JP6890971B2 - モデルベースセグメンテーションを用いた像撮像誘導 - Google Patents

Description

本発明は、撮像の誘導に関し、より詳細には、誘導においてモデルベースセグメンテーションを用いることに関する。

心不全は、米国だけで５００万人の患者が存在し、全世界で数千万人の患者が存在するメジャーな疾患である。心不全のリスクがある人は、米国だけで６０００万人いると推定されており、百万人が入院していて、残りの人は、心不全クリニックのケアを受けている。心不全クリニック又は一般開業医院においては、患者管理のために、心臓に関する基本的情報が必要とされる。この情報は、画像に加えて、画像が取得された後に画像から算出される駆出率（ejection fraction）等の定量化データを含む。超音波は、心臓等の軟部組織のための信頼性が高くコスト効率が高い撮像モダリティである。

超音波画像の取得は、熟練している超音波検査者を必要とする。超音波検査についてトレーニングされている超音波検査者又は他の臨床者が最適化する１つのパラメータは、視野である。心尖部四腔断層像は、定期的な心臓検査のための標準的なものである。臨床者は、超音波プローブすなわち「トランスデューサプローブ」のヘッドを患者の上に配置させる。様々な像のためにプローブを配置させる患者の皮膚上の効果的な部位は、臨床者のトレーニングの一部であり、効果的な部位は、患者に応じて変わり得る。心尖部四腔断層像に関して、プローブは、心臓の先端部（心尖）に対して配置される。プローブはまた、器官が撮像のために得られるまで、通常は様々な方向に手で傾けられることを必要とする。これは、臨床者がスクリーン上で通常は超音波画像である画像を見ながらインタラクティブに全て行われる。超音波画像を解釈することは、例えばトレーニング及び実務を通じて向上されなければならない技能である。臨床者の経験により、進行中の反復プロセスにおいて、効果的な音響窓を実現するためにプローブをどのように移動させ傾けるかが、臨床者自身に示される。

本明細書において以下で提案することは、上記懸念事項のうちの１以上に対処することを対象とする。

心不全クリニック及び一般開業医院における完全な超音波スキャンへのアクセスは容易ではない。超音波システムをポータブルにすることが役立つであろう。しかしながら、ほとんどの心臓専門医は、従来型のポータブル超音波システムを使用できるであろうが、この手順を自身で実行するには一般に忙しすぎる。

さらに、例えば心臓の画像が周期的に得られる連続撮像は、患者処置を改善させるであろう。

必要にされていることは、患者の定期的通院中の、超音波に基づく心臓の自動的な容積測定を可能にするポイントオブケアソリューションであり、これは、心不全クリニックにおいて特に有用であろう。ＥＣＧリード線を配置させることについてはトレーニングされているが心エコー検査についてはトレーニングされていない看護師が、ポータブルシステムを操作し、診断画像とともに、心室サイズ及び駆出率等の自動的な測定値が、心臓専門医に提供される。

代替として、超音波撮像プローブを自身で操作するように完全に自動化されたシステムも価値があるであろう。

そのような技術は、心臓診断及びフォローアップ検査のための超音波データの使用に対する障壁を下げるであろう。

本発明の一態様に従うと、医用撮像誘導装置は、現在向き、画像空間、及び軸方向を有する撮像プローブを含み、前記撮像プローブを利用して超音波を介して、関心物（object of interest）の画像を取得することであって、前記画像は前記画像空間内にある、取得することと、解剖学的モデルを使用して、前記の取得された画像をセグメント化して、モデルにより提供された位置及びモデルにより提供された向きの両方を前記画像空間内で集合的に有する１以上のセグメントを生成することと、前記撮像プローブに関して、前記向きに基づいて、前記関心物を見るための起点となるターゲット向き（target orientation）を決定することであって、前記ターゲット向きが前記現在向きと異なれば、前記ターゲット向きを実現することが、前記軸方向を傾けるように前記撮像プローブを傾けることを伴うように、前記ターゲット向きを決定することと、を行うよう設計されている。

そのような装置に関して、コンピュータ読み取り可能な媒体、又は代替として一時的な伝搬信号が、本明細書において提案することの一部である。以下に記載のコンピュータ読み取り可能な媒体内に具現化される、又は代替として一時的な伝搬信号内に具現化されるコンピュータプログラムは、複数のセンサを介して、現在位置及び現在向きから、関心物の画像を取得する動作と、モデルに基づいて、取得された画像をセグメント化する動作と、セグメント化した結果に基づいて、ターゲット位置（target position）及びターゲット向きを決定する動作であって、ターゲット位置及び／又はターゲット向きは、現在位置及び／又は現在向きと相応に異なる、動作と、を実行するための、プロセッサにより実行可能な命令を有する。

新規なリアルタイムユーザ停止駆動型／ロボット式音響窓識別誘導技術（real-time, user-pause-driven/robotic, acoustic-window identification guidance technology）の詳細が、縮尺通りには描かれていない図面を用いて、以下で詳細に説明される。

本発明に従った装置の一形態の斜視図。 本発明に従った例示的な超音波臨床手順のフローチャート。 本発明に従った例示的な超音波臨床手順のフローチャート。 装置が音響窓の配置をリアルタイムにどのように誘導できるかの概念図。 本発明に従った、超音波プローブの視野に対して配置されるセグメントのスクリーン上誘導画像を用いる、撮像妨害物回避のための方式の例を示す図。 本発明に従った、超音波プローブの視野に対して配置されるセグメントのスクリーン上誘導画像を用いる、撮像妨害物回避のための方式の例を示す図。 図４Ａに関連する式リスト及びフローチャート。 本発明に従った、肺組織を心臓組織と区別するために使用される無線周波数データの例示的なグラフ。 本発明に従った、肺組織を心臓組織と区別するために使用される無線周波数データの例示的なグラフ。 本発明に従った、肺組織を心臓組織と区別する際に使用されるアルゴリズム。 １次元プローブに基づく例示的な肺識別アルゴリズムを表すフローチャート。 マトリックスプローブに基づく例示的な肺識別アルゴリズムを表すフローチャート。

図１は、本明細書において提案する新規なリアルタイムユーザ停止駆動型音響窓識別誘導技術の実装の一例としてのポータブル装置１００を示している。装置１００が、臨床環境において部屋から部屋へ容易に持ち運ぶことができるフォームファクタで図示されているが、装置１００は、その代わりに、固定型デバイスとして実装されてもよい。装置１００は、撮像プロセッサ（図示せず）に加えて、ディスプレイ１１０、ユーザコンソール１２０、経胸壁心エコー（ＴＴＥ）プローブ１３０、及び、図１において破線により表される拡張長さを有するプローブケーブル１４０を含む。ディスプレイ１１０及びユーザコンソールは、ラップトップコンピュータにおいて使用されるものと同様であってよい。装置１００は、総重量が約１０ポンドであり、手で持ち運ぶことができる。ケーブル１４０は、無線実装では省くことができる。以下の説明では、超音波システムを想定しているが、任意の種類の撮像システムが、本発明の意図される範囲内にある。また、容積定量化及びライブ３次元撮像が、以下の実施形態の特徴であるが、本明細書において提案することは、２次元撮像にも適用可能である。

装置１００のロボット式固定型バージョンにおいて、ロボットアーム１４１は、プローブ１４３に力１４２を与えて、現在位置及び現在向きから、ターゲット位置及びターゲット向きに、プローブ１４３を移動させるように、制御される。ロボットが操作するプローブ１４３は、ハンドヘルドプローブ１３０と同じであるが、例えば、以下で説明するユーザフィードバック機能を取り除くことによって等、ロボット用に適合されてもよい。移動は、ターゲットパラメータの決定に応じて生じる。ロボットは、ユーザ介入の必要なく自動的に動作する。それでも、任意的なユーザによる制御又は変更が存在する。

以下の説明は、別途示される場合を除いて、すなわち、ロボットバージョンが説明されている場合を除いて、手動プローブ操作バージョン又は「手動バージョン」を対象とする。

装置１００は、超音波を使用して容積撮像を実行し、心臓の左心室のサイズを算出することや駆出率を算出すること等を行うよう構成されている。算出結果は、メモリ（図示せず）に記憶される。プローブを介して取得されるライブ撮像（上記算出は、このライブ撮像に基づく）も、メモリに記憶される。動的ビームフォーミング、スキャン変換、及び画像レンダリング等の標準的機能のための回路（図示せず）も、装置１００内に含まれている。２以上のビームフォーマが、以下で詳細に説明する画像妨害物自動検出のために含まれ得る。

さらなる回路（図示せず）は、視覚的フィードバックすなわちユーザ指示（ユーザへの指示）を動的に提示するよう構成されているユーザ誘導プロセッサを含み得る。これは、特に、プローブ１３０を介する、プローブに関する位置及び向きの手動調整と、これに応じた音響窓と、を誘導する種類のものである。プローブ１３０の現在位置及び現在向きからの３次元視野すなわち現在視野をどのようにアップデートできるかが算出され、それにより、現在視野が、ターゲット位置及びターゲット向きを実現することに向けて向上される。このアップデートは、現在視野内の画像をセグメント化することにより生成される１以上のセグメントに基づく。セグメンテーションが基づくモデルは、最適視方向（optimum viewing directionality）及び１以上のセグメントの位置に基づいて、アップデートされた視野又は「新たな」視野を提供することができる。あるいは、プローブ１３０を移動させて最適視方向を得ることが、肋骨の妨害に起因して実現できない場合、新たな視野は、１以上のセグメントの位置に部分的に基づく。

上記算出は、手動の実施形態において、視野の向上に向けたユーザアクションを提案するためにユーザに対して提示可能である情報を導出する。プロセッサは、この提示を動的に構成し、視野のアップデートに合わせてユーザを誘導するために、この提示を選択的に構成する。アップデートされた視野は、現在視野と比較すると、超音波検査についてトレーニングされていない臨床者に、プローブ１３０を次にどのように操作するかを通知することにおける指針（guidepost）としての役割を果たす。プロセッサは、最適音響窓を反復的に実現するためにプローブ１３０をどのように手で操作するかについて、全ての指示をユーザに対して発行する。本明細書において提案することの適用は、心臓検査又は医療検査に限定されるものではなく、その代わりに、物の向きを決定するために画像セグメンテーションを受ける任意の物が、像誘導のために使用可能である。したがって、単なる球形以外の任意の関心物が、このようにして潜在的に使用可能である。

