(57)【要約】【課題】  超音波画像と３次元医用画像とを高速に位置合わせするための情報処理技術を提供する。【解決手段】  被検体の内部の状態を撮影する撮影部が被検体に対して非接触な位置で撮影を行う医用画像撮影装置１１０により撮影された医用画像を取得する医用画像取得部１０１と、被検体の内部の状態を撮影する超音波プローブが被検体の表面に接触した位置で撮影を行う超音波画像撮影装置１２０により撮影された超音波画像を取得する超音波画像取得部１０２と、前記超音波画像における前記接触した位置を基準として、前記医用画像の画像情報と該超音波画像の画像情報とが一致するように、該医用画像または該超音波画像の座標を変換する座標変換部１０４とを備える。【選択図】  図１
2010131269.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の内部の状態を撮影する撮影部が被検体に対して非接触な位置で撮影を行う第一の撮影手段により撮影された第一の画像を取得する第１の取得手段と、
被検体の内部の状態を撮影する撮影部が被検体の体表面に接触した位置で撮影を行う第二の撮影手段により撮影された第二の画像を取得する第２の取得手段と、
前記第二の画像における前記接触した位置を基準として、前記第一の画像の画像情報と該第二の画像の画像情報とが一致するように、該第一の画像または該第二の画像のいずれかの座標を変換する変換手段と
を備えることを特徴とする情報処理装置。
【請求項２】
前記変換手段は、前記第二の画像における前記接触した位置と、前記第一の画像における前記被検体の体表面の対応する位置とが一致するように、該第一の画像または該第二の画像のいずれかの座標を変換することを特徴とする請求項１に記載の情報処理装置。
【請求項３】
前記第二の撮影手段における撮影部が被検体の内部の状態を撮影する際の位置および姿勢に関する情報を取得する第３の取得手段を更に備え、
前記変換手段は、前記位置および姿勢に関する情報に基づいて設定された値を初期値として、前記座標を変換するための変換パラメータを算出することを特徴とする請求項１または２に記載の情報処理装置。
【請求項４】
前記変換手段は、更に、
座標の変換が行われた後の、前記第一の画像と前記第二の画像との類似度を算出する算出手段と、
前記算出された類似度に基づいて、前記第一の画像の画像情報と前記第二の画像の画像情報とが一致しているか否かを判定する判定手段と
を備えることを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の情報処理装置。
【請求項５】
前記第二の撮影手段は、超音波の送受信により被検体の内部の状態を撮影する超音波プローブを備えることを特徴とする請求項１に記載の情報処理装置。
【請求項６】
前記第二の撮影手段は、前記超音波プローブが被検体の体表面に接触した位置で撮影を行うことを特徴とする請求項５に記載の情報処理装置。
【請求項７】
前記変換手段は、
前記第一の画像における前記被検体の体表面の位置または姿勢のいずれか一方または両方と、前記第３の取得手段により取得された前記位置および姿勢に関する情報とに基づいて、前記第二の撮影手段における撮影部が前記被検体の体表面に接触したことに伴う、該被検体の変形量を算出し、該算出した変形量を用いて、該第一の画像または該第二の画像のいずれかの座標を変換することを特徴とする請求項３に記載の情報処理装置。
【請求項８】
前記変換手段は、
前記第一の画像における前記被検体の体表面の位置または姿勢のいずれか一方または両方と、前記第３の取得手段により取得された前記位置および姿勢に関する情報とに基づいて、前記第二の撮影手段における撮影部が前記被検体の体表面に接触したことに伴って生じた圧力を推定することで、前記被検体の変形量を算出することを特徴とする請求項７に記載の情報処理装置。
【請求項９】
前記変換手段は、
前記第一の画像に配置した制御点と、前記第二の画像に配置した制御点とを、前記第一の画像の座標系と前記第二の画像の座標系との位置関係に応じて移動させた場合の移動量に基づいて、前記座標を変換するための変換パラメータを算出することを特徴とする請求項７に記載の情報処理装置。
【請求項１０】
被検体の内部の状態を撮影する撮影部が被検体に対して非接触な位置で撮影を行う第一の撮影手段により撮影された第一の画像を取得する第１の取得工程と、
被検体の内部の状態を撮影する撮影部が被検体の体表面に接触した位置で撮影を行う第二の撮影手段により撮影された第二の画像を取得する第２の取得工程と、
前記第二の画像における前記接触した位置を基準として、前記第一の画像の画像情報と該第二の画像の画像情報とが一致するように、該第一の画像または該第二の画像のいずれかの座標を変換する変換工程と
を備えることを特徴とする情報処理装置における情報処理方法。
【請求項１１】
請求項１０に記載の情報処理方法をコンピュータによって実行させるためのプログラムを格納したコンピュータ読取可能な記憶媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、複数の撮影手段を用いて被検体を撮影することで得られた画像間において位置合わせを行うための情報処理技術に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
近年、医療の分野において、医師は、撮影した医用画像をモニタ上に表示させ、モニタ上の医用画像を読影することで、病変部の状態や経時変化等、患者の診断（画像診断）を行っている。
【０００３】
この種の医用画像を生成する装置（医用画像撮影装置）としては、単純Ｘ線撮影装置やＸ線コンピュータ断層撮影装置（Ｘ線ＣＴ）、核磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ）、核医学診断装置（ＳＰＥＣＴ、ＰＥＴなど）、超音波画像撮影装置（ＵＳ）等が挙げられる。
【０００４】
これらの医用画像撮影装置はそれぞれ、異なる撮影手段により人体内部の撮影を行っており、それぞれが異なる特徴を有している。
【０００５】
例えば、単純Ｘ線撮影装置では、Ｘ線を人体に対して照射し、その透過Ｘ線を記録することで、人体内部のＸ線吸収率の平行投影像を得ることで撮影を行っている。当該単純Ｘ線撮影装置の場合、比較的、低被爆かつ短時間で人体内部の情報を取得することができるという利点がある。一方で、Ｘ線の照射方向の情報が失われるため、人体内部の情報を詳細に得ることまではできないという欠点がある。
【０００６】
また、Ｘ線ＣＴの場合、Ｘ線を人体に対して様々な方向から照射し、多数の透視像を取得し、それらの透視像を解析することで、人体内部の３次元的な情報を生成するよう構成されている。このため、単純Ｘ線撮影装置に比べて被爆量や撮影時間は増えるものの、人体内の情報を詳細に得ることができるという利点がある。
【０００７】
