JP2002538915A - 3次元仮想検査、ナビゲーション及び視覚化を実行するシステム及び方法 - Google Patents
3次元仮想検査、ナビゲーション及び視覚化を実行するシステム及び方法Info
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Abstract
Description
米国特許番号第5,971,767号の一部継続出願である「3次元仮想セグメ
ント化及び検査を行うシステム及び方法」という発明の名称の1999年6月2
9日に出願した米国特許出願番号09/343,012号の一部継続出願であり
、この出願は、「3次元仮想検査」という拝命の名称の1999年3月18日に
出願した米国分割特許出願番号60/125,041号の利益も主張する。 本発明は、3次源仮想検査に基づく容量測定を行うシステム及び方法に関する
ものであり、特に、向上した視覚化及びナビゲーション特性を提供するシステム
に関するものである。
れ自体がポリープとして現れる癌の成長の早期の検出によって、患者が回復する
機会が大幅に増大する。現在のところ、被験者の結腸のポリープ又は他の塊を検
出する二つの通常的な方法がある。第1の方法は、物理的に直腸に挿入すること
によって、スコープを用いて結腸を視覚的に検査する直腸スコープ(colonoscope
)と称されるフレキシブルファイバスコープチューブを用いる直腸スコープ手順
である。医師は、結腸中の任意の異常な成長を調べるためにチューブを操作する
。直腸スコープは、信頼性があるとしても、金銭的コスト及び時間的コストが比
較的高く、被験者を侵害し、被験者にとって不快で痛みを伴う手順である。
。バリウム浣腸は、結腸をバリウムで被覆するのに使用され、2次元的なX線撮
像によって、直腸の像を取得する。しかしながら、バリウム浣腸は、常に結腸全
体の視野を提供するわけではなく、膨大な前処理及び被験者の操作を必要とし、
操作を実行する際にしばしばオペレータに依存し、結腸スコープの場合に比べて
感度が低い。これまで説明した従来の実務における不都合のために、結腸のポリ
ープを調べるために、更に信頼性があり、比較的侵入的でなく、かつ、比較的廉
価な方法が所望されている。信頼性があり、廉価であり、かつ、患者の不快感が
比較的少ない、肺のような他の人間の器官の塊(masses)を検査する方法も所望さ
れている。
医療撮像装置を用いた人間の器官の2次元的な(2D)視覚化は、被験者の診断
法に対して広く用いられている。3次元像は、スキャニングマシンから生成した
2次元画像間のスタック及び補間によって形成することができる。器官を撮像す
るとともにその容量を3次元空間において視覚化することは、物理的な侵入がな
く、かつ、データ処理が容易であるために有利である。しかしながら、3次元的
な容量の像の補間を、器官を内側から仮想的に観察する利点を十分に利用するた
めに適切に実行する必要がある。
いて仮想空間を検診する必要がある。一つのあり得るモデルは、仮想空間を観察
するために観察者の基準点として使用することができる仮想カメラである。一般
的な3D仮想環境内のナビゲーションの背景のカメラ制御は以前に研究されてい
る。仮想空間のナビゲーションに対して提供される2タイプのカメラ制御が従来
提案されている。第1のタイプは、所望の視野を達成するために互いに相違する
位置及び向きでカメラを操作できるよう十分なカメラ制御を、オペレータに提供
する。オペレータはカメラを有効に操作する。これによって、オペレータは、関
心のある特定の区分を検診し、その間他の区分を無視する。しかしながら、比較
的大きな領域におけるカメラの完全な制御は、退屈でうんざりするものであり、
オペレータは、検診の開始地点と終了地点との間の全ての重要な特徴を観察しな
いおそれがある。
によれば、取り出されるべき予め設定された経路を、カメラに割り当て、それは
、オペレータによって変更することができない。これによって、オペレータは、
観察される仮想空間に集中することができ、検査される環境の壁部に進行するの
を心配する必要がない。しかしながら、この第2の技術は、コースを変更する、
すなわち、フライト経路に沿って観察される関心のある領域を調査する柔軟性を
観察者に提供しない。
つのナビゲーション技術の組み合わせを使用するのが望ましい。検査中に挿入が
なく、かつ、痛みを伴わずに実行するために、仮想的な3D空間で表された人間
又は動物の期間の検査に対して、柔軟性のあるナビゲーション技術を適用するの
が望ましい。所望のナビゲーション技術によって、柔軟性が許容されるオペレー
タによる3D空間の仮想器官の完全な検査も許容し、かつ、器官の中及び周辺の
円滑な経路及び完全な検査を満足する。器官を観察するのに必要な演算を最小に
する技術を用いることによって、器官の検診の表示をリアルタイムで表示できる
ようにすることも望ましい。所望の技術を、任意の仮想物体の検診に利用できる
ようにする必要もある。
るために表示中の各容量的な要素に不透明計数を割り当てて、観察される物体の
一部の視覚化を特別に行うことである。物体の区分を、不透明係数を用いて構成
することもできる。
元視覚化イメージを発生させ、ガイド用ナビゲーションシステムを用いて仮想イ
メージを検診し、ナビゲーションシステムによって、オペレータは、予め規定さ
れたフライト経路に沿って移動し、かつ、予め規定された経路から離間したイメ
ージ中の関心のある特定の位置に対する位置及び視野角を調整して、器官中のポ
リープ、嚢胞又は他の異常形態を識別することができる。
を通じたフライ経路を発生させる。結腸の管腔の容量的な要素表示から、仮想的
な結腸の管腔の壁部からの容量的な収縮を用いて、圧縮された結腸の管腔のデー
タセットを発生させる。圧縮された直腸の管腔のデータセットから、仮想の直腸
の管腔の終点間に最小距離を発生させる。その後、制御点が、仮想的な結腸の管
腔の長さに沿った最小距離に沿って抽出される。その後、制御点は、仮想的な結
腸内の中央に配置される。最後に、最終的なナビゲーションフライ経路を規定す
るために、中央に配置された制御点管にラインが補間される。
ータの複数のスタックとして結腸の管腔を表すステップと、離散ウェーブレット
変換(discrete wavelet transformation)をイメージデータに適用するステップ
と、複数の周波数に対する成分を有する複数のサブデータセットを発生させるス
テップと、サブデータセットの最低周波数成分を選択するステップとを有する。
ントに区分けするステップを有する。各セグメント内で1点が選択され、その点
は、仮想的な結腸の管腔の壁部に対して中央に配置される。中央に配置された制
御点は、フライ経路を確立するために互いに接続される。
視点に対して、各イメージ画素を通じて視点から光線が投影される。視点から結
腸の管腔の壁部までの最短距離は、各光線に対して決定される。その距離が、予
め設定されたサンプリング間隔を超えると、その距離だけ光線に沿った飛越し処
理が行われ、オープンスペース伝達関数に基づく値を、飛び越された距離に亘る
光線に沿った点に割り当てる。距離がサンプリング間隔を超えない場合、現在の
点がサンプリングされ、表示可能な特性を伝達関数に従って決定する。
域の仮想的な生検を行う方法にも役に立つ。イメージスキャナデータから取得し
た領域の容量的な表示から、容量的な描写は、結腸の管腔をナビゲートするとと
もに領域の表面を観察するために領域に対して初期伝達関数(initial transfer
function)を用いることによって適用される。疑いのある領域が検出されると、
伝達関数の動的な変更によって、医師のようなオペレータは、領域の不透明度と
観察される合成情報とを選択的に変更することができる。これによって、ポリー
プのような疑いのある内側領域の3次元的な観察を許容する。
リープを自動的に検出することができる。結腸の管腔は、複数の容量ユニットに
よって表される。さらに、結腸の管腔の表面は、連続的な2回微分可能な表面と
してあらわされ、この場合、各表面容量ユニットは、関連の全曲率を有する。全
曲率を、領域的な傾向から逸脱する局所的な特徴に対して自動的に探索し及び評
価することができる。結腸の壁部表面からの凸状の突出部に対応する局所的な形
態は、他の検査に対してポリープとして分類される。
行う方法は、結腸を含む領域のイメージデータセットを取得するステップと、イ
メージデータを容量ユニットに変換するステップとを有する。結腸の管腔の壁部
を表す容量ユニットが識別され、結腸の管腔を通じたナビゲーションに対するフ
ライ経路が確立される。少なくとも一つの伝達関数を用いて、結腸の管腔の壁部
に色係数および不透明度係数を写像する。結腸は、割り当てられた伝達関数に従
ってフライ経路に沿って表示される。
的な結腸の管腔の壁部からの容量的な収縮を用いて、減少したデータセットを発
生させる。減少したデータセットから、仮想的な結腸の管腔の終点間の最小距離
経路が発生する。仮想的な結腸の管腔の距離に沿った制御点を、最小距離経路に
沿って割り当てることができる。仮想的な結腸の管腔内の制御点は中央に配置さ
れ、中央に配置された制御点に接続するラインが補間されて、ナビゲーションフ
ライ経路を完全にする。
点を選択し、仮想的な結腸の管腔の壁部に対して各点を中央に配置し、かつ、中
央に配置した点を互いに接続して、フライ経路を確立することによって、フライ
経路を発生させることもできる。
システムは、イメージデータを取得するためのMRIやCTスキャナのようなイ
メージセンサを有する。プロセッサは、イメージデータを、容量要素データセッ
トを形成する複数の容量要素に変換する。プロセッサは、結腸の管腔の壁部を表
す容量ユニットを識別するステップと、結腸の管腔を通じてナビゲーションを行
うフライ経路を確立するステップと、少なくとも一つの伝達関数を適用して、結
腸の管腔の壁部に対して色及び不透明度を写像するステップを更に実行する。表
示ユニットは、フライ経路及び少なくとも一つの伝達関数に従って領域を表示す
るプロセッサに機能的に結合される。
バス構造アーキテクチャに基づく。スキャナインタフェースボードは、バス構造
に結合され、データをイメージスキャナからバスに供給する。バスにも結合した
主記憶も設ける。局所的に存在する容量描写メモリを有する音量描写ボードは、
イメージスキャナからデータの少なくとも一部を受信し、このデータを、容量描
写動作中に容量描写メモリに格納する。グラフィックボードは、バス構造と、シ
ステムからの像を表示する表示装置とに結合される。プロセッサは、バス構造に
対して作動的に結合し、イメージスキャナからのデータに応答する。プロセッサ
は、イメージスキャナからのデータを容量要素表示に変換し、容量要素表示を主
記憶に格納し、容量要素表示をイメージスライスに区分し、かつ、容量要素区分
を容量描写ボードに転送する。
ことができるが、説明する好適な実施の形態を、人体の器官、特に結腸の検査と
する。結腸は長くて湾曲しているため、好適な実施の形態によって、被験者が金