ロボットバージョンは、上述したロボットアーム１４１に加えて、譲受人に譲渡されたＲｏｕｎｄｈｉｌｌの米国特許出願公開第２０１０／０２６２００８号（「Ｒｏｕｎｄｈｉｌｌ」）に記載されている制御システム４と任意的にユーザコントロール３とを含む。この公開公報の開示全体が、参照により本明細書に組み込まれる。ロボットアーム１４１は、Ｒｏｕｎｄｈｉｌｌにおけるロボットアーマチュア（robotic armature）として実装可能である。Ｒｏｕｎｄｈｉｌｌのユーザコントロール３は、ユーザコンソール１２０から動作可能にされ得る。

セグメンテーションは、視野の上述した「誘導」については細かいものである必要はない。なぜならば、セグメンテーションは、ターゲット音響窓が実現された後の定量化のためのものであるからである。粗いメッシュ及び細かいメッシュを用いるモデルベースセグメンテーションの一例が、譲受人に譲渡されたＦｒａｄｋｉｎらの米国特許出願公開第２００９／０２０２１５０号（「Ｆｒａｄｋｉｎ」）において見出される。Ｆｒａｄｋｉｎにおける適応的終了条件が、装置１００の本実施形態における視野誘導のためにセグメンテーションを粗いままにするように設定され得る、又は、本実施形態における容積データに基づく定量化のためにセグメンテーションを細かくすることに進むように設定され得る。誘導及び定量化については、以下で詳細に説明する。

セグメンテーションのための画像を探すために、装置１００は、一般化ハフ変換（ＧＨＴ）を実行するようさらに構成されている。ＧＨＴを実行するための方法は、譲受人に譲渡されたＳｃｈｒａｍｍらの米国特許出願公開第２００８／０２６０２５４号（「Ｓｃｈｒａｍｍ」）に記載されている。

これら両方の公開公報の開示全体が、参照により本明細書に組み込まれる。

装置１００は、少なくとも手動バージョンにおいて、プローブ１３０の動きを検出する機能をさらに有する。ユーザは、画像セグメンテーションが生じ得るように、プローブの移動をしばしば停止する。また、装置１００は、例えば、プローブ１３０がターゲット音響窓に達することに近付いたことを理由とする、停止するための指示にまだ従っているかどうかについてチェックする。一実施形態において、装置１００は、譲受人に譲渡されたＡｕｇｕｓｔｉｎｅらの米国特許第５５２９０７０号（「Ａｕｇｕｓｔｉｎｅ」）に開示されている増分計算器８０を含む。プローブ１３０内に存在する加速度計（図示せず）に由来する値が、プローブケーブル１４０を介して、増分計算器８０に提供される。Ａｕｇｕｓｔｉｎｅにおけるものとは異なり、位置測定は、画像取得とマッチングされる必要はない。したがって、増分計算器は、単にプローブ１３０の位置及び／又は向きにおける動きを検出するように単純化され得る。加速度計は、Ａｕｇｕｓｔｉｎｅの図４、図５、及び図５ａから分かるように、プローブ１３０の遠位部と近位部との間に分散配置され得る。加速度計の実施形態に関連するＡｕｇｕｓｔｉｎｅにおける開示全体が、参照により本明細書に組み込まれる。あるいは、医療ツールのトラッキングにおいて電磁（ＥＭ）センサを使用する一例が、所有者が共通であるＳｔａｎｔｏｎらの米国特許第７９３３００７号において提供されている。ツールに光学センサを取り付けている類似するシステムが、所有者が共通するＳｈｅｎらの米国特許出願公開第２０１０／０１６８５５６号に開示されている。動きはまた、所有者が共通するＰｅｔｅｒｓｏｎらの米国特許第６２９９５７９号に記載されているように、連続するリアルタイム画像を比較することにより検知され得る。これら３つの全文書が、参照により、その全体が本明細書に組み込まれる。

装置１００が実行するよう構成されている上記機能は、ソフトウェアとファームウェアとハードウェアとの任意の適切な既知の組合せにより実装され得る。例えば、ユーザ誘導プロセッサ及び制御システムは、１以上の集積回路を有するデバイス上で実現されてもよいし、適切にプログラムされたコンピュータ読み取り可能な媒体として実現されてもよい。

プローブ１３０は、マトリックスアレイ１６０を含むヘッド１５０を有する。マトリックスアレイ１６０は、トランスデューサ素子１７０を含む。各素子１７０は、受信について、センサとして機能する。単純さのために、比較的少ない数の素子１７０が図１に示されているが、素子の数は、通常、数千の単位であり得る。また、アレイ１６０が、略長方形として図示されているが、アレイ１６０は、正方形、円形、楕円形、又は別の形状であってもよい。アレイ１６０はまた、直線アレイのようにフラットであってもよいし、曲線アレイのように湾曲していてもよい。

例示の目的のために、特に、プローブ１３０を介する、アレイの位置及び向きの手動調整を誘導する種類の視覚的フィードバック１４４が、ディスプレイ１１０上に示されている。有利なことに、超音波検査についてトレーニングされていないユーザは、誘導のための超音波画像等のグレースケール画像に依拠する必要がない。したがって、図１に示される削除線が付されたスクリーン上の注釈１７５により表されるように、グレースケール標準表示関数（ＧＳＤＦ）には依拠しない。詳細には、図１に示される実施形態の視覚的フィードバック１４４は、プローブ１３０を介して取得された画像データのグレースケール表現を含まない。視覚的フィードバック１４４の別の例は、スクリーン上の進捗バー１７８全体である。進捗バー１７８には、「８２％」等のパーセンテージが注釈として付けられてもよいし、進捗バー１７８は、１００％すなわち終了を表すフレームにより漸進的に埋められ縁どられてもよい。

プローブ１３０はまた、赤色／緑色発光ダイオード（ＬＥＤ）として実現可能な一対の停止／移動（pause/go）インジケータライト１８０（そのうちの一方は図１において見えており、他方はプローブの反対側にある）を有する。緑色であるときには、ライト１８０は、ユーザが方向に関してディスプレイ１１０に目を向け、次いで、指示されるようにプローブ１３０を移動させることにより進める必要があることを示す。赤色であるときには、ライト１８０は、ユーザがプローブ１３０の移動を停止する必要があることを示す。両方のライトは同時に同じ色である。

ライト１８０に関する代替として、又はさらなるライトの実装として、方向インジケータライトが設けられてもよい。この代替実施形態において、一方のライトは緑色であり、他方のライトは赤色である。緑色であるときには、ライトは、ユーザが緑色光線の方向に移動させる必要があることを示す。この場合、以下で詳細に説明するように、装置１００は、プローブ１３０が、マトリックスアレイ１６０を現在取り囲んでいる２つの肋骨の間の肋間腔に沿って有効に配置されることを既に決定していることになる。反対に、赤色であるときには、ライトは、ユーザが反対方向に移動させる必要があることを示す。この実施形態において、赤色ライトは「停止」を示さないので、この機能は、ビープ音等の報知音又は可聴指示により提供され得、ディスプレイ１１０上の視覚的インジケーションが伴い得る。また、ここでは、方向インジケータライトが設けられるが、移動させるための指示、及び方向は、追加的に、ディスプレイ１１０上に現れてもよいし、且つ／又は、人工音声により伝えられてもよい。

プローブはまた、音響結合品質センサ（acoustic coupling quality sensor）（図示せず）を組み込むことができる。圧力を検出することに特化した圧力センサ１９０が、トランスデューサ素子１７０の間にまばらに分散される、すなわち、個々の素子の代わりに分散される。検出は、画像取得にはさまれ得る。圧力センサ１９０に近接するトランスデューサ素子１７０がアクティブであり、圧力センサ測定値が圧力のないことを示す場合、これは、弱い音響結合を示す。より一般的に、装置１００が、音響結合品質センサの出力に基づいて、音響結合品質が不十分であるであると判定した場合、そのときに、その判定についてのユーザアラートが発せられる。視覚的又は聴覚的なユーザアラートが、プローブ１３０又は装置１００の他の部分を介して、提供され得る。一例として、音響結合品質センサは、１００００個のトランスデューサ素子１７０の間に配置される単に８つの圧力センサ１９０を備えることができる。ロボットバージョンにおいては、音響結合品質センサは、Ｒｏｕｎｄｈｉｌｌの制御システム４、すなわち、印加力検知を含む制御フィードバック機構の一部である。力検知に関して、歪みゲージが、表面の下では浅いハウジング内において、プローブ１４３の軸方向において長手方向に提供され、プローブの周辺に離間して配置され、プローブの遠位端の近くに設けられ得る。類似する歪みゲージ構成の一例が、Ｂｌｕｍｅｎｋｒａｎｚらの米国特許出願公開第２００７／０１５１３９０号の図２〜図７において提供されており、この公開公報の開示全体が、参照により本明細書に組み込まれる。歪みゲージの類似する構成は、追加的又は代替的に、ロボットアーム１４１に組み込まれてもよい。歪みゲージの軸方向歪み測定値が、この測定値に応じて、患者への音響結合を失うことなく検査手順中に小さな自動快適調整（comfort adjustment）を行う際に、使用可能である。

図２Ａ及び図２Ｂは、例示的で非限定的な例として、超音波検査について熟練してない看護師又は他のユーザを装置１００がどのように視覚的に誘導するかを例示する超音波臨床手順２００を示している。この実施形態において、撮像対象の心臓の心尖部四腔断層像が記録され、心臓容積測定値が得られて記憶される。このプロセスは、２つの段階からなる。第１段階において、ユーザは、心臓又は他の関心器官の少なくとも一部が撮像により検出されるまで、プローブ１３０を移動させる。第２段階において、ユーザは、プローブ１３０の移動を頻繁に停止し各停止のすぐ後にさらなる指示を受けながら、プローブ１３０を移動させる。時として、装置１００は、第２段階から第１段階に戻る遷移がなされるべきであることを決定する。超音波手順２００の成功した終了は、第２段階中に、すなわち、第２段階の最後に生じる。手順２００に関して、別途示される場合を除いて、プローブ１３０は、幾何学的に固定された視野を維持すること、及び、より良い視野を実現するために電子的誘導は実施又は使用されないこと、が想定されている。したがって、プローブ１３０のナビゲーションは、ユーザによる手の動きに依拠する。視野を向上させるための電子的誘導、及びこの手順のロボットバージョンについては、以下で詳細に説明する。

