超音波システムおよびセンサ座標校正方法
【課題】本発明は、３次元ＣＴ映像と３次元超音波映像との間の映像整合を行って、センサの校正（ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ）を行う超音波システムおよびセンサ座標校正方法に関する。
【解決手段】本発明の超音波システムは、超音波プローブを含み、対象体の３次元超音波映像を形成する超音波映像形成部と、前記超音波プローブに連結されたセンサと、前記対象体の３次元ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）映像と、前記３次元超音波映像と前記センサとの間の位置関係に関する位置情報とを格納する格納部と、前記３次元ＣＴ映像と前記３次元超音波映像との間の映像整合を行って、前記センサの位置を前記３次元ＣＴ映像の対応する位置に変換するための第１の変換関数を形成し、前記第１の変換関数に前記位置情報を適用して、前記センサの校正を行うプロセッサとを備える。
【解決手段】本発明の超音波システムは、超音波プローブを含み、対象体の３次元超音波映像を形成する超音波映像形成部と、前記超音波プローブに連結されたセンサと、前記対象体の３次元ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）映像と、前記３次元超音波映像と前記センサとの間の位置関係に関する位置情報とを格納する格納部と、前記３次元ＣＴ映像と前記３次元超音波映像との間の映像整合を行って、前記センサの位置を前記３次元ＣＴ映像の対応する位置に変換するための第１の変換関数を形成し、前記第１の変換関数に前記位置情報を適用して、前記センサの校正を行うプロセッサとを備える。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超音波システムおよびセンサ座標校正方法に関し、特に３次元超音波映像と３次元ＣＴ映像との間の映像整合を行って、センサ座標の校正（ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ）を行う超音波システムおよびセンサ座標校正方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
超音波システムは、無侵襲および非破壊特性を有しており、対象体内部の情報を得るために医療分野で広く用いられている。超音波システムは、対象体を直接切開して観察する外科手術の必要がなく、対象体の内部組織を高解像度の映像で医師に提供できるので、医療分野で非常に重要なものとして用いられている。
【０００３】
超音波映像は、信号対雑音比が低いため、これを補完するためにＣＴ映像と超音波映像との間の映像整合を行って、ＣＴ映像と超音波映像とを提供している。ＣＴ映像と超音波映像との間の映像整合を行うためにセンサを用いて、ＣＴ映像の座標とセンサの座標とを一致させる校正（ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ）を行う研究がなされている。
【０００４】
従来、センサの校正は、対象体の皮膚表面に外部マーカを取り付けて対象体内の関心物体に対するＣＴ映像を取得し、同一位置に外部マーカを取り付けた状態で対象体内の関心物体に対する超音波映像を取得し、取得されたＣＴ映像および超音波映像におけるマーカの座標関係を用いることによって行われている。この場合、ＣＴ映像を取得する前に対象体の皮膚表面に必ず外部マーカを取り付けなければならず、超音波映像の取得を完了するまで同一位置に外部マーカを取り付けた状態を維持しなければならないだけでなく、センサを用いて複数の外部マーカそれぞれの位置をセンシング（ｓｅｎｓｉｎｇ）しなければならないという問題がある。
【０００５】
また、従来、センサの校正は、使用者が内部マーカをＣＴ映像に手動で入力することによっても行われている。この場合、使用者が必ず内部マーカを入力しなければならず、手動入力によるセンサの校正結果が正確でないという問題もある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２００９−０７１８２１号公報
【特許文献２】特開２００５−１２５０８０号公報
【特許文献３】特開２００９−２７３５９７号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明の課題は、３次元ＣＴ映像と３次元超音波映像との間の映像整合を行って、センサの校正（ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ）を行う超音波システムおよびセンサ座標校正方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明の超音波システムは、超音波プローブを含み、対象体の３次元超音波映像を形成する超音波映像形成部と、前記超音波プローブに連結されたセンサと、前記対象体の３次元ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）映像と、前記３次元超音波映像と前記センサとの間の位置関係に関する位置情報とを格納する格納部と、前記３次元ＣＴ映像と前記３次元超音波映像との間の映像整合を行って、前記センサの位置を前記３次元ＣＴ映像の対応する位置に変換するための第１の変換関数を形成し、前記第１の変換関数に前記位置情報を適用して前記センサの校正を行うプロセッサとを備える。
【０００９】
また、本発明のセンサ座標校正方法は、ａ）対象体の３次元超音波映像および前記対象体の３次元ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）映像を取得する段階と、ｂ）前記３次元超音波映像と前記センサとの間の位置関係に関する位置情報とを算出する段階と、ｃ）前記３次元ＣＴ映像と前記３次元超音波映像との間の映像整合を行って、前記センサの位置を前記３次元ＣＴ映像の対応する位置に変換するための第１の変換関数を形成する段階と、ｄ）前記第１の変換関数に前記位置情報を適用して前記センサの校正を行う段階とを備える。
【発明の効果】
【００１０】
本発明は、３次元ＣＴ映像の取得前に対象体の皮膚表面にマーカを取り付ける必要がなく、３次元超音波映像の取得を完了するまで同一位置にマーカを取り付けた状態を維持する必要がない。
【００１１】
また、本発明は、一般的な３次元ＣＴ映像を利用でき、内部マーカを選定するための使用者の入力が不要であり、センサを用いて各マーカの位置をセンシングする必要がない。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】本発明の実施例における超音波システムの構成を示すブロック図である。
【図２】本発明の実施例における超音波映像形成部の構成を示すブロック図である。
【図３】本発明の実施例における超音波プローブを示す例示図である。
【図４】本発明の実施例におけるプロセッサの構成を示す例示図である。
【図５】本発明の実施例におけるヘシアンマトリクスの固有値を示す例示図である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
以下、添付した図面を参照して本発明の実施例を説明する。
【００１４】
図１は、本発明の実施例における超音波システムの構成を示すブロック図である。超音波システム１００は、超音波映像形成部１１０、センサ１２０、格納部１３０、プロセッサ１４０およびディスプレイ部１５０を備える。
【００１５】
超音波映像形成部１１０は、超音波信号を対象体（図示せず）に送信し、対象体から反射される超音波信号（すなわち、超音波エコー信号）を受信して、対象体内の関心物体に対する３次元超音波映像を形成する。
【００１６】
図２は、本発明の実施例における超音波映像形成部の構成を示すブロック図である。超音波映像形成部１１０は、送信信号形成部１１１、図示しない複数の変換素子（ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ ｅｌｅｍｅｎｔ）を含む超音波プローブ１１２、ビームフォーマ１１３、超音波データ形成部１１４および映像形成部１１５を備える。
【００１７】
送信信号形成部１１１は、超音波システム１００に設定された映像モードに従って送信信号を形成する。映像モードは、Ｂモード（ｂｒｉｇｈｔｎｅｓｓ ｍｏｄｅ）、Ｄモード（Ｄｏｐｐｌｅｒ ｍｏｄｅ）、カラーフローモードなどを含む。例えば、Ｂモード超音波映像を得るために超音波システム１００にＢモードが設定される。
【００１８】
超音波プローブ１１２は、送信信号形成部１１１から送信信号が提供されると、送信信号を超音波信号に変換して対象体に送信し、対象体から反射される超音波エコー信号を受信して受信信号を形成する。ここで、受信信号は、アナログ信号である。超音波プローブ１１２としては、３次元プローブ、２次元プローブなどが挙げられる。
【００１９】