銭を節約するとともに物理的なプローブの不快感及び危険を除去する仮想的な検
査に特に適切になる。検査することができる器官の他の例は、肺、胃、胃腸系の
一部、心臓及び血管を含む。
要なステップを説明する。ステップ110において、医師又は特定の走査機器の
いずれかの必要に応じて、試験のための視覚化を目的として走査される結腸を準
備する。このような準備として、経口摂取によって胃経由で結腸に辿り着く「カ
クテル」又は液体による該結腸の洗浄が含まれる。カクテルは、患者に対して結
腸に存在する老廃物の排出を促す。使用される物質の一例は、ゴリテリ(Golyte
ly)である。また、結腸の場合、空気又は二酸化炭素を結腸に送り込んで結腸を
膨らませることで結腸をよりいっそう容易に走査かつ試験することができる。こ
のことは、直腸に設置した小さな管によって達成されるもので、約1,000c
cの空気を結腸に注入して該結腸を膨張させる。使用したスキャナの種類に応じ
て、結腸壁それ自体と老廃物とを区別するために、非膨張性の糞をすべて被覆す
るバリウム等の造影剤を飲むことが患者にとって必要なものでろう。あるいは、
結腸をバーチャル検査する方法は、この明細書において後で説明するように、結
腸のバーチャル検査に先立って、又はその間にバーチャル老廃物を取り除くこと
ができる。図1において破線で示したように、全ての検査で必ずしもステップ1
01を実行する必要はない。
れた装置であって、容積視覚化で必要なデータを得るために、例えば結腸を走査
するためのらせんCTスキャナ、又はキセノンガス等で標識された肺を走査する
ためのゼニタ(Zenita)MRI機器である。単一CT画像の一例は、結腸の左結
腸曲の上部から直腸にかけて実行される40cm視野で、5mm幅、1:1ない
し2:1ピッチのX線ビームを使用するものである。
を表すボクセルデータ表示は、1988年7月26日に出願され、1991年8
月8日に発行されたカウフマン(Kaufman)による「連続的3次幾何学的表示を
3次元ボクセルシステム内の離散的3次元ボクセルに基づく表示に変換するため
の方法」と題された米国特許第5,038,302号に記載された技術による幾
何学的モデルから誘導することができる。なお、該文献をここでは参照によって
援用する。また、データは3次元ボクセルへ変換することが可能で、かつこの発
明に基づいて探索可能な画像のコンピュータモデルによって生成される。この種
のデータの一例は、スペースシャトル宇宙船を囲む気流のコンピュータ・シュミ
レーションである。
である。脊椎を検査するための好ましい実施形態では、1mm又は2.5mmの
増分で走査データは5mm厚のスライスに整形し直し、さらに1mmのスライス
に再構成し、各スライスが512x512ピクセルからなるマトリックスとして
表される。これによって、約1立方mmのボクセルが得られる。したがって、多
数の2Dスライスが走査の長さに応じて生成される。次に、2Dスライスからな
る組が3Dボクセルに対して再構築される。スキャナからの2D画像を3Dボク
セルへの変換プロセスは、走査機器そのものによって、又は当業者に良く知られ
ているような技術を持つコンピュータ等の別個の機器によって、実施することが
できる(例えば、1988年11月11日出願し、1991年1月15日に発行
されたカウフマン(Kaufman)他の「ボクセルに基づくデータを格納し、アクセ
スし、かつ処理するための方法及び装置」と題された米国特許第4,985,8
56号を見よ。なお、本明細書では該特許文献を援用する)。
することを可能とする。医師は、2次元スライス概略マップを見て検査すべき断
面を示す。観察される経路の開始ポイントと終了ポイントは、医師/オペレータ
によって示される。従来のコンピュータ及びコンピュータ・インタフェース(例
えば、キーボード、マウス、又はスペースボール)を使用して、詳細に調べるべ
き結腸の一部分を設計することに使用可能である。座標を持つ格子系を用いてキ
ーボードによる入力が可能であり、又は医者/オペレータは所望の点を「クリッ
ク」することができる。必要に応じて結腸の全体像も見ることができる。
ーション動作を実施する。誘導ナビゲーション動作の実行は、いつでもオペレー
タによって手動調整可能な事前に決められた、あるいは自動的に事前に決められ
た飛行経路に沿って環境内を移動するものとして定められる。走査データが3D
ボクセルに変換された後、臓器の内部が選択された開始点から選択された終了点
へトラバースされなければならない。バーチャル検査は、終了点の方に向けられ
たレンズによってバーチャル空間を移動する小さなカメラを有するものとしてモ
デル化される。誘導ナビゲーション技術によってカメラとの相互作用(対話)の
レベルを与えることで、オペレータによる干渉がない限り、カメラが自動的にバ
ーチャル環境内を自由に動き回ることができ、また同時に、必要に応じてオペレ
ータがカメラを操作することが可能となる。誘導ナビゲーションを達成するため
の好ましい実施形態は、図2及び図3に詳細に示されるように、カメラの動きを
制御するために電場を用いる物理的カメラモデルを使用するものである。
作の選択経路に沿ってカメラモデルの視点から臓器の内側を表示する。3次元表
示は、立方体整合技術(matching cubes technique)等の当業者によく知られた
技術を用いて得られる。しかし、結腸をリアルタイムで表示するために、バーチ
ャル臓器の表示に必要なデータの膨大な計算を少なくする技術が必要である。図
9は、表示ステップをより詳細に示している。
例えば、ある患者に対して結腸及び肺の両方について悪性腫瘍の増殖を調べる。
図1の方法に変更を加えて、ステップ103で関心のある全ての領域を走査して
もよく、またステップ105で現在の臓器を選択してもよい。例えば、医者/オ
ペレータは最初に結腸を選択してバーチャル探索を行い、その後に肺の探索を行
うことができる。あるいは、専門が異なる2人の医者がそれぞれの専門に関連し
て走査した異なる臓器をバーチャル探索してもよい。ステップ109に続いて、
検査すべき次の臓器が選択され、その部分の範囲が定められるとともに探索され
る。このことは、検査を必要とする全ての臓器が処理されるまで続けられる。
の対象物の探索にも適用することができる。例えば、建築構造又は無生物対象物
を同様の方法で表示及び探索することができる。
カメラ制御モデルを示す。誘導ナビゲーションの際にオペレータ制御がない場合
、デフォルトナビゲーションは結腸の選択された1点から他の点への飛行経路に
沿ってカメラを自動的に方向付ける計画ナビゲーションの場合と同様である。計
画ナビゲーションフェーズの間、結腸の表面の良好な像を得るために、カメラは
結腸の中央部にとどまる。興味ある領域に遭遇した場合、誘導ナビゲーションを
用いたバーチャルカメラのオペレータは、対話式にカメラを特定の領域に近づけ
てカメラの動き及び角度を指示し、結腸の壁部に不本意ながら衝突することもな
く、興味ある領域の詳細を調べることができる。オペレータは、キーボード、マ
ウス等の標準的なインタフェースや、スペースボール等の非標準的デバイスを用
いてカメラを制御することができる。バーチャル環境下でカメラを完全に操作す
るために、6自由度がカメラに求められる。カメラは、バーチャル環境下で全て
の面及び角度を移動及び走査するために、水平方向、垂直方向、及びZ方向(軸
217)に移動することができ、同様に別の3自由度(軸219)で回転可能で
なければならない。誘導ナビゲーションのカメラモードは、電場215にさらさ
れている2つの粒子x1203とx2205とが結合している非伸展性無重力ロ
ッド201を有する。電場は、臓器の壁部からカメラを遠ざけるために該臓器の
壁部で最も高くなるように定められている。
、その視野方向はx1x2に一致する。サブマリンは、2つの粒子が以下に定め
る電場V(x)、任意の摩擦力、及び任意のシミュレートした外力による力によ
って影響を受けるので、モデルの質量xの中心の周りを回転したり、並進運動し
たりすることができる。x1、x2、及びxの関係は以下の通りである。
て定義される。
得られる。
。
と呼ぶ。サブマリンの制御は、x1に対するシミュレートした外力を与えること
によって行われる。
する摩擦とによって影響を受ける。そのため、一般力は以下の式によって表され
る。
って、図2に示すように、前記表示された画像において所望の方向207におい
てマウスボタンを単にクリックすることによって加えられる。次にこのカメラモ
デルは、この方向において移動する。これは、前記オペレータが前記カメラの少
なくとも5つの自由度を前記マウスボタンの1回のクリックだけで制御すること
を可能にする。式(2)、(3)及び(5)から、我々の潜水艦モデルの5個の
パラメータの加速度を得ることができる。
関する。前記モデルが前記潜水艦のロッドに関して規定される慣性モーメントを
持たないため、これらの項は、φの数値計算のオーバフローを生じる傾向にある
。幸いにも、これらの項は、前記潜水艦の各速度が重要な場合にのみ重要になり
、これは本質的には前記カメラが速く移動しすぎることを意味する。前記器官を
適切に見ることができないため、前記カメラをそんなに速く動かせるようにする
ことは無意味であるため、これらの項は、我々のインプリメンテーションにおい
ては最小になり、前記オーバフロー問題は回避される。
ャル場に対する外力は前記潜水艦を推進することができないことがわかる。
限を有することから、物体の境界において十分に高いポテンシャル値を仮定する
ことによって、前記潜水艦が前記環境における物体又は壁にぶつからないことを
保証することができる。
る可能な選択は、角度Ψのオペレータの完全な制御である。しかしながら、前記
オペレータが前記カメラを前記モデルのロッドの周囲で自由に回転させられると
しても、彼又は彼女は用意に方角を見失うようになるかもしれない。好適な技術
は、前記カメラの上部方向を質量m2を有する振り子301に接続し、この振り
子は、図3に示すように、前記潜水艦のロッドの周囲を自由に回転する。前記振
り子の方向r2を、
きるとしても、システム方程式をまた複雑にする。したがって、ロール角Ψを除
くすべての一般化座標を一定とし、このようにして、前記振り子システムの独立
した運動エネルギーを、
ルにおいて、重力、
式、
びこれらの導関数
艦の運動を滑らかにするために、時間ステップhを、前記運動を滑らかにするた
めにできるだけ小さく、しかし、計算コストを減らすためにできるだけ大きく、
これらの間で釣り合った値として選択する。
境界(壁又は他の物体)を、前記潜水艦カメラが前記壁又は他の境界と衝突しな
いことを保証するために、前記境界に対して高いポテンシャルを割り当てること
によって規定する。前記カメラモデルがオペレータによって高いポテンシャルの
領域中に移動させられようとすると、前記カメラモデルは、もしオペレータが例
えば境界の後ろの又はポリープの内部の器官を検査したくなければ、そうするこ
