマトリクストランスデューサシステム又は例えばPhilips iU22及びHD15システム上で見つけられる機械式３Ｄ／４Ｄトランスデューサ技術は、本発明を適用しうる。

図３は、超音波画像取得プローブ１４に対する体積３２の一例を示す。この例に描かれる典型的な体積３２は、フェーズド二次元電子スキャンアレイとして構成される超音波画像取得プローブ１４のトランスデューサアレイのため、扇形タイプである。したがって、体積３２のサイズは、仰角４２及び外側角（lateral angle）４４により表されうる。体積３２の深度４６は、ライン毎の秒（seconds per line）でのいわゆるライン時間により表されうる。これは、特定のスキャンラインをスキャンするのに費やされるスキャン時間である。

体積３２は、複数のスライス４８、５０又は二次元画像に分割されうる。２つのスライス４８、５０のみが、例示目的で描かれている。実際には、異なる仰角４０を持つ複数のスライス４８、５０は、体積３２に広がる。もちろん、スライス４８、５０は、仰角方向に向けられ、横方向において体積３２を横切って広がってもよい。画像取得中に、超音波画像取得プローブ１４の前記二次元トランスデューサアレイは、体積３２が順次的にスライス４８、５０の各々の中の複数のこれらのスキャンラインに沿ってスキャンされるようにビームフォーマにより動作される。マルチライン受信処理において、単一の送信ビームは、複数の、例えば４つの受信スキャンラインを照射してもよく、前記スキャンラインに沿って、信号が並列に取得される。そうであれば、受信ラインのこのようなセットは、順次的に体積３２を横切って電子的にスキャンされる。

この応用において、目標は、少なくとも２つの異なる画像から同じ対象、例えば肝臓を正確にセグメント化することである。前記セグメンテーションは、初期モデル、例えば目標対象の形状を粗く表す初期モデルを変形することを有する。一例として、前記目標対象が肝臓である場合、前記初期形状は、球又は肝臓平均形状でありうる。この形状は、前記形状の内側で正であり、外側で負である、全空間において規定される、陰関数、すなわち関数φにより表される。前記形状は、この場合、このような関数のゼロレベルセット（zero level-set）である。前記陰関数全体は、空間変換ψにより変形される。特に、前記ゼロレベルセットは、変化し、したがって、対応する対象が変化する。この変換は、異なる種類の２つの変換に分解される。

は、前記初期形状を平行移動、回転又はスケーリングすることができる大域変換である。

これは、基本的に前記モデルの初期姿勢を補正する。

は、前記画像においてセグメント化する前記対象により正確にマッチするように前記対象を実際に変形する局所的な変形である。

前記方法のゴールは、この場合、画像Ｉ情報を使用して、最良の

及び

を見つけることである。これは、以下のエネルギを最小化することにより行われる。

データ忠実度とも称される第１の項において、Ｈは、積分が実際に前記変形された対象の内側のみであることを意味するヘビサイド関数（ｘ＞０の場合にＨ(ｘ)＝１及びｘ＜０の場合に０）である。ｒ(ｘ)は、各点において、ボクセルが関心対象の外側（内側）でありそうな場合に負（正）の値を返す画像に基づく関数である。あいまいな領域において、ｒ(ｘ)はゼロにセットされる。第２の項は、いわゆる正則化（regularization）である。第２の項は、

と恒等関数との間のノルムである。前記対象形状が、以前の前記形状から外れすぎるべきではないので、前記変形の振幅は、不利にされる。この第２の項が、前記対象の位置及び向きとは独立であり、これが前記変換の分解の目的であったことが、強調されるべきである。このようなエネルギの最小化は、

及び

の両方に同時に勾配降下を使用して実行される。

２つの画像のみの単なる例において、前記２つの画像が既に完全に位置合わせされている場合、以前に記載された式は、他のデータ忠実度項を追加することにより容易に拡張されることができる。

しかしながら、位置合わせされた取得は、両方のＵＳ画像が同時に又は一方の直後に取得される場合にのみ行われうる。後で取得された場合に前記ＵＳ画像が位置合わせされる可能性は非常に低い。したがって、これは、他の変換を用いて考慮に入れられる。一般に、この変換は、非剛体であってもよく、いかなるタイプであってもよい。しかしながら、同じ対象を探す仮定がなされることができる場合、この変換（

