JP5362227B2 - 超音波画像およびゲート制御された位置測定値の較正 - Google Patents

Description

開示の内容

〔発明の分野〕
本発明は、概して、医療用の画像化システム、特に、超音波および位置追跡システムを用いた画像化に関する。

〔背景技術〕
いくつかの医療用の画像化システムは、位置センサおよび超音波変換器に嵌め合わされるプローブ、例えばカテーテルの位置を追跡する。プローブの位置測定値は、超音波変換器によって生成される画像と連結されて、標的器官の画像化および／またはモデル化のために用いられる。この種の例示的なシステムが、米国特許出願公開第２００６／０２４１４４５号に記載されており、その開示内容は参照により本明細書に組み入れられる。

超音波変換器および位置センサを含むプローブを較正するためのいくつかの方法およびシステムが当該技術で知られている。例えば、米国特許出願公開第２００４／０２５４４５８号（その開示内容は参照により本明細書に組み入れられる）が、超音波変換器および位置測定装置を備えるプローブを較正するための装置について記載している。この装置は、装置内部の既知の位置に配置された超音波標的を備えた試験取り付け器具を含む。プロセッサが、位置センサから位置信号を受信し、超音波標的に整列された変換器が、試験取り付け器具の基準フレーム内のプローブの向きを決定する。プロセッサは、この向きに関連したプローブの較正データを決定する。

超音波および位置追跡プローブを較正するためのさらなる方法およびシステムが、例えば、米国特許第６，１９２，７３５号、同第６，５１７，４８４号、および同第６，５８５，６５１号に記載されており、その開示内容は参照により本明細書に組み入れられる。

〔発明の概要〕
そこで本発明の実施形態に従って、較正装置が提供され、この較正装置は、
既知の座標を有する較正点を通って画像化プローブを移動させるように構成された移動組立体であって、画像化プローブは、超音波画像の第１のシーケンスおよび位置測定値の第２のシーケンスを同時に捕捉するための超音波変換器および位置センサを含む、移動組立体と、
マーキング回路であって、画像化プローブが較正点に位置している場合に、第１のシーケンスで超音波変換器によって捕捉された超音波画像をマークするように構成されている、マーキング回路と、
プロセッサであって、第１のシーケンスでマークされた超音波画像を、座標が較正点の座標と合致する、第２のシーケンスの位置測定値に関連づけることによって、第１および第２のシーケンスの間の時間ずれを較正するように構成されている、プロセッサと、
を含む。

いくつかの実施形態では、画像化プローブは、超音波画像および位置測定値をゲート制御するための信号を捕捉する電極を含み、マーキング回路は、画像化プローブが較正点に位置している場合に、電極によって捕捉された信号をマークするように構成されており、プロセッサは、このマークされた信号を用いて、信号と、第１および第２のシーケンスとの間の時間遅延を較正するように構成されている。一実施形態では、信号は、心電図（ＥＣＧ）信号を含み、電極は、心臓内のＥＣＧ感知電極を含む。

別の実施形態では、移動組立体は、ホイールおよび可動なアームを含み、アームの第１の端部はホイールに結合されており、アームの第２の端部は画像化プローブに取り付けられており、ホイールは、較正点を通って画像化プローブを移動させるために回転するように構成されている。

開示された実施形態では、マーキング回路は、光を放出するように構成された光学エミッターと、光学エミッターと整列された場合に、光を感知し、感知された光に応答して電気的な信号を生成するように構成された光学センサとを備え、光学エミッターおよび光学センサは、画像化プローブが較正点に位置している場合に互いに整列し、電気的な信号を生成し、これにより、この電気的な信号に応答して超音波画像をマークするように、移動組立体に取り付けられている。

さらに別の実施形態では、マーキング回路は変調回路を備え、この変調回路は、電気的な信号に応答して、超音波変換器によって感知することのできる周波数を有する超音波マーキング信号を生成し、この超音波マーキング信号を用いて超音波画像をマークするように構成されている。さらに別の実施形態では、変調回路は誘導コイルを備え、この誘導コイルは、画像化プローブの近傍に配置されており、超音波画像をマークするために超音波変換器中に無線周波数（ＲＦ）信号を誘導するように構成されている。

開示された一実施形態では、プロセッサは、第１のシーケンスの画像の強度の値を、あらかじめ決定された閾値と比較することによって、マークされた超音波画像を同定するように構成されている。

いくつかの実施形態では、較正点は、既知の座標を有する２つ以上の異なる較正点を備え、移動組立体は、これらの２つ以上の較正点を通って画像化プローブを移動させるように構成されており、マーキング回路は、画像化プローブが２つ以上の較正点に位置している場合に、超音波変換器によって捕捉された超音波画像をマークするように構成されており、プロセッサは、マークされた超音波画像を、座標がそれぞれの較正点の座標と合致するそれぞれの位置測定値に関連づけることによって、第１および第２のシーケンスの間の時間ずれを較正するように構成されている。付加的または代替的には、移動組立体は、少なくとも２つの場合（instance）に較正点を横切って画像化プローブを移動させるように構成されており、プロセッサは、これらの少なくとも２つの場合にそれぞれの時間ずれ値を測定し、測定された値を平均するように構成されている。

本発明の実施形態に従って、較正のための方法がさらに提供され、方法は、
画像化プローブを操作するステップであって、画像化プローブは、位置センサおよび超音波変換器を備え、これにより、超音波変換器を用いて超音波画像の第１のシーケンス、および、位置センサを用いて位置測定値の第２のシーケンスを同時に捕捉する、ステップと、
既知の座標を有する較正点を通って画像化プローブを移動させるステップと、
超音波画像をマークするステップであって、超音波画像は、画像化プローブが較正点に位置している場合に第１のシーケンスで超音波変換器により捕捉される、ステップと、
第１のシーケンスでマークされた超音波画像を、座標が較正点の座標と合致する、第２のシーケンスの位置測定値に関連づけることによって、第１および第２のシーケンスの間の時間ずれを較正するステップと、
を含む。

本発明の実施形態に従って、較正装置で用いるためのコンピュータソフトウェア製品も提供される。この較正装置は、画像化プローブを移動させる移動組立体であって、既知の座標を有する較正点を通って、超音波変換器を用いて超音波画像の第１のシーケンス、および、位置センサを用いて位置測定値の第２のシーケンスを同時に捕捉する、移動組立体、を備え、
マーキング回路であって、画像化プローブが較正点に位置している場合に第１のシーケンスで超音波変換器によって捕捉された超音波画像をマークするマーキング回路、をさらに備え、
製品は、プログラム指示が記憶された、コンピュータ読み取り可能な媒体を含み、プログラム指示は、コンピュータによって読み取られた場合に、第１のシーケンスでマークされた超音波画像を、座標が較正点の座標と合致する、第２のシーケンスの位置測定値に関連づけることによって、第１および第２のシーケンスの間の時間ずれをコンピュータに較正させる。