とを抑制されるであろう。仮想大腸内視鏡検査を行う場合において、ポテンシャ
ル場の値を、容量測定の結腸データ(体積要素)の各々の部分に割り当てる。図
1のステップ105において興味ある特定の領域が開始及び終了点で指定された
場合、前記走査された結腸の選択された領域内のボクセルを、慣例的なブロック
化動作を使用して識別する。続いて、ポテンシャル値を前記選択された体積のす
べてのボクセルxに、以下の3つの距離値、すなわち、前記終了点からの距離d
t(x)と、前記結腸表面からの距離ds(x)と、前記結腸空間の中心線から
の距離dc(x)とに基づいて割り当てる。dt(x)を、慣例的な成長戦略を
使用して計算する。前記結腸表面からの距離ds(x)を、表面のボクセルから
内側へ成長させる慣例的な技を使用して計算する。dc(x)を決定するために
、前記ボクセルから前記結腸の中心線を最初に抽出し、次に、dc(x)を、前
記結腸の中心線からの慣例的な成長戦略を使用して計算する。
線を計算するために、ds(x)の最大値を決定し、dmaxと示す。次に興味のある部
分内の各ボクセルに対し、dmax-ds(x)のコスト値を割り当てる。従って、結腸表
面に近接するボクセルは高いコスト値を有し、中心線に近接するボクセルは比較
的低いコスト値を有する。次に、コスト割当てに基づいて、従来公知のシングル
ソース最短パス技術を適用してソース点から終点までの最小コストパスを効率よ
く計算する。この低コストラインは検査する必要がある結腸区分の中心線又はス
ケルトンを示す。この中心線決定技術は本発明の好適技術である。
の式:
ての点に十分に大きなポテンシャル値を割り当てる。その結果としてポテンシャ
ルフィールドの勾配が大きくなるため、サブマリンモデルカメラは実行中に決し
て結腸壁と衝突しない。
8に示されている。 図4は体積結腸の2D(二次元)断面を示し、結腸の2つの側壁401及び40
3が示されている。興味のある結腸の区分を決定するために2つの遮断壁がオペ
レータにより選択される。遮断壁を超える部分は何も見えない。これは仮想画像
を表示する際の計算数を低減するのに役立つ。遮断壁は側壁とともに検査すべき
結腸の体積形状を識別する。
び終点ボクセル503を示す。始点及び終点は図1のステップ105においてオ
ペレータにより選択される。始点及び了点と結腸側壁との間のボクセルは、図6
に”x”で示す部分で示すように識別され、マークされる。
。全てのボクセルのうち最も外側の層(結腸壁に最も近い層)を一層づつ、一つ
の内部層のボクセルのみが残るまで剥す。換言すれば、中心点から最も遠い各ボ
クセルを、その除去が始点ボクセルと終点ボクセルとの間のパスの切断を生じな
ければ除去する。図7は仮想結腸内のボクセルの多数回の剥離の反復後における
中間結果を示す。結腸の壁に近い棒セルが除去されている。図8は剥離反復の完
了後における結腸中心に沿うカメラモデル用の最終フライトパスを示す。このプ
ロシージャは結腸の中心で本質的にスケルトンであり、カメラモデル用の所望の
フライトパスになる。
示するリアルタイム可視技術を記述する。図9は図1のステップ109に対応す
る変更Zバッファを用いる表示技術を示す。カメラモデルから見ることができる
ボクセルの数は極めて大きい。計算し可視化する必要のあるエレメント(又はポ
リゴン)の総数が走査環境における全セットのボクセルから減少されなければ、
計算の総数のために可視表示処理が大きな内部面積に対し非常にゆっくりになる
。しかし、本発明では、結腸表面に見える像のみを表示のために計算するだけで
よい。走査環境はもっと小さな区分又はセルに細分することができる。Zバッフ
ァ技術はカメラから見えるセルの一部分のみを描画する。Zバッファ技術は3次
元ボクセル表現にも使用することができる。変更Zバッファの使用は計算すべき
可視ボクセルの数を低減し、仮想結腸のリアルタイム検査を医者や医療技術者に
可能にする。
にセルに細分する。セルは可視単位となるボクセルの集合群である。各セル内の
ボクセルは群として表示される。各セルは複数のポータルを含み、これらのポー
タルを通して他のセルを見ることができる。結腸は、選択された始点から、中心
線1001に沿って終点に向って細分していく。このとき中心線に沿って所定の
閾値距離に達するごとにセル(例えば図10のセル1003、1005及び10
07)に区分する。閾値距離は、可視化技術が実行されるプラットフォームの仕
様、その蓄積及び処理能力に基づく。セルサイズはプラットフォームにより蓄積
し処理し得るボクセルの数に比例する。閾値距離は大きく変化し得るが、その一
例は5cmである。各セルは図10に示すようにセルの外部を見るポータルとし
て2つの断面を有する。
する。代えラインのカメラの向きが与えられれば、見える全ての他のセルのみな
らず現在セルも表示される。ステップ903は、後に更に詳細に説明するように
、カメラから(規定のポータルを経て)見える可能性のあるセルの階層データのス
タブトリー(トリー図)を構成する。スタブトリーはカメラに見える全てのセルに
対するノードを含む。いくつかのセルは透明で妨害物体が存在しないため、一つ
の方向に2以上のセルが見える。ステップ905はどのセルが見えるかを効率よ
く決定するために隣接するセルエッジの交点を含むセルからのボクセルのサブセ
ットを蓄積するとともにこれらのボクセルをスタブトリーの外部エッジに蓄積す
る。
プノードは単一セルの2以上のエッジがともに同一の隣りのセルと境を接すると
きに生起する。これは、単一セルが他のセルにより取り囲まれるときに起り得る
。ループノードがスタブトリー内に識別される場合には、この方法はステップ9
09を続ける。ループノードがない場合には、プロセスはステップ911へ進む
。
セルにする。こうしてスタブトリーは補正される。これはループノードのために
同一のセルが2度見える問題を除去する。このステップは識別された全てのルー
プノードに実行される。次にプロセスはステップ911を続ける。
スケルトンパスに沿って離れる距離を規定する。このときトリーが巡回され、各
ノードにおける交点値を最初に検査する。ノード交点が覆われているならば、現
在のポータルシーケンスは閉塞されていることを意味し(Zバッファテストによ
り決定される)、トリー内の現在の枝路の横断が停止される。ステップ913は
各枝路を横断してノードが覆われているか検査し、そうでない場合にはそれらの
ノードを表示する。
ムレンダリングを用いて、ステップ913において識別された可視セル内のボク
セルからオペレータのスクリーンに表示すべき画像を構成する。表示されるセル
は見えるものとして識別されたもののみである。この技術は計算を必要とするセ
ルの数を制限してリアルタイム表示を達成するとともに表示速度を増大して一層
良好な性能を得るものである。この技術は、全可視データ点をそれらが実際に見
えるか見えないかと無関係に計算する従来の技術の大きな改善を与える。
べき臓器の2次元画像表現である。臓器1101は2つの側壁1102と通路の
中心にある物体1105を示す。寒気は4つのセルA1151、B1153、C
1155及びD1157に分割されている。カメラ1103はセル1157に向
いていおり、円錐状領域を識別し得るビジョンベクトル1107,1108によ
り規定される視界を有する。カメラが見ることができるセルはセルB1153、
C1155及びD1157である。セルC1155はセルBにより完全に囲まれ
、したがってノードループを構成する。
109はツリーの基部に存在する。ブロックされることのない可視経路であるサイ
トライン(視線)またはサイトコーンをノードB1110までひく。ノードBはノード
C1112およびノードD1114の双方までの直接可視サイトラインを有し、接続矢印に
よって示す。ノードC1112の観察カメラ方の方向におけるサイトラインはノードB
1110と組合せて用いられる。従って、図11Cに示すように、1つの大きなノードB
′1122に収束される。
114に隣接するカメラを含むノードA1109を示す。ノードA、B′およびDはオペレ
ータに少なくとも部分的に表示される。
合を示す。物体とは仮想結腸の一部分における或る廃棄物である。図12Aは10
個の潜在セル:A1251、B1253,C1255,D1257,E1259,F1261,G1263,H1265,I1267およ
びJ1269を有する仮想スペースを示す。セルの或るものは対象物を含む。カメラ1
201はセルI1267に位置し、可視ベクトル1203によって示されるように、セルF126
1と対向させる場合には、図9のフローダイアグラムによって示される技術に従
って、スタブツリーが発生する。図12BはセルI1267をツリーの基部ノードとして
示す。その理由はツリーがカメラ1201を含むからである。ノードI1211は(矢印
で示すように、)ノードF1213にポインティングされている。その理由はセルFが
カメラの視線に直結されているからである。ノードF1213は多角形B1215およびノ
ードE1219の双方にポインティングされている。ノードB1215はノードA1217にポ
インティングされている。ノードC1202はカメラ1201によって視線から完全にブ
ロックされており、従ってスタブツリーには示されていない。
次いで、ノード1211はスタブツリーから除去される。その理由はこのノード1211
が既に表示され、ノードF1213が基部となるからである。図12DはノードF1213を
ノードI1211に結合せしめることを示す。従って、矢印で結合されたツリーの次
のノードをチェックしてこれらノードが(既に処理されて)既にカバーされてい
るかどうかを確認する。この例において、セルI1267に位置するカメラからの興
味ある全てのノードがカバーされ、従って、ノードB515(従ってノードAに依存
)はディスプレイに表示せしめる必要はない。
ノードE515を示す。これを有するため、図12A-12Eの例における実行ノードはノ
ードIおよびノードFのみであるが、ノードA、BおよびEは可視されず、これらセ
ルを表示に準備する必要はない。
セルまたは他のデータ要素によって表わされる対象物に適用することができる。
元仮想画像を示す。即ち、図13は更に診察すべき患者の結腸の選択される断面
を示す。この画像には1305で示される腫瘍を有する2つの結腸壁1302および1303
を示す。層部分1307、1309および1311は腫瘍の内部層を示す。任意の癌性その他
有害物質の腫瘤の内側を観察するためにポリープまたは腫瘍の層を剥離すること
は医師にとって必要なことである。実際上、この処理は、腫瘤を実際に切削する
ことなく腫瘤の仮想生検を行うことである。結腸をボクセルによって表示する場
合には、対象物の層を剥離する処理を図4−8につき記載した所と同様に容易に
行う。また、腫瘤をスライスして、特定の断面を検査し得るようにする。図13
において、平面カット1313を行って、腫瘤の特定の部分を検査し得るようにする
。また、ユーザ設定スライス1313を腫瘤において任意のように行なうことができ