で示される）は、剛体であることができ、すなわち、これは、同じサイズでのみ、位置及び向きの大域的変化を可能にする。変換

は、計算効率の損失なしで、例えば体積変化を考慮に入れるように、いかなるアフィン変換にセットされることもできる。前記エネルギは、この場合、

になる。

基本的に、これは、変換

により前記第２の項から来る画像情報を補正する。画像より多い場合、各々が独自の変換を有する各画像に対する他の項が、追加されなくてはならない。

オプションである第３の項は、局所的な変形に対する制約として構築される。これは、前記局所的な変形が、前記対象の形状に前記初期幾何形状から外れすぎさせる場合に、不利にする。したがって、最小値を探しているとき、前記第１及び第２の項が同じ結果を生じる場合、他の解より小さく前記初期幾何形状を変換する解が、最良と見なされる。パラメータ「λ」は、この制約の妥当性を決定するようにセットされうる。

前記最適化は、

、

及び

に対して同時に勾配降下により実行される。最後に、関数

のゼロレベルセットとしてのセグメンテーションは、前記２つの画像の情報を使用したので、より正確である。更に、前記画像を互いに対して位置合わせすることを可能にする変換

の推定が、達成される。

図４は、前記セグメンテーションが行われるべきである実施例を示す。この実施例において、前記三次元超音波画像データ及び前記他の三次元超音波画像データも位置合わせされる。

実際のセグメンテーションは、２つの変換、すなわち、回転、平行移動及びスケーリングを考慮に入れる大域変換及び初期幾何形状を実際に変形させる局所変換を用いて初期幾何形状を変形することにより得られる。前記２つの変換は、前記変形された形状が前記画像データ内の目標対象の境界にマッチするように領域競合エネルギを最小化することにより見つけられる。この実施例において、２つの画像に基づく項は、前記複数のＵＳ画像が考慮に入れられるように前記エネルギ項において使用される。２より多い超音波画像の場合、より多くの画像に基づくエネルギ項が、各画像に対して１つ、追加されうる。前記２つ（より多い）画像データセットは、必ずしも位置合わせされないので、前記２つの画像に基づく項の１つは、変換により補正されなければならない。例えば肝臓がスキャンされ、患者が息を止める場合、平行移動及び回転のみの剛体変換が適用されることができるように通常の超音波画像データ及び前記他の超音波画像データの取得中に肝臓が変形されないという仮定が、なされることができる。この場合、前記大域変換、前記局所変換及び前記ＵＳ画像間の剛体変換に対するエネルギが、最適化されることができる。

第一に、前記セグメンテーションは、初期幾何形状６４を見つける又はセットすることにより初期化されうる。これは、手動で行われてもよい。前記位置合わせを初期化することは、前記初期幾何形状を平行移動及び回転することのみにより前記通常の三次元超音波画像データにおいて初期幾何形状６４を検索することにより行われうる。これにより、前記通常の三次元超音波画像データと前記他の三次元超音波画像データとの間の初期幾何学変換が、提供されることができる。この幾何学変換は、以前に推定された初期形状、例えば楕円体、球又は円筒の前記通常の三次元超音波画像における（平行移動及び回転に対する）徹底的な検索により推定されうる。更に、初期化は、以下に更に詳細に説明されるように前記追跡装置により見つけられてもよい。

この場合、ブロック６４及び７６に対する初期化を提供され、三次元超音波画像データ６２及び他の三次元超音波画像データ６０を提供されて、実際のセグメンテーションは、行われることができる。前記セグメンテーションは、以下のように機能する。

以前にセットされた初期幾何形状は、ここで、前記対象又は肝臓をより正確にセグメント化するように以前に記載されたフレームワークによって変形される。特定の応用において、前記画像に基づく項は、ｒ(ｘ)＝±ΔＩ(ｘ)にセットされてもよく、ここでΔ‐演算子は、ラプラシアン演算子を示す。数学的に、対象の内側の前記画像のラプラシアンを最小化することは、前記対象の表面の法線ベクトルが、画像勾配とマッチすべきであり、換言すると、前記セグメンテーション方法が、明るい部分から暗い部分へのエッジ（又は乗算符号に依存して、暗い部分から明るい部分）を探す。