本発明は、以下の発明の実施形態の詳細な説明から、図面を参照してよりよく理解されるであろう。

〔実施形態の詳細な説明〕〔概観〕 いくつかの医療上の画像化処理は、組み合わされた超音波画像化および位置追跡を用いる。このような処理では、体内プローブ、例えばカテーテルが、超音波変換器を用いて標的器官の超音波画像化を行う。並行して、標的器官内または標的器官周囲のプローブの位置が、位置センサを用いて決定される。

プローブが標的器官内または標的器官周囲の複数の位置を通って移動されると、超音波画像化サブシステムが、超音波変換器によって生成される２次元（２−Ｄ）の超音波画像のシーケンスを出力する。並行して、位置追跡サブシステムが、位置センサによって生成される位置測定値のシーケンスを出力する。これらの位置測定値は、標的器官の３次元（３−Ｄ）空間内でそれぞれの２−Ｄ超音波画像の場所および向きを決定するために、続いて使用される。

しかしながら、多くの実際の場合には、超音波画像のシーケンスと位置測定値のシーケンスとは相関していない。一般に、超音波画像が捕捉される率が、位置測定率とは異なっている場合があり、これらの２つのシーケンスは、互いに対して未知の時間ずれを有する場合がある。標的器官の画像化を行うためには、それぞれの超音波画像が捕捉された時間のプローブの位置（場所および向き）が正確に決定されるように、超音波画像および位置測定値が互いに相関されていることが望ましい。

本発明の実施形態は、超音波画像のシーケンスと位置測定値のシーケンスとを相関させるための方法およびシステムを提供する。いくつかの実施形態では、プローブは較正サブシステム内に配置されている。この較正サブシステムは、座標が事前に既知の１つ以上の較正点を通ってプローブを移動させる。例えば、較正サブシステムは、可動なアームに結合された回転ホイールを備えていてもよく、プローブは、アームに取り付けられている。プローブが較正点のうちの１つに到達すると、較正サブシステムはパルスを生成し、このパルスは、この位置で捕捉された超音波画像をマークするために用いられる。

較正サブシステムは、較正プロセッサをさらに備えている。この較正プロセッサは、マークされた超音波画像を同定し、これらの超音波画像を、較正点で測定された対応する位置測定値に関連づける。較正プロセッサは、超音波画像と、対応する位置測定値との間の時間ずれを計算する。計算された時間ずれ値は記憶され、超音波画像と位置測定値とを相関させるために用いられる。

〔システムの説明〕 図１は、本発明の実施形態に従って、患者の心臓２４を画像化し、マッピングするためのシステム２０の概略的な描写図である。このシステムは、カテーテル２８を備えており、このカテーテル２８は、医師によって静脈または動脈を通して心臓の室内へ挿入される。医師は、望み通りにカテーテルの遠位端を操縦し、位置付け、方向付けることができる。

システム２０は、位置追跡サブシステムおよび超音波画像化サブシステムを備えている。位置追跡サブシステムは、カテーテル２８の位置（すなわち、場所および向き）の座標を測定する。いくつかの実施形態では、例えば、位置追跡サブシステムは、磁気式位置追跡システムを備えている。磁気式位置追跡システムは、患者の外部の固定された既知の位置に配置された一組の外部ラジエータ、例えば磁界発生コイル３０を備えている。コイル３０は、心臓２４の近傍に磁界を発生させる。カテーテル２８の内部に嵌め込まれた位置センサが、発生した磁界を感知し、感知された磁界に応答して位置信号を生成する。コンソール３４が位置付けプロセッサ３６を備えており、この位置付けプロセッサ３６は、カテーテル２８から位置信号を受信し、これらの信号に基づいてカテーテルの場所および向きを計算する。代替的な実施形態では、位置付けサブシステムは、他のあらゆる適切なタイプの位置追跡システム、例えばインピーダンスに基づくシステムを備えていてもよい。

超音波画像化サブシステムは、心臓２４の複数の超音波画像を捕捉する。カテーテル２８内に嵌め込まれた超音波変換器が、典型的には２−Ｄセクター形状の画像を備える超音波画像を捕捉する。コンソール３４は、画像プロセッサ４２を備えており、この画像プロセッサは２−Ｄ超音波画像を受信し、心臓２４を画像化するためにこれらの２−Ｄ超音波画像を用いる。プロセッサ４２の出力は、ディスプレイ４４に表示される。

画像プロセッサ４２は、様々な方法で心臓２４を画像化してよい。例えば、画像プロセッサは、心臓の３次元（３−Ｄ）モデルを構成するために複数の２−Ｄ画像を用いてもよい。画像プロセッサは、捕捉された２−Ｄ画像を３−Ｄ空間に投影し、これらの投影された画像をユーザーに示してもよい。付加的または代替的には、画像プロセッサは、２−Ｄ超音波画像を、異なる様式の３−Ｄ画像、例えば、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）または磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）の画像と位置合わせし、オーバーレイされた画像をユーザーに示してもよい。２−Ｄ超音波画像基に基づいた３−Ｄ画像化のいくつかの態様が、例えば、上に引用した米国特許出願公開第２００６／０２４１４４５号に記載されている。さらに付加的または代替的には、画像プロセッサは、捕捉された２−Ｄ超音波画像に基づいて他のあらゆる適切な心臓２４の画像化および／またはマッピング処置を行ってもよい。

図２は、本発明の実施形態に従って、カテーテル２８の遠位端を示す概略的な描写図である。カテーテル２８は超音波変換器３９を備えており、この超音波変換器３９はセンサ素子４０のアレイを備えている。一実施形態では、素子４０は、圧電式装置を備えている。変換器３９は、窓４１内に位置付けられているか、または窓４１に隣接して位置付けられており、この窓４１は、カテーテルの本体内または壁内に開口を画定する。

変換器３９の素子４０は、位相調整された(phased)アレイとして動作し、窓４１を通してアレイ開口から超音波ビームを共に送信する。いくつかの実施形態では、アレイは超音波エネルギーのショートバースト(short burst)を送信し、次いで周辺組織から反射された超音波信号、またはエコーを受信するための受信モードに切り換わる。反射された超音波エコーを受信した後には、これらの反射されたエコーに基づいた電気信号は、カテーテル２８を通るケーブル３３によってコンソール３４内の画像プロセッサ４２へ素子４０によって伝送され、画像プロセッサは、これらの電気信号を２−Ｄ超音波画像に変換する。