る。ボクセル1319は以下に説明するように剥離または修正することができる。
明、半透明または不透明とし得る興味のある区域において各ボクセルに対して透
明性機能を呈せしめる。不透明係数はその密度に基づいて各ボクセルに割当てる
。次いで、マッピンング機能によってその密度値を、不透明性を表わす係数に変
換する。高密度で走査されたボクセルは、簡単なオープンスペースの他に壁部ま
たは他の濃密物質を示す。次いで、オペレータまたはプログラムルーチンによっ
てボックスまたはボックス群の不透明係数を変化させ、これらをサブマリンカメ
ラモデルに対し透明または半透明となるようにする。例えば、オペレータは全腫
瘍の内側または外側の一腫瘍部を観察することができる。また、透明なボクセル
は図9の表示ステップに対しては存在しないかのように見える。対象物の一区分
の合成はこの区分のボクセルの不透明係数の重み付平均値を用いて形成すること
ができる。
1305の外側層を除去して第1層1307を露出することによりこれを達成する。さら
に、第1内側層1307を剥離して第2内側層1309を観察することができる。この第
2内側層をさらに剥離して第3内側層1311、等を観察することができる。また、
医者はポリープ1305をスライスして所望の区域内のこれらボクセルのみを観察す
ることもできる。このスライスする区域は完全にユーザー設定とすることができ
る。
助けの用いるこができる。廃棄物が存在し、これが或る既知の範囲内で他の特性
としての密度を有する場合には、この廃棄物を診察中その不透明係数を変化させ
て仮想カメラに対して透明とすることができる。これによって患者が手順前腸洗
浄剤を摂取するのを防止することができ、診察を迅速且つ容易とすることができ
る。他の対象物も実際の適用に依存して同様に消失させることができる。さらに
、ポリープのような或る対象物も適当な変換機能を用いることによってコントラ
スト剤により電子的に増強させることができる。
を行なうシステムを示す。患者1401をプラットホーム1402に横たえ、走査装置14
05によって器官を含む区域または検査すべき器官を走査する。走査装置1405は患
者の像を実際に撮る走査部分1403および電子部分1406を含む。電子部分1406はイ
ンターフェース1407、中央演算処理装置1409、走査データを一時的に蓄積するメ
モリ1411、データを仮想ナビゲーションプラットフォームに送る第2インターフ
ェース1413を具える。これらインターフェース1407および1413は単一インターフ
ェース構成部品に含めるか、または同一の構成部品とすることできる。電子部分
1406の構成部品は慣例のコネクタとともに接続することができる。
1405に転送し、メモリ1411に蓄積する。中央演算処理装置1409によって走査され
た2次元データを3次元ボクセルデータに変換するとともにその結果をメモリ14
11の他の部分に蓄積する。或は又、変換されたデータを仮想ナビゲーション端末
1416の転送すべきインターフェースユニット1413に直接送ることもできる。また
、2次元データの変換はインターフェース1413から転送された後、仮想ナビゲー
ション端末1416で行なう。好適な例では、変換されたデータをキャリア1414を経
て仮想ナビゲーション端末1416に転送し、オペレータが仮想診断を行い得るよう
にする。また、かかるデータは蓄積媒体にデータを蓄積する等の他の慣例の手段
で、または衛星通信を用いて転送し、医者がこれを仮想ナビゲーション端末1416
に転送する。
で、3次元表示に変換しない。斯様にすることによってコンピュータ化ステップ
およびメモリ蓄積スペースを節約する。
リーン、電子部分1415およびキーボード、マウスまたはスペースボールのような
インターフェース制御部1419を含む。電子部分1415はインターフェースポート14
21、中央演算処理装置1423、端末を実行するに必要な他の構成部品1427およびメ
モリ1425を具える。仮想ナビゲーション端末1416の構成部品は慣例のコネクタに
よって相互接続する。変換されたボクセルデータはインターフェースポート1421
で受信し、メモリ1425に蓄積する。次いで、中央演算処理装置1423によって3次
元ボクセルに組換えて図2および3につき説明したサブマリンカメラモデルを実
行し、仮想診断を行うようにする。サブマリンカメラが仮想器官を進行するにつ
れて、図9に示す可視技術を用いて仮想カメラから見えるこれら区域のみを計算
し、スクリーン1417に表示する。これら表示を行うために、グラフィックアクセ
ラレータを用いることができる。オペレータはインターフェース装置1419を用い
て走査された対象物の部位を調査すべきであるかを示すことができる。さらにイ
ンターフェース装置1419を用いて図2およびその説明につき記載されているよう
に、所望のサブマリンカメラを制御し、移動させることができる。端末部分1415
は、一般にストニーブルックのニューヨーク州立大学コンピュータサイエンス部
門から得られるキューブ4専用システムボックスとすることができる。
としうる。走査画像データを受け、これを必要に応じ3Dボクセルに接続し、案
内ナビゲーションを実行するのに、1つのプラットホームが用いられる。
検査しうるということである。更に、仮想検査は、患者を走査している間に行な
うことができる。走査データを複数の端末に送って、複数の医者が器官の内側を
同時に見うるようにもしうる。従って、ニューヨークの医者がカリフォルニアの
医者と同じ時間に患者の器官の同じ部分を見ながらこのケースを討論することが
できる。或いはまた、データを異なる時間に見ることができる。2人以上の医者
が、困難な場合の同じデータをそれぞれ独自に検査することができる。又、複数
の仮想ナビゲーション端末を用いて同じ走査データを見ることができる。器官を
個々の組のデータを有する仮想器官として再生することにより、精度、費用及び
可能なデータ操作のような面で種々の利点がある。
I)走査中に結腸中に残っている流体や大便を検出して仮想結腸内視像から除去
しうるように、画像のセグメント化処理を伴う修正された腸調整処理を採用する
改善した電子式結腸洗浄技術を用いることにより、仮想結腸内視術分野で更に高
めることができる。このような技術を用いることにより、結腸を通常のように物
理的に洗浄したりすることや、これにともなう不便さ及び不快感を最少にするか
或いは完全に回避しうる。
像(MRI)走査を導入する前に行なわれて、結腸内に残存する大便及び流体が
ガス充填結腸内部及び結腸壁部とは著しく異なる像特性を呈する状態を生ぜしめ
る腸調整工程(工程1510)である。代表的な腸調整処理は、ニューヨーク、
ウエストベリーのE‐Z‐EM社により製造されたような250ccの薬用量の
2.1%W/Vの硫酸バリウム溶液をCT又はMRI走査の前日に3回摂取する
処理を含む。3回の薬用量は1日の中で分ける必要があり、3食と一緒にそれぞ
れ摂取することができる。硫酸バリウムは結腸中に残存するいかなる大便の像を
も強調する作用をする。硫酸バリウムの摂取に加えて、CT又はMRI走査の前
日に流体の摂取量を高めるのが好ましい。腸の流体を高めるにはクランベリージ
ュースが知られており、水も摂取することができるも、クランベリージュースの
方が好ましい。CT走査の前夜と、CT走査当日の朝との双方に、ミズーリ州、
セントルイスのMallinckrodt社により製造されたMD‐Gastroviewとして市販され
ている、ジアトリゾ酸メグルミンとジアトリゾ酸ナトリウムとの60mlの溶液
を、結腸の流体の像特性を高めるのに摂取することができる。この溶液にリン酸
ナトリウムをも加えて、結腸中の大便を液化させ、これにより結腸流体及び残存
大便の一層の均一の像強調を達成することができる。
リットル)のゴリテリー(Golytely)溶液を摂取する通常の結腸洗浄プロトコル
を回避できる。
により製造されたグルカゴンを1ミリリットルだけ静脈注射して結腸の虚脱を最
少にすることができる。次に、直腸管を通して導入しうるCO2 又は大気のよう
な圧縮ガスを約1000cc用いて結腸を膨張させることができる。この時点で
通常のCT走査を行なって、結腸の領域からデータを得る(工程1520)。デ
ータは、例えば、5mmのらせんモード、1.5〜2.0:1ピッチで動作し、
1mmのスライスで再構成されるGE/CTIらせんモードスキャナーを用いて
得ることができる。この場合、ピッチは患者の高さに基づいて既知のように調整
される。この処理のためには、120kVp及び200〜280maのルーチン
撮像プロトコルを用いることができる。データは、患者の寸法に依存して34〜
40cmの範囲で変化する視野中で512×512画素のアレイ寸法を有する1
mm厚のスライス画像として得られ且つ再構成しうる。このようなスライスの個
数は一般に、これらの条件の下で患者の高さに応じて300〜450の範囲で変
化する。画像データの組はボクセルに変換される(工程1530)。
の1方法では、画像データのボクセルを同様な強度値に応じて分類するのに、局
部近傍技術を用いる。この方法では、得られた画像の各ボクセルを、近傍ボクセ
ルの群に対して評価する。現在考慮しているボクセルを中央ボクセルと称し、関
連の強度値を有する。各ボクセルに対する分類インジケータは、中央ボクセルの
値を、その近傍ボクセルの各々と比較することにより確立される。近傍ボクセル
が中央ボクセルと同じ値を有すると、分類インジケータの値は増大される。しか
し、近傍ボクセルが中央ボクセルと異なる値を有する場合、中央ボクセルに対す
る分類インジケータが減少される。この際、中央ボクセルは、局部的な近傍ボク
セルの中で最も均一な近傍を示す最大インジケータ値を有するカテゴリーに分類
される。各分類は特定の強度範囲を表わし、この強度範囲は撮像される1つ以上
の材質の種類を表わす。この方法は、得られた類似度分類に対し混合確率関数を
採用することにより更に向上させることができる。
の主たる処理として実行される。低レベル処理中は、ボディの輪郭の外部の領域
を更なる処理から排除し、ボディ輪郭の内部のボクセルを、強度特性の良好に規
定されたクラスに応じて粗く分類する。例えば、腹部領域のCT走査により、良
好に規定された強度分布を呈する傾向にあるデータ組を発生させる。図16のグ
ラフは、このような強度分布を、強度しきい値に応じて分類しうる4つの良好に
規定されたピーク1602、1604、1606、1608を有する代表的なヒ
ストグラムとして示している。
て粗く分類する(工程1540)。例えば、クラスター1は、強度が140より
も低いボクセルを含みうる。このクラスターは一般に、ガスが充填された結腸の
内部内の最低密度領域に相当する。クラスター2は、2200を越える強度値を
有するボクセルを含みうる。これらの強度値は、結腸内の像強調された大便及び
流体や骨に相当する。クラスター3は、約900〜約1080の範囲内の強度値
を有するボクセルを含みうる。この強度値の範囲は一般に、結腸とは関連しそう