図３は、本発明の実施例における超音波プローブを示す例示図である。超音波プローブ１１２の少なくとも１つの変換素子（図示せず）は、関心領域（ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔｅｒｅｓｔ：ＲＯＩ）をスキャン（ｓｃａｎ）するための映像プレーン（ｉｍａｇｅ ｐｌａｎｅ：ＩＰ）を形成する。センサ１２０は、映像プレーンの位置および方向を決定するために、超音波プローブ１１２のハウジング（ｈｏｕｓｉｎｇ）に取り付けられている。プローブケーブル１０５を介して超音波プローブ１１２が連結された超音波システム１００は、下記に記載されるように、センサ１２０によって形成されたデータを用いて、センサ１２０および／または映像プレーンＩＰの位置および方向を決定することができる。
【００２０】
本実施例において、センサ１２０は、超音波プローブ１１２のフリーハンド（ｆｒｅｅ ｈａｎｄ）移動を、変換素子１７０に対する６方向の自由度でモニタリングする磁気センサである。図３に示すように、センサ１２０と変換素子１７０とは、３垂直座標軸Ｘ'、Ｙ'、Ｚ'およびＸ''、Ｙ''、Ｚ''によりそれぞれ規定される原点１２２、１７２を有する。センサ１２０は、変換素子１７０のＸ''、Ｙ''、Ｚ''座標軸に対するＸ'、Ｙ'、Ｚ'座標軸の回転をモニタリングして、その方向を決定し、変換素子１７０の原点１７２に対する原点１２２の変位をモニタリングして、その位置を決定する。
【００２１】
センサ１２０の位置および方向は、映像プレーンＩＰの位置および方向を決定するために用いることができる。図３に示すように、映像プレーンＩＰは、超音波プローブ１１２により形成される中央音響ライン（ｃｅｎｔｅｒ ａｃｏｕｓｔｉｃ ｌｉｎｅ）の原点に合せて整列された３垂直座標軸Ｘ、Ｙ、Ｚにより規定される原点ＯＲを有する。原点１２２の位置およびセンサ１２０の座標軸Ｘ'、Ｙ'、Ｚ'の方向は、原点ＯＲの位置および映像プレーンＩＰのＸ、Ｙ、Ｚ座標軸の方向と必ずしも一致はしない。例えば、図３において映像プレーンＩＰの原点ＯＲは、センサ１２０の原点１２２からＺ軸方向にｚ０、Ｙ軸方向にｙ０だけオフセットして（ズレて）いる。図３において、Ｘ軸方向へのオフセット（ｏｆｆｓｅｔ）は存在せず、座標軸の回転オフセットも存在しない。従って、センサ１２０の位置および方向によって、直接的に映像プレーンＩＰの位置および方向を表すことはできない。
【００２２】
センサ１２０の位置および方向から映像プレーンＩＰの位置および方向を決定するために、センサ校正データが用いられ、センサ１２０の位置および方向を映像プレーンＩＰの位置および方向に変換する。簡略化のために、「位置および方向」という表現は、位置および／または方向を幅広く指し示すために用いられる。従って、仮に、センサ１２０の方向が映像プレーンＩＰの方向と同じであれば、位置および方向校正データは、如何なる方向校正データを含まなくてよい。同様に、図３に示すように、センサ１２０は、映像プレーンＩＰの１つ以上の座標軸に対する位置オフセットもない。
【００２３】
映像プレーン／センサオフセットを規定するための多様な方法がある。少なくとも数種類のセンサ等の校正をする方法の１つでは、Ｘ、Ｙ、Ｚにおける３垂直直線次元オフセットおよび各座標軸を中心とする３つの回転角度を利用する。他の方法としては、アセンションテクノロジー社（Ａｓｃｅｎｓｉｏｎ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ Ｃｏｒｐ．）のミニバードＴＭ（ｍｉｎｉ ＢｉｒｄＴＭ）またはフロックオブバードＴＭ（Ｆｌｏｃｋ ｏｆ ＢｉｒｄＴＭ）システムのための使用者マニュアルに記載された位置変換マトリクスまたは４元数（ｑｕａｔｅｒｎｉｏｎ）を利用する方法が挙げられる。
【００２４】
上述したように、位置および方向センサを有する超音波プローブは、プローブ／センサ対に対する校正データを内蔵する超音波システムでのみ典型的に用いられる。一般的に、プローブ／センサ対は校正され、プローブ／センサ対と組合わせて用いられる校正データは、超音波システム１００に格納される。仮に、プローブ／センサ対が互いに異なる超音波システムで用いられる場合、プローブ／センサ対は、異なる超音波システムにおいて、再度校正されなければならない。超音波検査者は、しばしばプローブ／センサ対の校正を実施することが不可能であったり、実施することを望まないため、プローブ／センサ対は、初期に校正された超音波システムのみで用いられる。
【００２５】
再び図２を参照すると、ビームフォーマ１１３は、超音波プローブ１１２から受信信号が提供されると、受信信号をアナログデジタル変換してデジタル信号を形成する。また、ビームフォーマ１１３は、変換素子の位置および集束点を考慮してデジタル信号を受信集束させて受信集束信号を形成する。
【００２６】
超音波データ形成部１１４は、ビームフォーマ１１３から受信集束信号が提供されると、受信集束信号を用いて複数の超音波データを形成する。一実施例において、超音波データは、ＲＦ（ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）データおよびＩＱ（ｉｎ−ｐｈａｓｅ ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ−ｐｈａｓｅ）データを含む。
【００２７】
映像形成部１１５は、超音波データ形成部１１４から超音波データが提供されると、超音波データを用いて対象体の３次元超音波映像を形成する。
【００２８】
再び図１を参照すると、センサ１２０は、超音波プローブ１１２の一方の側に装着される。一実施例では、センサ１２０を、超音波プローブ１１２の変換素子（図示せず）から一定の距離離間した位置に内蔵することができる。他の実施例では、センサ１２０を、超音波プローブ１１２の変換素子から一定の距離離間した位置に外装することができる。センサ１２０としては、超音波プローブ１１２の３次元位置および角度を感知することができる３次元センサが挙げられる。
【００２９】
格納部１３０は、対象体の３次元ＣＴ映像を格納する。本実施例において、３次元ＣＴ映像は、予め横隔膜および血管が抽出された肝臓の３次元ＣＴ映像である。また、格納部１３０は、超音波プローブ１１２とセンサ１２０との間の位置情報を格納する。本実施例において、位置情報は、超音波プローブ１１２の変換素子を基準に変換素子からセンサ１２０までの距離情報を含むことができる。一実施例において、格納部１３０は、ＲＡＭ（ｒａｎｄｏｍ ａｃｃｅｓｓ ｍｅｍｏｒｙ）、ハードディスクドライブ（ｈａｒｄ ｄｉｓｋ ｄｒｉｖｅ）などを含む。
【００３０】
プロセッサ１４０は、格納部１３０に格納された３次元ＣＴ映像と超音波映像形成部１１０から提供される３次元超音波映像との間の映像整合を行って、３次元ＣＴ映像と３次元超音波映像との間の変換関数（すなわち、３次元ＣＴ映像に対する超音波プローブ１１２の位置を示す変換関数）Ｔｐｒｏｂｅを取得する。また、プロセッサ１４０は、格納部１３０に格納された位置情報および変換関数Ｔｐｒｏｂｅを用いて、センサ１２０の校正（ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ）を行う。
【００３１】
図４は、本発明の実施例におけるプロセッサの構成を示すブロック図である。プロセッサ１４０は、横隔膜抽出部１４１、血管抽出部１４２、横隔膜リファイニング（ｒｅｆｉｎｉｎｇ）部１４３、整合部１４４、校正部１４５および映像処理部１４６を備える。
【００３２】
横隔膜抽出部１４１は、超音波映像形成部１１０から提供される３次元超音波映像から横隔膜を抽出する。本実施例において、横隔膜抽出部１４１は、ヘシアンマトリクス（Ｈｅｓｓｉａｎ ｍａｔｒｉｘ）に基づいて平坦度テスト（ｆｌａｔｎｅｓｓ ｔｅｓｔ）を３次元超音波映像に実施して、横隔膜を抽出することができる。すなわち、横隔膜抽出部１４１は、横隔膜が３次元超音波映像で曲面であることを考慮して、表面に垂直な方向のボクセル値（ｖｏｘｅｌ ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ）の変化が表面と水平な方向のボクセル値の変化より大きい領域を横隔膜として抽出する。図５は、３つの方向におけるヘシアンマトリクス固有値（ｅｉｇｅｎ ｖａｌｕｅ）（λ１、λ２、λ３）を示す。
【００３３】
さらに詳細には、横隔膜抽出部１４１は、横隔膜を抽出するために基準値より平坦度値が高いボクセル（ｖｏｘｅｌ）を選択する。平坦度μ（ｖ）は、式１のように定義される。
【００３４】
【数１】
【００３５】
式１のφ１（ν）、φ２（ν）およびφ３（ν）は、次の式２のように表現される。
【００３６】
【数２】
−−−−−（式２）
【００３７】
式２において、λ１（ν）、λ２（ν）およびλ３（ν）は、ボクセルνでのヘシアンマトリクスの固有値を示す。平坦度μ（ν）は、０〜１の間の値を有するように正規化される。横隔膜抽出部１４１は、式１および２により得られた平坦度値を用いて平坦マップを形成し、相対的に平坦度値が高いボクセルを選択する。本実施例において、横隔膜抽出部１４１は、平坦度値が０．１以上であるボクセルを選択する。
【００３８】
横隔膜抽出部１４１は、選択された各ボクセルを対象にモロフォロジカルオープニング（ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｉｃａｌ ｏｐｅｎｉｎｇ）を行い、微小クラッター（ｃｌｕｔｔｅｒ）を除去する（ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｉｃａｌ ｆｉｌｔｅｒｉｎｇ）。モロフォロジカルオープニングは、収縮（ｅｒｏｓｉｏｎ）と膨張（ｄｉｌａｔｉｏｎ）とを順次に行うことを意味する。横隔膜抽出部１４１は、形態学的にボクセル値が存在する領域のエッジにおいて所定数のボクセルだけ除去して収縮（浸食）させた後、再度その所定数のボクセルだけ膨張（拡張）させる。本発明の実施例において、横隔膜抽出部１４１は、１ボクセルの大きさで収縮および膨張を実施する。