心臓のいくつかの特徴部は、心臓の周期的な収縮および弛緩の際にそれら特徴部の形状および位置を変えるので、画像プロセッサ４２によって実施される画像化方法は、この周期に対して特定のタイミングで行われることが多い。このプロセスは、一般にゲート制御(gating)と呼ばれる。ゲート制御された画像化を行うためには、超音波画像および位置測定値の両方が、典型的には心電図（ＥＣＧ）信号に同期される。ゲート制御信号とも呼ばれるＥＣＧ信号は、体表または心臓内の電極、例えばカテーテル２８内に嵌め込まれた電極４６、によって生成されてもよい。いくつかの実施形態では、電極４６は、治療目的で心臓内切除を行うために用いられてもよい。

上記のように、画像プロセッサ４２は、２−Ｄ超音波画像を用いて心臓の３−Ｄ画像化を行ってもよい。この処理の実施の一部として、プロセッサ４２は２−Ｄ超音波画像を、３−Ｄ空間内の適切な場所および向きに位置付ける。超音波画像を適正に位置付けるためには、それぞれの２−Ｄ超音波画像は、画像が捕捉された正確な時間にカテーテルによって生成された位置測定値に関連づけられることが望ましい。２−Ｄ画像の不正確な位置付けは、３−Ｄ画像化プロセスにエラーおよび歪みを持ち込むことになる。

しかしながら、多くの実際の場合には、超音波画像化サブシステムによって生成された超音波画像のシーケンスと、位置付けサブシステムによって生成された位置測定値のシーケンスとは、非同期的であり、相関していない。例えば、いくつかの場合には、超音波画像化サブシステムは、位置追跡サブシステムとは別個の独立型のユニット、例えば商用画像処理装置を備えている。位置測定率が超音波画像捕捉率とは異なっている場合がある。さらに、超音波画像化サブシステムと位置付けサブシステムとは、一般に異なった処理遅延を有する。その結果、超音波画像のシーケンスと位置測定値のシーケンスとは、通常は相対的な時間ずれを有しており、この時間ずれは、事前には未知である。

本明細書に記載した方法およびシステムは、超音波画像を対応した位置測定値に相関させ、これにより、それぞれの超音波画像は、画像が捕捉された時間に取られた位置測定値に関連づけられる。画像シーケンスと位置測定値シーケンスとが一定の相対的時間ずれを有している場合などのいくつかの実施形態では、この時間ずれが計算され、画像と位置測定値とを相関させるために用いられる。

いくつかの実施形態では、カテーテル２８はＥＣＧ感知電極、例えば、電極４６を備えている。心臓組織によって生成され、電極４６によって感知される心臓内のＥＣＧ信号は、超音波画像および／または位置測定値に対して所定の時間ずれを有していてもよい。これらの実施形態では、マーキング信号は、ＥＣＧ感知電極によって生成されたゲート制御信号にも挿入される。本明細書に記載された方法およびシステムは、ＥＣＧ信号と、超音波画像および位置測定値との間の時間ずれをも測定し、較正することができ、これにより、ＥＣＧゲート制御を正確に、すなわち、心臓周期の望ましい位相で行うことができる。

図３は、本発明の実施形態に従って、システム２０の素子を概略的に示すブロック図である。システム２０は較正サブシステム５０を備えており、この較正サブシステム５０は、電気機械式の較正組立体５９（移動組立体とも呼ばれる）および較正プロセッサ５７を備えている。較正を行う場合には、カテーテル２８は、電気機械式の組立体内に配置される。組立体５９は、事前に既知の位置座標を有する１つ以上の較正点を通ってカテーテルを移動させる。カテーテルが較正点のうちの１つを通過したことを較正サブシステムが感知すると、較正サブシステムは、カテーテルによって現在捕捉された超音波画像に特有のマークを挿入する。カテーテル２８がＥＣＧ感知電極を備えている場合には、この電極によって生成されたＥＣＧ信号にもマークを挿入することができる。

較正プロセッサ５７は、位置付けプロセッサ３６から位置測定値のシーケンスを受信し、画像プロセッサ４２から２−Ｄ超音波画像のシーケンスを受信する。プロセッサ５７は、電極４６によって生成されたＥＣＧ信号を受信してもよい。較正プロセッサは、マークされた超音波画像を、画像が捕捉された較正点の位置座標を有する位置測定値に関連づける。こうして、較正プロセッサは、超音波画像のシーケンスと位置測定値のシーケンスとの間の時間ずれを計算し、２つのシーケンスを相関させることができる。ＥＣＧ信号も提供されている場合には、較正プロセッサは、この信号と、位置測定値または超音波画像のいずれかとの間の時間ずれを計算することもできる。一般的には、時間ずれの計算の正確さが位置測定率および超音波画像の率により改善する。

典型的には、較正プロセッサ５７は、汎用コンピュータを用いて実装される。このコンピュータは、本明細書に記載された機能を実施するようにソフトウェアにプログラムされている。ソフトウェアは、例えばネットワークによって電子的形態でコンピュータにダウンロードされてもよいし、または代替的に有形のメディア、例えば、ＣＤ−ＲＯＭでコンピュータに供給されてもよい。いくつかの実施形態では、較正プロセッサ５７の機能性は、画像プロセッサ４２、超音波画像化サブシステム内の別のプロセッサ、位置付けプロセッサ３６、または位置付けサブシステム内の別のプロセッサによって実施されてもよい。

較正サブシステム５０は、システム２０の部分として組み込まれていて、システムが初期化された場合に較正処置を実施してもよい。代替的には、較正サブシスムは、較正が必要とされる場合にのみシステム２０に接続される別個のサブシステムであってもよい。サブシステム５０の出力、すなわち、計算された相対的時間ずれ値が、メモリーに記憶されてもよいし、かつ／または、別の適切なインターフェースを用いて画像プロセッサ４２または位置付けプロセッサ３６に供給されてもよい。典型的には、サブシステム５０または少なくとも組立体５９は、較正の際にカテーテル２８の位置座標を測定するために位置追跡サブシステムの作業容量内に配置されている。

図４は、本発明の例示的な実施形態に従って電気機械的な組立体５９を示す概略的な描写図を示している。図４の例示的な実施形態では、組立体５９は可動なアーム（以下に説明するように、２つの異なる位置に位置付けられた場合の５５Ａおよび５５Ｂが示されている。）を備えており、このアームは回転ホイール５１に結合されている。カテーテル２８は、較正処理の際にはアームの遠位端に取り付けられている。