もない脂肪や筋肉のような軟組織を表わす。結腸壁(結腸壁を囲む粘膜と分容積
部との混合物を含む)や、肺組織及び軟骨と関連しそうなその他の残りのボクセ
ルをクラスター4として一緒にグループ化しうる。
て、これらクラスターには仮想結腸内視術に対する画像セグメント化処理中に重
要な処理は行なわれない。クラスター2に関連するボクセルは結腸壁から大便及
び流体を分離するのに重要であり、高レベルの特徴抽出処理中に、更に処理され
る。低レベル処理は、結腸組織に相当する可能性が最大である第4クラスター4
に集中される(工程1550)。
用いて強度ベクトルを発生させる。強度ベクトルは、所定のボクセルに最も近い
近傍ボクセルにおける強度変化を表わす。強度ベクトルを確立させるのに用いら
れる近傍ボクセルの個数は臨界的なものではなく、処理費用と精度とを考慮して
決めることができる。例えば、単一のボクセル強度ベクトルは、考慮しているボ
クセルと、その前後の近傍ボクセルと、その左右の近傍ボクセルと、その上下の
近傍ボクセルとの7つのボクセルを以て確立でき、考慮しているボクセルを囲む
これらの全ての近傍ボクセルは3つの互いに垂直な軸上にある。図17は、選択
されたボクセル1702と、その第1、第2及び第3次近傍ボクセルを含む25
ボクセルの強度ベクトルモデルの形態の代表的な強度ベクトルを示す斜視図であ
る。選択されたボクセル1702はこのモデルの中心点であり、固定ボクセルと
称される。固定ボクセルと同じ平面上の12個の近傍ボクセルを含む、ボクセル
の平坦スライスは固定スライス1704と称される。固定スライスに隣接する平
面上には、最近接の2つのスライス1706があり、これらの各々は5つのボク
セルを有する。これら第1最近接スライス1706に隣接して2つの第2最近接
スライス1708があり、これらの各々は1つのボクセルを有する。第4クラス
ターにおける各ボクセルに対する強度ベクトルの集合を、局部ベクトル列と称す
る。
セルアレイであって、各ボクセルは関連する25ボクセルローカルベクトルを有
するような300枚以上の断層像を含むため、一連のボクセルローカルベクトル
に対する特徴解析を実行して計算機の負荷を減少させることが好適である。この
ような特徴解析の1つは、主成分分析(Principal component Analysis;PCA
)であり、これを一連のローカルベクトルに対して適用して、一連の特徴ベクト
ル(feature vector)の寸法(dimension)およびクラスター4のボクセル用の
直交変換行列を決定する。
理およびスキャニングパラメータにおいて特定のスキャナーを使用する場合、ど
の患者でもほぼ一定の傾向を示すことがわかった。この観察に基づき、直交変換
行列を規定することができ、これは、同じ条件の下、同じスキャナーを使用して
得られた練習データの幾つかのセットを使用することによって決定される予め定
められる行列である。当該データから、カールフネン−ロエブ(Karlhunen-Loev
e;K−L)変換などの変換行列を、既知の方法を用いて生成することができる
。この変換行列を一連のローカルベクトルに適用して、一連の特徴ベクトルを生
成する。特徴ベクトルの空間領域内の場合は、ベクトル量技法を使用して一連の
特徴ベクトルをクラス分け、即ち分類することができる。
きる。このアルゴリズムを定義するために、一連の特徴ベクトルを {Xi∈R4:i=1,2,3,…,N} とし、ここでNは特徴ベクトルの数であり、Kはクラスの最大数、Tはデータの
セットに適応する閾値である。各クラスのために、当該アルゴリズムによって、
代表的な要素を生成する。akをクラスkの代表要素とし、nKを当該クラスの
特徴ベクトルの数とする。 アルゴリズムの概要は以下のようになる。
ッド距離であり、逆最小値dj(arc min dj)は、djの最小値を実現するよう
な整数jを与える。
ら、各ボクセルクラスター内のクラスの数に関連するKの値は重要ではなく、K
=18などのように定数値を設定することができる。しかしながら、ベクトル類
似閾値(vector similarity threshold)であるTは、分類の結果に大きく影響
を与える。選択されたTの値が大きすぎる場合は、単一のクラスのみが生成され
るであろう。一方、Tの値が小さすぎる場合は、結果として生じるクラスは好ま
しくない冗長性を示すであろう。Tの値を、一連の特徴ベクトルの最大の成分の
変化と同じになるように設定することによって、識別可能なクラスの最大の数が
結果的に生じる。
、クラスが割り振られる(ステップ1570)。例示としての仮想の結腸の場合
には、クラスター4内に幾つかのクラスがある。従って、次の仕事は、クラスタ
ー4内の幾つかのクラスのどれが、結腸壁に相当するのかを決定することである
。特徴ベクトルの第1の座標、即ち最も高い変化を示す特徴ベクトルの座標は、
3Dのローカルボクセルにおける強度の平均の情報を反映する。特徴ベクトルの
残りの座標は、隣接するローカルボクセル内の方向性の強度変化の情報を包含す
る。結腸内部用の結腸壁ボクセルは、一般的にクラスター1のガスボクセルに極
めて接近しているものであるため、典型的なCTデータのセットの典型的な結腸
壁強度から選択されたデータのサンプルによって、閾値の間隔を決定することが
でき、その結果、結腸壁のボクセルの座標をおおまかに区別することができる。
特定の閾値の値が、それぞれの特定のイメージ処理プロトコルや装置に対して選
択される。この閾値の間隔は、全てのCTデータのセット(同じイメージ処理プ
ロトコルを使用して同じ機器から得られた)に適用できる。代表要素の第1の座
標が、閾値の間隔を指し示す場合は、対応するクラスは結腸壁であるとみなされ
、当該クラスの全てのボクセルは結腸壁類似ボクセルと呼ばれる。
ないと考えられる3つの結果がある。第1のケースは、結腸内部の大便や液体に
近いものであるボクセルに関連する場合である。第2のケースは、ボクセルが肺
組織の領域に存在するときに発生する場合である。第3のケースは、粘膜のボク
セルを表わす場合である。低レベルのクラス分け即ちの分類によって、明らかに
、不確かな程度の分類がもたらされる。低レベルの分類の不確実性の原因は変化
するものである。例えば、1種以上の物質タイプ(即ち、流体、結腸壁)を含む
ボクセルから生じる部分容積(partial volume)効果は、第1のケースの不確実
性を導く。第2および第3のケースの不確実性は、部分容積効果のみならず、同
様にCT像の低いコントラストも原因である。不確実性を解決するためには、追
加の情報が必要である。従って、本方法における高レベルの特徴抽出手順を用い
て、CT像の先験的な解剖学上の知識に基づき、その他の結腸壁類似ボクセルの
中から結腸壁の候補をより一層識別する(ステップ1580)。
織の領域を選り分けることができる。図18Aは、肺領域1802を明確に示す
例示の断層像である。肺領域1802は、図18Bに示すように、結腸類似ボク
セルによって囲まれた一般的に接触している3次元の容積と同一視することがで
きる。この特性を考えると、領域成長法を使用して肺領域を識別することができ
る。この技法の第1のステップは、成長する領域の中で種(seed)のボクセルを
見つけることである。CT撮像スキャンを実施するオペレータは、CTスキャン
の一番上の断層が結腸ボクセルを何ら含まないような撮影範囲を設定することが
好ましい。肺の内部は空気で満たされているので、空気のボクセルを選択するこ
とによって低レベルな単純な分類によって種が提供される。図18Bの肺領域の
輪郭が決定されると、肺容積を断層像から除去することができる(図18C)。
大便や流動物のボクセルから骨のボクセルを分離するステップにすることができ
る。骨組織ボクセルは、一般的に結腸壁から比較的にかなり離れており、かつ、
結腸容積の外側に位置する。これとは反対に、残留する大便1906と流体19
04とは、結腸容積の内部に入っている。先験的な近接情報と、低レベル分類プ
ロセスによって得られる結腸壁情報とを組合せて、概略の結腸壁容積が生成され
る。結腸壁および結腸容積の外部から、所定の数(例えば3)を越えるボクセル
単位数によって分離されたボクセルは、骨であるものと標識が付けられ、その後
、像から除去される。クラスター2の残りのボクセルは、結腸容積の内部の大便
および流体を表わすものと仮定することができる(図19A〜Cを参照されたい
)。
綺麗な結腸内腔及び結腸壁の画像を生成することができる。一般的に、大便/体
液領域には2種類ある。1つの領域のタイプは結腸壁に付着する大便1906の小さ
い残留域である。もう1つの領域のタイプは大量の体液1904で窪地状の結腸の襞
内に集まっている(図19A-C 参照)。
腸体の内側にあるから確認し除去することができる。窪地状の結腸の襞内の体液
1904は重力の効果により通常は水平な表面1908を持つ。該表面の上は常に気体領
域であってそれは体液の密度に対し極めて高い対照をなす。従って体液領域の表
面インターフェースは容易にマークすることができる。
から離れている部分は除去できる。同様に体液領域1904の輪郭を描くこともでき
る。水平な表面1908を消去した後で結腸壁の輪郭が見えるようにされて綺麗な結
腸壁が得られる。
3次元処理により粘膜のボクセルの幾分かを除去することができても、すべての
粘膜のボクセルを除去することは困難である。光学的結腸検査では医師は粘膜の
ボクセルを直接に観察して粘膜の色及び組織の傷を探索する。仮想結腸検査では
結腸壁上の粘膜のボクセルの大部分を、更に多くの情報を保存するために完全な
ままに残しておくことができる。これは3次元体表現のために極めて有益であろ
う。
れ、仮想対象として視ることができる。これにより結腸の外部の壁が内部の壁と
同様に検査できるので、在来の光学的結腸検査よりも明確な利点を与える。更に
また、分割することから結腸壁と結腸内腔とは別々に求めることができる。
は結腸内腔が時々つぶれていることである。圧縮気体、例えば空気又はCO2 で結
腸を膨らませるとつぶれた領域の頻度は減るが尚且つそんな領域は起きる。仮想
結腸検査を実行するにはつぶれた領域を通過する飛行経路を自動的に維持するこ
とが望ましく、また走査された画像データを用いてつぶれた領域の中の結腸内腔
を少なくとも部分的に再生することも望ましい。上述の画像を分割する方法は結
腸壁の外側と内側の双方を効率的に導くから、この情報はつぶれた領域を通過す
る飛行経路の生成を強化するのに使うことができる。
大するときに最初のステップはつぶれた領域を検出することである。結腸壁の周
囲及び外側からの画像データのグレースケール値は、結腸壁自身の内部や脂肪、
筋肉及びその他の種類の組織のような他の領域内のグレースケール値に比して遙
かに劇的に変化するという前提を用いれば、結腸のつぶれた領域を検出するのに
エントロピー分析が利用できる。
現し測定することができる。エントロピー値を計算するには、結腸壁の外側表面
のボクセルが選ばれる。そのような点は上述の画像分割技術から同定される。関