図４において、全ての画像の画像データを１つの基準系に変換する、行われるべき、超音波画像データ７０の大域変換及び他の超音波画像データ６８の大域変換が、示される。ブロック７４における前記通常の三次元超音波画像データ及び前記他の超音波画像データは、ブロック７２において変換される。しかしながら、もちろん、前記通常の三次元超音波画像データ及び前記他の超音波画像データの一方のみが実際に変換される必要があるように、前記三次元超音波画像データ又は前記他の超音波画像データのいずれかの座標系が、前記基準系として使用されてもよい場合でありうる。更に、全ての超音波画像データは、他のモダリティ、例えば磁気共鳴断層撮影等により以前に取得されたものの基準系に変換されてもよい。同時に、局所的変形７８は、上で説明されたように行われる。これは、上で説明されたように初期幾何形状６４の変形されたモデル６６を生じる。前記初期幾何形状のこの変形されたモデルを使用することにより、前記対象は、ブロック８０において前記通常の三次元超音波画像データ及び前記他の三次元超音波画像データからセグメント化されることができる。副次的な結果として、前記通常の三次元超音波画像データ及び前記他の三次元超音波画像データは、同じ基準系において大域的に及び局所的に変形されなければならないので、前記通常の三次元超音波画像データ及び前記他の三次元超音波画像データを位置合わせする変換が、ブロック７６として見つけられる。

再び、例示目的で、図５ａは、画像８２における例の関数φ８４を示す。

図５ｂにおいて、基本幾何形状８４から上で説明された初期化プロセスにおいて見つけられる初期幾何形状６４が提供されることが、図示される。前記通常の三次元超音波画像データ及び前記他の三次元超音波画像データから前記対象をセグメント化する変形されたモデル８６を生じる変換ψが、検索される。

図５ｃにおいて、再び、どのようにして初期幾何形状６４から変形されたモデル８６への変換が、局所的変形７８と大域的変形６８，７０とに分割されるかが、詳細に図示される。上で説明されたように、前記初期幾何形状を変形された形状９２に局所的に変形する局所変換関数９０が、提供される。この場合、大域変換関数８８は、変形された形状９２を平行移動、回転及びスケーリングするように供給される。

図６は、どのようにして図４に示される前記共同セグメンテーション及び位置合わせプロセスが本発明によって改良された初期化及び較正に埋め込まれるかを示すフロー図を示す。図４に示される前記プロセスは、参照番号１１２で示される単一のブロックとして図６にも存在する。目標対象３３が肝臓である場合に、例えば肝臓の平均形状である初期幾何形状６４は、第１の及び他の取得された超音波画像６０、６２と同様に共同セグメンテーション及び位置合わせプロセス１１２に入力される。しかしながら、前記共同セグメンテーション及び位置合わせプロセスを初期化するために、取得プロトコルが行われる。第一に、ブロック１０２において、較正データが、図７を参照して以下に更に詳細に説明されるように得られる。ここで、前記超音波プローブは、特定の位置において前記患者の身体上の所定の場所に移動される。これにより、追跡装置２５、２７が、初期化される。もちろん、初期化の他の方法が提供されることができ、例えば、前記追跡装置を較正するように単一の正中横（midline transverse）取得を単に取得することが十分であることができる。更に、例えば人体上の既知の視点、例えば正中矢状、中腋窩線冠状等による様々な取得をガイドする、取得プロトコルが、使用されることができる。

この場合、較正は、ブロック１０４において行われる。複数の超音波画像が、前記追跡装置を備えた前記プローブにより取得される。少なくとも２つの取得が、２つの異なる視点からなされる。好ましくは、同一の呼吸相において取得がなされる。各画像取得に対して、前記視点は、前記追跡装置により記録される。この場合、共通の基準に対する前記超音波画像の第１の粗い位置合わせが、行われる。これは、前記初期幾何形状、前記患者の頭尾軸又は前記患者の身体の他の既定されたビューを示す較正並びに前記画像及び対応する視点座標を考慮に入れる。これにより、前記追跡装置のデータを使用することにより単なる平行移動変換マトリクスを用いて全ての超音波ビューを粗く位置合わせすることが可能である。ここで、前記対象の幾何形状及び前記視点位置に対する粗い推定は、上で説明されたように前記共同セグメンテーション及び位置合わせプロセスに入力されることができる。粗い位置合わせが既に行われると、最適な解に対する前記位置合わせ検索空間が、大幅に減少されることができ、より速い、より正確な結果を生じる。

図４と一緒に説明された前記プロセスは、この場合、セグメント化された対象１０８の正確な形状及び正確な変換マトリクス及び各超音波画像の正確な視点位置を生じる位置合わせを出力する。