例えば適宜のモーターを用いて、ホイール５１が回転する場合には、アームは複数の位置を通ってカテーテル２８を移動させる。特に、カテーテルは、図面に「位置Ａ」および「位置Ｂ」で示されている２つの較正点または較正位置を通過する。較正点の位置座標はあらかじめ測定されており、前もってわかっている。可動なアームは、カテーテルが較正点Ａに位置する場合には５５Ａで示され、較正点Ｂに位置する場合には５５Ｂで示されている（破線で示されている）。

光学エミッター、例えば、発光ダイオード（ＬＥＤ）がホイール５１の周に搭載されている。この光学エミッターは、図面の２つの位置に示されている。すなわち、カテーテルが較正点Ａに位置する場合には、エミッターは５２Ａで示されており、カテーテルが較正点Ｂに位置する場合には、エミッターは５２Ｂで示されている（破線で示されている）。光学エミッターは、典型的には、ホイールから外側方向へ幅の狭い光ビームを放出する。

光学センサ５３および５４は、回転ホイールの外部の周囲に隣接して搭載されており、カテーテルが較正点Ａに到達した場合にはエミッターは位置５２Ａに位置し、光学センサ５３と整列されるようになっている。同様に、カテーテルが較正点Ｂに到達した場合にはエミッターは位置５２Ｂに位置し、光学センサ５４と整列される。それぞれの光学センサは、光学エミッターにより照射された場合には短い電気的なパルスを生成する。このように、センサ５３は、カテーテル２８が較正点Ａに位置した場合にパルスを生成し、センサ５４は、カテーテルが較正点Ｂに位置した場合にパルスを生成する。いくつかの実施形態では、センサ５３は正のパルスを生成し、センサ５４は負のパルスを生成する。

光学センサ５３および５４によって生成させられたパルスは、無線周波数（ＲＦ）変調器５８に供給される。変調器５８は、エミッターによりＲＦ担体に生成された、周波数が、超音波画像化サブシステムによって使用される範囲であるパルスを変調する。変調器５８により生成されたＲＦパルスは、カテーテル２８の近傍に位置付けられている誘導コイルを駆動するために用いられる。トリガされると、コイル５６はＲＦパルスを誘導し、このＲＦパルスは、カテーテル２８の超音波変換器３９によって感知される。その結果、カテーテル２８によって現在捕捉された超音波画像の動画信号が、明確な較正マークによりマークされる。誘導されるＲＦパルスの大きさは、典型的には、変換器３９によって感知されるかもしれないあらゆる超音波エコーよりもマークの強度が著しく強くなるように選択される。

いくつかの実施形態において、ゲート制御される画像化を用いる場合には、変調器は付加的な信号を出力し、この信号は、光学センサ５３および５４によって生成されたパルスに応答して電極４６によって生成されるゲート制御信号をマークするために用いられる。マークされたゲート制御信号は、ＥＣＧ信号と、超音波画像および／または位置測定値との間の時間ずれを較正するために較正プロセッサによって続いて用いられる。

変調器および誘導コイルは、光学センサの出力に基づいて超音波マーキング信号（例えばＲＦパルス）を生成し、これらのマーキング信号を用いて超音波画像をマークする変調回路として集合的にみることができる。誘導コイルを用いることに対して代替的には、変調回路は、超音波変換器３９によって感知することができる超音波マーキング信号を生成する他のあらゆる適切な機構を備えていてもよい。さらに代替的には、現在捕捉された画像は、変換器３９によって生成された信号に電圧パルスを電気的に加えることによりマークされてもよい。代替的な実施形態では、光学エミッターは、ＲＦ信号により駆動されてもよく、これにより、光学センサ５３および５４によって生成されたパルスは既に変調されており、それ故、変調器５８の必要性が取り除かれる。

典型的には、光学エミッターによって生成されるパルスのパルス幅は、ただ一つの超音波画像のみがマークされるように十分に狭く選択される。典型的には、パルス幅は数ミリ秒の長さであり、一つの超音波画像の捕捉時間よりも著しく短い。

上述したように、較正プロセッサ５７は、一般的に相関されていない、超音波画像のシーケンスおよび位置測定値のシーケンスを受信する。較正プロセッサは、例えば、画像の強度の値を、あらかじめ決定された閾値と比較することによって、較正マークが埋め込まれた超音波画像を同定する。

較正プロセッサはまた、位置付けサブシステムによって生成された位置測定値のシーケンス内において、座標が、対応する較正点の座標と合致する（例えば、対応する較正点の座標と一致する、または対応する較正点の座標に最も近い）位置測定値を突き止める。マークされた超音波画像と、対応する較正点で測定された位置測定値との間の時差は、超音波画像のシーケンスと位置測定値のシーケンスとの間の時間ずれを示す。

いくつかの実施形態では、較正プロセッサはそれぞれの較正点ＡおよびＢのための時間ずれを計算し、結果を平均する。代替的には、ただ１つの較正点のみが使用されてもよい。使用される較正点の数に関わらず、較正プロセッサは、数回の全回転分、ホイール５１を回転させ、生成されたパルスを、多数の時間ずれの計算値を平均するために用いることによって、推定の正確さを改善することもできる。較正プロセッサは、典型的にはシステム２０の動作の際に使用するために推定された時間ずれを記憶する。

図４の例示的な実施形態が、アームおよび回転ホイールを用いる機械的な組立体に言及しているが、本明細書に記載された方法およびシステムは、較正点を通ってカテーテル２８を移動させる他のあらゆる適切な移動組立体と共に用いられてもよい。

光学エミッター、光学センサ、変調器および誘導コイルは、マーキング回路として集合的にみることもでき、このマーキング回路は、カテーテルが較正点のうちの１つに位置している場合に、現在捕捉された超音波画像をマークする。代替的には、カテーテルが較正点に到達した場合にトリガ信号を生成し、このようなトリガに基づいて、現在捕捉された超音波画像をマークするための他のあらゆる適切な方法、組立体または回路を用いることもできる。例えば、トリガは、磁石および磁気センサ、レーザー源および光学センサ、容量センサ、または他のあらゆる適切な機構を用いて生成することもできる。

図５は、本発明の実施形態に従って、位置測定値を超音波画像に相関させる例示的なプロセスを示す信号タイミング図である。カテーテル２８が較正点ＡおよびＢにそれぞれ到達した場合に、電気的なパルス７０および７１が光学エミッター５３および５４によって生成される。パルス７２および７３が、パルス７０および７１に応答して変調器５８によって生成される、変調されたＲＦパルスをそれぞれ示している。プロット７５が、カテーテル２８の変換器３９によって捕捉された超音波画像の動画信号を示している。連続的な超音波画像が、Ｎ−１，Ｎ，Ｎ＋１，・・・で示されている。画像Ｎの動画信号が、パルス７２に応答して較正マーク７６によりマークされている。パルス７３に対応するマークは、明確化のために示していない。