心のある画素上に中心を合わせた5×5×5の立方ウィンドウが画素に与えられ
る。エントロピー値を計算するに先立って、画像データからノイズを濾過して除
くためにもう少し小さい(3×3×3)ウィンドウを関心のある画素に与えるこ
とができる。そうすると該画素につき選定されたウィンドウのエントロピー値は
次式により算定することができる:
ウィンドウ中の点の数である。各ウィンドウに対し計算されたエントロピー値は
予め定められたしきい値と比較される。空気の領域に対しては、エントロピー値
は組織の領域に比してかなり低いであろう。それ故に結腸内腔の中心線に沿って
エントロピー値が増加して予め定められたしきい値を超えるときにはつぶれた領
域を表している。しきい値の正確な値は厳密なものではなく、或る程度は画像化
プロトコル及び画像化デバイスの特性に依存するであろう。
クセル幅の航行ラインでつぶれの中心を貫通することにより領域を通して延長す
ることができる。
的モデル化技術を使って結腸のつぶれた領域を仮想的に開いて、つぶれた領域の
特性のうちの或るものを回復することができる。この技術では結腸壁の物理的特
性のモデルが展開される。このモデルから動き、質量密度、ダンピング密度、伸
長及び屈曲係数のパラメタがLagrange方程式に対して推定される。そうすると拡
張力モデル(すなわち結腸にポンプで送り込まれる例えば空気のような気体又は
液体)が数式化され、Lagrange方程式の定義により結腸のつぶれた領域の画像が
自然の形状に戻るように結腸の伸縮特性に従って与えられる。
は不通領域に与えられる。これは8ボクセルブリックのような正規格子中のエレ
メントを標本化し、次いで在来型の体積表現技術を応用することにより実行され
る。それに代わって、例えば四面体のような不正規体積表現アプローチをつぶれ
た領域に応用することもできる。
のつぶれた領域を正しく分離するために外力の大きさが先ず定められる。結腸壁
の内部及び外部表面を平行的にトレースするのに3次元成長モデルを用いること
ができる。それぞれの表面はつぶれた領域の開始点から成長源の点へとマークさ
れ、表面を類似の自然なやり方で拡張するために力モデルが与えられる。内部表
面と外部表面の間の領域すなわち結腸壁は共有領域として分類される。外部反発
力モデルはこれらの共有領域に与えられて結腸のつぶれた領域の部分を自然なや
り方で分離し拡張する。
化するために、該対象物の種々の組織の表現を与えることが有益である。光学的
検査中に提示されるカラー画像の中で観察されるそのような組織は、CT画像デー
タにより供給される黒白のグレースケール画像の中ではしばしば失われる。従っ
て仮想検査の経過中の組織画像化のシステム及び方法が必要となる。
するフローチャートである。この方法の目的は赤緑青(RGB) カラー空間で光学的
結腸検査画像により、例えば可視人間(Visible Human) から得られた組織を、仮
想対象物を生成するのに使われるグレースケール・モノクロームCT画像データ上
に写像することである。光学的結腸検査画像は通常のデジタル画像取得技術、例
えばデジタル「フレーム強奪者」("frame grabber")1429 により取得される。こ
の「フレーム強奪者」はビデオカメラのようなカメラからアナログ光学的画像を
受け取りそれをデジタルデータに変換しインターフェースポート1431を介してCP
U 1423に供給することのできるものである(図14)。この過程の最初のステップ
はCT画像データを分割することである(ステップ2010)。上述の画像分割技術は
グレースケール画像中の強度しきい値を選んでCT画像データを骨や結腸壁の組織
や空気等々のような種々の組織のタイプに分類するのに応用することができるも
のである。
の特徴を光学的画像データから抽出することが必要である(ステップ2020)。こ
れを行うには光学的画像データにガウスフィルタ(gausian filter)を適用するこ
とができ、それに続いてデータを多重解像ピラミッドに分解するサブ標本化を行
う。ラプラス(laplacian) フィルタ及び操縦可能(steerable) フィルタを多重解
像ピラミッドに適用してデータの指向(oriented)及び非指向特性を得ることもで
きる。この方法は組織の特性を抽出し捕捉するのに有効であるが、このアプロー
チを実行するには多大のメモリ及び処理能力が必要である。
(wavelet transform) を利用することである。しかし小波変換は一般にコンピュ
ータ的には有効であるが、通常の小波変換は軸に平行な指向を持つ特徴を捕らえ
ることに限定され、関心のある領域に直接応用することはできない。これらの限
定を克服するために非分割フィルタを用いることができる。例えば、2ステップ
の予知及び更新アプローチを使う任意の次元で小波変換のためのフィルタバンク
を構築するのに持ち上げスキームを用いることができる。このようなフィルタバ
ンクは多次元多項式内挿のためのBoor-Romアルゴリズムにより合成することがで
きる。
めにモデルが生成されなければならない(ステップ2030)。これは例えば、自然
組織に起因する非ガウス分布のエントロピーを推定し巧みに操作することに基づ
いている非パラメタ多重スケール統計的モデルを用いることにより実行すること
ができる。
されたCT画像データに関連付けるために組織の整合が実行されなければならない
(ステップ2050)。組織が連続しているCT画像データの領域内では、対応する組
織の分類は容易に整合する。しかし2つ以上の組織領域の間の境界領域では、そ
の過程はもっと複雑になる。境界領域の周辺でのCTデータの分割はしばしばファ
ジーなデータを導く、換言すれば結果は各素材又は組織からの構造のパーセンテ
ージを反映して、それらの各構造の種々の重み付けにより変動する。重み付けの
パーセンテージは整合の判定基準を設定するのに用いることができる。 非パラメタ多重スケール統計的モデルの場合には、境界領域内の種々の異なる
構造の分布を測定するのに、クロスエントロピーすなわち Kullback-Leiber発散
アルゴリズムを用いることができる。
。これは組織が光学的画像データからCT画像データへと融合することによりなさ
れる。骨で示されるような等方性の組織パターンに対しては、組織は光学的デー
タから分割されたCT画像データに直接標本化できる。結腸粘膜のような異方性の
組織領域に対しては、多重解像標本化手順の方が好適である。この過程では均質
及び不均質の領域に対して選択的な再標本化が行われる。
像の忠実度を更に高めるために体積表現技術を用いることができる。図21は透視
体積光線投射の方法を説明するもので、これは本発明による体積表現のために用
いることができる。選択された仮想観点、例えば結腸内腔の内部のようなカメラ
位置から光線は最も近い画像の各画素を通って投射される(ステップ2100)。各
光線に対して最初の標本化の点は光線に沿った現時点の画像の画素として設定さ
れる(ステップ2110)。そうすると現時点の標本化の点と最も近い結腸壁との距
離(d) が定められる(ステップ2120)。現時点の距離(d) が予め定められた標本
化の間隔(i) と比較される(ステップ2130)。もし距離(d) が標本化の間隔(i)
より大きいならば、そのときには標本化は生じないで光線に沿って距離dをジャ
ンプすることにより光線に沿って次の標本化の点が定められる(ステップ2140)
。もし距離が標本化の間隔(i) より小さいか等しいならば、そのときにはこの点
で通常の標本化が実行され(ステップ2150)、標本化の間隔(i) に従って次の標
本化の点が選択される(ステップ2160)。例えば、標本化の点における新しい密
度値を定めるために8個の隣接するボクセルの密度値の間の3本の線の(triline
ar) 内挿を実行することができる。
に達するのに空間跳び越し技術が用いられるのだから、光線の投射を効率的に加
速する。この方法では標本点から最も近い結腸壁までの距離が各光線に沿って定
められる。もしその距離が予め定められた標本化の間隔(i) より大きいならば、
光線に沿って次の標本化の点へのジャンプが実行される。最も近接した距離情報
は仮想カメラ制御のために使われるポテンシャル場(potential field) から既に
得られているのだから、距離の符号化の計算を更に追加して行う必要はない。こ
の場合には表面の表現とZバッファ変換とはどちらも必要でないから、その結果
として前処理の時間とメモリの容量とが節約される。
から各光線への距離情報を導くことができる。もし表面表現の画像と体積表現の
画像とが共に生成されるならば、Zバッファ情報が表面表現の方法の結果として
供給されるのだから、このアプローチは処理過程のオーバヘッドの負担を最小に
する。従って空間跳び越し方法のこの形式は画像空間ドメインから全世界空間ド
メインへの深さ変換を実行する追加処理が必要となるのみである。
沿いの領域は開放空間に対応し開放空間転移関数による値を割り当てられること
ができる。典型的には開放空間は最終の画素値には何の貢献もしないであろう。
原始体積データの標本値の種々の異なる範囲を種々の異なる色と不透明度及び恐
らくはその他の表示可能なパラメタに写像するために、標本化が生起する各点に
対して1つ以上の定義された転移関数を割り当てることができる。例えば、CT密
度値を、各々が0から255 までの範囲にある特定の赤緑青の色と不透明度に写像
することにより、4個の独立の転移関数が異なる素材を定めるのに既に使われて
いる。
融通性がありかつ非侵襲性の生体組織検査を行なうシステムの基本を構成するこ
とができる。 上述したように、容積レンダリング技術は1種類又はそれ以上の
規定された転写機能を使用して、元容積データのサンプル値の異なる範囲を進路
誘導(ナビゲーション)及び視認(ビューイング)のために異なる色、不透明度
、及び他のディスプレイ表示可能なパラメータにマップする。誘導中選択した転
写機能は最大の不透明度を結腸壁に割り当て、外表面を容易に見ることができる
ようにする。このバーチャル検査の実施中に不審部位が検出されたとき、医療担
当者は容積レンダリング操作中に割り当てられた転写機能を対話的に変更し、見
ている外表面がほぼ透明になるようにし、領域情報を合成し、この領域の内部組
織が見えるようにする。所定の数の転写機能を使用して、プロセス全体にわたり
割り当てられた不透明度を変化させることによって、不審部位は多数の異なる深
さで見ることができる。
図13を参照して説明すると、例えば、結腸内に発生するポリープ1305は、
通常結腸壁1301から凸状に突出する小さいこぶ状の構造をしている。この形
状は結腸壁のひだとは区別がつく。このように、異なる形状のモデルを使用して
結腸壁におけるポリープを検出することができる。
ーフェスモデルを使用し、三次元ユークリッド空間における連続的な二次微分可
能な表面として表現することができる。このようなモデルは、参考までに挙げて
おくと、1994年スプリンガー‐ヴァーラグ(Springer-Verlag)発行、B.A.