操作上、最初に、看護師は、心電図（ＥＣＧ）リード線を、患者、又は超音波対象の人間若しくは動物の上に配置させる（ステップＳ２０２）。ＥＣＧは、心臓検査の一部としての役割を果たす。ＥＣＧはまた、記録されるライブ心臓撮像の解析を容易にする。最初に、ユーザは、行われるべき撮像について全般的に指示される；指示は、ディスプレイ１１０上で見ることができ、ライト１８０を介して見ることができる；指示されたときには速やかにプローブ１３０の移動を止める；プローブを移動させるように指示されているときに、システムが測定できるように頻繁に停止する（ステップＳ２０４）。また、段階２フラグ（stage two flag）が、初期化の一部としてクリアされる。なぜならば、ユーザは、初期は、手順２００の段階１にあるからである。次いで、ユーザは、患者をユーザの左側に横たわらせるように指示され（ステップＳ２０６）、これにより、より容易な撮像のために、心臓が患者の胸部において前方に倒れることになる。ユーザは、左乳首の下のポイントにおいて胸郭の最下部から開始して、初期音響窓のためにプローブ１３０のヘッド１５０を配置させるポイントについて、胸郭の最下部から４番目の肋骨と５番目の肋骨との間まで数え上げるように指示される（ステップＳ２０８）。プローブによる画像取得は、ライブであり連続的である。指示はまた、プローブが、第１の推定値としての、患者の首の付け根に向かうポイントまで上向きに傾けられる必要があることを示す。次の指示は、この配置を覚えておきながら、プローブ１３０を離すように持ち上げ；マトリックスアレイ１６０を覆うプローブ面の周りに結合ゲル（coupling gel）を塗布し；位置及び向きについてプローブ配置を元に戻すことである（ステップＳ２１０）。以下で詳細に説明する妨害物識別アルゴリズムにより、肋骨が検出されなかった場合（ステップＳ２１２、ステップＳ２１４）、ステップＳ２０６に再度分岐する。そうではなく、１つの肋骨のみが検出された場合（ステップＳ２１４）、ユーザは、上方又は下方にわずかに移動させて２つの肋骨の間に達するように指示される（ステップＳ２１６）。２つの肋骨の間の位置に上方／下方に移動されて１つの肋骨に向けられたプローブのグラフィック表現が、スクリーン上に表示され得る。処理は、ステップＳ２１２に戻る。この処理ループ、及びユーザ指示を発行することを伴う全ての処理ループにおいて、指示は、スクリーン上に既に表示されていれば、再度リストされない。一方、両方の肋骨が検出された場合（ステップＳ２１２）、この観点の正しいプローブ配置が妥当性検証される。肋骨測定フラグがセットされている場合（ステップＳ２１７ａ）、処理は、ステップＳ２１８にスキップする。そうではなく、肋骨測定フラグがまだセットされていない場合（ステップＳ２１７ａ）、肋骨測定が行われる（ステップＳ２１７ｂ）。詳細には、撮像から自動的に得られた、２つの肋骨の間の距離、すなわち、肋間間隔に基づいて、肋骨幅が推定される。この推定は、統計アトラス（statistical atlas）を参照して、又は、解析若しくはテーブルルックアップにより別の形で、行われ得る。手順２００における後の段階において解剖学的モデルから算出される理想的な視点、すなわち、最適視方向と整列した視点が、肋骨により妨害される場合には、この推定値を利用して、心尖部像のターゲット視点（target viewpoint）を変更することができる。任意的に、（利用可能である場合には、）現在の肋間腔にわたって長手方向にスイープする、プローブ１３０の現在位置に対する角度範囲にわたる対応する複数の連続した超音波セクタスキャンの複数の時間を電子的に誘導することにより、妨害物識別アルゴリズムが適用されてもよい。スキャンごとに肋間距離が測定される。次いで、肺が、プローブ１３０の現在視野を妨害しているかどうかについて、問合せがなされる（ステップＳ２１８）。この判定は、以下で詳細に説明する妨害物識別アルゴリズムにより行われる。肺組織が視野内にある場合（ステップＳ２１８）、ユーザは、患者に息を吐かせて止めさせるように指示される（ステップＳ２２０）。これは、肺を視野外にさせることができる。なぜならば、肺は、患者による各吸気及び呼気により、視野に入ろうとし視野から出ようとし得るからである。肺が再度検出され、したがって、肺がやはり視野を妨害している場合（ステップＳ２２２）、ユーザは、患者に通常の呼吸を再開させるように指示される（ステップＳ２２４）。心臓を妨害している肺は、左肺であり、肺は、胸部において心臓よりも中央側にはないので、ユーザは、プローブ１３０を上方に、すなわち、胸骨に向けて、移動させるように指示される（ステップＳ２２６）。プローブ１３０上の停止／移動インジケータライト１８０が緑色になる。プローブが上方に移動されると、ユーザはまた、プローブ１３０をわずかに傾けて患者のより左側に向くように指示され得る。次いで、ステップＳ２１２に戻る。代替的又は追加的に、逆さまの「Ｖ」の表示が、スクリーン上でユーザに対して表示されてもよい。この表示により、ユーザは、肺を回避するために、プローブ１３０をインタラクティブに移動させ傾けることができる。同じ「Ｖ」の表示を使用して、肋骨を回避するために、プローブ１３０を傾けて並進（平行移動）させるようにユーザを誘導することができる。一方、患者に息を止めさせた後（ステップＳ２２０）、肺が視野をもはや妨害していない場合（ステップＳ２２２）、又は、肺が、初めから妨害していなかった場合（ステップＳ２１８）、心臓の少なくとも一部が、プローブ１３０によるライブ撮像において検出されたかどうかについて、問合せがなされる（ステップＳ２２８）。上述したＳｃｈｒａｍｍのＧＨＴが、この検出のために利用される。このＧＴＨを使用して、関心物すなわち関心生体組織（anatomy）を位置特定する。左心室（ＬＶ）が、定量化が望まれる対象である、心臓の一部であり得るが、心臓の一部を検出することは、例えば、単に左心房又は僧帽弁を検出することを含んでもよい。検出が生じたかどうかを判定するには、予め定められた信頼度レベルが満たされなければならない。例えば、Ｓｃｈｒａｍｍの文献において、変換パラメータのセットを判定する際の最適性の基準は、予め定められた閾値を満たすことが要求され得る。

心臓が検出されなかった場合（ステップＳ２２８）、ユーザは、「より時間をかけて胸骨から離れるようにゆっくりと下方に移動させ、より時間をかけて胸骨に向けてゆっくりと上方に移動させてください」と指示される。このパターンのグラフィカルな動き表現が、ディスプレイ１１０上に表示され得る（ステップＳ２３０）。代替的に、この指示は、例えば、「肋間腔内に留めながらより時間をかけて胸骨から離れるようにプローブ１３０をゆっくりと下方に移動させ、より時間をかけて再度胸骨に向けてゆっくりと上方に移動させることを交互にしてください」等、より詳細であってもよい。ユーザは、プローブ１３０を厳格に並進させる代わりに、ゆっくりとプローブ１３０の向きを変化させながらプローブ１３０を並進させることがある。これでも問題ない。なぜならば、ライブ撮像は、プローブ１３０の現在位置及び現在姿勢に基づくリアルタイムフィードバックを提供するために、動的にモニタリングされるからである。手順２００は、ステップＳ２１２に戻る。

一方、心臓の一部が検出された場合（ステップＳ２２８）、ステップＳ２０４における初期化中にクリアされた段階２フラグがセットされているかどうかについて、問合せがなされる（ステップＳ２３２）。段階２フラグがセットされていない場合（ステップＳ２３２）、ユーザは、停止して指示を待つように指示される（ステップＳ２３４）。停止が必要とされるのは、セグメンテーションが、粗いセグメンテーションでさえも、例えば２秒といった短い時間期間を必要とするからである。詳細には、プローブ１３０上の停止／移動インジケータライト１８０が、赤色になる、且つ／あるいは、ディスプレイ１１０が、停止するための指示を赤色で表示する。短いビープ音も発せられてもよい。装置１００は、プローブ１３０内の加速度計を介して、プローブの動きが停止したかどうかを検出する（ステップＳ２３６）。動きが停止するまで（ステップＳ２３６）、停止するための視覚的及び聴覚的なフィードバックが保たれる（ステップＳ２３８）。停止が検出されると（ステップＳ２３６）、心臓の一部が検出されたかどうかについて、再度チェックされる（ステップＳ２４０）。この事前準備（precaution）は、心臓の撮像部分が依然として存在するよう十分迅速にユーザが停止したかどうかを判定するために行われる。

心臓の一部が検出されなかった場合（ステップＳ２４０）、指示は、「あなたの最も直近の動きにゆっくり引き返し、心臓の（部分的な）像を再度得るように指示されたときに停止してください。そうでなければ、指示されるように移動させてください。」というものである（ステップＳ２４２）。次いで、ステップＳ２１２に戻る。

一方、心臓の少なくとも一部が依然として検出された場合（ステップＳ２４０）、身体器官、ここでは心臓の粗い画像セグメンテーションが実行される（ステップＳ２４４）。このセグメンテーションでは、モデルが使用される（ステップＳ２４５）。詳細には、一例として、左心室心内膜のセグメンテーションが試みられ（ステップＳ２４５ａ）、左心室を取り囲む心筋層のセグメンテーションが試みられる（ステップＳ２４５ｂ）。セグメンテーション結果の信頼度が、例えば、誤差メトリック（error metric）に基づいて評価され得る（ステップＳ２４５ｃ）。

１以上のセグメントから判定することで、生体組織が、プローブ１３０の現在視野内に完全に又はほとんどあるかどうかについて、問合せがなされる（ステップＳ２４６）。この判定は、妨害物の領域を特定する、以下で詳細に説明する妨害物識別アルゴリズムの使用により、精緻なものになり得る。詳細には、このアルゴリズムは、超音波セクタスキャンの諸部分を、すなわち、画像の、例えば肺又は肋骨による撮像の妨害に起因するアーチファクトを有する領域が、信頼できないとしてマークされることを可能にする。次いで、左心室心内膜及び左心室を取り囲む心筋層が、ほとんどの部分について、視野内にカバーされているかどうかについての判定が、画像の信頼できる領域に対してなされ得る。