【００３９】
３次元超音波映像において、横隔膜は、最も大きな表面なので、複数のボクセルに対するＣＣＡ（ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ−ｂａｓｅｄ ｃｏｎｎｅｃｔｅｄ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ ａｎａｌｙｓｉｓ）により取得された候補（ｃａｎｄｉｄａｔｅｓ）のうち、最も大きな表面が選択され、横隔膜として見なされる。ボクセル値に基づくＣＣＡは、二進化された映像でボクセル値が存在する領域同士を集める（ｇｒｏｕｐｉｎｇ）方法の１つである。例えば、横隔膜抽出部１４１は、１ボクセルを中心に各周辺ボクセル（例えば２６個のボクセル）のボクセル値を参照して、ボクセル間の連結テスト（ｃｏｎｎｅｃｔｉｖｉｔｙ ｔｅｓｔ）を通して該当ボクセルを中心に連結するボクセルの数（ボクセル数）を計算し、連結ボクセル数が一定数以上であるボクセルを候補グループに選定する。横隔膜が３次元超音波映像の関心領域内で最も広く存在する曲面であるという特性を用い、横隔膜抽出部１４１は、候補グループのうち、最も多い連結ボクセル数（ボクセル数）を有するグループを横隔膜として抽出する。その後、横隔膜抽出部１４１は、横隔膜の表面を平滑化する（ｓｍｏｏｔｈｅｎ）。
【００４０】
血管抽出部１４２は、３次元超音波映像で血管を抽出する。本実施例において、血管抽出部１４２は、マスキング、血管分割（ｓｅｇｍｅｎｔａｔｉｏｎ）および分類（ｃｌａｓｓｉｆｉｃａｔｉｏｎ）の順に３次元超音波映像で血管を抽出する。
【００４１】
さらに詳細には、血管抽出部１４２は、鏡虚像（ｍｉｒｒｏｒ ａｒｔｉｆａｃｔｓ）による血管抽出エラーの発生を避けるために、横隔膜を多項曲面（ｐｏｌｙｎｏｍｉａｌ ｃｕｒｖｅｄ ｓｕｒｆａｃｅ）でモデリングして、ＲＯＩ（ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔｅｒｅｓｔ）マスクを形成する。血管抽出部１４２は、ＲＯＩマスクを用いて３次元超音波映像で横隔膜の下の領域を除去する。この時、血管抽出部１４２は、ＬＭＳ（Ｌｅａｓｔ ｍｅａｎ ｓｑｕａｒｅ）を用いて横隔膜を多項曲面でモデリングすることができる。しかしながら、モデリングされた多項曲面の下の領域を全て除去する場合、多項曲面のエラーによって、一部の領域では、意味のある血管情報を失う場合が生じ得る。血管抽出部１４２は、血管情報の損失を防止するために、ＲＯＩマスクの下端で１０ボクセル程度の余裕ボクセル（ｍａｒｇｉｎａｌ ｄｉｓｔａｎｃｅ）を適用し、それ以下の領域を除去する。
【００４２】
血管抽出部１４２は、血管領域と非血管領域とを分割する（ｓｅｇｍｅｎｔ）。血管抽出部１４２は、横隔膜または血管壁のように強度の大きい非血管領域（ｎｏｎ−ｖｅｓｓｅｌ ｒｅｇｉｏｎ）を除去するために、ＲＯＩマスキングされた領域において基準境界値より小さい低強度境界（ｌｏｗ ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ ｂｏｕｎｄ）を推定し、基準境界値より強度の大きいボクセルを除去する。血管抽出部１４２は、適応臨界法（ａｄａｐｔｉｖｅ ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ ｓｃｈｅｍｅ）を適用して残った領域を二進化する（ｂｉｎａｒｉｚｅ）。二進化された領域は、血管候補（ｖｅｓｓｅｌ ｃａｎｄｉｄａｔｅｓ）となる。
【００４３】
血管抽出部１４２は、非血管類型クラッター（ｎｏｎ−ｖｅｓｓｅｌ−ｔｙｐｅ ｃｌｕｔｔｅｒｓ）を除去して、血管候補の中で真正な血管を分類する。血管分類過程は、微小背景クラッターを除去するための大きさテスト（ｓｉｚｅ ｔｅｓｔ）と、ＧＯＦ（ｇｏｏｄｎｅｓｓ ｏｆ ｆｉｔ）を円筒管で見積もり（ｅｖａｌｕａｔｅ）して非血管類型を除去する構造基盤血管テスト（ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ−ｂａｓｅｄ ｖｅｓｓｅｌ ｔｅｓｔ）、すなわち、初期血管テスト（ｉｎｉｔｉａｌ ｖｅｓｓｅｌ ｔｅｓｔ）と、グラジアント大きさ分析（Ｇｒａｄｉｅｎｔ ｍａｇｎｉｔｕｄｅ ａｎａｌｙｓｉｓ）と、クラッターを完全に除去するための最終血管テスト（ｆｉｎａｌ ｖｅｓｓｅｌ ｔｅｓｔ）とを含む。構造基盤血管テストにおいて、一部のクラッターが除去されなくても、全ての血管が含まれるように初期臨界値Ｃｉｎｉｔｉａｌが最小限界に設定される。本実施例において、初期臨界値は０．６である。血管抽出部１４２は、最終血管テストにおいて、ボクセル値の変化率、すなわち、グラジアント大きさ（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｍａｇｎｉｔｕｄｅ）を考慮することにより、グラジアント大きさが小さい陰影虚像（ｓｈａｄｉｎｇ ａｒｔｉｆａｃｔｓ）に起因して形成される各クラッターを完全に除去して血管を抽出する。本実施例において、最終血管テストの臨界値は０．４である。
【００４４】
横隔膜リファイニング部１４３は、抽出された血管を用いて３次元超音波映像に対して横隔膜のリファインメントを行う。本実施例において、横隔膜リファイニング部１４３は、抽出された血管を用いて横隔膜のリファインメントを行ってクラッターを除去する。抽出された横隔膜におけるクラッターは、主に血管壁に位置する。特に、下大静脈（ｉｎｆｅｒｉｏｒ ｖｅｎａ ｃａｖａ：ＩＶＣ）は、横隔膜に連結してクラッターを誘発する。このようなクラッターが特徴として抽出されて映像整合に用いられる場合、映像整合の精度を低下させるので、横隔膜リファイニング部１４３は、クラッターを除去して横隔膜のリファインメントを行う。横隔膜リファイニング部１４３は、３次元超音波映像で血管領域を抽出し、抽出された血管領域を膨張（ｄｉｌａｔｉｏｎ）させ、膨張された血管領域から血液が流れる部分を除去して血管壁を推定する（ｅｓｔｉｍａｔｅ）。横隔膜リファイニング部１４３は、ＣＣＡおよび大きさテストを再度適用して横隔膜を抽出する。
【００４５】
整合部１４４は、３次元ＣＴ映像および３次元超音波映像から解剖学的特徴、すなわち、血管および横隔膜からサンプルポイントを抽出し、抽出されたサンプルポイントを用いて３次元ＣＴ映像と３次元超音波映像との間の映像整合を行い、３次元ＣＴ映像と３次元超音波映像との間の変換関数（すなわち、３次元ＣＴ映像に対する超音波プローブ１２２の位置を示す変換関数）Ｔｐｒｏｂｅを取得する。ここで、変換関数（第１の変換関数）Ｔｐｒｏｂｅは、行列として示すことができる。
【００４６】
校正部１４５は、整合部１４４から提供される変換関数Ｔｐｒｏｂｅと格納部１３０に格納された位置情報とを用いて、センサ１２０の校正（ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ）を行う。さらに詳細には、校正部１４５は、格納部１３０に格納された位置情報を用いて、超音波プローブ１１２とセンサ１２０との間の変換関数（すなわち、超音波プローブ１１２に対するセンサ１２０の位置を示す変換関数）Ｔｓｅｎｓｏｒを取得する。ここで、変換関数（第２の変換関数）Ｔｓｅｎｓｏｒは、行列として示すことができる。一例として、変換関数Ｔｓｅｎｓｏｒは、式３のように示すことができる。
【００４７】
【数３】
−−−−−（式３）
【００４８】
式３において、ｘは、超音波プローブ１１２の横方向（ｌａｔｅｒａｌ ｄｉｒｅｃｔｉｏｎ）を示し、ｙは、超音波プローブ１１２の高さ方向（ｅｌｅｖａｔｉｏｎ ｄｉｒｅｃｔｉｏｎ）を示し、ｚは、超音波プローブ１１２の軸方向（ａｘｉａｌ ｄｉｒｅｃｔｉｏｎ）を示し、θｘは、ｘ軸に対するセンサ１２０の角度を示し、θｙは、ｙ軸に対するセンサ１２０の角度を示し、θｚは、ｚ軸に対するセンサ１２０の角度を示す。高さ方向は、変換素子のスイング（ｓｗｉｎｇ）方向であり、軸方向は、変換素子のスキャンライン（ｓｃａｎｌｉｎｅ）方向であり、横方向は、変換素子の長手方向を意味する。
【００４９】
校正部１４５は、変換関数Ｔｐｒｏｂｅおよび変換関数Ｔｓｅｎｓｏｒを用いて、センサ１２０の校正を行う。すなわち、校正部１４５は、変換関数Ｔｐｒｏｂｅおよび変換関数Ｔｓｅｎｓｏｒを用いて、３次元ＣＴ映像に対するセンサ１２０の位置を示す変換関数Ｔを取得する。一例として、校正部１４５は、変換関数（第１の変換関数）Ｔｐｒｏｂｅと変換関数（第２の変換関数）Ｔｓｅｎｓｏｒとの間の行列乗算演算により変換関数（第３の変換関数）Ｔを取得することができる。
【００５０】
映像処理部１４６は、校正部１４５から提供される変換関数Ｔを３次元ＣＴ映像に適用して２次元ＣＴ映像を抽出する。
【００５１】
再び図１を参照すると、ディスプレイ部１５０は、プロセッサ１４０から提供される２次元ＣＴ映像を表示する。また、ディスプレイ部１５０は、３次元超音波映像および３次元ＣＴ映像を表示することができる。