デュブロビン氏等共著の「モダンジオメトリの方法と用途(Modern Geometry Met
hods and Applications)」に記載されている。このモデルにおいて、結腸表面に
おけるボクセルは、これに関連する幾何学的特徴を有し、この幾何学的特徴はガ
ウス曲率場(フィールド)と称されるガウス曲率を有する。ポリープであること
を示す表面上の凸状のこぶは、ガウス曲率場における特異な局部的特徴を有する
。従って、ガウス曲率場から特別な局部的特徴をサーチすることによってポリー
プを検出することができる。検出したとき、不審なポリープにハイライトを当て
て医療担当者の注意を引きつけ、医療担当者が不審ポリープを測定し、上述のバ
ーチャルバイオプシー方法を使用して更に、不審領域を精査することができるよ
うになる。
たる適切な進路誘導(ナビゲーション)ライン又はフライ‐パスを決定すること
は上述の装置及び方法では重要なポイントである。仮想的(バーチャル)カメラ
モデルのフライ‐パスを決定する所定の技術を図4〜図8について説明したが、
図22において結腸腔にわたる中心フライ‐パスを生成する他の方法を示す。結
腸壁を、例えば、本明細書で説明するイメージセグメンテーション方法により識
別した後、容積収縮アルゴリズムを使用して結腸腔の傾向(トレンド)を強調し
、ルーメン容積内におけるその後のサーチ回数を減少する(ステップ2310)
ことができる。
ステップを示す。この手順では、同一マトリックスサイズを有するバイナリイメ
ージのスタックによって三次元容積を表わす(ステップ2310)。これらイメ
ージが集合してバイナリデータのセットを形成する。離散ウェーブレット変換を
バイナリデータセットに適用してバイナリデータセットの頻度成分を表わす多数
のサブデータセットを生ずる(ステップ2320)。例えば、離散ウェーブレッ
ト変換は8個のサブデータセットを生ずる。このサブデータセットを所定の閾値
と比較し、最低の頻度成分を認識する(2330)。この成分は順次の離散ウェ
ーブレット変換ステップ及び閾値比較ステップのためのバイナリデータセットを
形成し、反復的に多重解像度構造に適用される(ステップ2340)。バーチャ
ルコロノスコピー(仮想結腸観察)においては、離散ウェーブレット変換及びこ
れに関連する閾値比較は、最低の頻度成分を表わす順次のサブデータセットに対
して3回反復して適用することができる(3レベル多重解像度分解)。
て結腸の2個の端部間即ち、結腸から盲腸までの最小距離経路(パス)を生成す
る(ステップ2215)。この結果得られた経路(パス)は結腸腔の全体的(グ
ローバル)傾向の情報を保持するが、局部的なひだによって現われる傾向は無視
する。このとき、グローバル結腸における制御ポイントは、元データスペースま
での最小距離経路をマッピングすることによって決定することができる(ステッ
プ2220)。例えば、3レベル多重解像度分解の場合、減少した容積は元容積
よりも3分の1となり、また既知の擬似変換を使用して減少容積モデルを元のス
ケールの容積に正確に復元マッピングすることができる。減少した値の最小距離
経路も、結腸内の制御ポイントとして使用することができる一連のポイントとし
て元スケールの容積に復元マッピングすることができる。
ントは結腸腔の中心に正確に位置しないこともある。従って、初期制御ポイント
を、例えば2等分面アルゴリズムを使用することによって心合わせする(ステッ
プ2230)。例えば、選択した各制御ポイントにおいて、2等分面を傾斜方向
に直交する平面として結腸腔を横切る平面として規定することができる。最大デ
ィスクアルゴリズムのような集中化アルゴリズムを各2等分面に実施することが
できる。このようなアルゴリズムは、参考までに挙げておくと、1996年PA
MIのIEEE会報、第18号、頁1055〜1066、ゲ氏等による記事「On
the Gemeration of Skeletons form Discrete Euclidean Distance Maps」に記
載されている。
によってフライトパスを決定することができる(ステップ2240)。バーチャ
ルコロノスコピー(仮想結腸観察)の場合、補間したフライトパスは結腸腔内で
ほぼ中心に沿った滑らかな曲線の形式をとるのが望ましい。微分幾何学理論にお
けるセレット‐フレネット定理に基づく矯正立方体B‐スプライン補間アルゴリ
ズムを使用して、1992年ケンブリッジ大学プレス出版の第2版、のプレス氏
等による共著「Numerical Recipes in C: The Art of Scientific Computing」
に記載されているような滑らかな曲線を描く適当なフライトパスを生成すること
ができる。
ートは、本発明による更に他のフライパス生成方法を示す。この代案方法におい
ては、結腸腔2400の表現は、結腸腔2400の長さに沿って先ず多数のセグ
メント2402a〜gに区分けする(ステップ2500)。各セグメント240
2内から代表ポイント2404a〜gを選択する(ステップ2520)。各代表
ポイント2404a〜gは結腸壁に対して心合わせし(ステップ2530)、例
えば、ポイントを対応のセグメントの中心に押し出すのに使用する物理学に基づ
く変形モデルを使用することによって心合わせする。代表ポイントが心合わせさ
れた後、ポイントを順次結合し、バーチャルカメラモデルのための中心ラインフ
ライパスを生成する(ステップ2540)。セグメントの長さが十分短い場合に
は、心合わせしたポイントは直線セグメント2406a〜fで結ばれる。しかし
、線形曲線適合技術を適用して心合わせしたポイントを結び、滑らかに連続する
フライトパスを生成することもできる。
U1423のオペレーションを制御する適切なソフトウェアを設けることによっ
て実施することができる。
この装置(システム)は、400MHz以上のクロック速度で動作するPentium(
登録商標)-IIIのような高速マルチタスクプロセッサの形式とすることができる
プロセッサ2620を有する。プロセッサ2620を、高速でパラレルのデータ
転送ができる通常のバスストラクチャ2625に接続する。更に、このバススト
ラクチャ2625には、主メモリ2630、グラフィックスボード2640、及
び容積レンダリングボード2650も接続する。グラフィックスボード2640
は好適には、ダイヤモンド・マルチメディア・システム社によって製造されてい
るDiamond Viper v770 Ultra(商標名)のようなテクスチャマッピングを行なう
ことができるものとする。容積レンダリングボード2650は、参考までに挙げ
ると、米国特許第5,760,781号及び同第5,847,711号に基づく
三菱エレクトリック社から製造販売されているVolumePro(登録商標)の形式とす
ることができる。通常のSVGA又はRGBモニターのようなディスプレイ装置
が動作するようこのディスプレイ装置2645をグラフィックボード2640に
接続してイメージデータを表示するようにする。更に、スキャナインターフェイ
スボード2660を設け、イメージングスキャナ例えば、MRI、CTスキャナ
からのデータを受け取り、このようなデータをバスストラクチャ2625に伝送
する。スキャナインターフェイスボード2660は、選択した撮像(イメージン
グ)スキャナのために特化したインターフェイス製品とするか、又は汎用入/出
力カードとすることができる。PCベースのシステム2600は、一般的にはI
/Oデバイス2680、例えば、キーボード、ディジタルポインタ(例えば、マ
ウス)等をプロセッサ2620に接続するためのI/Oインターフェイス267
0を有する。代案として、I/Oインターフェイスはバスストラクチャ2625
を介してプロセッサ2620に接続することもできる。
なデータのハンドリング及びプロセッシングの演算を必要とする。結腸腔及びそ
の周囲の領域で表わされるような大量のデータセットに対して、このようなプロ
セッシングは極めて膨大な時間とメモリを必要とする。しかし、図27のフロー
チャートに示すプロセッシング方法に従う図26のトポロジーを使用することに
よって、このような演算は比較的低コストのパーソナルコンピュータ(PC)で
実施することができる。イメージングデータはプロセッサ2620が受け取り、
スキャナインターフェイスボード2660及びバスストラクチャ2625を介し
て主メモリ2630に記憶する。このイメージデータ(ピクセル)を容積要素(
ボクセル)表現に変換する(ステップ2710)。主メモリ2630に記憶した
容積表現を例えば、撮像されている領域の主要容積軸線又は他の部分に沿ったス
ライスに区分けする(ステップ2720)。これら容積区分を容積レンダリング
ボードに転送し、容積レンダリングメモリ2655に一時的に記憶して容積レン
ダリング演算を行なう(ステップ2730)。局部的に存在する容積レンダリン
グメモリ2655を使用することによって、全体容積の各スライスのレンダリン
グ処理中バス2625を経るデータの出し入れの必要はないため、容積レンダリ
ングの速度を向上することができる。あるスライスの容積レンダリングが完了し
た後、反映されたデータは、順次のバッファとして主メモリ2630又はグラフ
ィックボード2640に逆転送される(ステップ2740)。注目される部分の
すべてのスライスがレンダリングを受けた後、順次のバッファの内容をグラフィ
ックボード2640によって処理され、ディスプレイユニット2645に表示さ
れる(ステップ2750)。
ば、本明細書には明瞭に示さなかった又は説明しなかったが本発明の原理を実現
し、しかも請求の範囲に規定する発明の精神及び範囲内で種々のシステム、装置
及び方法を実施することができるであろう。
ル検査に適用することができる。上述の医療分野の用途以外に、この技術を開け
ることができないシールされた物体の内容検査にも使用することができる。この