セグメンテーション結果が、集合的にこの生体組織が現在視野内にほとんどないことである場合（ステップＳ２４６）、又は、セグメンテーションにおける信頼度がない場合（ステップＳ２４６ａ）、座標系変換が算出される（ステップＳ２４７）。詳細には、粗いセグメント化が、プローブ１３０の画像空間において位置及び最適視方向を有する心臓の１以上のセグメントをもたらしている。この位置及び最適視方向は、モデルから知られる。この位置及び最適視方向に基づいて、調べられている生体組織、例えば左心室をカバーするプローブ１３０の幾何学的に固定された視野に関する最適視点及び視方向が何であるかが判定される。例えば、僧帽弁及び心尖が、セグメンテーションにより識別され得、僧帽弁と心尖とを結ぶ軸が、定量化及び心臓診断画像のための最適視方向であり得る、又はそのような最適視方向に近いものであり得る。この最適視方向が、ターゲット向きにされる。実際において、装置１００は、モデルから軸を生成する。ターゲット向きの決定は、例えば、ターゲット向きをこの軸と整列させることである。ターゲット位置が、この向きに基づいて、肋骨の長手方向曲率を考慮に入れて算出される。視野が、幾何学的に固定されるのは、ユーザが、超音波検査についてトレーニングされておらず、単純さのために、視覚的指示に従ってプローブ１３０を単に移動させるように誘導されていることが想定されているからである。ターゲット位置すなわちターゲット「視点」、及びターゲット向きは、一般に、現在位置及び現在向きとは異なる。しかしながら、例えば、先端部が、焦点の下にある場合、現在視点が、ターゲット視点であり得る。視点及び向きは全て、プローブ１３０の画像空間内にある。装置１００は、現在視点及び現在向きをターゲット視点及びターゲット向きと一致させるようにする座標系変換を算出する。この変換は、並進成分及び回転成分を有する。回転成分は、プローブの現在のｚ軸、すなわち、プローブ１３０の軸方向と、心尖の中心と僧帽弁とを結ぶ、上述したモデルに基づく軸と、間の角度に対応する。より詳細には、ｚ軸が、同じ方向を保ちながら、横方向に（laterally）且つ／又は高さ方向（elevationally）に平行移動されて、モデルに基づく軸と交差した場合、これら２つの軸の間の角度が、回転成分を表す。ターゲット視点は、モデルに基づく軸とプローブ１３０の面に沿った平面との交点として推定され得る。この推定は、任意的に、肋間腔に沿った肋骨の長手方向曲率に関してわずかに調整される。並進成分は、現在視点からターゲット視点へのベクトルである。肋骨曲率は、経験的に推定され得る。肋骨曲率は、最適像が反復的に取得されるときのファクタとして減少する。なぜならば、肋骨曲率は、最適像に焦点を合わせたときに、段々小さくなる領域にわたって作用するからである。

個人間の解剖学的差異に起因して、モデルにより見出される心尖部像は、実際には肋骨により妨害されるターゲット視点を有する場合がある。１以上の肋間間隔測定値、肋骨幅の結果の推定値、現在視野内で見えている肋骨、及び現在視点に基づいて、ターゲット視点が、肋骨により妨害されるかどうかについて、問合せがなされる（ステップＳ２４７ａ）。ターゲット視点が、肋骨によりブロックされる場合（ステップＳ２４７ａ）、モデルに基づく軸が、この軸を、心臓の中心から現在位置への直線で置換し（ステップＳ２４７ｂ）、現在位置をターゲット位置にする（ステップＳ２４７ｃ）ことにより、（現在の検査に関して恒久的に）修正される。次いで、変換ステップＳ２４７に戻る。次いで、変換ステップは、ターゲット向きを算出することにおいて、現在向きとは異なる向きをもたらすことがある。なぜならば、現在向きは、心臓に関して中心からはずれていることがあるからである。したがって、装置１００は、肋骨妨害の評価に基づいて、ターゲット向きの決定の繰り返しにおいて、現在位置をターゲット位置にするかどうかを決定する。ステップＳ２４７ｃに関して代替的に、モデルに基づく軸の修正（同様に、現在の検査に関して恒久的）は、妨害肋骨をちょうど超える回転により行われてもよい。この回転は、肋骨による妨害が存在するかどうかを確認するための上述した測定値と、推定された肋骨幅と、に基づく。次いで、同様に変換ステップＳ２４７に戻る。

必要に応じて修正を伴う変換が算出された後（ステップＳ２４７ａ）、スクリーン上の進捗バー１７８全体がアップデートされる（ステップＳ２４８）。

進捗は、変換の並進成分の大きさと、より少ない程度に又は後の段階においては変換の回転成の大きさと、基づく。

したがって、進捗バー１７８の長さは、パーセントでいうと、１００から、負でなく単位元（unity）より小さい、これら２つの成分の重み付け平均値を減算したものであり得る。

定量化と、任意的に、記憶のためのライブ撮像取得と、を開始するために、現在視野が、十分に的確であるかどうか、すなわち、最適視野に近いかどうかを判定するために、同一又は同様のメトリックが、装置１００により使用される。

プローブ１３０の現在視野が、最適視野に十分には近くないと判定された場合（ステップＳ２４９）、次のユーザ指示に関する選択として、傾けることが優位である（predominate）か又は移動させることが優位であるかについて判定がなされる（ステップＳ２５０）。一般に、何かが残っている場合には、移動させることが優位である。しかしながら、残っているものが十分小さい場合、傾けることが十分であり得る。この判定を行うためのパラメータは、経験的に設定され得る。したがって、移動させることがより効果的であるか又は傾けることがより効果的であるかが判定される。手順２００においてこの点から前に進むと、視覚的フィードバック１４４のユーザに対する提示が、プローブ１３０の現在視野とステップＳ２４７からのターゲット位置及びターゲット向きとの比較に基づいて、動的且つ選択的に構成される。例えば、これは、移動させること及び／又は傾けることの必要性に基づき、このような必要性は、上記比較に基づいて評価される。固有に選択することは、下記のユーザ指示のうちどちらが手順２００において発行されるかに応じて生じる。ここで、ステップＳ２１２〜ステップＳ２２８等における、手順２００における前の方での視覚的フィードバック１４４の提示の構成が、動的且つ選択的に行われ、これは、上述した比較に基づいてではなく、取得された画像コンテンツに基づく。したがって、手順２００における視覚的フィードバック１４４の動的且つ選択的な構成の全てではなく一部が、上記比較に基づく。

シフトさせることが優位である場合（ステップＳ２５０）、示される並進が、肋骨の位置を所与として、隣接する肋間腔に入るために肋骨を横切ることを伴うかどうかについて、問合せがなされる（ステップＳ２５１）。装置１００は、修正変換（ステップＳ２４７ｂ、ステップＳ２４７ｃ）により補足される可能性がある変換算出（ステップＳ２４７）によりこれを既に判定している。肋骨がスキップされる場合（ステップＳ２５１）、ユーザは、これに応じて、結合ゲルをプローブ１３０に再塗布した後、胸郭の上方又は下方に移動させるように指示される（ステップＳ２５３）。肋骨は、ここではスキップされているので、事前準備処理は、段階１に戻る。段階２フラグがクリアされ、処理がステップＳ２１０に戻る。一方、通常はこうであるが、検査が、同じ肋間腔内に留まっている場合（ステップＳ２５１）、ユーザは、頻繁に停止しながら、装置１００により決定された方向にゆっくり移動させるように指示される（ステップＳ２５４）。したがって、このユーザ指示は、上述した比較に基づいて動的且つ選択的に構成された中のものである。

一方、ステップＳ２５０において、移動させることが優位ではない場合、ユーザは、決定された方向においてプローブ１３０をゆっくり傾けるように指示される（ステップＳ２５５）。この指示は、「頻繁に停止しながら、胸骨に向けて内側を向くようにゆっくりと傾けてください」、「頻繁に停止しながら、患者の足に向けて下側を向くようにゆっくりと傾けてください」、又は、これら２つの指示の何らかの組合せ等であり得る。したがって、この指示は、上述した比較に基づいて動的且つ選択的に構成された中のものである。

代替的又は追加的に、ディスプレイ１１０は、セグメント化された器官（ここでは、セグメントは心臓を規定するものである）のインタラクティブなグラフィカル表現を、プローブ１３０の視野を表す逆さまの「Ｖ」が重ねられた、スクリーン上のセグメント化されたオブジェクトとして、表示してもよい。第２の別個の同時表現が、直交方向における「Ｖ」について表示されてもよい。このグラフィカル表現については、以下で詳細に説明する。

ステップＳ２５４又はステップＳ２５５に関する指示が発行された後、ステップＳ２３６以降に動きが生じたかどうかについて、問合せがなされる。これは、プローブ１３０内の加速度計を介して判定され得る。そのような動きが生じたが、現在は動きがない場合（ステップＳ２５６）、段階２フラグがセットされ（ステップＳ２５７）、処理がステップＳ２１２に戻る。

一方、ステップＳ２４９において、プローブ１３０の現在視野が、最適視野に十分近いと判定された場合、装置１００は、停止するための指示を発行する（ステップＳ２５８）。詳細には、プローブ１３０上の停止／移動インジケータライト１８０が、赤色になる、且つ／あるいは、ディスプレイ１１０が、停止するための指示を赤色で表示する。短いビープ音も発せられてもよい。装置１００は、プローブ１３０内の加速度計を介して、プローブの動きが止まったかどうか、すなわち、停止したかどうか又は終了したかどうかを検出する（ステップＳ２６０）。動きが停止するまで（ステップＳ２６０）、停止するための視覚的及び聴覚的なフィードバックが保たれる（ステップＳ２６２）。動きが停止すると（ステップＳ２６０）、ステップＳ２４９におけるように、定量化と、任意的に、記憶のためのライブ撮像取得と、を開始するために、現在視野が、十分に的確であるかどうかについて、問合せがなされる（ステップＳ２６４）。現在視野が、的確ではない、すなわち、もはや的確ではない場合（ステップＳ２６４）、進捗バー１７８が、手順２００の終了に向かう進捗における後退を反映するために、それに応じて短くされる。（ステップＳ２６６）。頻繁に停止しながら最も直近のプローブの動きにゆっくり引き返すように、ユーザに対する指示が発行される（ステップＳ２６８）。処理はステップＳ２５７に進む。一方、定量化と、任意的に、記憶のためのライブ撮像取得と、を開始するために、現在視野が、十分に的確である場合（ステップＳ２６４）、ユーザは、手順２００の終了のためにプローブ１３０を依然として止めたままにするように通知される（ステップＳ２７０）。細かいセグメンテーションが、定量化のために実行される（ステップＳ２７２）。モデルが、この目的のために使用される（ステップＳ２７４）。装置１００は、心臓又は心臓部位のライブ撮像を記録することを開始する（ステップＳ２７６）。装置１００が、電子的誘導機能を含む場合、標準的像等の、心臓の様々な像が、この記録から再生され得る。装置１００はまた、このセグメンテーションから、容積測定も行う（ステップＳ２７８）。例えば、ＬＶサイズが、心臓周期にわたって、平均長さ又は最大長さを見つけ、平均幅又は最大幅を見つけることにより、又は、セグメンテーションの最終メッシュにおける点の座標を直接使用することにより、算出される。同様に、駆出率が、心臓周期にわたって、最小ＬＶ容積及び最大ＬＶ容積を検出し、１からこれら２つの値の比を減算することにより、算出される。このような定量化データがメモリに記憶される（ステップＳ２８０）。