【００５２】
本発明は、望ましい実施例によって説明および例示をしたが、当業者であれば添付した特許請求の範囲の事項および範疇を逸脱することなく、様々な変形および変更が可能である。
【符号の説明】
【００５３】
１００ 超音波システム
１１０ 超音波映像形成部
１２０ センサ
１３０ 格納部
１４０ プロセッサ
１５０ ディスプレイ部
１１１ 送信信号形成部
１１２ 超音波プローブ
１１３ ビームフォーマ
１１４ 超音波データ形成部
１１５ 映像形成部
１０５ プローブケーブル
１７０ 変換素子
１２２，１７２，ＯＲ 原点
ＩＰ 映像プレーン
１４１ 横隔膜抽出部
１４２ 血管抽出部
１４３ 横隔膜リファイニング（ｒｅｆｉｎｉｎｇ）部
１４４ 整合部
１４５ 校正部
１４６ 映像処理部
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超音波システムおよびセンサ座標校正方法に関し、特に３次元超音波映像と３次元ＣＴ映像との間の映像整合を行って、センサ座標の校正（ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ）を行う超音波システムおよびセンサ座標校正方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
超音波システムは、無侵襲および非破壊特性を有しており、対象体内部の情報を得るために医療分野で広く用いられている。超音波システムは、対象体を直接切開して観察する外科手術の必要がなく、対象体の内部組織を高解像度の映像で医師に提供できるので、医療分野で非常に重要なものとして用いられている。
【０００３】
超音波映像は、信号対雑音比が低いため、これを補完するためにＣＴ映像と超音波映像との間の映像整合を行って、ＣＴ映像と超音波映像とを提供している。ＣＴ映像と超音波映像との間の映像整合を行うためにセンサを用いて、ＣＴ映像の座標とセンサの座標とを一致させる校正（ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ）を行う研究がなされている。
【０００４】
従来、センサの校正は、対象体の皮膚表面に外部マーカを取り付けて対象体内の関心物体に対するＣＴ映像を取得し、同一位置に外部マーカを取り付けた状態で対象体内の関心物体に対する超音波映像を取得し、取得されたＣＴ映像および超音波映像におけるマーカの座標関係を用いることによって行われている。この場合、ＣＴ映像を取得する前に対象体の皮膚表面に必ず外部マーカを取り付けなければならず、超音波映像の取得を完了するまで同一位置に外部マーカを取り付けた状態を維持しなければならないだけでなく、センサを用いて複数の外部マーカそれぞれの位置をセンシング（ｓｅｎｓｉｎｇ）しなければならないという問題がある。
【０００５】
また、従来、センサの校正は、使用者が内部マーカをＣＴ映像に手動で入力することによっても行われている。この場合、使用者が必ず内部マーカを入力しなければならず、手動入力によるセンサの校正結果が正確でないという問題もある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２００９−０７１８２１号公報
【特許文献２】特開２００５−１２５０８０号公報
【特許文献３】特開２００９−２７３５９７号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明の課題は、３次元ＣＴ映像と３次元超音波映像との間の映像整合を行って、センサの校正（ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ）を行う超音波システムおよびセンサ座標校正方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明の超音波システムは、超音波プローブを含み、対象体の３次元超音波映像を形成する超音波映像形成部と、前記超音波プローブに連結されたセンサと、前記対象体の３次元ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）映像と、前記３次元超音波映像と前記センサとの間の位置関係に関する位置情報とを格納する格納部と、前記３次元ＣＴ映像と前記３次元超音波映像との間の映像整合を行って、前記センサの位置を前記３次元ＣＴ映像の対応する位置に変換するための第１の変換関数を形成し、前記第１の変換関数に前記位置情報を適用して前記センサの校正を行うプロセッサとを備える。
【０００９】
また、本発明のセンサ座標校正方法は、ａ）対象体の３次元超音波映像および前記対象体の３次元ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）映像を取得する段階と、ｂ）前記３次元超音波映像と前記センサとの間の位置関係に関する位置情報とを算出する段階と、ｃ）前記３次元ＣＴ映像と前記３次元超音波映像との間の映像整合を行って、前記センサの位置を前記３次元ＣＴ映像の対応する位置に変換するための第１の変換関数を形成する段階と、ｄ）前記第１の変換関数に前記位置情報を適用して前記センサの校正を行う段階とを備える。
【発明の効果】
【００１０】
本発明は、３次元ＣＴ映像の取得前に対象体の皮膚表面にマーカを取り付ける必要がなく、３次元超音波映像の取得を完了するまで同一位置にマーカを取り付けた状態を維持する必要がない。
【００１１】
また、本発明は、一般的な３次元ＣＴ映像を利用でき、内部マーカを選定するための使用者の入力が不要であり、センサを用いて各マーカの位置をセンシングする必要がない。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】本発明の実施例における超音波システムの構成を示すブロック図である。
【図２】本発明の実施例における超音波映像形成部の構成を示すブロック図である。
【図３】本発明の実施例における超音波プローブを示す例示図である。
【図４】本発明の実施例におけるプロセッサの構成を示す例示図である。
【図５】本発明の実施例におけるヘシアンマトリクスの固有値を示す例示図である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
以下、添付した図面を参照して本発明の実施例を説明する。
【００１４】
図１は、本発明の実施例における超音波システムの構成を示すブロック図である。超音波システム１００は、超音波映像形成部１１０、センサ１２０、格納部１３０、プロセッサ１４０およびディスプレイ部１５０を備える。
【００１５】
超音波映像形成部１１０は、超音波信号を対象体（図示せず）に送信し、対象体から反射される超音波信号（すなわち、超音波エコー信号）を受信して、対象体内の関心物体に対する３次元超音波映像を形成する。
【００１６】
図２は、本発明の実施例における超音波映像形成部の構成を示すブロック図である。超音波映像形成部１１０は、送信信号形成部１１１、図示しない複数の変換素子（ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ ｅｌｅｍｅｎｔ）を含む超音波プローブ１１２、ビームフォーマ１１３、超音波データ形成部１１４および映像形成部１１５を備える。
【００１７】
送信信号形成部１１１は、超音波システム１００に設定された映像モードに従って送信信号を形成する。映像モードは、Ｂモード（ｂｒｉｇｈｔｎｅｓｓ ｍｏｄｅ）、Ｄモード（Ｄｏｐｐｌｅｒ ｍｏｄｅ）、カラーフローモードなどを含む。例えば、Ｂモード超音波映像を得るために超音波システム１００にＢモードが設定される。
【００１８】
超音波プローブ１１２は、送信信号形成部１１１から送信信号が提供されると、送信信号を超音波信号に変換して対象体に送信し、対象体から反射される超音波エコー信号を受信して受信信号を形成する。ここで、受信信号は、アナログ信号である。超音波プローブ１１２としては、３次元プローブ、２次元プローブなどが挙げられる。
【００１９】
図３は、本発明の実施例における超音波プローブを示す例示図である。超音波プローブ１１２の少なくとも１つの変換素子（図示せず）は、関心領域（ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔｅｒｅｓｔ：ＲＯＩ）をスキャン（ｓｃａｎ）するための映像プレーン（ｉｍａｇｅ ｐｌａｎｅ：ＩＰ）を形成する。センサ１２０は、映像プレーンの位置および方向を決定するために、超音波プローブ１１２のハウジング（ｈｏｕｓｉｎｇ）に取り付けられている。プローブケーブル１０５を介して超音波プローブ１１２が連結された超音波システム１００は、下記に記載されるように、センサ１２０によって形成されたデータを用いて、センサ１２０および／または映像プレーンＩＰの位置および方向を決定することができる。
【００２０】
本実施例において、センサ１２０は、超音波プローブ１１２のフリーハンド（ｆｒｅｅ ｈａｎｄ）移動を、変換素子１７０に対する６方向の自由度でモニタリングする磁気センサである。図３に示すように、センサ１２０と変換素子１７０とは、３垂直座標軸Ｘ'、Ｙ'、Ｚ'およびＸ''、Ｙ''、Ｚ''によりそれぞれ規定される原点１２２、１７２を有する。センサ１２０は、変換素子１７０のＸ''、Ｙ''、Ｚ''座標軸に対するＸ'、Ｙ'、Ｚ'座標軸の回転をモニタリングして、その方向を決定し、変換素子１７０の原点１７２に対する原点１２２の変位をモニタリングして、その位置を決定する。