技術は、建物又は洞窟のようなのような建造物の内部にも使用し、オペレータが
この建造物を誘導探査することができる。
チャートである。
示す。
る振り子を示す。
断面を示す図である。
する結腸の2次元断面を示す図である。
す容量的な結腸の2次元断面を示す図である。
す図である。
す図である。
ある。
図11Aの器官を表すときに発生するスタブツリーの線図であり、図11Cは、
図11Aの器官を表すときに発生するスタブツリーの他の線図である。
図であり、図12Bは、図12Aのシーンを表す間に発生するスタブツリーの線
図であり、図12C−12Eは、図12Aのイメージを表す間に発生したスタブ
ツリーの他の線図である。
腸の2次元表示である。
強度のグラフである。
の斜視図である。
ンからのイメージスライスの一例であり、図18Bは、図18Aのイメージスラ
イスの肺領域の識別を表す図であり、図18Cは、図18Bで識別した肺の容量
の除去を表す図である。
の領域のCTスキャンを形成するイメージスライスの一例であり、図19Bは、
図19Aのイメージスライスからの結腸及び骨領域の識別を示す図であり、図1
9Cは、除去した骨の領域を有する図19Aのイメージスキャンを示す図である
。
トである。
用いた容量描写方法を示すフローチャートである。
決定する方法を示すフローチャートである。
ャートである。
次元画像表示を示す。
発生させる方法を示すフローチャートである。
施の形態のブロック図である。
ーチャートである。
Claims (16)
- 【請求項1】 仮想的な結腸検査を行うために結腸壁部によって一部を規定した
仮想的な結腸の管腔を通じたフライ経路を発生させる方法であって、 前記仮想的な結腸の管腔の壁部からの容量的な収縮を用いて、圧縮された結腸
の管腔のデータセットを発生させるステップと、 前記圧縮された結腸の管腔のデータセットから前記仮想的な結腸の管腔の終点
間の最短距離経路を発生させるステップと、 前記仮想的な結腸の管腔の長さに沿った最短距離経路に沿って、制御点を抽出
するステップと、 前記制御点を、前記仮想的な結腸の管腔内で中央に配置するステップと、 前記中央に配置した制御店間にラインを補間するステップとを具えることを特
徴とするフライ経路を発生させる方法。 - 【請求項2】 前記容量的な収縮のステップが、 前記結腸の管腔をイメージデータの複数のスタックとして表示するステップと
、 前記イメージデータに離散ウェーブレット変換を適用して、複数の周波数の成
分を有する複数のサブデータセットを発生させるステップと、 前記サブデータセットの最低周波数成分を選択するステップとを有することを
特徴とする請求項1記載のフライ経路を発生させる方法。 - 【請求項3】 仮想的な結腸検査中に仮想的な結腸の管腔を通じたフライ経路を
発生させる方法であって、 仮想的な結腸の管腔を複数のセグメントに区分けするステップと、 各セグメント内でポイントを選択するステップと、 前記仮想的な結腸の管腔の壁部に対して各点を中央に配置するステップと、 前記中央に配置された点を互いに接続して前記フライ経路を確立するステップ
とを具えることを特徴とする方法。 - 【請求項4】 仮想的な結腸の管腔の検査を行う方法であって、 前記結腸の管腔内で視点を選択するステップと、 前記視点から各イメージ画素を通じて光線を投影するステップと、 各光線に沿った前期視点から前記結腸の壁部までの距離を決定するステップと
、 前記距離がサンプリング間隔を超える場合、前記距離によって前記光線に沿っ
た飛越しを行い、オープンスペース伝達関数を、前記距離を超えた光線に沿った
点に割り当てるステップと、 前記距離が前記サンプリング間隔を超えない場合、前記画素をサンプリングす
るとともに、伝達関数に基づいて値を決定するステップとを具えることを特徴と
する方法。 - 【請求項5】 仮想的な結腸中の領域の仮想的な生検を行う方法であって、 最初の伝達関数を、前記結腸をナビゲートする領域に割り当てるステップと、 前記最初の伝達関数を用いて、容量的な描写を行うステップと、 前記領域を観察するステップと、 伝達関数を動的に変更して、観察される領域の不透明度を選択的に変更するス
テップと、 変更された伝達関数を用いて量的な描写を行うステップとを具えることを特徴
とする方法。 - 【請求項6】 複数の容量ユニットによって表される仮想的な結腸の壁部上のポ
リープを検出する方法であって、 前記結腸の壁部の表面を2回微分可能な表面として表し、各表面容量ユニット
が関連の全曲率を有するステップと、 局所的な形態に対して全曲率を探索するステップと、 凸形状の突起に対応する局所的な形態を、前記結腸の壁部の表面からポリープ
として分類するステップとを具えることを特徴とする方法。 - 【請求項7】 ポリープとして分類した前記結腸の領域上で仮想的な生検を行う
ステップを有することを特徴とする請求項6記載の方法。 - 【請求項8】 前記仮想的な生検を実行するステップが、 最初の伝達関数を、前記結腸をナビゲートする領域に割り当てるステップと、 前記最初の伝達関数を用いて、容量的な描写を行うステップと、 前記領域を観察するステップと、 伝達関数を動的に変更して、観察される前記領域の不透明度を選択的に変更す
るステップと、 変更された伝達関数を用いて容量的な描写を行うステップとを具えることを特
徴とする請求項7記載の方法。 - 【請求項9】 仮想的な結腸検査を行う方法であって、 結腸を含む領域のイメージデータセットを取得するステップと、 前記イメージデータを容量ユニットに変換するステップと、 前記結腸の管腔を複数の容量ユニットとして表示するステップと、 前記結腸の管腔の壁部を表す容量ユニットを識別するステップと、 前記結腸の管腔を通じてナビゲートするフライ経路を確立するステップと、 少なくとも一つの伝達関数を適用して、前記結腸の管腔の壁部に色及び負透明
度を写像するステップと、 割り当てられた伝達関数に従って、前記フライ経路に沿った結腸の管腔を表示
するステップとを具えることを特徴とする方法。 - 【請求項10】 前記フライ経路を発生させるステップが、 前記仮想的な結腸の管腔の壁部からの容量的な収縮を利用するステップと、 前記結腸の管腔の終点間の最短距離を発生させるステップと、 前記仮想的な結腸の管腔の長さに沿って制御点を抽出するステップと、 前記制御点を、前記仮想的な結腸の管腔内の中央に配置するステップと、 前記中央に配置された点を接続するラインを補間するステップとを具えること
を特徴とする請求項9記載の方法。 - 【請求項11】 前記容量収縮のステップが、 前記結腸の管腔をイメージデータの複数のスタックとして表現するステップと
、 離散的なウェーブレット変換を前記イメージデータに適用して、複数のサブデ
ータセットを発生させるステップと、 前記サブデータセットの最低周波数成分を選択するステップとを有することを
特徴とする請求項10記載の方法。 - 【請求項12】 前記フライ経路を発生させるステップが、 前記仮想的な結腸の管腔を複数のセグメントに区分けするステップと、 各セグメント内の点を選択するステップと、 前記仮想的な結腸の管腔の壁部に対して各点を中央に配置するステップと、 前記中央に配置された点を互いに接続して、前記フライ経路を確立するステッ
プとを具えることを特徴とする方法。 - 【請求項13】 少なくとも一つの伝達関数を適用するステップが、 前記結腸内で視点を選択するステップと、 前記視点から各イメージ画素を通じて光線を投影するステップと、 各光線に沿って前期視点から前記結腸の管腔の壁部までの距離を決定するステ
ップと、 前記距離がサンプリング間隔を超える場合、前記距離だけ前記光線に沿った飛
越しを行うとともに、オープンスペース伝達関数を、前記距離を越える光線に沿
った点に割り当てるステップと、 前記距離が前記サンプリング間隔を超えない場合、前記画素値のサンプリング
に基づく伝達関数を割り当てるステップとを具えることを特徴とする方法。 - 【請求項14】 前記結腸の管腔の少なくとも一部の伝達関数を動的に変更して
、観察される領域の不透明度を選択的に変更するステップを更に具えることを特
徴とする請求項9記載の方法。 - 【請求項15】 領域の3次元的なイメージ、ナビゲーション及び検査を行うシ
ステムであって、 イメージデータを取得するイメージスキャナと、 そのイメージデータを、容量要素データセットを形成する複数の容量要素に変
換し、前記結腸の管腔の壁部を表す容量ユニットを識別するステップと、前記結
腸の管腔を通じてナビゲートするフライ経路を確立するステップと、少なくとも
一つの伝達関数を適用して、前記結腸の管腔の壁部に対して色及び不透明度を写
像するステップとを更に実行するプロセッサと、 前記プロセッサに作動的に結合し、前記フライ経路及び少なくとも一つの伝達
関数に従って、前記領域を表示するディスプレイユニットとを具えることを特徴
とするシステム。 - 【請求項16】 仮想的な検査を行うコンピュータに基づくシステムであって、 バス構造と、 前記バス構造に結合し、イメージスキャナからデータを供給するスキャナイン
タフェースボードと、 前記バスに結合した主記憶と、 局所容量描写メモリを有し、その局所容量描写メモリが、前記イメージスキャ
ナからデータの少なくとも一部を受信し、容量描写動作中に前記容量描写メモリ
に前記データを格納する容量描写ボードと、 前記バス構造に結合したグラフィックボードと、 前記グラフィックボードに結合した表示装置と、 前記バス構造に作動的に結合し、前記イメージスキャナからの前記データに応
答し、前記イメージスキャナからのデータを容量要素表示に変換し、前記容量要
素表示を格納し、前記容量要素表示をイメージスライスに区分し、容量要素区分
を前記容量描写ボードに転送するプロセッサとを具えることを特徴とする、コン
ピュータに基づくシステム。
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