再度ステップＳ２４６を参照すると、セグメンテーション結果が、心臓が実際に完全に又はほとんど現在視野内にあることであり（ステップＳ２４６）、セグメンテーションにおいて信頼度が存在する（ステップＳ２４６ａ）場合、進捗バー１７８が、終了に近いことを反映するようにされる（ステップＳ２８２）。ステップＳ２８４において、停止するための指示が与えられる。プローブ１３０の動きが検出された場合（ステップＳ２８６）、停止するためのユーザアラートが保たれる（ステップＳ２８８）。プローブ１３０が停止したことが検出された場合（ステップＳ２８６）、心臓が、完全に又はほとんど現在視野内にあるかどうかについて、再度問合せがなされる（ステップＳ２９０）。心臓が、完全に又はほとんど現在視野内にある場合（ステップＳ２９０）、処理はステップＳ２７０に分岐し、ユーザは、手順２００の終了のために停止するように指示される。そうではなく、心臓が、完全に又はほとんど現在視野内にない場合（ステップＳ２９０）、処理はステップＳ２６６に分岐し、心臓の画像を回復することを試みる。

図３は、装置１００が音響窓の配置をリアルタイムにどのように誘導できるかを、概念的に示している。プローブ３０２は、患者の皮膚３０６に対して、患者の手３０４により保持されている。より詳細には、プローブ３０２は、皮膚３０６に対して配置される面３１０を有するヘッド３０８を有し、面３１０は、専用ゲル等の音響結合媒質の分だけ皮膚から離間する。マトリックスアレイ３１２が、ヘッド３０８内に面３１０に沿って存在する。マトリックスアレイ３１２からの延長（extending）が、視野３１４である。この例において、視野３１４は３次元である。これが、図３において、「３Ｄ」という文字により示されているが、本発明の意図される範囲は、３次元撮像に限定されるものではなく、例えば、２次元撮像を包含し得る。患者の心臓３１６が、部分的に、図３ではほとんど、視野３１４内にあり、プローブ３０２を介して撮像されている。心臓３１６の一部が、十分な信頼度レベルをもって検出されたので、臨床者は、停止するように指示され、速やかにこれを行った。セグメント３１７への画像セグメンテーションの結果として、プローブ３０２、又は、マトリックスアレイ３１２等の、プローブの何らかの部分が、適切な位置３１８からの向きを想定される場合には、装置１００は、モデルを使用して、心臓３１６の最適像すなわちターゲット像を提供する向き３２０を決定する。モデルは、位置３１８も提供する。説明の単純さのために、図３における湾曲矢印３２１は、プローブ３０２の位置３２２及び向き３２４で始まっている。矢印３２１は、画像セグメンテーションから導出された、モデルにより提供された位置３１８及びモデルにより提供された３２０で終わっている。湾曲矢印３２１は、視野３１４と、モデルにより提供された位置３１８及び向き３２０と、の比較を表している。この比較は、モデルにより提供された位置３１８及び向き３２０を、プローブ３０２の現在位置３２２及び現在向き３２４に一致させるようにする座標系変換を伴う。この変換は、並進成分３２６及び回転成分３２８を有する。手順２００における視覚的フィードバック１４４が、例えば、図２ＡのステップＳ２４８及びステップＳ２４９、並びに図２ＢのステップＳ２６４におけるように、並進成分３２６及び回転成分３２８の大きさに基づいて選択される。図３における別の湾曲矢印３３０は、尖部像３３２をもたらせる、フィードバック１４４に基づく、臨床者の手３０４によるプローブ３０２の操作を示している。

図示される例において、心臓３１６は、部分的に、現在視野３１４外にある。手順２００における相対的に進んだ何らかのポイントとして、プローブ３０２を手で移動させる必要なくターゲット視野を実現するために、実装されている場合には電子的誘導を用いて、像を向上させることが可能である。現在視野がどれだけ向上が可能かを算出するにあたり、受信ビームフォーミングチャネル遅延等の電子的誘導パラメータが算出される。しかしながら、図３に示されるこの例において、心尖部像３２２に対応する好ましい視野への電子的誘導は、電子的誘導の前に像の外にあった画像コンテンツをそれでもキャプチャしない。したがって、手順２００を短くするために図示される例において電子的誘導に依拠することは、その特定の画像コンテンツを有さないという影響に応じて、結果を損なう可能性がある。詳細には、画像コンテンツを利用できないことが、左心室心内膜及び左心室を取り囲む心筋層の大部分に満たない像をもたらす場合、電子的誘導は、駆出率算出のための心尖部像を得るには、それ自体としては十分ではないであろう。

しかしながら、心臓３１６が完全に現在視野３１４内にあるように図３が再描画される場合、電子的誘導は、装置１００が電子的誘導機能を有するという条件で、本明細書において直ちに説明したように進む。したがって、心尖部像３３２が、湾曲矢印３３０により表されるプローブ３０２の操作なく、得られる。代わりに、これは電子的誘導により実現される。プローブ３０２の手動操作が、心臓３１６の一部の検出（ステップＳ２２８）を実現するために、手順における前の方で必要とされ得るが、電子的誘導は、左心室心内膜及び左心室を取り囲む心筋層の全体又はほとんどを像にもたらすために使用されると、プローブ３０２のさらなる手動操作の必要性を軽減することができる。

有利なことに、ユーザは、心臓の心尖部像を得るための手順全体を通して誘導される。

本明細書において簡潔に上述したロボットバージョンにおいて、フィードバックをユーザに提供するための上記方法論の全てが、ロボットバージョンが自動的に動作する限りにおいて不要である。同様に、ユーザフィードバックを提供するためのインジケータライト１８０等の機能も、省くことができる。同様に、プローブ１４３のユーザによる停止及び移動のモニタリングも必要とされない。さらに、ロボットバージョンにおいて、プローブ１４３を並進させることがより効果的であるか又は傾けることがより効果的であるかを判定する必要がない。なぜならば、ロボットバージョンは、変換の両方の成分を同時にもたらすことができるからである。また、ステップＳ２１０を含むステップＳ２１０までの図２Ａにおけるステップは、ロボットバージョンにおいても保たれる、ユーザによるステップである。これらのステップは、ユーザがプローブ１４３をロボットアーム１４１に把持させる等、ロボットのための初期化手順に伴うものである。

本明細書において上述したように、現在の肋間腔に隣接する肋骨が視野内にあることを検出することは、最適音響窓を発見するにあたり配置されている現在の音響窓が妥当であるかの妥当性検証の一部である。心臓を見るためにプローブ３０２を肺の周囲でどのように操作するかについてのユーザ指示も、本明細書において上述されている。

心臓が、肋骨及び肺組織により囲まれている場合には、心エコー検査は困難である。超音波は、石灰化している肋骨（通常は心尖部像内で遭遇する）及び肺組織をほとんど透過することができない。なぜならば、これらと他の軟部組織との間には大きな音響インピーダンス不整合（acoustic impedance mismatch）があるからである。さらに、肋骨における超音波吸収は、組織と比較して極めて高い。従来、超音波画像品質の最適化は、スクリーン上にリアルタイム表示されているグレースケール超音波画像に基づいて、ユーザによってのみ行われている。熟練しているユーザは、通常、画像劣化を認識し、それに応じてプローブ３０２をより良い位置に移動させることにより画像品質を向上させることができるが、それほど熟練していないユーザは、劣っている頭と眼との協調及びアーチファクトをあまり認識できないことを理由として、損なわれた画像を取得する可能性がある。超音波スキャニングの成功は、ユーザのトレーニング及び経験に強く依存する。無経験な又はそれほど熟練していないユーザが、心エコー検査を用いて心臓から意味のある情報を取得するのを支援するために、解剖学的にインテリジェントな超音波システムが望まれる。

超音波は、石灰化している肋骨をほとんど透過することができないので、石灰化している肋骨にぶつかる超音波ビームの深部エコーは、肋骨下の組織からである可能性が非常に低い。むしろ、そのような深部エコーは、サイドローブによりピックアップされる可能性が高い。視覚的アーチファクトは、（グレースケール）超音波画像を見ている熟練した超音波検査者によって認識することはできるが、無経験のユーザによっては容易に認識することができない。

また、無経験なユーザのために良好な画像品質を得るためには、超音波システムは、肺組織の存在を認識する必要がある。

以下に記載の第１の障害物識別アルゴリズムは、視野を妨害する肺組織と、特に肋骨組織と、を検出するように特殊化されている。以下に記載の第２の障害物識別アルゴリズムは、特に肺組織妨害を検出するように合わせられている。これらのアルゴリズムについて、図面を参照して説明する。これらのアルゴリズムのより詳細な説明は、「Rib Blockage Delineation in Anatomically Intelligent Echocardiography」及び「Lung Tissue Identification in Anatomically Intelligent Echocardiography」と題された所有者が共通する特許出願において見出される。

図４Ａ及び図４Ｂは、超音波プローブ３０２の視野に対して配置されるセグメントのスクリーン上誘導画像を用いる、撮像妨害物回避のための方式の例を示している。

これら両方の図は、超音波画像、特にセクタスキャンを主対象としている。図４Ａの超音波画像は、患者の長さ方向に沿って広がる画像スライスである。一方、図４Ｂの超音波画像は、患者の幅方向に沿って広がる画像スライスである。