測定値シーケンス７７は、位置付けプロセッサ３６によって生成された位置測定値のシーケンスを示している。位置測定値７８は、座標が較正点Ａの座標と合致する位置測定値を示している。測定値シーケンス７９は、画像プロセッサ４２によって生成された超音波画像のシーケンスを示している。カテーテル２８による画像捕捉（プロット７５）と、画像プロセッサの出力（シーケンス７９）との間の遅延が、数画像周期分の長さである場合もあることがわかる。

上述のように、較正プロセッサ５７は、シーケンス７９内のマークされた画像（画像Ｎ）と、較正点Ａで測定された位置測定値（測定値７８）との間の時間ずれを推定する。この時間ずれは、図面にΔＴで示されている。本実施例では、ずれは、マークされた画像の始まりに対して測定されるが、ずれは、代替的には、マークされた画像の終わりに対して測定されるか、または画像内の他のあらゆる適切な基準点に対して測定されてもよい。

〔較正方法の説明〕
図６は、本発明の実施形態に従って、位置測定値を超音波画像に相関させるための方法を概略的に示すフローチャート図である。この方法は、組立体５９が異なった較正点を通ってカテーテル２８を移動させる、カテーテル走査ステップ８０で始まる。

カテーテルが較正点のうちの１つに到達した場合には、光学エミッターが光学センサ５３および５４のうち一方と整列する。その結果、エミッターと整列した光学センサは、パルス生成ステップ８２でパルスを生成する。変調器５８が、変調ステップ８４で、光学センサによって生成されたパルスを変調する。誘導コイル５６が、画像マーキングステップ８５で、現在捕捉された超音波画像の動画信号をマークする。上記のステップ８０〜８５のプロセスが、１つ以上の較正点のために、かつ／またはそれぞれの較正点の複数の測定値のために繰り返されてもよい。

較正プロセッサ５７は、画像同定ステップ８６で、画像プロセッサ４２によって生成された超音波画像のシーケンス内でマークされた画像を同定する。同定された、それぞれのマークされた画像のために、較正プロセッサは、位置測定値同定ステップ８７で、座標が問題の較正点の座標と合致する位置測定値を突き止める。較正プロセッサは、時間ずれ計算ステップ８８で、それぞれのマークされた画像と、対応する位置測定値との間の時間ずれを計算する。較正プロセッサは、推定の正確さを改善するために、典型的には、測定された異なる時間ずれを平均する。計算され、平均された時間ずれは記憶され、続いてシステム２０の動作の際に超音波画像と位置測定値との間の調整(coordinating)のため用いられる。

本明細書に記載された実施形態は、カテーテルに基づいた画像化システムの較正について主に述べているが、本発明の原理は、位置付けセンサおよび超音波変換器に嵌め合わされる他のタイプのプローブ、例えば、内視鏡を較正するために用いられてもよい。本明細書に記載された実施形態は、心臓の画像化に主に言及しているが、本発明の原理は、他の器官の画像化およびモデル化のために用いられてもよい。

このように、上記の実施形態は例として引用されており、本発明は、特に上に示し、記載したものに限定されないことがわかるであろう。むしろ、本発明の範囲は、上記記載事項を読めば当業者が想到するであろう、そして従来技術には開示されていない、前述した様々な特徴の組み合わせおよびサブコンビネーションならびに変化形および改良形を含む。

〔実施の態様〕
（１）較正装置において、
既知の座標を有する較正点を通って画像化プローブを移動させるように構成された移動組立体であって、前記画像化プローブは、超音波画像の第１のシーケンスおよび位置測定値の第２のシーケンスを同時に捕捉するための超音波変換器および位置センサを含む、移動組立体と、
マーキング回路であって、前記画像化プローブが較正点に位置している場合に、前記第１のシーケンスで前記超音波変換器によって捕捉された前記超音波画像をマークするように構成されている、マーキング回路と、
プロセッサであって、前記第１のシーケンスでマークされた前記超音波画像を、座標が前記較正点の前記座標と合致する、前記第２のシーケンスの位置測定値に関連づけることによって、前記第１および前記第２のシーケンスの間の時間ずれを較正するように構成されている、プロセッサと、
を備える、装置。
（２）実施態様（１）に記載の装置において、
前記移動組立体は、ホイール、および可動なアームを備え、
前記アームの第１の端部は、前記ホイールに結合されており、前記アームの第２の端部は、前記画像化プローブに取り付けられており、
前記ホイールは、前記較正点を通って前記画像化プローブを移動させるために回転するように構成されている、装置。
（３）実施態様（１）に記載の装置において、
前記マーキング回路は、光を放出するように構成された光学エミッター、および、前記光学エミッターと整列された場合に、前記光を感知し、感知された前記光に応答して電気的な信号を生成するように構成された光学センサを備え、
前記光学エミッターおよび前記光学センサは、前記画像化プローブが前記較正点に位置している場合には互いに整列し、かつ前記電気的な信号を生成し、これによって前記電気的な信号に応答して前記超音波画像をマークするように、前記移動組立体に取り付けられている、装置。
（４）実施態様（３）に記載の装置において、
前記マーキング回路は、
変調回路であって、前記電気的な信号に応答して、前記超音波変換器によって感知されることができる周波数を有する超音波マーキング信号を生成し、前記超音波マーキング信号を用いて前記超音波画像をマークするように構成されている、変調回路、
を備える、装置。
（５）実施態様（４）に記載の装置において、
前記変調回路は、
誘導コイルであって、
前記画像化プローブの近傍に配置されており、
前記超音波画像をマークするために前記超音波変換器中に無線周波数（ＲＦ）信号を誘導するように構成されている、
誘導コイル、
を備える、装置。
（６）実施態様（１）に記載の装置において、
前記プロセッサは、前記第１のシーケンスの画像の強度の値を、あらかじめ決定された閾値と比較することによって、マークされた前記超音波画像を同定するように構成されている、装置。
（７）実施態様（１）に記載の装置において、
前記較正点は、既知の座標を有する２つ以上の異なる較正点を備え、
前記移動組立体は、２つ以上の前記較正点を通って前記画像化プローブを移動させるように構成されており、
前記マーキング回路は、前記画像化プローブが２つ以上の前記較正点に位置している場合に前記超音波変換器によって捕捉された前記超音波画像をマークするように構成されており、
前記プロセッサは、マークされた前記超音波画像を、座標がそれぞれの前記較正点の座標と合致するそれぞれの位置測定値に関連づけることによって、前記第１および第２のシーケンスの間の前記時間ずれを較正するように構成されている、装置。