図７は、患者１２の身体の概略図を示す。可能な較正プロセス１２０に対する粗い概観が、与えられる。頭尾軸は、参照番号１２２で示される。前後軸は、参照番号１２４で示される。左右軸は、参照番号１２６で示される。較正１０２中に、ユーザは、前記プローブを第１の位置１２８に、次いで前記患者の胸骨上の第２の位置に移動する。この間に画像取得がなされる必要はないが、しかしながら、前記追跡装置、特に電磁追跡装置２５、２７の第１の初期化が、行われる。代わりに、画像取得は、既に行われることができ、前記画像は後で使用される。この後に、対象３３の画像取得は、通常通りに行われることができ、前記対象は、通常の取得位置１３２において超音波画像取得プローブ１４によりスキャンされる。

方法の一実施例は、方法１４０のフロー図を示す図８を参照して記載される。前記方法は、前記方法の異なるステップ中に取得された画像を示す図９ａ乃至９ｄに関連して説明される。

前記方法は、ステップ１４２において開始する。次いで、ステップ１４４において、前記患者は、異なるモダリティによりスキャンされてもよい。この例において、目的が患者の肝臓を検査することであると仮定されるべきである。したがって、ステップ１４４において、前記患者の肝臓は、コンピュータ断層撮影システムによりスキャンされる。肝臓は、ＣＴデータからセグメント化される。前記ＣＴ画像からセグメント化された肝臓の形状は、特定され、前記超音波画像の前記共同セグメンテーション及び位置合わせプロセスにおいて後で使用される前記初期幾何形状を形成しうる。しかしながら、ステップ１４４は、単にオプションである。前記初期幾何形状として基本的な幾何形状、例えば球又は円筒を選択することも可能でありうる。

ＣＴ検査のいくらかの時間の後、例えば１又は２週間後に、前記患者が、例えば最小侵襲介入中に、超音波撮像システムにより検査される場合でありうる。使用される前記超音波システムは、本開示によるものであり、追跡装置を備え、特に前記超音波画像取得プローブが、電磁追跡装置を備える。前記患者は、前記電磁追跡装置の電磁場内にいる。

ここで、ステップ１４６において、前記電磁追跡装置の第１の較正又は初期化が、行われる。この間に、画像取得が行われる必要はない。図７に関連して説明されたように、２つの既定された異なる位置１２８及び１３０は、前記超音波画像取得プローブで触れられる。前記位置は明確に定義されるので、前記患者の頭尾軸は、前記電磁追跡装置において初期化される。この初期化は、前記共同セグメンテーション及び位置合わせプロセスにも提供される。

次いで、前記共同セグメンテーション及び位置合わせプロセスに対する初期化プロセス１４８が、行われる。これにおいて、ステップ１５０において、前記複数の超音波画像が、取得される。各位置において、前記視点座標は、前記電磁追跡装置により記録される。前記患者は、自由に呼吸しうるが、取得は、好ましくは、同一の呼吸相においてなされる。例えば、２つの超音波取得は、図９ａに示されるように、２つの異なる視点からなされうる。ここで、第１の超音波取得１６０及び第２の超音波取得１６２が、図示される。向きの理由に対するビューインジケータ１６４も、図示される。

次いで、ステップ１５２において、前記共同セグメンテーション及び位置合わせプロセスは、図４を参照して詳細に説明されたように開始される。このプロセスにおいて、前記ＣＴスキャンにより取得された肝臓形状は、前記プロセスにより初期幾何形状６４として考慮に入れられうる。更に、位置１２８及び１３０は、前記患者の頭尾軸の標示として提供され、全ての取得された超音波画像及び前記電磁追跡装置により記録された対応する視点座標が、入力される。前記プロセスの出力は、各視点に対して、前記電磁追跡装置、すなわち前記超音波画像取得プローブ及びその電磁トラッカに対する正確な位置、更に、したがって、共通の基準、例えば前記ＣＴスキャンに対する各プローブ位置、及び最終的に、全ての超音波取得における正確な肝臓セグメンテーションを提供する。

このアルゴリズムの出力は、この場合、前記セグメント化された対象、例えば肝臓を持つ正確に位置合わせされた画像を表示するのに使用されうる。更に、前記プローブの正確な位置が既知であるので、前記アルゴリズムの出力は、前記共通の基準に対して前記電磁追跡装置を正確に較正するのにも使用されうる。