図４Ａは、上記第１のアルゴリズムだけでなく、視覚的フィードバック１４４の一部としてのインタラクティブ表示にも関連する。

マトリックスアレイ１６０は、肋骨４０４及び４０８を部分的に含み、心臓４１２を部分的に含む（図４Ａではほぼ全体を含む）現在視野３１４を有する。上記第１のアルゴリズムは、良好な超音波ビームと、肋骨４０４及び４０８による妨害に起因して良好でない超音波ビームと、の間の境界に対応する妨害物境界線４１６及び４２０を算出する。

チャネルデータのコヒーレンスを使用して、妨害物を検出する。各チャネルは、そのそれぞれの固定トランスデューサ素子１７０又は素子のパッチに関連付けられた、そのそれぞれの無線周波数（ＲＦ）データの大きさを提供する。超音波エコーが戻ると、素子１７０に対する超音波エコーの入射圧が、迅速且つ周期的にサンプリングされる。これらのサンプルは、評価されるフィールド点の見通し線移動時間ジオメトリ（line-of-sight travel time geometry）に応じて、互いに対して遅延される。ここで、「コヒーレンス」とは、上述した受信集束遅延（receiving focusing delay）を適用した後の、アレイの異なるチャネルにより記録されたデータの間の類似性を意味する。

コヒーレンスの１つの評価法は、Ｙｅｎらの米国特許出願公開第２００９／０１４１９５７号に記載されているもの等の、ビーム合計データに基づく（beamsummed-data-based）コヒーレンス推定方法であり、この公開公報の開示全体が、参照により本明細書に組み込まれる。

この推定方法が、肋骨及び肺の妨害を検出することに合わせられ得、２つのビームフォーマを使用して、以下に例示される。ｓ_ｊ（ｒ，θ）は、集束遅延を適用した後にｊ番目のチャネルにより受信された、深度ｒにおける（実数値の）チャネルデータを表し、Ｃ_１及びＣ_２はそれぞれ、第１のビームフォーマ及び第２のビームフォーマにおいて使用されるチャネルのセットを表す。第ｋ（ｋ＝１、２）のビームフォーマの出力は、ｂ_ｋ（ｒ，θ）であり、これに関する式が、図５に示されている。全てのチャネルデータｓ_ｊ（ｒ，θ）が、チャネルにわたって同一である場合、ｂ_１（ｒ，θ）及びｂ_２（ｒ，θ）は、Ｃ_１及びＣ_２がどのように選択されたとしても、高い相関性がある。一方、チャネルデータが、サイドローブ領域における散乱体（scatterer）により主として寄与される場合、ｂ_１とｂ_２との間の相関性は、Ｃ_１及びＣ_２が適切に選択された場合、著しく低下し得る。Ｃ_１及びＣ_２は、相補的な交互開口（interleaving aperture）であり得る。要するに、ｂ_１とｂ_２との間の相関性に基づいて、軸上信号（on-axis signal）と軸外信号（off-axis signal）とを区別することが可能である。相関器の出力は、図５にリストされて定義されているｂ_１（ｒ，θ）及びｂ_２（ｒ，θ）の相関係数ρ（ｒ，θ）であり、ここで、ｗは、実対称重み付け関数である。次いで、ρ（ｒ，θ）がローパスフィルタリングされて、妨害物検出のために使用される平滑化された相関マップ

が得られる。このアルゴリズムすなわち「第１のアルゴリズム」に関するフロー図が、図５に示されている。Ｃ_１について、ｓ_ｊ（ｒ，θ）の合計が得られ（ステップＳ５１０）、Ｃ_２について、ｓ_ｊ（ｒ，θ）の合計が得られる（ステップＳ５２０）。これらの相関が取られて（correlated）、相関係数ρ（ｒ，θ）が算出され（ステップＳ５３０）、相関係数ρ（ｒ，θ）がローパスフィルタリングされて（ステップＳ５４０）、妨害物検出のために使用される平滑化された相関マップ

が生成される（ステップＳ５５０）。次いで、逆さまの「Ｖ」の表示のために、エッジ線が生成される（ステップＳ５６０）。

具体的な例において、データは、８０個の素子１７０を有するプローブを使用して、パルス反転（ＰＩ）モードにおいて、３２ＭＨｚサンプリングレートで取得される。各フレームは、４４本のビームを有し、ビーム密度は、１度当たり０．４９４４本のビーム（０．４９４４ビーム／度：0.4944 beam/degree）である。中心周波数は、送信及び受信のそれぞれについて、１．３ＭＨｚ及び２．６ＭＨｚである。Ｃ_１＝｛２０−２２，２６−２８，３２−３４，３８−４０，４４−４６，５０−５２，５６−５８｝であり、Ｃ_２＝｛２３−２５，２９−３１，３５−３７，４１−４３，４７−４９，５３−５５，５９−６１｝である。相関器において使用される重み付け関数ｗは、５１（軸方向すなわちｒ方向）×１（横方向すなわちθ方向）ボックスカー（矩形：boxcar）であり、平滑化フィルタは、５０１×３ボックスカーである。開口群の周期的構造に起因して、軸外信号に対する相関係数ρの感度は、軸外信号の方向によって周期的に変化する。この周期性は、両方の開口を相補的のまま保ちながらサブ開口サイズをランダム化することにより、緩和され得る。

ビームが妨害されているかどうかを検証するために、深度７２〜１８０ｍｍの間において、０．５５より高い相関係数（

）を有する点の数がカウントされる。ビームにおける（３２ＭＨｚサンプリングレートでの）少なくとも４００個の点が、高コヒーレンスを有する場合、このビームは、組織に透過しているとみなされる。そうでない場合、このビームは、肋骨により妨害されているとみなされる。

再度図４Ａを参照し、左から右まで８０本のビームをカウントしたとすると、おそらく２０番目のビームが高コヒーレンスを示している。一方、１９番目のビームは高コヒーレンスを示していない。したがって、図４Ａでは、第１の妨害物境界線４１６が、１９番目のビームにおいて示されている。同様に、５９番目のビームが高コヒーレンスを示しているが、６０番目のビームが高コヒーレンスを示していない場合、第２の妨害物境界線４２０が、６０番目のビームに対応するように配置される。

深度範囲の上限は重要ではない。一般に人間の肋骨の深度よりもはるかに大きい７２ｍｍが、下限として選択され得る。なぜならば、高コヒーレンスファクタ値は、複数の反射（又は反響）に起因して、肋骨直下の領域において存在し得、そのような反射は、深度につれて弱まる傾向にあるからである。

説明している開口は、完全な開口の両端におけるチャネルを含まない。開口は、これらのチャネルを含むように拡大されてもよいが、大きな開口が使用される場合には、妨害されているビームの数が、少なく推定される可能性がある。これは、大きな相補的開口の一部が妨害されていない場合、相補的開口出力の相関係数が、それでも高い可能性があるからである。

上記実施形態は、１Ｄプローブを使用して取得される２Ｄ画像を使用するが、この方法論は、容積取得を行う熟練していないユーザを誘導するために、マトリックスプローブに、したがって、３Ｄ容積撮像に適用することもできる。

図４Ａはまた、臨床者をインタラクティブに誘導するために表示され得る画像も示している。心臓４１２の画像は、粗いセグメンテーション（ステップＳ２４４）により心臓を規定する１以上のセグメントとして実装され得る。心臓４１２は、わずかではあるが部分的に視野３１４外にある。臨床者が、スクリーン上の視覚的フィードバック１４４又はプローブ上の緑色ライト１８０の形態の視覚的フィードバックに従って、プローブ３０２を移動させると、図４Ａの画像は、リアルタイムにアップデートされる。境界線４１６及び境界線４２０から構成される逆さまの「Ｖ」が、所望の器官、ここでは心臓を完全に包含するように容易に生成され得る。図４Ａの画像は、視覚的フィードバック１４４の一部として、図２Ａ及び図２Ｂに関連して上述したステップＳ２１２、ステップＳ２１４、及びステップＳ２５５を補足することができる。

プローブ配置を最適化するために、Ｖの広がりは、ｘ−面ディスプレイを使用することにより拡大され得る。

図４Ａと同様に、図４Ｂは、上記第２のアルゴリズムだけでなく、視覚的フィードバック１４４の一部としてのインタラクティブ表示にも関連する。

マトリックスアレイ１６０は、心臓４２４と肺４２８の一部とを含む現在視野３１４を有する。上記第２のアルゴリズムは、良好な超音波ビームと、肺４２８による妨害に起因して良好でない超音波ビームと、の間の境界に対応する妨害物境界線４３２を算出する。

上記第２のアルゴリズムにおいて、ＰＩモードにおいて取得されるＲＦデータの中心周波数は、肺組織を心臓組織と区別するためのパラメータとして使用される。

２．１ＭＨｚという送信中心周波数を有するサンプルＲＦデータが、図６Ａ及び図６Ｂに示されている。図６Ａのグラフは、肺組織のインタロゲーション（interrogation）を表している。一方、図６Ｂのグラフは、心臓組織のインタロゲーションを表している。肺組織及び心臓組織は、慣用的な撮像においてよりもパルス反転撮像において、より異なって見える。例えば、肺組織は、より低い周波数により良く応答した。

図６Ａのグラフは、自己復調信号（self-demodulated signal）に対する肺組織の線形応答からもたらされた。広帯域送信を用いると、非線形伝播の後、正パルス及び負パルスの合計が、送信についての中心周波数のおおまかに半分である１ＭＨｚ付近に有限信号を示し、これは、自己変調と呼ばれる現象である。肺組織は、心臓組織よりも良好に、この低周波数信号に応答する。一方、肺組織と比較すると、心臓組織は、ＰＩモードにおいて、より高い周波数成分に応答する傾向にある。なぜならば、心臓組織のより強い動きが、より高い周波数におけるそれほど完全ではない抑圧（cancellation）をもたらすからである。

上記第２のアルゴリズムの一部は、ＲＦデータの中心周波数を推定することを含む。ｒ（ｎ）をサンプリングされたＡライン信号とし、Ｒ（ｎ）をその複素包絡線とする。ｒ（ｎ）の局所的中心周波数であるｆ_ｃ（ｎ）は、

により、Ｒ（ｎ）に関連付けられ、ここで、ａｒｇ｛・｝は、位相／偏角を表し、ｆ_ｓは、サンプリングレートである。ｆ_ｃ（ｎ）の推定器（estimator）は、（１）に基づいて導出することができる。推定器の一例は、推定器としての