（８）実施態様（１）に記載の装置において、
前記移動組立体は、少なくとも２つの場合に前記較正点を横切って前記画像化プローブを移動させるように構成されており、
前記プロセッサは、前記少なくとも２つの場合にそれぞれの前記時間ずれの値を測定し、測定された前記値を平均するように構成されている、装置。
（９）実施態様（１）に記載の装置において、
前記画像化プローブは、前記超音波画像および前記位置測定値をゲート制御するためのゲート制御信号を生成する電極を含み、
前記マーキング回路は、前記画像化プローブが前記較正点に位置している場合に、前記電極によって生成された前記ゲート制御信号をマークするように構成されており、
前記プロセッサは、マークされた前記ゲート制御信号を用いて、前記ゲート制御信号と前記第１および第２のシーケンスとの間の時間遅延を較正するように構成されている、装置。
（１０）実施態様（９）に記載の装置において、
前記ゲート制御信号は、心電図（ＥＣＧ）信号を含み、
前記電極は、心臓内のＥＣＧ感知電極を含む、装置。
（１１）較正のための方法において、
画像化プローブを操作するステップであって、前記画像化プローブは、位置センサおよび超音波変換器を備え、これにより、前記超音波変換器を用いて超音波画像の第１のシーケンス、および、前記位置センサを用いて位置測定値の第２のシーケンスを同時に捕捉する、ステップと、
既知の座標を有する較正点を通って前記画像化プローブを移動させるステップと、
前記画像化プローブが前記較正点に位置している場合に、前記第１のシーケンスで前記超音波変換器によって捕捉された超音波画像をマークするステップと、
前記第１のシーケンスでマークされた前記超音波画像を、座標が前記較正点の前記座標と合致する、前記第２のシーケンスの位置測定値に関連づけることによって、前記第１および第２のシーケンスの間の時間ずれを較正するステップと、
を備える、方法。
（１２）実施態様（１１）に記載の方法において、
患者の器官内へ前記画像化プローブを挿入するステップと、
前記第１のシーケンスの少なくともいくつかの前記超音波画像を、前記第２のシーケンスのそれぞれの位置測定値に関連づけることによって、前記器官を画像化するステップと、
を備える、方法。
（１３）実施態様（１１）に記載の方法において、
前記画像化プローブを移動させるステップは、
可動なアームの第１の端部に前記画像化プローブを取り付けるステップであって、前記アームの第２の端部が、ホイールに結合される、ステップと、
前記較正点を通って前記画像化プローブを移動させるために前記ホイールを回転させるステップと、
を備える、方法。
（１４）実施態様（１１）に記載の方法において、
前記超音波画像をマークするステップは、
光を放出する光学エミッター、および、前記光学エミッターと整列された場合に、前記光を感知し、感知された前記光に応答して電気的な信号を生成する光学センサを位置付けるステップであって、前記光学エミッターおよび前記光学センサは、前記画像化プローブが前記較正点に位置している場合には互いに整列し、かつ前記電気的な信号を生成する、ステップと、
前記電気的な信号に応答して前記超音波画像をマークするステップと、
を備える、方法。
（１５）実施態様（１４）に記載の方法において、
前記超音波画像をマークするステップは、
超音波マーキング信号を生成するステップであって、前記超音波マーキング信号は、前記電気的な信号に応答して、前記超音波変換器によって感知されることができる周波数を有する、ステップと、
前記超音波マーキング信号を用いて前記超音波画像をマークするステップと、
を備える、方法。
（１６）実施態様（１５）に記載の方法において、
前記超音波マーキング信号を用いて前記超音波画像をマークするステップは、
前記画像化プローブの近傍に配置された誘導コイルを用いて、前記超音波変換器中に無線周波数（ＲＦ）信号を誘導するステップ、
を備える、方法。
（１７）実施態様（１１）に記載の方法において、
前記時間ずれを較正するステップは、
前記第１のシーケンスの前記画像の強度の値を、あらかじめ決定された閾値と比較することによって、マークされた前記超音波画像を同定するステップ
を備える、方法。
（１８）実施態様（１１）に記載の方法において、
前記画像化プローブを移動させるステップは、既知の座標を有する２つ以上の異なる較正点を通って前記プローブを移動させるステップ、を備え、
前記超音波画像をマークするステップは、前記画像化プローブが前記２つ以上の較正点に位置している場合に、前記超音波変換器によって捕捉された前記超音波画像をマークするステップ、を備え、
前記第１および第２のシーケンスの間の前記時間ずれを較正するステップは、マークされた前記超音波画像を、座標がそれぞれの前記較正点の前記座標と合致するそれぞれの位置測定値に関連づけるステップ、を備える、方法。

（１９）実施態様（１１）に記載の方法において、
前記画像化プローブを移動させるステップは、少なくとも２つの場合に前記較正点を横切るステップ、を備え、
前記時間ずれを較正するステップは、前記少なくとも２つの場合に前記時間ずれの値を測定するステップ、および測定された前記値を平均するステップ、を備える、方法。
（２０）実施態様（１１）に記載の方法において、
前記画像化プローブは、前記超音波画像および前記位置測定値をゲート制御するためのゲート制御信号を生成する電極を含み、
前記方法は、
前記画像化プローブが前記較正点に位置している場合に、前記電極によって生成された前記ゲート制御信号をマークするステップと、
マークされた前記ゲート制御信号を用いて、前記ゲート制御信号と前記第１および第２のシーケンスとの間の時間遅延を較正するステップと、
を備える、方法。
（２１）実施態様（２０）に記載の方法において、
前記ゲート制御信号は、心電図（ＥＣＧ）信号を含み、
前記電極は、心臓内ＥＣＧ感知電極を含む、方法。
（２２）較正装置で用いるためのコンピュータソフトウェア製品において、
前記較正装置は、
画像化プローブを移動させる移動組立体であって、既知の座標を有する較正点を通って、超音波変換器を用いて超音波画像の第１のシーケンス、および、位置センサを用いて位置測定値の第２のシーケンスを同時に捕捉する、移動組立体、を備え、
マーキング回路であって、前記画像化プローブが前記較正点に位置している場合に、前記第１のシーケンスで前記超音波変換器によって捕捉された超音波画像をマークする、マーキング回路、をさらに備え、
前記製品は、
プログラム指示が記憶された、コンピュータ読み取り可能な媒体であって、前記プログラム指示は、コンピュータによって読み取られた場合に、前記第１のシーケンスでマークされた前記超音波画像を、座標が前記較正点の前記座標と合致する、前記第２のシーケンスの位置測定値に関連づけることによって、前記第１および第２のシーケンスの間の時間ずれを前記コンピュータに較正させる、コンピュータ読み取り可能な媒体、を備える、製品。
（２３）実施態様（２２）に記載の製品において、
前記指示は、前記第１のシーケンスの前記画像の強度の値を、あらかじめ決定された閾値と比較することによって、マークされた前記超音波画像を前記コンピュータに同定させる、製品。
（２４）実施態様（２２）に記載の製品において、
前記較正点は、既知の座標を有する２つ以上の異なる較正点を備え、
前記移動組立体は、２つ以上の前記較正点を通って前記画像化プローブを移動し、
前記マーキング回路は、前記画像化プローブが２つ以上の前記較正点に位置している場合に前記超音波変換器によって捕捉された前記超音波画像をマークし、
前記指示は、マークされた前記超音波画像を、座標がそれぞれの前記較正点の前記座標と合致するそれぞれの位置測定値に関連づけることによって、前記第１および第２のシーケンスの間の前記時間ずれを前記コンピュータに較正させる、製品。
（２５）実施態様（２２）に記載の製品において、
前記移動組立体は、少なくとも２つの場合に前記較正点を横切って前記画像化プローブを移動し、
前記指示は、前記少なくとも２つの場合にそれぞれの前記時間ずれの値を前記コンピュータに測定させ、測定された前記値を平均させる、製品。