また、ＭＲＩの場合、Ｘ線ＣＴと同様に人体内部の３次元的な情報を得ることができるうえ、磁気共鳴現象を利用して画像化するよう構成されているため、Ｘ線吸収率を画像化するＸ線ＣＴとは異なる物理情報を得ることができる。一方で、ＭＲＩによる撮影に際しては、通常、造影剤を人体に対して投与しなければならず、撮影時の作業負荷が高いという欠点もある。
【０００８】
また、超音波画像撮影装置（ＵＳ）の場合、人体に超音波を照射して、人体内部から反射された超音波を検出することで、人体内部の情報を取得するよう構成されている。そして、通常、Ｂモードと称される方法を用いることにより、人体内部の３次元的な情報を得ることができる。かかる構成のため、Ｘ線ＣＴ等と異なり、被爆などといった人体に対する浸襲が無く、また、リアルタイムに画像化することができるため、撮影と観察とを同時に行うことができるという利点もある。一方で、超音波画像撮影装置の画像（超音波画像）は信号に対する雑音の比率が高く、診断の妨げとなる場合があるといった欠点がある。
【０００９】
このように医用画像撮影装置により生成された医用画像を用いて患者の診断を行う画像診断では、上述したような各医用画像撮影装置の特性の違いを考慮して、診断を行う部位や疾病などの種類に応じて適切な医用画像撮影装置の選択を行っている。
【００１０】
更に、より精度の高い画像診断を実現するために、複数の医用画像撮影装置により生成された複数の医用画像を利用する場合もある。例えば同一の患者に対して超音波画像撮影装置（ＵＳ）による撮影とＭＲＩによる撮影の両方を行い、両撮影により得られた医用画像を統合することで、画像診断においてより有効な情報を得ることが可能となる。
【００１１】
ここで、超音波画像撮影装置から得られる医用画像（超音波画像）と、超音波画像撮影装置以外の医用画像撮影装置から得られる３次元の医用画像とを画像統合するためには、超音波画像と３次元医用画像との位置合わせが必要となる。
【００１２】
しかしながら、超音波画像と３次元医用画像との位置合わせを行うためには幾つかの課題を解決することが必要である。第一に超音波画像撮影装置は通常、医師や技師が超音波プローブを手にもち、自由に動かしながら撮影を行う。そのため、撮影した超音波画像が人体を基準とした空間中のどの位置を撮影したものであるのかが、超音波画像だけからでは必ずしも明らかでない。
【００１３】
第二に超音波画像撮影装置が撮影するのは通常、人体内部の２次元断層像であり、３次元医用画像を生成するＸ線ＣＴやＭＲＩ、ＳＰＥＣＴ、ＰＥＴなどとは撮影により取得できる情報の空間次元が異なる。
【００１４】
かかる課題に対するアプローチの一つとして、外部センサを用いて超音波プローブの位置姿勢を計測する方法が挙げられる。具体的には、特許文献１において、位置姿勢を計測する装置を超音波プローブに取り付け、その計測値に応じて、超音波画像撮影装置で撮影している部位に対応するスライス画像を事前に撮影した３次元医用画像から取得し、統合表示する技術が開示されている。当該技術によれば、２次元断層像である超音波画像と、他の医用画像撮影装置により生成された３次元医用画像とを対応づけて観察することが可能となる。
【００１５】
また、上記課題に対する他のアプローチとして、超音波画像と３次元医用画像に含まれる画像情報を利用して、これら超音波画像と３次元医用画像との位置合わせを行うことが従来から検討されている。具体的には、非特許文献１において、事前に取得した３次元医用画像に基づいて生成された超音波のシミュレーション画像と、実際に超音波画像撮影装置で撮影した超音波画像とを、画像情報に基づいて対応付けることで、位置合わせを行う方法が提案されている。
【特許文献１】特許第３８７１７４号公報
【非特許文献１】Ｗ．Ｗｅｉｎ，  Ｂ．Ｒｏｐｅｒ，ａｎｄ  Ｎ．Ｎａｖａｂ，“Ａｕｔｏｍａｔｉｃ  ｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ  ａｎｄ  ｆｕｓｉｏｎ  ｏｆ  ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ  ｗｉｔｈ  ＣＴ  ｆｏｒ  ｒａｄｉｏｔｈｅｒａｐｙ，”Ｐｒｏｃ．ＭＩＣＣＡＩ  ２００５，ｖｏｌ．２，  ｐｐ．３０３−３１１，２００５．
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１６】
しかしながら、特許文献１のように超音波プローブの位置姿勢を外部センサを用いて計測した場合であっても、患者の体動等の影響が大きい場合には、正確な位置合わせを行うことは困難である。
【００１７】
例えば、３次元医用画像を撮影した時の患者の体位と超音波画像を撮影した時の患者の体位が異なっていた場合には、人体に与える重力の影響の違いにより、患者の体が変形するため、正確な位置合わせが困難となる。
【００１８】
また、超音波画像撮影装置の場合、撮影に際して超音波プローブを患者の体表に押し当てるため、当該超音波プローブの圧力により患者の体が変形することがある。この場合、超音波画像と３次元医用画像との正確な位置合わせは困難となる。
【００１９】
これに対して、非特許文献１の場合、超音波画像と３次元医用画像との位置合わせ処理を画像情報に基づいて行う構成となっているため、上述のように、患者の体が変形した場合であっても、変形を考慮した補正を行うことで高度な位置合わせが可能である。
【００２０】
しかしながら、非特許文献１の場合、非常に多くの計算量を必要とするため、位置合わせを高速に行うことができず、撮影と観察との同期性を損ねてしまうという課題があった。
【００２１】
本発明は、上記の課題に鑑みてなされたものであり、超音波画像と３次元医用画像とを高速に位置合わせする情報処理技術を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００２２】
上記の目的を達成するために本発明に係る情報処理装置は以下のような構成を備える。即ち、
被検体の内部の状態を撮影する撮影部が被検体に対して非接触な位置で撮影を行う第一の撮影手段により撮影された第一の画像を取得する第１の取得手段と、
被検体の内部の状態を撮影する撮影部が被検体の体表面に接触した位置で撮影を行う第二の撮影手段により撮影された第二の画像を取得する第２の取得手段と、
前記第二の画像における前記接触した位置を基準として、前記第一の画像の画像情報と該第二の画像の画像情報とが一致するように、該第一の画像または該第二の画像のいずれかの座標を変換する変換手段とを備える。
【発明の効果】
【００２３】
本発明によれば、超音波画像と３次元医用画像とを高精度かつ高速に位置合わせすることが可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２４】
以下、図面を参照しながら、本発明の好適な実施の形態について説明する。