【００２１】
センサ１２０の位置および方向は、映像プレーンＩＰの位置および方向を決定するために用いることができる。図３に示すように、映像プレーンＩＰは、超音波プローブ１１２により形成される中央音響ライン（ｃｅｎｔｅｒ ａｃｏｕｓｔｉｃ ｌｉｎｅ）の原点に合せて整列された３垂直座標軸Ｘ、Ｙ、Ｚにより規定される原点ＯＲを有する。原点１２２の位置およびセンサ１２０の座標軸Ｘ'、Ｙ'、Ｚ'の方向は、原点ＯＲの位置および映像プレーンＩＰのＸ、Ｙ、Ｚ座標軸の方向と必ずしも一致はしない。例えば、図３において映像プレーンＩＰの原点ＯＲは、センサ１２０の原点１２２からＺ軸方向にｚ０、Ｙ軸方向にｙ０だけオフセットして（ズレて）いる。図３において、Ｘ軸方向へのオフセット（ｏｆｆｓｅｔ）は存在せず、座標軸の回転オフセットも存在しない。従って、センサ１２０の位置および方向によって、直接的に映像プレーンＩＰの位置および方向を表すことはできない。
【００２２】
センサ１２０の位置および方向から映像プレーンＩＰの位置および方向を決定するために、センサ校正データが用いられ、センサ１２０の位置および方向を映像プレーンＩＰの位置および方向に変換する。簡略化のために、「位置および方向」という表現は、位置および／または方向を幅広く指し示すために用いられる。従って、仮に、センサ１２０の方向が映像プレーンＩＰの方向と同じであれば、位置および方向校正データは、如何なる方向校正データを含まなくてよい。同様に、図３に示すように、センサ１２０は、映像プレーンＩＰの１つ以上の座標軸に対する位置オフセットもない。
【００２３】
映像プレーン／センサオフセットを規定するための多様な方法がある。少なくとも数種類のセンサ等の校正をする方法の１つでは、Ｘ、Ｙ、Ｚにおける３垂直直線次元オフセットおよび各座標軸を中心とする３つの回転角度を利用する。他の方法としては、アセンションテクノロジー社（Ａｓｃｅｎｓｉｏｎ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ Ｃｏｒｐ．）のミニバードＴＭ（ｍｉｎｉ ＢｉｒｄＴＭ）またはフロックオブバードＴＭ（Ｆｌｏｃｋ ｏｆ ＢｉｒｄＴＭ）システムのための使用者マニュアルに記載された位置変換マトリクスまたは４元数（ｑｕａｔｅｒｎｉｏｎ）を利用する方法が挙げられる。
【００２４】
上述したように、位置および方向センサを有する超音波プローブは、プローブ／センサ対に対する校正データを内蔵する超音波システムでのみ典型的に用いられる。一般的に、プローブ／センサ対は校正され、プローブ／センサ対と組合わせて用いられる校正データは、超音波システム１００に格納される。仮に、プローブ／センサ対が互いに異なる超音波システムで用いられる場合、プローブ／センサ対は、異なる超音波システムにおいて、再度校正されなければならない。超音波検査者は、しばしばプローブ／センサ対の校正を実施することが不可能であったり、実施することを望まないため、プローブ／センサ対は、初期に校正された超音波システムのみで用いられる。
【００２５】
再び図２を参照すると、ビームフォーマ１１３は、超音波プローブ１１２から受信信号が提供されると、受信信号をアナログデジタル変換してデジタル信号を形成する。また、ビームフォーマ１１３は、変換素子の位置および集束点を考慮してデジタル信号を受信集束させて受信集束信号を形成する。
【００２６】
超音波データ形成部１１４は、ビームフォーマ１１３から受信集束信号が提供されると、受信集束信号を用いて複数の超音波データを形成する。一実施例において、超音波データは、ＲＦ（ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）データおよびＩＱ（ｉｎ−ｐｈａｓｅ ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ−ｐｈａｓｅ）データを含む。
【００２７】
映像形成部１１５は、超音波データ形成部１１４から超音波データが提供されると、超音波データを用いて対象体の３次元超音波映像を形成する。
【００２８】
再び図１を参照すると、センサ１２０は、超音波プローブ１１２の一方の側に装着される。一実施例では、センサ１２０を、超音波プローブ１１２の変換素子（図示せず）から一定の距離離間した位置に内蔵することができる。他の実施例では、センサ１２０を、超音波プローブ１１２の変換素子から一定の距離離間した位置に外装することができる。センサ１２０としては、超音波プローブ１１２の３次元位置および角度を感知することができる３次元センサが挙げられる。
【００２９】
格納部１３０は、対象体の３次元ＣＴ映像を格納する。本実施例において、３次元ＣＴ映像は、予め横隔膜および血管が抽出された肝臓の３次元ＣＴ映像である。また、格納部１３０は、超音波プローブ１１２とセンサ１２０との間の位置情報を格納する。本実施例において、位置情報は、超音波プローブ１１２の変換素子を基準に変換素子からセンサ１２０までの距離情報を含むことができる。一実施例において、格納部１３０は、ＲＡＭ（ｒａｎｄｏｍ ａｃｃｅｓｓ ｍｅｍｏｒｙ）、ハードディスクドライブ（ｈａｒｄ ｄｉｓｋ ｄｒｉｖｅ）などを含む。
【００３０】
プロセッサ１４０は、格納部１３０に格納された３次元ＣＴ映像と超音波映像形成部１１０から提供される３次元超音波映像との間の映像整合を行って、３次元ＣＴ映像と３次元超音波映像との間の変換関数（すなわち、３次元ＣＴ映像に対する超音波プローブ１１２の位置を示す変換関数）Ｔｐｒｏｂｅを取得する。また、プロセッサ１４０は、格納部１３０に格納された位置情報および変換関数Ｔｐｒｏｂｅを用いて、センサ１２０の校正（ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ）を行う。
【００３１】
図４は、本発明の実施例におけるプロセッサの構成を示すブロック図である。プロセッサ１４０は、横隔膜抽出部１４１、血管抽出部１４２、横隔膜リファイニング（ｒｅｆｉｎｉｎｇ）部１４３、整合部１４４、校正部１４５および映像処理部１４６を備える。
【００３２】
横隔膜抽出部１４１は、超音波映像形成部１１０から提供される３次元超音波映像から横隔膜を抽出する。本実施例において、横隔膜抽出部１４１は、ヘシアンマトリクス（Ｈｅｓｓｉａｎ ｍａｔｒｉｘ）に基づいて平坦度テスト（ｆｌａｔｎｅｓｓ ｔｅｓｔ）を３次元超音波映像に実施して、横隔膜を抽出することができる。すなわち、横隔膜抽出部１４１は、横隔膜が３次元超音波映像で曲面であることを考慮して、表面に垂直な方向のボクセル値（ｖｏｘｅｌ ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ）の変化が表面と水平な方向のボクセル値の変化より大きい領域を横隔膜として抽出する。図５は、３つの方向におけるヘシアンマトリクス固有値（ｅｉｇｅｎ ｖａｌｕｅ）（λ１、λ２、λ３）を示す。
【００３３】
さらに詳細には、横隔膜抽出部１４１は、横隔膜を抽出するために基準値より平坦度値が高いボクセル（ｖｏｘｅｌ）を選択する。平坦度μ（ｖ）は、式１のように定義される。
【００３４】
【数１】
【００３５】
式１のφ１（ν）、φ２（ν）およびφ３（ν）は、次の式２のように表現される。
【００３６】
【数２】
−−−−−（式２）
【００３７】
式２において、λ１（ν）、λ２（ν）およびλ３（ν）は、ボクセルνでのヘシアンマトリクスの固有値を示す。平坦度μ（ν）は、０〜１の間の値を有するように正規化される。横隔膜抽出部１４１は、式１および２により得られた平坦度値を用いて平坦マップを形成し、相対的に平坦度値が高いボクセルを選択する。本実施例において、横隔膜抽出部１４１は、平坦度値が０．１以上であるボクセルを選択する。
【００３８】
横隔膜抽出部１４１は、選択された各ボクセルを対象にモロフォロジカルオープニング（ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｉｃａｌ ｏｐｅｎｉｎｇ）を行い、微小クラッター（ｃｌｕｔｔｅｒ）を除去する（ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｉｃａｌ ｆｉｌｔｅｒｉｎｇ）。モロフォロジカルオープニングは、収縮（ｅｒｏｓｉｏｎ）と膨張（ｄｉｌａｔｉｏｎ）とを順次に行うことを意味する。横隔膜抽出部１４１は、形態学的にボクセル値が存在する領域のエッジにおいて所定数のボクセルだけ除去して収縮（浸食）させた後、再度その所定数のボクセルだけ膨張（拡張）させる。本発明の実施例において、横隔膜抽出部１４１は、１ボクセルの大きさで収縮および膨張を実施する。
【００３９】