である。窓関数ｗ（ｉ）に基づく平均化が、分散を低減させる。

一例において、送信は、高分解能モードにおいて２．１ＭＨｚであり、サンプリングレートは、３２ＭＨｚであり、ビーム密度は、１度当たり０．７２本のビーム（０．７２ビーム／度）である。１つの画像又はフレームは、６４本のビームから構成され、１本のビームにつき２の送信である。フレームにおけるＲＦエコーは、｛ｒ_ｐ（ｎ，θ），ｒ_ｎ（ｎ，θ）｝と表され、ここで、下付き文字ｐ及びｎはそれぞれ、送信についての正パルス及び負パルスを表し、ｎ及びθ＝θ（ｋ）（ｋはビームインデックス）はそれぞれ、時間インデックス及び角度を表す。

図６Ｃは、上記第２のアルゴリズムの第１のバージョンのフロー図を示しており、ここで、

であり、

であり、

は、畳み込み演算を表し、ｈ（ｎ）は、０．９５ＭＨｚ〜２．０５ＭＨｚの間の１２１タップ片側複素バンドパスフィルタ（121-tap single-sided complex bandpass filter）である。中心周波数マップ

が、３０１タップハミング窓を用い式（２）に基づいて、ビームごとに得られ、次いで、３０１（軸方向すなわちｎ方向）×５（横方向すなわちθ方向）ボックスカーフィルタにより平滑化されて、

が得られる。最後のステップは、平滑化された中心周波数マップ

を使用して、心臓と肺との間の境界角度を推定することである。図６Ｃにおけるステップは、合計（ステップＳ６１０）、複素時間フィルタリング（ステップＳ６２０）、中心周波数推定（ステップＳ６３０）、２Ｄフィルタリング（ステップＳ６４０）、及び境界推定（ステップＳ６５０）である。

境界角度の推定は、複数の閾値処理を含む。１番目の閾値処理関係から始める：心臓領域として適格にするためのビームについて（すなわち、θを与える）、中心周波数は、以下の条件を満たさなければならない：

すなわち、１５００番目の点〜３０００番目の点の間（３６ｍｍ〜７２ｍｍの間）の平均中心周波数、１５０１番目の点〜３００１番目の点の間の平均中心周波数、．．．、及び、２５００番目の点〜４０００番目の点の間（６０ｍｍ〜９６ｍｍの間）の平均中心周波数が全て、ｆ_ｕ１より小さくない場合に限り、ビームは、心臓組織を透過しているとみなされ得る。適格のあるビームのインデックスの集合は、集合Ａ_１と表される。例えば、ｆ_ｕ１＝１．３７ＭＨｚについて、Ａ_１＝｛３，４，．．．，３２｝である（６４本のビームは、図４Ｂにおいて右から左へカウントされており、最初の２つのビーム及び最後の２つのビームは、空間平滑化フィルタを理由として、適格でないことに留意されたい）。したがって、境界角度は、ビーム３２及びビーム３３にわたる平均角度として推定され得、ここで、θ（ｋ）は、ｋの増加関数である。妨害物境界線４３２は、境界角度に対応する。

図４Ｂに示される画像が実際には反転される場合を除いて、肺組織は、プローブ３０２が適切に配置される限りは、（患者の視点からすれば）心臓の右側に現れることはあり得ない。したがって、（３）で定められる条件を満たす最も左のビームに基づいて、境界を常に推定することができる。例えば、Ａ_１＝｛１４，１５，．．．，３２｝である場合、境界角度は、やはり、ビーム３２及びビーム３３にわたる平均角度として推定され得る。

肺識別のロバスト性は、追加の基準を含めることにより向上され得る。２番目の閾値は、非常に低い中心周波数を有する領域を検出するために使用される：ビーム角度θを所与として、中心周波数が、

を満たす場合、このビームは、肺組織を透過しているとみなされ得る。（４）を満たすビームのインデックスの集合は、Ａ_２と表される。図４Ｂに示される場合では、ｆ_ｌ＝１．２７ＭＨｚについて、Ａ_２＝｛３，４，．．．，３２｝であり、したがって、対応するＡ_１との競合はない。

３番目の（最後の）閾値は、非常に高い中心周波数を有する領域を検出するために使用される：ビーム角度θ（ｋ）を所与として、中心周波数が、

を満たす場合、このビームは、心臓組織を透過しているとみなされる。すなわち、５本の連続するビームが、非常に高い中心周波数を示す場合、その中央のビームは、心臓組織を透過している高い可能性を有する。（５）を満たすビームのインデックスの集合は、Ａ_３と表される。

実際、Ａ_１、Ａ_２、及びＡ_３は、互いと一致する可能性は低い。例えば、Ａ_１とＡ_２との共通部分は、いくつかのビームが心臓組織及び肺組織の両方を透過しているとみなされ得ることを意味する非空集合である可能性がある。したがって、これらの集合が、優先度付けされ得る。詳細には、Ａ_３（（５）で定められる、非常に高い周波数の条件）には、最高優先度が与えられ、Ａ_１（（３）で定められる、高周波数の条件）には、最低優先度が与えられる。「調整された心臓組織集合」が、

として定義され、ここで、ｍａｘ（Ａ_３）は、Ａ_３のうちの最大要素であり、Ａ_３が空集合である場合には−∞と定義される。以下は、均等の定義である：

であり、ここで、

である。
心臓と肺との間の境界が、Ａ_ｈのうちの最大要素に基づいて推定される。例えば、Ａ_１＝｛５，６，．．．，５０｝であり、Ａ_２＝｛３，４，４９，５０，５１｝であり、Ａ_３＝｛１１，１２，１３｝である場合、Ａ_２’＝｛４９，５０，５１｝であり、Ａ_ｈ＝｛５，６，．．．，４８｝であり、推定境界角度

は、ビーム４８及びビーム４９にわたる平均角度である。空集合であるＡ_ｈは、肺組織が画像全体を占めていることを示す。Ａ_ｈが空集合でない場合、

であり、ここで、Δθ＝θ（ｋ＋１）−θ（ｋ）である。２Ｄ平滑化フィルタは、サイドのビームを劣化させるので、ｍａｘ（Ａ_ｈ）≧（ビーム数）−（２Ｄ平滑化フィルタの横方向の寸法の半分）＝６４−（５−１）／２＝６２である場合、肺組織は、画像内に現れないと結論付けられる。

ｆ_ｕ１の役割は、ｆ_ｌの役割よりもはるかに重要であるが、時として、Ａ_２の存在が、境界を決定することにおいて、積極的に寄与する。まとめると、上記第２のアルゴリズムのこの第１のバージョンにおいて、ｆ_ｕ１＝１．３７ＭＨｚであり、ｆ_ｌ＝１．２７ＭＨｚであり、ｆ_ｕ２＝∞である。

上記第２のアルゴリズムの第２のバージョンも、１Ｄプローブ及びＰＩデータに関連する。上述したように、肺組織は、低周波数信号成分に直線的に良く応答し、動きは、ＰＩモードにおいて、心臓組織におけるより高い周波数でのそれほど完全ではない抑圧を生じさせる。これは、図６Ｃに示される信号処理チェーンにおいて、ｒ_ｓ（ｎ，θ）を複合信号ｒ_ｃ（ｎ，θ）で置換することによる性能向上の可能性を示す。この理由から、上記第２のアルゴリズムの第２のバージョンが存在する。図７は、ｒ_ｃ（ｎ，θ）がどのように形成されるかを示しており、ここで、

は、ステップＳ７１０であり、

は、ステップＳ７２０であり、ステップＳ７３０は、ステップＳ６１０と同一であり、

は、ステップＳ７４０であり、

は、ステップＳ７５０であり、ｈ_１（ｎ）は、０、８ＭＨｚでの１０１タップ実ローパスフィルタカットオフであり、ｈ_ｕ（ｎ）は、１．１５ＭＨｚでの１０１タップ実ハイパスフィルタカットオフである。肺組織からのエコーは、ｒ_ｄ，ｌ（ｎ，θ）に有利に働き（低周波数成分に良く反応することを理由として）、心臓組織からのエコーは、ｒ_ｓ，ｈ（ｎ，θ）に有利に働く（より多くの動きを理由として）。ｗ_ｄ及びｗ_ｓは、これら２つの強さをバランスさせるために使用される重みである。ｒ_ｃ（ｎ，θ）に続く信号処理は、図６Ｃにおけるｒ_ｓ（ｎ，θ）に続く信号処理と同じままである。例示的なパラメータとして、ｗ_ｄ＝１．２であり、ｗ_ｓ＝１であり、ｆ_ｕ１＝１．４ＭＨｚであり、ｆ_ｌ＝１．２ＭＨｚであり、ｆ_ｕ２＝１．５ＭＨｚである。

上記第２のアルゴリズムのマトリックスプローブバージョンは、上記第２のバージョンに基づく−複合信号が、中心周波数推定のために使用される。ＲＦデータは、例えば、ＰＩが有効化された透過撮像モード（penetration imaging mode）と、２．２ＭＨｚという中心周波数と、を使用して、収集され得る。横方向の幅及び高さ方向の幅が、最大であり得る。

各容積は、４０個のθ（横方向）値及び３３個のφ（高さ方向）値を伴うＲＦエコー｛ｒ_ｐ（ｎ，θ，φ），ｒ_ｎ（ｎ，θ，φ）｝を有する。横方向のビーム密度は、１度当たり０．４１本のビーム（０．４１ビーム／度）である。

図８は、上記第２のアルゴリズムのマトリックスプローブバージョンのフロー図を示しており、ここで、時間サンプリングレートは、１６ＭＨｚである。ステップは、減算（ステップＳ８０５）、ローパスフィルタリング（ステップＳ８１０）、合計（ステップＳ８１５）、ハイパスフィルタリング（ステップＳ８２０）、重み付け合計（ステップＳ８２５）、複素時間フィルタリング（ステップＳ８３０）、中心周波数推定（ステップＳ８３５）、２Ｄフィルタリング（ステップＳ８４０）、境界推定（ステップＳ８４５）、中央値フィルタリング（ステップＳ８５０）、及び面をまたがる視覚化（ステップＳ８５５）である。要するに、φ＝φ（ν）であり、