図９ｂは、前記共同セグメンテーション及び位置合わせプロセスに対する前記電磁追跡装置の入力に基づいて推定されたプローブ位置を示す。ビューインジケータ１６４は、前記ＣＴスキャンにより取得された前記セグメント化された肝臓に対する超音波画像取得プローブ１４の視点を示す。図９ｃに描かれるように、超音波取得により取得された画像は、この場合、ＣＴビューと位置合わせされ、図９ｃに示されるように対応して表示されうる。図９ｃは、前記ＣＴスキャンに対して位置合わせされたアラインされた超音波画像１７０、１７２を示す。

図９ｄは、この場合、どのように前記共同セグメンテーション及び位置合わせのプロセスを使用するのか他の可能性を示す。画像１７４は、前記セグメント化された肝臓が強調される超音波スキャンを示す。画像１７６は、強調された前記セグメント化された肝臓を持つ前記ＣＴスキャンを示す。検索されうる肝臓内の損傷は、矢印１７８により示され、前記超音波スキャンにおいて位置特定されることができる。

使用の他の例は、前記超音波スキャン又は最小侵襲介入が追跡されることでありうる。各新しい超音波取得に対し、既にセグメント化された肝臓形状は、前記超音波画像上に重畳されうる。更に、特に前記電磁追跡装置がここで適切に較正及び初期化されるので、前記電磁追跡装置により供給及び記録されるデータは、生で及び使用中に、位置合わせされた超音波画像を非常に正確に表示するのに使用されることができる。更に、対応するＣＴビューを並列して提供することは、常に可能である。

介入中に、前記ＣＴビューと前記超音波ビューとの間又は異なる超音波ビューの間の視覚的不一致が、例えば前記電磁追跡装置におけるドリフトにより生じるであろう場合に、前記共同セグメンテーション及び位置合わせプロセスは、前記較正及びアライメントの「改良」として開始されうる。再び、複数の超音波画像は、異なる視点から取得される。前記共同セグメンテーション及び位置合わせプロセスは、この新しいキャプチャされた画像データを使用して再び開始されうる。しかしながら、システムはドリフトしただけなので、前記システムは、既に初期化されていると見なされてもよい。したがって、ステップ１４６において及び図７と一緒に説明されたように事前較正ワークフローに対する必要性が存在しない。

本発明の特定の実施例は、較正の分野において及び最小侵襲介入中の電磁トラッカの要求改良に対して記載されている。したがって、位置特定センサ、例えば電磁追跡装置のトラッカを備えた超音波画像システムは、本発明から利益を享受する。上記の特定の実施例に対して、ＣＴにおける肝臓の形状は正確である。しかしながら、本発明は、目標対象の共同セグメンテーション及び位置合わせにも対処し、前記対象の形状の粗い推定、例えば平均形状が、与えられる。したがって、本発明は、追跡装置を備え、ＣＴスキャンが利用可能ではない超音波システムのみに対する応用を見つける。この応用に対して、本発明は、この場合、複数の超音波ビュー内の前記対象をセグメント化するように機能しうる。更に、前記共同セグメンテーション及び位置合わせは、ＭＲデータにより及び複数の超音波ビューを用いて行われ、サポートされてもよい。したがって、マルチモダリティワークステーションは、本発明から利益を享受しうる。

本発明は、図面及び先行する記載において詳細に図示及び記載されているが、このような図示及び記載は、例示的又は典型的であり、限定的ではないと見なされるべきであり、本発明は、開示された実施例に限定されない。開示された実施例に対する他の変形例は、図面、開示及び添付の請求項の検討から、請求された発明を実施する当業者により理解及び達成されることができる。

請求項において、単語「有する」は、他の要素又はステップを除外せず、不定冠詞「１つの」は複数を除外しない。単一の要素又は他のユニットが、請求項に記載される複数のアイテムの機能を満たしてもよい。特定の方策が相互に異なる従属請求項に記載されるという単なる事実は、これらの方策の組み合わせが有利に使用されることができないことを示さない。

コンピュータプログラムは、他のハードウェアと一緒に又は一部として供給される光記憶媒体又は半導体媒体のような適切な媒体に記憶／分配されうるが、インターネット又は他の有線若しくは無線電気通信システムを介するような他の形式で分配されてもよい。

請求項内の参照符号は、範囲を限定するように解釈されるべきではない。

Claims (15)