３次元超音波映像において、横隔膜は、最も大きな表面なので、複数のボクセルに対するＣＣＡ（ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ−ｂａｓｅｄ ｃｏｎｎｅｃｔｅｄ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ ａｎａｌｙｓｉｓ）により取得された候補（ｃａｎｄｉｄａｔｅｓ）のうち、最も大きな表面が選択され、横隔膜として見なされる。ボクセル値に基づくＣＣＡは、二進化された映像でボクセル値が存在する領域同士を集める（ｇｒｏｕｐｉｎｇ）方法の１つである。例えば、横隔膜抽出部１４１は、１ボクセルを中心に各周辺ボクセル（例えば２６個のボクセル）のボクセル値を参照して、ボクセル間の連結テスト（ｃｏｎｎｅｃｔｉｖｉｔｙ ｔｅｓｔ）を通して該当ボクセルを中心に連結するボクセルの数（ボクセル数）を計算し、連結ボクセル数が一定数以上であるボクセルを候補グループに選定する。横隔膜が３次元超音波映像の関心領域内で最も広く存在する曲面であるという特性を用い、横隔膜抽出部１４１は、候補グループのうち、最も多い連結ボクセル数（ボクセル数）を有するグループを横隔膜として抽出する。その後、横隔膜抽出部１４１は、横隔膜の表面を平滑化する（ｓｍｏｏｔｈｅｎ）。
【００４０】
血管抽出部１４２は、３次元超音波映像で血管を抽出する。本実施例において、血管抽出部１４２は、マスキング、血管分割（ｓｅｇｍｅｎｔａｔｉｏｎ）および分類（ｃｌａｓｓｉｆｉｃａｔｉｏｎ）の順に３次元超音波映像で血管を抽出する。
【００４１】
さらに詳細には、血管抽出部１４２は、鏡虚像（ｍｉｒｒｏｒ ａｒｔｉｆａｃｔｓ）による血管抽出エラーの発生を避けるために、横隔膜を多項曲面（ｐｏｌｙｎｏｍｉａｌ ｃｕｒｖｅｄ ｓｕｒｆａｃｅ）でモデリングして、ＲＯＩ（ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔｅｒｅｓｔ）マスクを形成する。血管抽出部１４２は、ＲＯＩマスクを用いて３次元超音波映像で横隔膜の下の領域を除去する。この時、血管抽出部１４２は、ＬＭＳ（Ｌｅａｓｔ ｍｅａｎ ｓｑｕａｒｅ）を用いて横隔膜を多項曲面でモデリングすることができる。しかしながら、モデリングされた多項曲面の下の領域を全て除去する場合、多項曲面のエラーによって、一部の領域では、意味のある血管情報を失う場合が生じ得る。血管抽出部１４２は、血管情報の損失を防止するために、ＲＯＩマスクの下端で１０ボクセル程度の余裕ボクセル（ｍａｒｇｉｎａｌ ｄｉｓｔａｎｃｅ）を適用し、それ以下の領域を除去する。
【００４２】
血管抽出部１４２は、血管領域と非血管領域とを分割する（ｓｅｇｍｅｎｔ）。血管抽出部１４２は、横隔膜または血管壁のように強度の大きい非血管領域（ｎｏｎ−ｖｅｓｓｅｌ ｒｅｇｉｏｎ）を除去するために、ＲＯＩマスキングされた領域において基準境界値より小さい低強度境界（ｌｏｗ ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ ｂｏｕｎｄ）を推定し、基準境界値より強度の大きいボクセルを除去する。血管抽出部１４２は、適応臨界法（ａｄａｐｔｉｖｅ ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ ｓｃｈｅｍｅ）を適用して残った領域を二進化する（ｂｉｎａｒｉｚｅ）。二進化された領域は、血管候補（ｖｅｓｓｅｌ ｃａｎｄｉｄａｔｅｓ）となる。
【００４３】
血管抽出部１４２は、非血管類型クラッター（ｎｏｎ−ｖｅｓｓｅｌ−ｔｙｐｅ ｃｌｕｔｔｅｒｓ）を除去して、血管候補の中で真正な血管を分類する。血管分類過程は、微小背景クラッターを除去するための大きさテスト（ｓｉｚｅ ｔｅｓｔ）と、ＧＯＦ（ｇｏｏｄｎｅｓｓ ｏｆ ｆｉｔ）を円筒管で見積もり（ｅｖａｌｕａｔｅ）して非血管類型を除去する構造基盤血管テスト（ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ−ｂａｓｅｄ ｖｅｓｓｅｌ ｔｅｓｔ）、すなわち、初期血管テスト（ｉｎｉｔｉａｌ ｖｅｓｓｅｌ ｔｅｓｔ）と、グラジアント大きさ分析（Ｇｒａｄｉｅｎｔ ｍａｇｎｉｔｕｄｅ ａｎａｌｙｓｉｓ）と、クラッターを完全に除去するための最終血管テスト（ｆｉｎａｌ ｖｅｓｓｅｌ ｔｅｓｔ）とを含む。構造基盤血管テストにおいて、一部のクラッターが除去されなくても、全ての血管が含まれるように初期臨界値Ｃｉｎｉｔｉａｌが最小限界に設定される。本実施例において、初期臨界値は０．６である。血管抽出部１４２は、最終血管テストにおいて、ボクセル値の変化率、すなわち、グラジアント大きさ（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｍａｇｎｉｔｕｄｅ）を考慮することにより、グラジアント大きさが小さい陰影虚像（ｓｈａｄｉｎｇ ａｒｔｉｆａｃｔｓ）に起因して形成される各クラッターを完全に除去して血管を抽出する。本実施例において、最終血管テストの臨界値は０．４である。
【００４４】
横隔膜リファイニング部１４３は、抽出された血管を用いて３次元超音波映像に対して横隔膜のリファインメントを行う。本実施例において、横隔膜リファイニング部１４３は、抽出された血管を用いて横隔膜のリファインメントを行ってクラッターを除去する。抽出された横隔膜におけるクラッターは、主に血管壁に位置する。特に、下大静脈（ｉｎｆｅｒｉｏｒ ｖｅｎａ ｃａｖａ：ＩＶＣ）は、横隔膜に連結してクラッターを誘発する。このようなクラッターが特徴として抽出されて映像整合に用いられる場合、映像整合の精度を低下させるので、横隔膜リファイニング部１４３は、クラッターを除去して横隔膜のリファインメントを行う。横隔膜リファイニング部１４３は、３次元超音波映像で血管領域を抽出し、抽出された血管領域を膨張（ｄｉｌａｔｉｏｎ）させ、膨張された血管領域から血液が流れる部分を除去して血管壁を推定する（ｅｓｔｉｍａｔｅ）。横隔膜リファイニング部１４３は、ＣＣＡおよび大きさテストを再度適用して横隔膜を抽出する。
【００４５】
整合部１４４は、３次元ＣＴ映像および３次元超音波映像から解剖学的特徴、すなわち、血管および横隔膜からサンプルポイントを抽出し、抽出されたサンプルポイントを用いて３次元ＣＴ映像と３次元超音波映像との間の映像整合を行い、３次元ＣＴ映像と３次元超音波映像との間の変換関数（すなわち、３次元ＣＴ映像に対する超音波プローブ１２２の位置を示す変換関数）Ｔｐｒｏｂｅを取得する。ここで、変換関数（第１の変換関数）Ｔｐｒｏｂｅは、行列として示すことができる。
【００４６】
校正部１４５は、整合部１４４から提供される変換関数Ｔｐｒｏｂｅと格納部１３０に格納された位置情報とを用いて、センサ１２０の校正（ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ）を行う。さらに詳細には、校正部１４５は、格納部１３０に格納された位置情報を用いて、超音波プローブ１１２とセンサ１２０との間の変換関数（すなわち、超音波プローブ１１２に対するセンサ１２０の位置を示す変換関数）Ｔｓｅｎｓｏｒを取得する。ここで、変換関数（第２の変換関数）Ｔｓｅｎｓｏｒは、行列として示すことができる。一例として、変換関数Ｔｓｅｎｓｏｒは、式３のように示すことができる。
【００４７】
【数３】
−−−−−（式３）
【００４８】
式３において、ｘは、超音波プローブ１１２の横方向（ｌａｔｅｒａｌ ｄｉｒｅｃｔｉｏｎ）を示し、ｙは、超音波プローブ１１２の高さ方向（ｅｌｅｖａｔｉｏｎ ｄｉｒｅｃｔｉｏｎ）を示し、ｚは、超音波プローブ１１２の軸方向（ａｘｉａｌ ｄｉｒｅｃｔｉｏｎ）を示し、θｘは、ｘ軸に対するセンサ１２０の角度を示し、θｙは、ｙ軸に対するセンサ１２０の角度を示し、θｚは、ｚ軸に対するセンサ１２０の角度を示す。高さ方向は、変換素子のスイング（ｓｗｉｎｇ）方向であり、軸方向は、変換素子のスキャンライン（ｓｃａｎｌｉｎｅ）方向であり、横方向は、変換素子の長手方向を意味する。
【００４９】
校正部１４５は、変換関数Ｔｐｒｏｂｅおよび変換関数Ｔｓｅｎｓｏｒを用いて、センサ１２０の校正を行う。すなわち、校正部１４５は、変換関数Ｔｐｒｏｂｅおよび変換関数Ｔｓｅｎｓｏｒを用いて、３次元ＣＴ映像に対するセンサ１２０の位置を示す変換関数Ｔを取得する。一例として、校正部１４５は、変換関数（第１の変換関数）Ｔｐｒｏｂｅと変換関数（第２の変換関数）Ｔｓｅｎｓｏｒとの間の行列乗算演算により変換関数（第３の変換関数）Ｔを取得することができる。
【００５０】
映像処理部１４６は、校正部１４５から提供される変換関数Ｔを３次元ＣＴ映像に適用して２次元ＣＴ映像を抽出する。
【００５１】
再び図１を参照すると、ディスプレイ部１５０は、プロセッサ１４０から提供される２次元ＣＴ映像を表示する。また、ディスプレイ部１５０は、３次元超音波映像および３次元ＣＴ映像を表示することができる。
【００５２】
本発明は、望ましい実施例によって説明および例示をしたが、当業者であれば添付した特許請求の範囲の事項および範疇を逸脱することなく、様々な変形および変更が可能である。
【符号の説明】
【００５３】
１００ 超音波システム
１１０ 超音波映像形成部
１２０ センサ
１３０ 格納部
１４０ プロセッサ
１５０ ディスプレイ部
１１１ 送信信号形成部
１１２ 超音波プローブ
１１３ ビームフォーマ
１１４ 超音波データ形成部
１１５ 映像形成部
１０５ プローブケーブル
１７０ 変換素子
１２２，１７２，ＯＲ 原点
ＩＰ 映像プレーン
１４１ 横隔膜抽出部
１４２ 血管抽出部
１４３ 横隔膜リファイニング（ｒｅｆｉｎｉｎｇ）部
１４４ 整合部
１４５ 校正部
１４６ 映像処理部