本発明による実施形態に従った心臓マッピングおよび画像化のためのシステムの概略的な描写図である。 本発明の実施形態に従ったカテーテルの概略的な描写図である。 本発明の実施形態に従った心臓マッピングおよび画像化のためのシステムの素子を概略的に示すブロック図である。 本発明の実施形態に従った電気機械的な較正組立体の概略的な描写図である。 本発明の実施形態に従った、位置測定値と超音波画像との相関を示す信号タイミング図である。 本発明の実施形態に従った、位置測定値を超音波画像に相関させるための方法を概略的に示すフローチャート図である。

Claims (20)

1. 較正装置において、
   既知の座標を有する較正点を通って画像化プローブを移動させるように構成された移動組立体であって、前記画像化プローブは、超音波画像の第１のシーケンスおよび位置測定値の第２のシーケンスを同時に捕捉するための超音波変換器および位置センサを含む、移動組立体と、
   マーキング回路であって、前記画像化プローブが前記較正点に位置している場合に、前記第１のシーケンスで前記超音波変換器によって捕捉された超音波画像をマークするように構成されている、マーキング回路と、
   プロセッサであって、前記第１のシーケンスでマークされた前記超音波画像を、座標が前記較正点の前記座標と合致する、前記第２のシーケンスの位置測定値に関連づけることによって、前記第１および前記第２のシーケンスの間の時間ずれを較正するように構成されている、プロセッサと、
   を備え、
   前記移動組立体は、ホイール、および可動なアームを備え、
   前記アームの第１の端部は、前記ホイールに結合されており、前記アームの第２の端部は、前記画像化プローブに取り付けられるように構成されており、
   前記ホイールは、前記較正点を通って前記画像化プローブを移動させるために回転するように構成されており、
   前記マーキング回路は、光を放出するように構成された光学エミッター、および、前記光学エミッターと整列された場合に、前記光を感知し、感知された前記光に応答して電気的な信号を生成するように構成された光学センサを備え、
   前記光学エミッターおよび前記光学センサは、前記画像化プローブが前記較正点に位置している場合には互いに整列し、かつ前記電気的な信号を生成し、これによって前記電気的な信号に応答して前記超音波画像をマークするように、前記移動組立体に取り付けられている、
   装置。
2. 請求項１に記載の装置において、
   前記マーキング回路は、
   変調回路であって、前記電気的な信号に応答して、前記超音波変換器によって感知されることができる周波数を有する超音波マーキング信号を生成し、前記超音波マーキング信号を用いて前記超音波画像をマークするように構成されている、変調回路、
   を備える、装置。
3. 請求項２に記載の装置において、
   前記変調回路は、
   誘導コイルであって、
   前記画像化プローブの近傍に配置されており、
   前記超音波画像をマークするために前記超音波変換器中に無線周波数（ＲＦ）信号を誘導するように構成されている、
   誘導コイル、
   を備える、装置。
4. 請求項１に記載の装置において、
   前記プロセッサは、前記第１のシーケンスの画像の強度の値を、あらかじめ決定された閾値と比較することによって、マークされた前記超音波画像を同定するように構成されている、装置。
5. 請求項１に記載の装置において、
   前記較正点は、既知の座標を有する２つ以上の相異なる較正点を有し、
   前記移動組立体は、前記２つ以上の較正点を通って前記画像化プローブを移動させるように構成されており、前記マーキング回路は、前記画像化プローブが２つ以上の前記較正点に位置している場合に前記超音波変換器によって捕捉された前記超音波画像をマークするように構成されており、
   前記プロセッサは、マークされた前記超音波画像を、座標がそれぞれの前記較正点の前記座標と合致するそれぞれの位置測定値に関連づけることによって、前記第１および第２のシーケンスの間の前記時間ずれを較正するように構成されている、装置。
6. 請求項１に記載の装置において、
   前記移動組立体は、少なくとも２つの場合に前記較正点を横切って前記画像化プローブを移動させるように構成されており、
   前記プロセッサは、前記少なくとも２つの場合にそれぞれの前記時間ずれの値を測定し、測定された前記値を平均するように構成されている、装置。
7. 請求項１に記載の装置において、
   前記画像化プローブは、前記超音波画像および前記位置測定値をゲート制御するためのゲート制御信号を生成する電極を含み、
   前記マーキング回路は、前記画像化プローブが前記較正点に位置している場合に、前記電極によって生成された前記ゲート制御信号をマークするように構成されており、
   前記プロセッサは、マークされた前記ゲート制御信号を用いて、前記ゲート制御信号と前記第１および第２のシーケンスとの間の時間遅延を較正するように構成されている、装置。
8. 請求項７に記載の装置において、
   前記ゲート制御信号は、心電図（ＥＣＧ）信号を含み、
   前記電極は、心臓内のＥＣＧ感知電極を含む、装置。
9. 較正のための方法において、
   画像化プローブを操作するステップであって、前記画像化プローブは、位置センサおよび超音波変換器を備え、これにより、前記超音波変換器を用いて超音波画像の第１のシーケンス、および、前記位置センサを用いて位置測定値の第２のシーケンスを同時に捕捉する、ステップと、
   既知の座標を有する較正点を通って前記画像化プローブを移動させるステップと、
   前記画像化プローブが前記較正点に位置している場合に、前記第１のシーケンスで前記超音波変換器によって捕捉された超音波画像をマークするステップと、
   前記第１のシーケンスでマークされた前記超音波画像を、座標が前記較正点の前記座標と合致する、前記第２のシーケンスの位置測定値に関連づけることによって、前記第１および第２のシーケンスの間の時間ずれを較正するステップと、
   を備え、
   前記画像化プローブを移動させるステップは、
   可動なアームの第１の端部に前記画像化プローブを取り付けるステップであって、前記アームの第２の端部が、ホイールに結合される、ステップと、
   前記較正点を通って前記画像化プローブを移動させるために前記ホイールを回転させるステップと、
   を備え、
   前記超音波画像をマークするステップは、