1. 体積内の対象を検査する超音波撮像システムにおいて、
   三次元超音波画像を取得し、三次元超音波画像データを提供する超音波画像取得プローブであって、前記超音波画像取得プローブの位置を追跡し、前記三次元超音波画像の視点位置を提供する追跡装置を有する、超音波画像取得プローブと、
   前記三次元超音波画像データを受信し、表示データを提供する画像プロセッサであって、複数の三次元超音波画像及びそれぞれの視点位置を受信し、前記複数の三次元超音波画像を同時に使用して前記対象のセグメンテーションを行う、画像プロセッサと、
   を有する、超音波撮像システム。
2. 前記プロセッサは、前記対象の形状を表す初期幾何形状を変形することにより前記セグメンテーションを行い、前記初期幾何形状を変形する変換は、前記変形された形状が前記超音波画像内の前記対象の境界にマッチするように領域競合エネルギを最小化することにより決定される、請求項１に記載の超音波撮像システム。
3. 前記エネルギが、第１の三次元超音波画像を表す第１の項及び他の三次元超音波画像を表す少なくとも１つの他の項を有し、前記変形された初期幾何形状が、前記第１の項及び前記少なくとも１つの他の項の両方において同じであり、前記第１の項及び前記少なくとも１つの他の項の少なくとも１つが、各々、前記第１の三次元超音波画像及び前記他の三次元超音波画像を位置合わせする位置合わせ変換を含むか、又はデータ忠実度項が、各々、前記三次元超音波画像及び前記少なくとも１つの三次元超音波画像を位置合わせする位置合わせ変換を含む、請求項２に記載の超音波撮像システム。
4. 前記初期幾何形状の変形が、大域変換及び非剛体局所変換を前記初期幾何形状に適用することにより行われ、前記非剛体局所変換が、前記初期幾何形状に対して変位場を適用する、請求項３に記載の超音波撮像システム。
5. 前記画像プロセッサが、前記超音波撮像システムとは異なるモダリティにより取得された三次元画像データにおける前記対象のセグメンテーションに基づいて前記初期幾何形状を決定する、請求項２に記載の超音波撮像システム。
6. 前記画像プロセッサが、ユーザによる定義として前記初期幾何形状を受信する、請求項２に記載の超音波撮像システム。
7. 前記画像プロセッサが、各三次元超音波画像を共通の基準に位置合わせする前記位置合わせ変換を決定する、請求項３に記載の超音波撮像システム。
8. 前記画像プロセッサが、位置合わせ検索空間の初期化に基づいて前記セグメンテーションを行い、前記位置合わせ検索空間の初期化は、前記超音波画像内の前記対象の境界にマッチするように前記対象の形状を表す初期幾何形状を配置する三次元平行移動変換を決定することにより行われる、請求項１に記載の超音波撮像システム。
9. 前記三次元平行移動変換が、それぞれの三次元画像を取得したときの前記超音波画像取得プローブの視点位置を使用した三次元平行移動変換であり、前記三次元平行移動変換を決定することにより、前記追跡装置により追跡される前記画像取得プローブの三次元向きの較正が、行われる、請求項８に記載の超音波撮像システム。
10. 前記超音波撮像システムが、前記超音波画像取得プローブにより取得された他の複数の三次元超音波画像及び前記行われた位置合わせ検索空間の初期化を使用して前記セグメンテーション及び前記位置合わせ変換の決定を行う、請求項８に記載の超音波撮像システム。
11. 前記追跡装置が、電磁追跡装置である、請求項１に記載の超音波撮像システム。
12. 体積内の対象の超音波画像を提供する方法において、
    複数の三次元超音波画像及び各三次元超音波画像の視点位置を有する前記体積の超音波画像データを提供するステップと、
    セグメント化及び位置合わせされた超音波画像データを提供するように第１の超音波画像及び少なくとも１つの他の超音波画像から前記対象を同時にセグメント化及び位置合わせするように前記超音波画像データを処理するステップと、
    前記セグメント化及び位置合わせされた超音波画像データに基づいて超音波画像を表示するステップと、
    を有する、方法。
13. 前記方法が、前記超音波画像データを提供するステップの前に前記超音波画像を提供する超音波撮像システムとは異なるモダリティを使用して取得された前記対象の三次元画像を入力するステップを有する、請求項１２に記載の方法。
14. 前記方法が、前記超音波撮像システムの画像取得プローブを既知の軸上の少なくとも２つの異なる場所に移動することにより、又は既知の軸に対する所定の関係の方向に前記プローブを向けることにより前記視点位置を取得する追跡装置を構成するステップを有する、請求項１３に記載の方法。
15. コンピュータ上で実行される場合に請求項１２に記載の方法のステップを前記コンピュータに実行させるプログラムコード手段を有する、コンピュータプログラム。

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