【００２５】
［第１の実施形態］
１．情報処理装置の機能構成
図１は、本実施形態に係る情報処理装置１００の機能構成を示す図である。情報処理装置１００は医用画像撮影装置１１０、および超音波画像撮影装置１２０と接続され、接続された各装置により撮影した対象領域の画像を位置合わせする処理を行う。なお、位置合わせとは、各装置により撮影した対象領域の画像内の画像情報が互いに一致するように、いずれかの画像の座標を変換することをいう。
【００２６】
医用画像撮影装置１１０は例えばＸ線ＣＴやＭＲＩ、ＳＰＥＣＴ、ＰＥＴなどで、被検査者（被検体）の内部の医用画像を撮影する装置である。超音波画像撮影装置１２０は不図示の超音波プローブ（撮影部）を被検査者に接するようにして、被検査者の内部の第二の領域を超音波により撮影する装置である。
【００２７】
医用画像取得部１０１（第１の取得手段）は、医用画像撮影装置１１０が撮影した被検査者の第一の領域の医用画像（第一の画像）を取得する。
【００２８】
超音波画像取得部１０２（第２の取得手段）は、超音波画像撮影装置１２０が撮影した超音波画像（第二の画像）を取得する。表面位置検出部１０３は、第一の画像を処理して被検査者の第一の領域における体表面の位置（表面位置）を検出し、その位置情報を第一の座標系（第一の画像上で定義される座標系）の位置座標で生成する。
【００２９】
座標変換部１０４は、表面位置検出部１０３が生成した位置座標と、後に説明する類似度算出部１０５の出力値に基づいて、第一の画像を第三の座標系へ座標変換した画像（第三の画像）を生成する。類似度算出部１０５は第二の画像と第三の画像との類似度を算出する。画像合成部１０６は第二の画像と第三の画像とを取得し、これらの画像を合成した合成画像を生成する。画像表示装置１３０は、情報処理装置１００の画像合成部１０６から合成画像を取得して表示する。
【００３０】
２．情報処理装置のハードウェア構成
図２は、本実施形態に係る情報処理装置１００のハードウェア構成及び、情報処理装置を備える情報処理システム２００のネットワーク構成を示す図である。図２に示すように、情報処理システム２００は情報処理装置１００、医用画像撮影装置１１０、医用画像記録装置２２０、ローカルエリアネットワーク（ＬＡＮ）３４０、超音波画像撮影装置１２０により構成される。
【００３１】
情報処理装置１００は、例えばパーソナルコンピュータ（ＰＣ）などを用いて実現することができる。情報処理装置１００は、中央演算処理装置（ＣＰＵ）２１１、主メモリ２１２、磁気ディスク２１３、Ｉ／Ｆ部２１４、表示メモリ２１５、モニタ２１６、マウス２１７、キーボード２１８を有する。
【００３２】
ＣＰＵ２１１は、主として情報処理装置１００の各構成要素の動作を制御する。主メモリ２１２は、ＣＰＵ２１１が実行する制御プログラムを格納したり、ＣＰＵ２１１によるプログラム実行時の作業領域を提供したりする。
【００３３】
磁気ディスク２１３は、オペレーティングシステム（ＯＳ）、周辺機器のデバイスドライブ、後述する位置合わせ処理等を行うためのプログラムを含む各種アプリケーションソフト等を格納する。表示メモリ２１５は、モニタ２１６のための表示用データを一時記憶する。
【００３４】
モニタ２１６は、例えばＣＲＴモニタや液晶モニタ等であり、表示メモリ２１５からのデータに基づいて画像を表示する。マウス２１７及びキーボード２１８はユーザによるポインティング入力及び文字等の入力をそれぞれ行う。上記各構成要素は共通バス２１９により互いに通信可能に接続されている。
【００３５】
本実施形態において、情報処理装置１００は、ＬＡＮ２３０を介して医用画像記録装置２２０から医用画像等を読み出して取得することができる。また、ＬＡＮ２３０を経由して医用画像撮影装置１１０から直接に医用画像を取得できるようにしてもよい。
【００３６】
ただし、本発明の医用画像の取得形態はこれに限定されない。例えば情報処理装置１００に記憶装置、例えばＦＤＤ、ＣＤ−ＲＷドライブ、ＭＯドライブ、ＺＩＰドライブ等を接続し、それらのドライブから医用画像を読み込んで取得するようにしても良い。また、これらの記憶装置に本システムの処理結果を保存するようにしても良い。
【００３７】
また、情報処理装置１００は、ＬＡＮ２３０を介して超音波画像撮影装置１２０と接続されており、超音波画像撮影装置１２０が撮影した超音波画像を取得することができる。ただし、超音波画像の取得形態はこれに限定されず、情報処理装置１００と超音波画像撮影装置１２０とを直接接続して超音波画像を取得するようにしても良いし、上述したドライブから超音波画像を読み込んで取得するようにしても良い。
【００３８】
更に、超音波画像撮影装置１２０で撮影した超音波画像を医用画像記録装置２２０に記録しておき、情報処理装置１００が医用画像記録装置２２０から超音波画像を読み出すことで取得するようにしても良い。
【００３９】
３．位置合わせ処理の流れ
次に、情報処理装置１００において実行される、超音波画像と３次元医用画像との位置合わせ処理について説明する。
【００４０】
はじめに、本実施形態に係る情報処理装置１００における位置合わせ処理の概要について説明する。本実施形態に係る情報処理装置１００では、超音波画像と３次元医用画像との位置合わせを行うにあたり、超音波画像上における超音波プローブの接触位置（被検査者の体表）を基準として、３次元医用画像の座標変換を行うことを特徴とする。
【００４１】
このように、超音波プローブの接触位置を基準とすることで、被検査者の体が変形した場合であっても、正確な位置合わせを行うことが可能となる。また、超音波プローブの接触位置を基準とすることで、位置合わせのための座標変換パラメータの探索空間を限定することが可能となり、位置合わせ処理の高速化が実現できる。
【００４２】
以下、情報処理装置１００における位置合わせ処理の詳細を、図３のフローチャートに沿って説明する。
【００４３】
３．１  ステップＳ３０１（医用画像の取得処理）
ステップＳ３０１において、医用画像取得部１０１は、医用画像撮影装置１１０（第一の撮影装置）が被検査者を撮影することで生成された医用画像を取得する。
【００４４】
なお、医用画像は医用画像撮影装置１１０から情報処理装置１００に直接入力することで取得しても良い。あるいは、医用画像撮影装置１１０が撮影した医用画像を、図２に記載の医用画像記録装置２２０に記録し、医用画像取得部１０１が医用画像記録装置２２０から所望の医用画像を読み出すことで取得してもよい。
【００４５】
これら装置間の情報伝達は、図２に示すように、例えばＬＡＮ２３０を介して行うことができ、その際の情報伝達のプロトコルとしては、ＤＩＣＯＭ形式などを利用するものとする。
【００４６】