【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波プローブを含み、対象体の３次元超音波映像を形成する超音波映像形成部と、
前記超音波プローブに連結されたセンサと、
前記対象体の３次元ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）映像と、前記３次元超音波映像と前記センサとの間の位置関係に関する位置情報とを格納する格納部と、
前記３次元ＣＴ映像と前記３次元超音波映像との間の映像整合を行って、前記センサの位置を前記３次元ＣＴ映像の対応する位置に変換するための第１の変換関数を形成し、前記第１の変換関数に前記位置情報を適用して前記センサの校正を行うプロセッサと、
を備えることを特徴とする超音波システム。
【請求項２】
前記対象体は、肝臓を含むことを特徴とする請求項１に記載の超音波システム。
【請求項３】
前記プロセッサは、
ＣＣＡ（ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ−ｂａｓｅｄ ｃｏｎｎｅｃｔｅｄ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ ａｎａｌｙｓｉｓ）を用いて得られた候補グループから横隔膜領域を抽出する横隔膜抽出部と、
前記３次元超音波映像のボクセルのうち、基準境界値より大きい値の強度を有するボクセルを除去して得られた血管候補から非血管類型クラッター（ｎｏｎ−ｖｅｓｓｅｌ−ｔｙｐｅ ｃｌｕｔｔｅｒｓ）を除去して血管領域を抽出する血管抽出部と、
前記横隔膜領域および前記血管領域からサンプルポイント（ｓａｍｐｌｅ ｐｏｉｎｔ）を抽出し、前記抽出されたサンプルポイントに基づいて前記３次元超音波映像と前記３次元ＣＴ映像との間の映像整合を行って、前記第１の変換関数を形成する整合部と、
前記第１の変換関数および前記位置情報に基づいて前記３次元ＣＴ映像の座標と前記センサの座標とを一致させるように、前記センサの校正を行う校正部と、
を備えることを特徴とする請求項１に記載の超音波システム。
【請求項４】
前記横隔膜抽出部は、前記３次元超音波映像のボクセルから平坦度を得、基準値より大きい平坦度値を有するボクセルを選択し、ボクセル値が存在する領域のエッジ（ｅｄｇｅ）において所定数のボクセルを除去し、前記所定数だけのボクセルを拡張し、前記ＣＣＡにより前記ボクセルから前記候補グループを取得し、前記候補グループのうち最も広い候補を選択して横隔膜領域を抽出することを特徴とする請求項３に記載の超音波システム。
【請求項５】
前記血管領域抽出部は、前記３次元超音波映像に対して前記横隔膜領域を多項曲面でモデリングして、ＲＯＩ（ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔｅｒｅｓｔ）マスクを形成し、前記ＲＯＩマスクを前記３次元超音波映像に適用してＲＯＩマスキングを行い、前記ＲＯＩマスキングされた３次元超音波映像のボクセルのうち、前記基準境界値より大きい強度値を有するボクセルを除去して前記血管候補を形成し、大きさテスト（ｓｉｚｅ ｔｅｓｔ）、構造基盤血管テスト（ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ−ｂａｓｅｄ ｖｅｓｓｅｌ ｔｅｓｔ）、グラジアント大きさ分析（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｍａｇｎｉｔｕｄｅ ａｎａｌｙｓｉｓ）および最終血管テスト（ｆｉｎａｌ ｖｅｓｓｅｌ ｔｅｓｔ）を順次に行って、前記血管候補から前記非血管類型クラッターを除去することを特徴とする請求項３に記載の超音波システム。
【請求項６】
前記校正部は、前記位置情報を用いて前記超音波プローブに対する前記センサの位置を示す第２の変換関数を取得し、前記第１の変換関数と前記第２の変換関数とを乗算することにより前記３次元ＣＴ映像に対する前記センサの位置を示す第３の変換関数を取得して、前記センサの校正を行うことを特徴とする請求項３に記載の超音波システム。
【請求項７】
超音波プローブおよびセンサを備える超音波システムのセンサ座標校正方法であって、
ａ）対象体の３次元超音波映像および前記対象体の３次元ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）映像を取得する段階と、
ｂ）前記３次元超音波映像と前記センサとの間の位置関係に関する位置情報とを算出する段階と、
ｃ）前記３次元ＣＴ映像と前記３次元超音波映像との間の映像整合を行って、前記センサの位置を前記３次元ＣＴ映像の対応する位置に変換するための第１の変換関数を形成する段階と、
ｄ）前記第１の変換関数に前記位置情報を適用して前記センサの校正を行う段階と、
を備えることを特徴とするセンサ座標校正方法。
【請求項８】
前記対象体は、肝臓を含むことを特徴とする請求項７に記載のセンサ座標校正方法。
【請求項９】
前記段階ｃ）は、
ｃ１）ＣＣＡ（ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ−ｂａｓｅｄ ｃｏｎｎｅｃｔｅｄ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ ａｎａｌｙｓｉｓ）を用いて得られた候補グループから横隔膜領域を抽出する段階と、
ｃ２）前記３次元超音波映像のボクセルのうち、基準境界値より大きい値の強度を有するボクセルを除去して得られた血管候補から非血管類型クラッター（ｎｏｎ−ｖｅｓｓｅｌ−ｔｙｐｅ ｃｌｕｔｔｅｒｓ）を除去して血管領域を抽出する段階と、
ｃ３）前記横隔膜領域および前記血管領域からサンプルポイント（ｓａｍｐｌｅ ｐｏｉｎｔ）を抽出し、前記抽出されたサンプルポイントに基づいて、前記３次元超音波映像と前記３次元ＣＴ映像との間の映像整合を行って、前記第１の変換関数を形成する段階と、
ｃ４）前記第１の変換関数および前記位置情報に基づいて前記３次元ＣＴ映像の座標と前記センサの座標とを一致させるように、前記センサの校正を行う段階と、
を備えることを特徴とする請求項７に記載のセンサ座標校正方法。
【請求項１０】
前記段階ｃ１）は、
前記３次元超音波映像のボクセルから平坦度を得、基準値より大きい平坦度値を有するボクセルを選択し、ボクセル値が存在する領域のエッジ（ｅｄｇｅ）において所定数のボクセルを除去し、前記所定数だけのボクセルを拡張し、前記ＣＣＡにより前記ボクセルから前記候補グループを取得し、前記候補グループのうち最も広い候補を選択して横隔膜領域を抽出する段階と、
を備えることを特徴とする請求項９に記載のセンサ座標校正方法。
【請求項１１】
前記段階ｃ２）は、
前記３次元超音波映像に対して前記横隔膜領域を多項曲面でモデリングして、ＲＯＩ（ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔｅｒｅｓｔ）マスクを形成し、前記ＲＯＩマスクを前記３次元超音波映像に適用してＲＯＩマスキングを行い、前記ＲＯＩマスキングされた３次元超音波映像のボクセルのうち、前記基準境界値より大きい強度値を有するボクセルを除去して前記血管候補を形成し、大きさテスト（ｓｉｚｅ ｔｅｓｔ）、構造基盤血管テスト（ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ−ｂａｓｅｄ ｖｅｓｓｅｌ ｔｅｓｔ）、グラジアント大きさ分析（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｍａｇｎｉｔｕｄｅ ａｎａｌｙｓｉｓ）および最終血管テスト（ｆｉｎａｌ ｖｅｓｓｅｌ ｔｅｓｔ）を順次に行って、前記血管候補から前記非血管類型クラッターを除去する段階を備えることを特徴とする請求項９に記載のセンサ座標校正方法。
【請求項１２】
前記段階ｄ）は、
前記位置情報を用いて前記超音波プローブに対する前記センサの位置を示す第２の変換関数を取得し、前記第１の変換関数と前記第２の変換関数とを乗算することにより前記３次元ＣＴ映像に対する前記センサの位置を示す第３の変換関数を取得して、前記センサの校正を行う段階を備えることを特徴とする請求項７に記載のセンサ座標校正方法。
【請求項１】
超音波プローブを含み、対象体の３次元超音波映像を形成する超音波映像形成部と、
前記超音波プローブに連結されたセンサと、
前記対象体の３次元ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）映像と、前記３次元超音波映像と前記センサとの間の位置関係に関する位置情報とを格納する格納部と、
前記３次元ＣＴ映像と前記３次元超音波映像との間の映像整合を行って、前記センサの位置を前記３次元ＣＴ映像の対応する位置に変換するための第１の変換関数を形成し、前記第１の変換関数に前記位置情報を適用して前記センサの校正を行うプロセッサと、
を備えることを特徴とする超音波システム。
【請求項２】
前記対象体は、肝臓を含むことを特徴とする請求項１に記載の超音波システム。
【請求項３】
前記プロセッサは、
ＣＣＡ（ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ−ｂａｓｅｄ ｃｏｎｎｅｃｔｅｄ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ ａｎａｌｙｓｉｓ）を用いて得られた候補グループから横隔膜領域を抽出する横隔膜抽出部と、