であり、

であり、

であり、

であり、

であり、ｈ_１（ｎ）は、０、８ＭＨｚでの５１タップ実ローパスフィルタカットオフであり、ｈ_ｕ（ｎ）は、１．３ＭＨｚでの５１タップ実ハイパスフィルタカットオフであり、ｗ_ｄ＝２であり、ｗ_ｓ＝１である。複素包絡線Ｒ_ｆ（ｎ，θ，φ）は、

であり、ここで、ｈ（ｎ）は、０．９５ＭＨｚ〜２．０５ＭＨｚの間の６１タップ片側複素バンドパスフィルタである。各高さ方向面において、中心周波数マップ

が、１５１タップハミング窓を用い式（２）に基づいて、ビームごとに得られ、次いで、１５１（ｎ方向）×３（θ方向）ボックスカーフィルタにより平滑化されて、

が得られる。

境界推定に関して、以下が定義される：

であり、

であり、

であり、ここで、ｆ_ｕ１＝１．３８ＭＨｚである。均等なものとして、

であり、

であり、Ａ_２，ν及びＡ_３，νは空集合であり、調整された心臓組織集合Ａ_ｈ，ν＝Ａ_１，νである。

ν番目の面における心臓と肺との間の境界角度は、

である。

次いで、高さ方向における５タップ中央値フィルタ（νの関数）が、

に適用され、その出力が、

と表される。フィルタリングされた境界角度

から、心臓領域を示すマップが、面をまたがる視覚化を提供するために導出され得る。時として現れる、心臓と肺との間の境界付近の外れ値を除去するために、最大接続領域のみが表示される。臨床者は、ステップＳ２２６において、肺を回避するために、図４Ｂの表示を使用して、プローブ３０２をインタラクティブに操作することができる。

撮像誘導装置は、センサ及び撮像プロセッサを含む。撮像プロセッサは、センサのうちの複数のセンサを介して、現在位置及び現在向きから、関心物の画像を取得することと、モデルに基づいて、取得された画像をセグメント化することと、セグメント化した結果に基づいて、ターゲット位置及びターゲット向きを決定することであって、ターゲット位置及び／又はターゲット向きは、現在位置及び／又は現在向きと相応に異なる、決定することと、を行うよう構成されている。現在視野を向上させることに向けて有効な電子的誘導パラメータが算出され得、ユーザには、向上させることに向けて撮像プローブをナビゲートする際の指示フィードバックが提供され得る。ロボットは、ユーザ介入の必要なく自動的に、上記決定に応じて、撮像プローブに力を与えて、撮像プローブを移動させるよう構成され得る。

特に超音波検査についてトレーニングされていない可能性がある看護師又は他の臨床者により行うことが可能な心臓診断検査を行うことに加えて、装置１００は、無経験の超音波検査者を誘導することもできる。装置１００は、この目的又はこのモードのために、本明細書において上述した視覚的フィードバック１４４とともに、通常の（グレースケール）超音波画像を特徴づけることができる。あるいは、装置１００の新規な視覚的フィードバック１４４は、トレーニングされている又は熟練している超音波検査者の作業フローを速めることができる。

本発明が、図面及び上記記載において、詳細に図示及び説明されているが、そのような図示及び説明は、限定的なものではなく、例示的なものと考えられるべきである。本発明は、開示している実施形態に限定されるものではない。例えば、プローブ誘導指示の形態の、スクリーン上のユーザフィードバックは、可聴の音声命令により補足されてもよいし置換されてもよい。

開示している実施形態に対する他の変形が、図面、本開示、及び請求項を検討することから、特許請求される発明を実施する際に、当業者により理解され、もたらされ得る。請求項において、「備える、含む、有する（comprising）」という用語は、他の要素又はステップを排除せず、不定冠詞「a」又は「an」は、複数を排除しない。請求項中のいかなる参照符号も、範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。

コンピュータプログラムは、光記憶媒体又はソリッドステート媒体等の適切なコンピュータ読み取り可能な媒体上に、瞬間的に、一時的に、又はより長い時間期間の間、記憶され得る。このような媒体は、一時的な伝搬信号ではないという意味においてのみ非一時的であり、レジスタメモリ、プロセッサキャッシュ、ＲＡＭ、及び他の揮発性メモリ等の他の形態のコンピュータ読み取り可能な媒体を含む。

単一のプロセッサ又は他のユニットが、請求項中に記載された複数のアイテムの機能を満たしてもよい。所定の手段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、これらの手段の組合せが有利に使用され得ないことを示すものではない。

Claims (14)

1. 外面を有する身体に対して実行される医用撮像を誘導するための医用撮像誘導装置であって、
   現在位置、現在向き、画像空間、及び軸方向を有する撮像プローブと、
   撮像プロセッサであって、
   前記撮像プローブを利用して超音波を介して、関心物の画像を取得することであって、前記画像は前記画像空間内にある、取得することと、
   解剖学的モデルを使用して、前記の取得された画像をセグメント化して、モデルにより提供された位置及びモデルにより提供された向きの両方を前記画像空間内で集合的に有する１以上のセグメントを生成することと、
   前記撮像プローブに関して、前記向きに基づいて、前記関心物を見るための起点となるターゲット向きを決定することであって、前記ターゲット向きが前記現在向きと異なれば、前記ターゲット向きを実現することが、前記軸方向を傾けるように前記撮像プローブを傾けることを伴うように、前記ターゲット向きを決定することと、
   を行うよう構成されている撮像プロセッサと、
   を備え、
   前記医用撮像誘導装置は、前記モデルにより提供された位置に基づいて前記身体の前記外面上のターゲット位置に移動させる前に、前記関心物の撮像が、前記ターゲット位置において肋骨により妨害されるかどうかを判定し、前記関心物の撮像が妨害されると判定された場合に、前記ターゲット向きの決定の繰り返しにおいて前記撮像プローブを前記現在位置から前記ターゲット位置に移動させるかどうかを決定するようさらに構成されている、医用撮像誘導装置。
2. 前記撮像プロセッサは、前記決定に動的に応じて、前記関心物を見るための前記ターゲット向きを実現するために、前記撮像プローブをどのように手で移動させるかについて具体的に指示するユーザフィードバックを提供することを行うようさらに構成されている、請求項１記載の医用撮像誘導装置。
3. 前記ユーザフィードバックを提供することは、前記ユーザフィードバックが前記画像の視覚化を含む必要なしに実行される、請求項２記載の医用撮像誘導装置。
4. 前記医用撮像誘導装置は、ユーザ介入の必要なく自動的に、前記決定に応じて、前記ターゲット向きが前記現在向きと異なれば、前記撮像プローブに力を与えて、前記現在向きから前記ターゲット向きに前記撮像プローブを移動させることを行うよう構成されているロボットをさらに備え、
   前記ロボットは、前記決定及び前記位置に基づいて、前記モデルにより提供された向きと整列している直線に沿って前記関心物を見るための起点となる、前記身体の前記外面上のターゲット位置を決定することを行うようさらに構成されている、請求項１記載の医用撮像誘導装置。
5. 前記撮像プローブは、経胸壁心エコー（ＴＴＥ）プローブを含む、請求項１記載の医用撮像誘導装置。
6. 前記現在向きは、前記撮像プローブの前記軸方向であり、前記モデルにより提供された向きは、前記軸方向に関連する、請求項１記載の医用撮像誘導装置。
7. 前記医用撮像誘導装置は、画像セグメンテーションに基づいて、前記関心物の少なくとも一部が、前記の取得された画像内で検出されたことを判定することを行うようさらに構成されている、請求項１記載の医用撮像誘導装置。
8. 前記医用撮像誘導装置は、前記モデルにより提供された位置及び前記ターゲット向きに基づいて、前記身体の前記外面上の前記撮像プローブの前記現在位置及び前記現在向きのうちの少なくとも１つを変えることにより、前記関心物に対して最適視点及び最適方向を実現することに向けて、前記取得の現在視野がどれだけ向上が可能であるかを算出することを行うようさらに構成されている、請求項１記載の医用撮像誘導装置。
9. 前記医用撮像誘導装置は、前記算出に基づいて情報を導出することを行うよう構成されており、前記医用撮像誘導装置は、前記向上に向けたユーザアクションを提案するために前記情報をユーザに対して提示することを行うようさらに構成されている、請求項８記載の医用撮像誘導装置。
10. 前記情報は、前記向上に向けて前記撮像プローブを並進させること又は前記撮像プローブを傾けることのどちらがより効果的であるかを前記医用撮像誘導装置が判定したことに応じた、前記撮像プローブを並進させること又は前記撮像プローブを傾けることのいずれかに関連するものである、請求項９記載の医用撮像誘導装置。
11. 前記算出することは、前記向上のための電子的誘導パラメータを算出することを含み、前記医用撮像誘導装置は、前記の算出された電子的誘導パラメータを使用して電子的に誘導することを行うよう構成されている、請求項８記載の医用撮像誘導装置。
12. 前記ターゲット位置は、前記撮像プローブの位置であり、長手方向の肋骨曲率を考慮に入れて算出され、前記ターゲット向きである軸に沿っている、請求項１記載の医用撮像誘導装置。
13. 前記ターゲット向きは、前記関心物に対して最適視方向である、請求項１記載の医用撮像誘導装置。
14. 軸方向、現在位置、現在向き、及び画像空間を有する撮像プローブを介して、関心物の画像を取得することであって、前記画像は前記画像空間内にある、取得することを伴う、外面を有する身体に対して実行される医用撮像を誘導するためのプログラムであって、前記プログラムは、プロセッサに、
    解剖学的モデルを使用して、前記の取得された画像をセグメント化して、モデルにより提供された位置及びモデルにより提供された向きの両方を前記画像空間内で集合的に有する１以上のセグメントを生成する動作と、
    前記撮像プローブに関して、前記向きに基づいて、前記関心物を見るための起点となるターゲット向きを決定する動作であって、前記ターゲット向きが前記現在向きと異なれば、前記ターゲット向きを実現することが、前記軸方向を傾けるように前記撮像プローブを傾けることを伴うように、前記ターゲット向きを決定する動作と、
    を実行させ、
    前記モデルにより提供された位置に基づいて前記身体の前記外面上のターゲット位置に移動させる前に、前記関心物の撮像が、前記ターゲット位置において肋骨により妨害されるかどうかを判定し、前記関心物の撮像が妨害されると判定された場合に、前記ターゲット向きの決定の繰り返しにおいて前記撮像プローブを前記現在位置から前記ターゲット位置に移動させるかどうかを決定する動作
    をさらに実行させる、プログラム。

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