ここで医用画像は、ある座標系（第１の座標系）で位置が定義される空間中において、被検査者に関するなんらかの情報を与えるものであり、例えばＸ線ＣＴであれば、少なくとも複数の位置におけるＸ線吸収率の大きさに関する情報である。またＭＲＩであれば、核磁気共鳴現象を観察することによって得られる磁気共鳴の強さに関する情報である。
【００４７】
本実施形態では医用画像が３次元の情報（３次元医用画像）である場合を例として説明する。その情報はＩ３Ｄ（ｘ，ｙ，ｚ）と表記する。ここでＩ３Ｄ（ｘ，ｙ，ｚ）は３次元空間の座標（ｘ，ｙ，ｚ）の位置における医用画像の輝度値を関数の形で表現したものである。取得した３次元医用画像Ｉ３Ｄ（ｘ，ｙ，ｚ）は、表面位置検出部１０３および、座標変換部１０４に送信される。
【００４８】
３．２  ステップＳ３０２（被検査者の体表検出処理）
ステップＳ３０２において、表面位置検出部１０３は、ステップＳ３０１で取得した３次元医用画像Ｉ３Ｄ（ｘ，ｙ，ｚ）から撮影対象物の表面の位置を検出する。この処理について図４を用いて説明する。
【００４９】
図４の（ａ）はステップＳ３０１で取得した３次元医用画像Ｉ３Ｄ（ｘ，ｙ，ｚ）を、紙面上での説明のために２次元画像として表した模式図である。
【００５０】
図４の（ａ）に示す医用画像は、例えばＸ線ＣＴなどで撮影した被検査者の腹部の断面画像などである。図４の（ａ）に示すように、当該医用画像には、被検査者の体内４０１の領域と、被検査者の体外４０２の領域とが写し出される。
【００５１】
図４の（ｂ）は、図４（ａ）の医用画像４００から、被検査者の体内４０１と被検査者の体外４０２の境界を検出した表面検出画像４１０である。表面位置の検出方法としては様々な方法が考えられるが、例えば医用画像４００の輝度値の空間勾配を求め、その空間輝度勾配の大きさに対して閾値処理を施すことで実現する方法が挙げられる。
【００５２】
なお、これ以外の方法として、ラプラシアンフィルタやソーベルフィルタ、キャニーオペレータなどといった画像のエッジを検出する方法を用いるようにしてもよい。あるいは、被検査者の外部（もしくは内部）の一部の領域を指定し、その領域の近傍の画素値がある条件を満たしているときにその領域を拡張していく方法（リージョングローイング法）を用いて被検査者の表面を検出するようにしてもよい。あるいは、被検査者の表面の輪郭を陰関数でフィッティングして表面を検出する方法（レベルセット法など）を用いることもできる。
【００５３】
なお、医用画像にノイズが混入している場合には、ガウシアンフィルタやメディアンフィルタなどの平滑化フィルタを施して画像中のノイズを低減させてから、上記の表面位置の検出方法を実行することが望ましい。
【００５４】
また、医用画像から表面位置を検出する方法は、必ずしも画像処理により自動的に行う必要は無く、例えば、図２に記載のマウス２１７やキーボード２１８などを用いて、ユーザが手動で表面位置を指定するようにしてもよい。
【００５５】
あるいは、画像処理などによって自動的に検出した複数の表面位置情報の中から、後の処理に用いる表面位置情報をユーザの指定に基づいて選択するようにしても良い。
【００５６】
本実施形態では、図４（ｂ）に示すように医用画像からＮ個の表面位置の点群４１１を検出したものとし、その点群を第一の座標系における位置座標ベクトルとして記録する。本実施形態ではこれを、ｘｓｉ＝（ｘｓｉ，ｙｓｉ，ｚｓｉ）Ｔ，１≦ｉ≦Ｎと表記する。
【００５７】
３．３  ステップＳ３０３（超音波画像の取得処理）
ステップＳ３０３において、超音波画像取得部１０２は、超音波画像撮影装置１２０（第二の撮影装置）が被検査者を撮影することで生成された超音波画像（第二の画像）を取得する。
【００５８】
なお、超音波画像は超音波画像撮影装置１２０の撮影と同期して直接入力することで取得しても良い。あるいは、超音波画像撮影装置１２０が過去に撮影した超音波画像を、図２に記載の医用画像記録装置２２０に記録し、当該超音波画像を読み出すことで取得しても良い。
【００５９】
なお、超音波画像は２次元画像であっても３次元画像であっても良く、また、ドップラ画像やエラストグラフィなどいかなる類の超音波画像であっても良い。本実施形態では取得する超音波画像が被検査者の２次元Ｂモード断層像である場合を例として説明を行う。
【００６０】
図５は図１の超音波画像撮影装置１２０が被検査者を撮影する様子を示す図である。図５において、超音波プローブ５００は超音波画像撮影装置１２０からの制御に基づき、プローブ表面５０１から超音波ビーム５０２を発射し、被検査者の内部で反射した超音波を受信する。このときプローブ表面５０１は被検査者の表面５０３に接するように設置される。
【００６１】
図６は図１の超音波画像撮影装置１２０が撮影した超音波画像の一例を示す図である。図６に示すように、撮影領域６００には図５の超音波プローブ５００が超音波ビーム５０２を発射し、反射波を受信することによって得られる被検査者内部の超音波画像が表示される。
【００６２】
撮影基準点６０１は図４のプローブ表面５０１に対応する超音波画像上の位置である。既に説明したようにプローブ表面５０１は被検査者の表面５０３に接するように設置されている。このため、撮影基準点６０１はプローブ表面５０１と被検査者の表面５０３の接点にも対応する。
【００６３】
また、超音波発射方向６０２は、撮影基準点６０１から撮影領域６００へ向かう方向である。本実施形態では、超音波画像上における撮影基準点の座標を基準とした座標系を定義し、それを「第二の座標系」と呼ぶ。撮影基準点６０１は、第二の座標系における位置（座標）によって定義する。また、超音波発射方向６０２は、第二の座標系における方向ベクトルによって定義する。
【００６４】
３．３  ステップＳ３０４〜Ｓ３０９（位置合わせに関する処理）
ステップＳ３０４からステップＳ３０９までの処理は、医用画像（第一の画像）と超音波画像（第二の画像）との位置合わせに関する処理である。
【００６５】
本実施形態において第一の画像と第二の画像は、いずれも同一の被検査者を撮影した画像である。しかし、夫々の画像は異なる装置で撮影されたものであり、互いに基準となる座標が異なる。従って、それぞれの装置により撮影された被検査者の対象部位は、それぞれの画像上において、異なる位置に写し出されることになる。
【００６６】
本実施形態における位置合わせ処理は、第一の画像の基準座標系（第一の座標系）と第二の画像の基準座標系（第二の座標系）との位置関係を求める処理である。この関係を求めることにより、例えば第一の画像におけるある対象部位の位置が、第二の画像上のどの位置に対応するのかが明らかになる。
【００６７】
図７は、異なる座標系でそれぞれ撮影された画像の位置合わせを説明するための模式図である。図７の（ａ）は、第一の座標系７００の元で対象部位を撮影した画像であり、本実施形態の医用画像（第一の画像）であるものとする。
【００６８】