   光を放出する光学エミッター、および、前記光学エミッターと整列された場合に、前記光を感知し、感知された前記光に応答して電気的な信号を生成する光学センサを位置付けるステップであって、前記光学エミッターおよび前記光学センサは、前記画像化プローブが前記較正点に位置している場合には互いに整列し、かつ前記電気的な信号を生成する、ステップと、
   前記電気的な信号に応答して前記超音波画像をマークするステップと、
   を備える、
   方法。
10. 請求項９に記載の方法において、
    前記超音波画像をマークするステップは、
    超音波マーキング信号を生成するステップであって、前記超音波マーキング信号は、前記電気的な信号に応答して、前記超音波変換器によって感知されることができる周波数を有する、ステップと、
    前記超音波マーキング信号を用いて前記超音波画像をマークするステップと、
    を備える、方法。
11. 請求項１０に記載の方法において、
    前記超音波マーキング信号を用いて前記超音波画像をマークするステップは、
    前記画像化プローブの近傍に配置された誘導コイルを用いて、前記超音波変換器中に無線周波数（ＲＦ）信号を誘導するステップ、
    を備える、方法。
12. 請求項９に記載の方法において、
    前記時間ずれを較正するステップは、
    前記第１のシーケンスの前記画像の強度の値を、あらかじめ決定された閾値と比較することによって、マークされた前記超音波画像を同定するステップ、
    を備える、方法。
13. 請求項９に記載の方法において、
    前記画像化プローブを移動させるステップは、既知の座標を有する２つ以上の相異なる較正点を通って前記プローブを移動させるステップ、を備え、
    前記超音波画像をマークするステップは、前記画像化プローブが前記２つ以上の較正点に位置している場合に、前記超音波変換器によって捕捉された前記超音波画像をマークするステップ、を備え、
    前記第１および第２のシーケンスの間の前記時間ずれを較正するステップは、マークされた前記超音波画像を、座標がそれぞれの前記較正点の前記座標と合致するそれぞれの位置測定値に関連づけるステップ、を備える、方法。
14. 請求項９に記載の方法において、
    前記画像化プローブを移動させるステップは、少なくとも２つの場合に前記較正点を横切るステップ、を備え、
    前記時間ずれを較正するステップは、前記少なくとも２つの場合に前記時間ずれの値を測定するステップ、および測定された前記値を平均するステップ、を備える、方法。
15. 請求項９に記載の方法において、
    前記画像化プローブは、前記超音波画像および前記位置測定値をゲート制御するためのゲート制御信号を生成する電極を含み、
    前記方法は、
    前記画像化プローブが前記較正点に位置している場合に、前記電極によって生成された前記ゲート制御信号をマークするステップと、
    マークされた前記ゲート制御信号を用いて、前記ゲート制御信号と前記第１および第２のシーケンスとの間の時間遅延を較正するステップと、
    を備える、方法。
16. 請求項１５に記載の方法において、
    前記ゲート制御信号は、心電図（ＥＣＧ）信号を含み、
    前記電極は、心臓内ＥＣＧ感知電極を含む、方法。
17. プロセッサベースの較正装置で用いるためのコンピュータソフトウェア製品において、
    前記較正装置は、
    既知の座標を有する較正点を通って画像化プローブを移動させる移動組立体であって、前記画像化プローブは、超音波変換器を用いて超音波画像の第１のシーケンス、および、位置センサを用いて位置測定値の第２のシーケンスを同時に捕捉する、移動組立体、を備え、
    マーキング回路であって、前記画像化プローブが前記較正点に位置している場合に、前記第１のシーケンスで前記超音波変換器によって捕捉された超音波画像をマークする、マーキング回路、をさらに備え、
    前記製品は、
    プログラム指示が記憶された、コンピュータ読み取り可能な媒体であって、前記プログラム指示は、前記較正装置によって読み取られた場合に、前記第１のシーケンスでマークされた前記超音波画像を、座標が前記較正点の前記座標と合致する、前記第２のシーケンスの位置測定値に関連づけることによって、前記第１および第２のシーケンスの間の時間ずれを前記較正装置に較正させる、コンピュータ読み取り可能な媒体、
    を備え、
    前記移動組立体は、ホイール、および可動なアームを備え、
    前記アームの第１の端部は、前記ホイールに結合されており、前記アームの第２の端部は、前記画像化プローブに取り付けられるように構成されており、
    前記ホイールは、前記較正点を通って前記画像化プローブを移動させるために回転するように構成されており、
    前記較正装置は、光を放出するように構成された光学エミッターと、前記光学エミッターと整列された場合に、前記光を感知し、感知された前記光に応答して電気的な信号を生成するように構成された光学センサとを備えた前記マーキング回路によって作成された、マークされた前記超音波画像を用いて、時間ずれを較正し、前記光学エミッターおよび前記光学センサは、前記画像化プローブが前記較正点に位置している場合に、互いに整列し、かつ前記電気的な信号を生成し、これによって前記電気的な信号に応答して前記超音波画像をマークするように、前記移動組立体に取り付けられている、
    製品。
18. 請求項１７に記載の製品において、
    前記指示は、前記第１のシーケンスの前記画像の強度の値を、あらかじめ決定された閾値と比較することによって、マークされた前記超音波画像を前記較正装置に同定させる、製品。
19. 請求項１７に記載の製品において、
    前記較正点は、既知の座標を有する２つ以上の相異なる較正点を備え、
    前記移動組立体は、２つ以上の前記較正点を通って前記画像化プローブを移動し、
    前記マーキング回路は、前記画像化プローブが２つ以上の前記較正点に位置している場合に前記超音波変換器によって捕捉された前記超音波画像をマークし、
    前記指示は、マークされた前記超音波画像を、座標がそれぞれの前記較正点の前記座標と合致するそれぞれの位置測定値に関連づけることによって、前記第１および第２のシーケンスの間の前記時間ずれを前記較正装置に較正させる、製品。
20. 請求項１７に記載の製品において、
    前記移動組立体は、少なくとも２つの場合に前記較正点を横切って前記画像化プローブを移動し、
    前記指示は、前記少なくとも２つの場合にそれぞれの前記時間ずれの値を前記較正装置に測定させ、測定された前記値を平均させる、製品。

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