前記３次元超音波映像のボクセルのうち、基準境界値より大きい値の強度を有するボクセルを除去して得られた血管候補から非血管類型クラッター（ｎｏｎ−ｖｅｓｓｅｌ−ｔｙｐｅ ｃｌｕｔｔｅｒｓ）を除去して血管領域を抽出する血管抽出部と、
前記横隔膜領域および前記血管領域からサンプルポイント（ｓａｍｐｌｅ ｐｏｉｎｔ）を抽出し、前記抽出されたサンプルポイントに基づいて前記３次元超音波映像と前記３次元ＣＴ映像との間の映像整合を行って、前記第１の変換関数を形成する整合部と、
前記第１の変換関数および前記位置情報に基づいて前記３次元ＣＴ映像の座標と前記センサの座標とを一致させるように、前記センサの校正を行う校正部と、
を備えることを特徴とする請求項１に記載の超音波システム。
【請求項４】
前記横隔膜抽出部は、前記３次元超音波映像のボクセルから平坦度を得、基準値より大きい平坦度値を有するボクセルを選択し、ボクセル値が存在する領域のエッジ（ｅｄｇｅ）において所定数のボクセルを除去し、前記所定数だけのボクセルを拡張し、前記ＣＣＡにより前記ボクセルから前記候補グループを取得し、前記候補グループのうち最も広い候補を選択して横隔膜領域を抽出することを特徴とする請求項３に記載の超音波システム。
【請求項５】
前記血管領域抽出部は、前記３次元超音波映像に対して前記横隔膜領域を多項曲面でモデリングして、ＲＯＩ（ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔｅｒｅｓｔ）マスクを形成し、前記ＲＯＩマスクを前記３次元超音波映像に適用してＲＯＩマスキングを行い、前記ＲＯＩマスキングされた３次元超音波映像のボクセルのうち、前記基準境界値より大きい強度値を有するボクセルを除去して前記血管候補を形成し、大きさテスト（ｓｉｚｅ ｔｅｓｔ）、構造基盤血管テスト（ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ−ｂａｓｅｄ ｖｅｓｓｅｌ ｔｅｓｔ）、グラジアント大きさ分析（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｍａｇｎｉｔｕｄｅ ａｎａｌｙｓｉｓ）および最終血管テスト（ｆｉｎａｌ ｖｅｓｓｅｌ ｔｅｓｔ）を順次に行って、前記血管候補から前記非血管類型クラッターを除去することを特徴とする請求項３に記載の超音波システム。
【請求項６】
前記校正部は、前記位置情報を用いて前記超音波プローブに対する前記センサの位置を示す第２の変換関数を取得し、前記第１の変換関数と前記第２の変換関数とを乗算することにより前記３次元ＣＴ映像に対する前記センサの位置を示す第３の変換関数を取得して、前記センサの校正を行うことを特徴とする請求項３に記載の超音波システム。
【請求項７】
超音波プローブおよびセンサを備える超音波システムのセンサ座標校正方法であって、
ａ）対象体の３次元超音波映像および前記対象体の３次元ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）映像を取得する段階と、
ｂ）前記３次元超音波映像と前記センサとの間の位置関係に関する位置情報とを算出する段階と、
ｃ）前記３次元ＣＴ映像と前記３次元超音波映像との間の映像整合を行って、前記センサの位置を前記３次元ＣＴ映像の対応する位置に変換するための第１の変換関数を形成する段階と、
ｄ）前記第１の変換関数に前記位置情報を適用して前記センサの校正を行う段階と、
を備えることを特徴とするセンサ座標校正方法。
【請求項８】
前記対象体は、肝臓を含むことを特徴とする請求項７に記載のセンサ座標校正方法。
【請求項９】
前記段階ｃ）は、
ｃ１）ＣＣＡ（ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ−ｂａｓｅｄ ｃｏｎｎｅｃｔｅｄ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ ａｎａｌｙｓｉｓ）を用いて得られた候補グループから横隔膜領域を抽出する段階と、
ｃ２）前記３次元超音波映像のボクセルのうち、基準境界値より大きい値の強度を有するボクセルを除去して得られた血管候補から非血管類型クラッター（ｎｏｎ−ｖｅｓｓｅｌ−ｔｙｐｅ ｃｌｕｔｔｅｒｓ）を除去して血管領域を抽出する段階と、
ｃ３）前記横隔膜領域および前記血管領域からサンプルポイント（ｓａｍｐｌｅ ｐｏｉｎｔ）を抽出し、前記抽出されたサンプルポイントに基づいて、前記３次元超音波映像と前記３次元ＣＴ映像との間の映像整合を行って、前記第１の変換関数を形成する段階と、
ｃ４）前記第１の変換関数および前記位置情報に基づいて前記３次元ＣＴ映像の座標と前記センサの座標とを一致させるように、前記センサの校正を行う段階と、
を備えることを特徴とする請求項７に記載のセンサ座標校正方法。
【請求項１０】
前記段階ｃ１）は、
前記３次元超音波映像のボクセルから平坦度を得、基準値より大きい平坦度値を有するボクセルを選択し、ボクセル値が存在する領域のエッジ（ｅｄｇｅ）において所定数のボクセルを除去し、前記所定数だけのボクセルを拡張し、前記ＣＣＡにより前記ボクセルから前記候補グループを取得し、前記候補グループのうち最も広い候補を選択して横隔膜領域を抽出する段階と、
を備えることを特徴とする請求項９に記載のセンサ座標校正方法。
【請求項１１】
前記段階ｃ２）は、
前記３次元超音波映像に対して前記横隔膜領域を多項曲面でモデリングして、ＲＯＩ（ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔｅｒｅｓｔ）マスクを形成し、前記ＲＯＩマスクを前記３次元超音波映像に適用してＲＯＩマスキングを行い、前記ＲＯＩマスキングされた３次元超音波映像のボクセルのうち、前記基準境界値より大きい強度値を有するボクセルを除去して前記血管候補を形成し、大きさテスト（ｓｉｚｅ ｔｅｓｔ）、構造基盤血管テスト（ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ−ｂａｓｅｄ ｖｅｓｓｅｌ ｔｅｓｔ）、グラジアント大きさ分析（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｍａｇｎｉｔｕｄｅ ａｎａｌｙｓｉｓ）および最終血管テスト（ｆｉｎａｌ ｖｅｓｓｅｌ ｔｅｓｔ）を順次に行って、前記血管候補から前記非血管類型クラッターを除去する段階を備えることを特徴とする請求項９に記載のセンサ座標校正方法。
【請求項１２】
前記段階ｄ）は、
前記位置情報を用いて前記超音波プローブに対する前記センサの位置を示す第２の変換関数を取得し、前記第１の変換関数と前記第２の変換関数とを乗算することにより前記３次元ＣＴ映像に対する前記センサの位置を示す第３の変換関数を取得して、前記センサの校正を行う段階を備えることを特徴とする請求項７に記載のセンサ座標校正方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【公開番号】特開２０１１−３１０４２（Ｐ２０１１−３１０４２Ａ）
【公開日】平成２３年２月１７日（２０１１．２．１７）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１０−１６８４０５（Ｐ２０１０−１６８４０５）
【出願日】平成２２年７月２７日（２０１０．７．２７）
【出願人】（５９７０９６９０９）株式会社 メディソン (269)
【氏名又は名称原語表記】ＭＥＤＩＳＯＮ ＣＯ．，ＬＴＤ．
【住所又は居所原語表記】１１４ Ｙａｎｇｄｕｋｗｏｎ−ｒｉ，Ｎａｍ−ｍｙｕｎ，Ｈｏｎｇｃｈｕｎ−ｇｕｎ，Ｋａｎｇｗｏｎ−ｄｏ ２５０−８７０，Ｒｅｐｕｂｌｉｃ ｏｆ Ｋｏｒｅａ
【出願人】（５９２１２７１４９）韓国科学技術院 (129)
【氏名又は名称原語表記】ＫＯＲＥＡ ＡＤＶＡＮＣＥＤ ＩＮＳＴＩＴＵＴＥ ＯＦ ＳＣＩＥＮＣＥ ＡＮＤ ＴＥＣＨＮＯＬＯＧＹ
【住所又は居所原語表記】３７３−１，Ｇｕｓｕｎｇ−ｄｏｎｇ，Ｙｕｓｅｏｎｇ−ｋｕ，Ｄａｅｊｅｏｎ ３０５−７０１ ＫＲ
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２３年２月１７日（２０１１．２．１７）
【国際特許分類】
【出願日】平成２２年７月２７日（２０１０．７．２７）
【出願人】（５９７０９６９０９）株式会社 メディソン (269)
【氏名又は名称原語表記】ＭＥＤＩＳＯＮ ＣＯ．，ＬＴＤ．
【住所又は居所原語表記】１１４ Ｙａｎｇｄｕｋｗｏｎ−ｒｉ，Ｎａｍ−ｍｙｕｎ，Ｈｏｎｇｃｈｕｎ−ｇｕｎ，Ｋａｎｇｗｏｎ−ｄｏ ２５０−８７０，Ｒｅｐｕｂｌｉｃ ｏｆ Ｋｏｒｅａ
【出願人】（５９２１２７１４９）韓国科学技術院 (129)
【氏名又は名称原語表記】ＫＯＲＥＡ ＡＤＶＡＮＣＥＤ ＩＮＳＴＩＴＵＴＥ ＯＦ ＳＣＩＥＮＣＥ ＡＮＤ ＴＥＣＨＮＯＬＯＧＹ
【住所又は居所原語表記】３７３−１，Ｇｕｓｕｎｇ−ｄｏｎｇ，Ｙｕｓｅｏｎｇ−ｋｕ，Ｄａｅｊｅｏｎ ３０５−７０１ ＫＲ
【Ｆターム（参考）】
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