図７の（ｂ）は、第一の座標系７００とは異なる第二の座標系７０１の元で対象部位を撮影した画像であり、本実施形態の超音波画像（第二の画像）であるものとする。なお、本実施形態では、医用画像を３次元画像として説明しているが、ここでは書面での説明のために模式的に２次元画像として示している。
【００６９】
また、図７の（ｃ）は、図７の（ａ）の第一の座標系７００と、図７の（ｂ）の第二の座標系７０１が仮に一致しているとした場合の合成画像である。実際には第一の座標系７００と第二の座標系７０１は異なる座標系であるから、（ｃ）の合成画像は、対象部位の輪郭がずれて表示されることとなる。
【００７０】
一方、図７の（ｄ）は、第一の座標系７００と第二の座標系７０１との位置関係を正しくするための変換を施して、両画像を合成した図である。もともと同一の被検査者を撮影した画像同士であるから、座標系の変換を正しく行うことで、両画像は同一の対象部位同士が重なり合った合成画像を生成することができる。
【００７１】
以下に説明する本実施形態のステップＳ３０４〜ステップＳ３０８の処理は、このように異なる座標系の元で撮影された画像間の位置関係を正しくするための処理（位置合わせ処理）である。
【００７２】
なお、以下の説明では、医用画像と超音波画像とが互いに対象部位を空間的な歪やねじれが生じることなく撮影されており、両座標系の位置関係が剛体変換で表現できるものとする。
【００７３】
この場合、医用画像と超音波画像における同一部位を示す画素ｘ３ＤとｘＵＳの関係は、
【００７４】
【数１】
2010131269.tif 000003
【００７５】
と書くことができる。ここで、Ｒ３Ｄ→ＵＳは正規直行する３×３の回転行列であり、ｔ３Ｄ→ＵＳは各軸方向への並進ベクトルでる。（数１）の回転行列および並進ベクトルはそれぞれ３自由度を持っており、剛体変換の特性としては合計で６個のパラメータで表現することができる。また、座標値の表記を拡張ベクトル（ｘ，ｙ，ｚ，１）Ｔにすることで、（数１）は（数２）のように書き換えられる
【００７６】
【数２】
2010131269.tif 000004
【００７７】
ここで、Ｔ３Ｄ→ＵＳは（数３）に示す４×４の行列である。
【００７８】
【数３】
2010131269.tif 000005
【００７９】
本実施形態における位置合わせ処理は、ステップＳ３０２で求めた被検査者の第一の座標系におけるＮ個の表面位置のいずれかと、図６に示した第二の座標系における撮影基準点６０１とが一致すること（基準とすること）を拘束条件とする。つまり、第一の画像上における被検査者の表面の形状に係る情報と第二の画像上における超音波プローブの位置および／または姿勢に係る情報とが一致することを拘束条件としている。これは、超音波の受信部である撮影基準点６０１を被検査者の表面に接するようにして撮影を行うという超音波画像撮影装置の撮影原理から導かれる拘束条件である。
【００８０】
本実施形態では上記の拘束条件のもとで、第一の画像および第二の画像間の類似度が高くなるような両座標系の座標変換Ｔ３Ｄ→ＵＳのパラメータを、繰り返し計算を行うことにより推定する。
【００８１】
この座標変換パラメータを推定するために、本実施形態では、まず、ステップＳ３０４で初期座標変換（座標変換パラメータの推定値の初期値）Ｔｉｎｉｔを設定する。そして、それに基づいてステップＳ３０５で座標変換パラメータの候補群を生成する。
【００８２】
更に、ステップＳ３０６では、それぞれの座標変換パラメータの候補を用いて第一の画像に座標変換を施した場合の第三の画像（第三の画像群）を生成する。そして、ステップＳ３０７では、第二の画像と、それぞれの座標変換パラメータの候補を用いて生成した第三の画像（第三の画像群）との類似度を評価する。
【００８３】
更に、ステップＳ３０８では、最大の類似度を与える座標変換パラメータの候補を、現時点における座標変換パラメータの推定値として選択する。そして、ステップＳ３０９において、類似度がある閾値以上になるなどの条件を満たしていると判定されるまで、ステップＳ３０５からステップＳ３０８までの処理を繰り返し実行する。
【００８４】
これにより、第二の画像との類似度が高くなるような第三の画像を得るための、第一の座標系から第三の座標系への座標変換パラメータを求めることができる。この結果、第一の座標系と第二の座標系の真値Ｔ３Ｄ→ＵＳに近い（もしくは一致する）座標変換パラメータを求めることができる。
【００８５】
以下、ステップＳ３０４〜Ｓ３０９までの各処理の詳細を説明する。
【００８６】
３．３．１  ステップＳ３０４（初期座標変換の設定処理）
ステップＳ３０４において、座標変換部１０４は、座標変換パラメータの初期座標変換Ｔｉｎｉｔを設定する。本実施形態では座標変換の例として３次元の剛体変換を仮定している。このため、設定される座標変換パラメータは、回転行列Ｒｉｎｉｔの３パラメータ（ｒｘ，ｒｙ，ｒｚ）Ｔと、並進ベクトルｔｉｎｉｔの３パラメータ（ｔｘ，ｔｙ，ｔｚ）Ｔとで、合計６個となる。
【００８７】
初期座標変換の設定の方法としては、図８の（ａ）に示すように、例えば第一の座標系における、ｘｓｉ（ｘｓｉ，ｙｓｉ，ｚｓｉ）Ｔ（ただし１≦ｉ≦Ｎ)の座標値をもつＮ個の表面位置情報８００の中から、任意のｎ番目の表面位置情報８０１を選択する。
【００８８】
この場合、選択した表面位置情報が第一の座標系においてｘｓｎ＝（ｘｓｎ，ｙｓｎ，ｚｓｎ）Ｔであり、撮影基準点６０１が第二の座標系においてｘｐ＝（ｘｐ，ｙｐ，ｚｐ）Ｔであるとすると、並進ベクトルｔｉｎｉｔは（数４）のようになる。
【００８９】
【数４】
2010131269.tif 000006
【００９０】
ここで回転行列Ｒｉｎｉｔは単位行列を設定することができる。また、それ以外にも、例えば選択したｎ番目の表面位置情報に距離が近い２つ以上の表面位置情報をさらに選択し、これらの表面位置情報から設定することができる。
【００９１】
この場合、具体的には以下の手順により設定することができる。まず、図８（ｂ）に示すように、複数の表面位置情報からｎ番目の表面位置情報８０１とその周辺の点８１１、８１２を選択する。第一の座標系は実際には３次元であるから、図８の（ｃ）に示すように第一の座標系における仮想的な面８２０から面８２４を生成する。
【００９２】
そして、その面の法線８２５と、図６で示した第二の座標系における超音波発射方向６０２とが一致するように回転行列を設定する。このとき超音波発射方向６０２を軸とした回転に自由度が残り、その成分の設定が不定となるが、その値は任意の方法で決めることができる。例えば、医用画像が撮影している被検査者の体軸方向と関連付けて値を設定したり、ユーザによる手動での設定を入力したりすることができるものとする。
【００９３】
３．３．２  ステップＳ３０５（座標変換パラメータ群の生成処理）
ステップＳ３０５では、現時点における座標変換パラメータの推定値（６個の座標変換パラメータ）のそれぞれに微小な変化を加え、座標変換パラメータの新たな候補を生成する。この座標変換パラメータの候補としては、微小変化の値として異なる値を設定することで、複数の候補（座標変換パラメータの候補群）を生成する。そして、生成した座標変換パラメータの候補群の夫々に関して、（数５）のように撮影基準点と空間的に近い被検査者の表面位置を選択し、（数６）のようにその間のずれに応じて座標変換パラメータを補正する。
【００９４】
【数５】
2010131269.tif 000007
【００９５】
【数６】
2010131269.tif 000008
【００９６】
ただし、ｘｓｉは第一の座標系における被検査者の表面位置情報のｉ番目の位置座標、ｘｐは第二の座標系における撮影基準点の位置座標、Ｔは補正前の座標変換行列、Ｔ’は補正後の座標変換行列、Ｉは単位行列である。
【００９７】
これによれば、撮影基準点が被検査者の表面位置と一致するという拘束条件を満たす座標変換パラメータに探索範囲を限定することができる。
【００９８】
３．３．３  ステップＳ３０６（座標変換処理）
ステップＳ３０６において、座標変換部１０４は第一の座標系において撮影された第一の画像に対して、ステップＳ３０５で生成した座標変換の候補群に基づき、それぞれの座標変換候補を用いて座標変換を行う。そして、第三の座標系群における第三の画像群を生成する。具体的には（数７）のような座標変換の処理を施す。
【００９９】
【数７】
2010131269.tif 000009
【０１００】
ここで、Ｉは第一の画像、Ｉ’は第三の画像、ＴはステップＳ３０４もしくはステップＳ３０８で設定した座標変換行列、ｘｊは第一の座標系における画像座標であり、Ωは第一の画像の全部もしくは一部の画像座標の集合である。この処理は別の方法として、（数８）のような処理とすることもできる。
【０１０１】
【数８】
2010131269.tif 000010
【０１０２】
ここで、ｘｋ’は第三の座標系における画像座標、Ω’は第三の画像の全部もしくは一部の画像座標の集合である。ステップＳ３０５では、上記のいずれか、もしくは他の方法により、ステップＳ３０４で生成した座標変換候補群のそれぞれに対応する第三の画像群を得る。
【０１０３】
３．３．４  ステップＳ３０７（類似度の算出処理）
ステップＳ３０７において、類似度算出部１０５は、ステップＳ３０６で生成した第三の画像群と、ステップＳ３０３で取得した第二の画像とのマッチングを行い、類似度を算出する。ここで類似度とは、両方の画像が類似している度合いを意味しており、例えば（数９）のように画素値の平均二乗誤差基準に基づいて算出することができる。
【０１０４】
【数９】
2010131269.tif 000011
【０１０５】
ここで、Ｉ３Ｄ’は医用画像、ＩＵＳは超音波画像を表している。また、ΩＩ３Ｄ’，ＩＵＳは、Ｉ３Ｄ’とＩＵＳが重なる領域の画像座標の集合を表わしている。Ｍは画像座標の集合ΩＩ３Ｄ’,ＩＵＳの要素数、すなわち重なる画像領域の画素数を表している。（数９）によれば、第二の画像および第三の画像の輝度値の二乗誤差を算出することができ、これによって第二の画像および第三の画像の類似度を求めることができる。
【０１０６】
また、類似度を算出する方法はこれ以外にも、（数１０）のように輝度値の絶対値誤差基準を用いて算出することもできる。
【０１０７】
【数１０】
2010131269.tif 000012
【０１０８】
また、類似度を算出する方法はこれ以外にも、（数１１）のように輝度値の相互相関基準を用いて算出することもできる。
【０１０９】
【数１１】
2010131269.tif 000013
【０１１０】
ここで、Ｉ３Ｄ＿ａｖｅ’およびＩＵＳ＿ａｖｅはそれぞれ、第三の画像の平均輝度値、および第二の画像の平均輝度値を表している。
【０１１１】
また、類似度を算出する方法はこれ以外にも、（数１２）のように輝度値の相互情報量基準を用いて算出することもできる。
【０１１２】
【数１２】
2010131269.tif 000014
【０１１３】
ここで、Ｈは画素値のエントロピーを与える関数であり、（数１３）のように計算することができる。
【０１１４】
【数１３】
2010131269.tif 000015
【０１１５】
ここで、ｐＩ（ａ）は画像Ｉの輝度値に関する確率密度関数である。離散的な輝度値を扱う本実施形態において、この確率密度関数は具体的には画像Ｉにおける輝度値のヒストグラムを生成することにより直接的に得られる。
【０１１６】
この方法によれば、類似度評価を行う画像同士の輝度特性が異なる場合においても、画像に含まれる構造の一致度合いなどを反映した比較的確度の高い類似度の評価を行うことが可能となる。
【０１１７】
また、類似度の算出にはこれ以外にも、（数１４）のように輝度値の正規化相互情報量基準を用いて算出することもできる。
【０１１８】
【数１４】
2010131269.tif 000016
【０１１９】
この方法によれば、類似度評価を行う画像同士の重なる領域の大きさの違いによる影響を低減した類似度評価を行うことが可能となる。
【０１２０】
また、これ以外にも輝度値の勾配や、画像からエッジなどの画像特徴を抽出し、その結果を用いて類似度を評価する方法など様々な方法が考えられる。本発明における類似度の算出は上記のいずれかの基準やそれに類する他の基準を用いることができる。また、上記の基準を単独で用いるようにしても良いし、それらの加重和などで組み合わせて用いるようにしても良い。
【０１２１】
３．３．４  ステップＳ３０８（最大類似度の選択処理）
ステップＳ３０８において、類似度算出部１０５は、ステップＳ３０７で算出した複数の座標変換候補に係る類似度の値に基づき、最も大きい類似度をとる座標変換候補を選択する。
【０１２２】
３．３．５  ステップＳ３０９（位置合わせ終了判定処理）
ステップＳ３０９において、座標変換部１０４はさらに、ステップＳ３０５からステップＳ３０８までの位置合わせに関する処理を終了するか、もしくはさらに繰り返しを行うかの判定を行う。この判定は例えば、ステップＳ３０８で得た類似度が予め設定した閾値よりも大きい場合に終了し、そうでない場合にはステップＳ３０５へ進み、位置合わせ処理を繰り返すように判定を行うことができる。
【０１２３】
また、それ以外にもステップＳ３０５からステップＳ３０８の繰り返し計算において、ステップＳ３０８で得た類似度の増加量が予め設定した閾値以下になった場合に、終了と判定するようにしても良い。これらの方法によれば、設定した条件を満たす類似度が得られた場合に、それ以上の過分な繰り返し処理を行うことなく、適切に処理を終了させることができるという効果がある。
【０１２４】
また、当該終了判定は上記の方法以外にも、例えば繰り返し処理を行った回数をカウントし、そのカウント値が予め設定した回数以上になった場合に、繰り返し処理を終了させるようにしてもよい。この方法によれば、ある一定時間以内に一連の繰り返し計算を終了させることができ、システム全体の実時間性を確保することができるといった効果がある。
【０１２５】
３．３．６  ステップＳ３１０（画像合成処理）
ステップＳ３１０において、画像合成部１０６はステップＳ３０４からステップＳ３０９の処理によって得た第三の画像と、ステップＳ３０３で取得した第二の画像との画像合成を行う。画像合成は様々な方法が考えられるが、本発明はその方法について特に限定をするものではない。
【０１２６】
例えば、図９に示すように第三の画像９００と、第二の画像９１０とを並べた合成画像９２０を生成することができる。ここで、第三の画像９００は医用画像（第一の画像）をステップＳ３０４からステップＳ３０９の処理で求めた座標変換に基づいて生成した画像である。
【０１２７】
これ以外にも第二の画像９１０と第三の画像９００を同じ位置に重畳して表示するようにしても良い。この時、第二の画像と第三の画像を異なる色や、異なる輝度、異なるパターンなどに変換して重畳しても良い。これによれば、二つの画像の比較や区別がより容易になるという効果がある。
【０１２８】
なお、画像合成の方法はこれに限らず、例えば第三の画像９００をボリュームレンダリングした画像を生成し、その画像に第二の画像をオーバレイした合成画像を生成するようにしても良い。これによれば、第三の画像の大局的な情報と、第二の画像と第三の画像との位置姿勢の関係の両方を同時に表す合成画像を生成できる効果がある。
【０１２９】
また、合成画像は一枚であるとは限られず、例えばユーザの操作などによって第二の画像と第三の画像とが交互に表示されるような仕組みを提供するようにしてもよい。また、第二の画像と第三の画像の位置関係を保ったまま、ユーザ操作などにより、異なる視点から観察できるように合成画像を生成するようにしても良い。また、上述した合成画像の生成処理を複数回行い、それぞれの合成処理によって得られた画像を更に合成した画像を生成するようにしてもよい。
【０１３０】
３．３．７  ステップＳ３１１（画像表示処理）
ステップＳ３１１において、画像表示装置１３０は情報処理装置１００の画像合成部１０６が生成した合成画像を表示する。画像表示装置１３０は読影用の医用モニタなどを用いても良いし、超音波画像撮影装置１２０に付帯しているモニタを画像表示装置として用いても良い。
【０１３１】
また、画像表示装置１３０に合成画像を表示するだけでなく、合成画像の表示は行わずに、合成画像を図２の医用画像記録装置２２０に記録したり、例えば紙媒体へ印刷するようにしてもよい。
【０１３２】
以上の説明から明らかなように、本実施形態では、超音波画像撮影装置を用いて撮影を行う際に、超音波プローブの撮影基準点が被検査者の体表に接することに着目した。そして、これを拘束条件として用いることで、位置合わせの座標変換パラメータの探索空間を限定する構成とした。
【０１３３】
この結果、本実施形態に係る情報処理装置１００によれば、医用画像と超音波画像の位置合わせを高精度かつ高速に行うことが可能となる。
【０１３４】
４．本実施形態の変形例１
上記実施形態では、被検査者の表面形状情報の中の１つを選択し、それに基づいて設定した初期座標変換を繰り返し計算する場合について説明したが、本発明はこれに限られない。例えば、ステップＳ３０４において、座標変換部１０４が、被検査者の表面形状の情報のすべて、もしくはその一部の複数の情報を選択し、複数の初期座標変換を設定するようにしてもよい。
【０１３５】
また、より単純な方法として、ステップＳ３０４で設定した複数の初期座標変換を、直接、座標変換の候補群とし、すなわちステップＳ３０５の処理を行わずに、ステップＳ３０６以降の処理を行うようにしてもよい。
【０１３６】
これらの方法によれば、初期座標変換の設定に起因する局所解への収束を回避できる可能性が高くなるという効果がある。
【０１３７】
また、さらに単純な方法として、ステップＳ３０９の判定処理を行わず、座標変換パラメータの候補群の中から最大の類似度が得られる座標変換パラメータを求めるステップＳ３０８の処理の結果に基づいて、ステップＳ３１０の処理を行うようにしてもよい。
【０１３８】
この方法によれば、上記の効果に加えて、さらに、位置合わせ処理の処理時間を短縮できるという効果がある。
【０１３９】
５．本実施形態の変形例２
上記実施形態では、１つの医用画像（第一の画像）と超音波画像（第二の画像）との位置合わせを行う場合について説明したが、本発明はこれに限られず、以下のような手順により位置合わせを行うようにしてもよい。
【０１４０】
具体的には、まず、２つの医用画像（第一の画像と第四の画像）を予め撮影し、それらの間の座標変換（第一の変換）パラメータを予め求めておく。そして、第一の画像と超音波画像（第二の画像）とを対象として、上記実施形態で説明した方法で座標変換（第二の変換）パラメータを求める。そして、第一の変換にさらに第二の変換を施すことで第四の画像と第二の画像との間の座標変換（第三の変換）パラメータを求める。
【０１４１】
これにより、第一の画像、第二の画像および第四の画像の間の相互の座標変換パラメータを得ることができ、それぞれを対応付けた観察を行うことが可能となる。この方法によれば、例えば第四の画像に被検査者の表面が写っていなかったり、被検査者の表面位置の検出が困難な場合であっても、超音波画像と医用画像との位置合わせを行うことができるという効果がある。
【０１４２】
６．本実施形態の変形例３
上記実施形態では、１つの医用画像（第一の画像）と１つの超音波画像（第二の画像）との位置合わせを行う場合について説明したが、本発明はこれに限られない。例えば、第二の画像が時系列など複数の超音波画像であり、この画像列に対して連続して位置合わせ処理を行うようにしても良い。
【０１４３】
この場合、時系列で直前もしくはそれよりも以前に撮影した超音波画像に対して上記実施形態で説明した方法で位置合わせを行い、その結果を用いて次の画像に対する位置合わせ処理を行うように構成することとなる。例えば、前回の位置合わせ処理の結果を次の位置合わせ処理の初期値として用いるようにしても良い。
【０１４４】
この方法によれば、連続する超音波画像列同士の撮影位置が互いに近い場合に、位置合わせの真値に近い初期値から処理を開始できるため、繰り返し処理の回数が省略できるなどの効果が期待できる。
【０１４５】
また、この処理は撮影した時間の順に対して順方向に処理を行う必要はなく、例えば時系列の超音波画像を蓄積して、撮影順とは逆順に上記の処理を行っても良い。または撮影順に対して順方向と逆方向の両方の処理を行って夫々の結果を比較できるようにしても良い。これによれば、位置合わせ処理の安定化や失敗の検出などを行えるようになる効果がある。
【０１４６】
７．本実施形態の変形例４
上記実施形態では、医用画像（第一の画像）を座標変換した第三の画像を生成し、第三の画像と超音波画像（第二の画像）との類似度を用いて位置合わせを行う場合について説明したが、本発明はこれに限定されない。
【０１４７】
例えば、図１０に示すように超音波画像（第二の画像）を座標変換した画像を第三の画像とし、第一の画像と第三の画像との類似度を大きくするように位置合わせを行うようにしても良い。その場合、ステップＳ３０６において、座標変換部１００４は、超音波画像（第二の画像）に対して、ステップＳ３０５で求めた夫々の座標変換パラメータの候補に基づいて、座標変換を行うことになる。
【０１４８】
この結果、超音波画像（第二の画像）のデータ量が医用画像（第一の画像）のデータ量よりも小さい場合に、より少ない計算量で両画像の位置合わせを行うことが可能となる。
【０１４９】
８．本実施形態の変形例５
上記実施形態では、撮影基準点６０１の位置と被検査者の表面５０３の位置とが一致することを拘束条件として、位置合わせを行う場合について説明した。しかしながら、本発明は、第一の画像上における被検査者の表面の形状に係る情報と、第二の画像上における超音波プローブの位置および／または姿勢に係る情報との間に成り立つ位置関係を利用するものであれば、これに限定されるものではない。
【０１５０】
例えば、第二の画像上におけるプローブの撮影基準点を第一の画像上における被検査者の表面位置に近づけるような項を組み込んだ評価関数を用いて位置合わせを行うように構成してもよい。
【０１５１】
具体的には、（数１５）のように撮影基準点６０１と被検査者の表面５０３の位置との距離をペナルティとして、ステップＳ３０６で算出した類似度から差し引いたり、割り引いたりすることにより位置合わせを行うことができる。
【０１５２】
【数１５】
2010131269.tif 000017
【０１５３】
ここで、ＣはステップＳ３０６で算出するペナルティを考慮する前の類似度、Ｃ’はペナルティを考慮した類似度、αはペナルティの重みを決める定数である。
【０１５４】
なお、ここでは、撮影基準点６０１と被検査者の表面５０３の位置との距離をペナルティとする場合について説明したが、本発明はこれに限らず、例えば、超音波発射方向６０２と被検査者の表面５０３の各位置での法線方向とのずれをペナルティとしてもよい。また、撮影基準点６０１と被検査者の表面５０３の位置との距離に基づくペナルティと、超音波発射方向と法線方向とのずれに基づくペナルティとを組み合わせた新しいペナルティを求めて、（数１５）と同様の計算を行うようにしても良い。
【０１５５】
この結果、撮影基準点と被検査者の表面位置とが一致するという拘束条件を緩和し、より柔軟な位置合わせが可能となる。
【０１５６】
９．本実施形態の変形例６
上記実施形態では、被検査者の表面位置を点群として求める場合について説明したが、本発明はこれに限定されない。例えば、医用画像（第一の画像）に対して画像処理を施すことにより被検査者の表面らしさを求め、その結果に基づいてステップＳ３０４および（または）ステップＳ３０５における座標変換パラメータの設定を変更するように構成しても良い。
【０１５７】
具体的には、例えば、上記変形例５で説明した、撮影基準点と表面位置との距離に基づくペナルティの算出において、上記の表面らしさの度合いを考慮した算出を行うように構成しても良い。
【０１５８】
かかる構成により、医用画像（第一の画像）から被検査者の正確な表面位置を検出することが困難な場合においても、表面さしさの算出値に応じて適当な位置合わせ処理を行うことが可能となる。
【０１５９】
１０．本実施形態の変形例７
上記実施形態では、超音波画像（第二の画像）が２次元断層像である場合について説明したが、本発明はこれに限らない。例えば、超音波画像撮影装置１２０により撮影された３次元画像であってもよい。この場合、第二の画像の情報量が多くなるため、より正確な位置合わせを行うことが可能となり、画像診断においてより有効な合成画像を提示することが可能となる。
【０１６０】
１１．本実施形態の変形例８
上記実施形態では、第二の画像が超音波画像である場合について説明したが、本発明はこれに限られず、撮影対象物の内部を撮影する際に、当該撮影対象物の表面位置により何らかの拘束を受ける撮影方式により撮影された撮影画像であれば何でも良い。
【０１６１】
例えば、撮影対象物に対してレーザ光を照射し、撮影対象物内部から発せられる音響信号をプローブによって受信することにより、該音響信号に基づいて生成されたＰＡＴ（Photo Acoustic Tomography）画像などであってもよい。
【０１６２】
１２．本実施形態の変形例９
上記実施形態では、情報処理装置１００が表面位置検出部１０３を備える場合について説明したが、本発明はこれに限らない。例えば、表面位置検出部１０３と同様の機能をもつ装置を情報処理装置１００とは別体として構成し、情報処理装置１００は、該装置により検出された表面位置を取得する構成としてもよい。
【０１６３】
１３．本実施形態の変形例１０
上記実施形態では、座標変換パラメータの推定値に対して数種類の微小変化を与えた座標変換の候補群を生成し、その候補群の中から類似度が最大となる候補を選択して更新する場合について説明したが、本発明はこれに限られない。
【０１６４】
例えば、座標変換パラメータの推定値において、６個のパラメータのそれぞれが類似度に与える影響を測り、それに基づき類似度が大きくなるように座標変換パラメータを更新する構成としてもよい。
【０１６５】
この場合、現時点での座標変換パラメータの推定値を（数１６）のように表現したとすると、ステップＳ３０５において、それらの微小な変化を与えた座標変換候補群を、例えば（数１７）を用いて生成することができる。
【０１６６】
【数１６】
2010131269.tif 000018
【０１６７】
【数１７】
2010131269.tif 000019
【０１６８】
そして、この座標変換の候補群Ｐ１＋，Ｐ１−・・・Ｐ６−に対して、上記実施形態で説明したように、ステップＳ３０６において座標変換を行い、ステップＳ３０７において各候補に対する類似度を算出する。
【０１６９】
本変形例では、さらにステップＳ３０７において、各候補の類似度に基づいて各パラメータが類似度に与える影響を（数１８）のように求める。
【０１７０】
【数１８】
2010131269.tif 000020
【０１７１】
ここで、Ｃｐ１＋、Ｃｐ１−、Ｃｐ２＋、・・・、Ｃｐ６−は、ステップＳ３０７において算出した添え字で表す座標変換候補に係る類似度の値である。
【０１７２】
ステップＳ３０８では、上記実施形態で説明したように類似度が最大となる候補を選択することに加え、さらに（数１９）のように現時点における座標変換の推定値ｐをｐ'に更新する。
【０１７３】
【数１９】
2010131269.tif 000021
【０１７４】
ここで、αは更新の大きさを決めるスカラの定数値である。
【０１７５】
かかる方法によれば、より少ない繰り返し回数で類似度の高い座標変換パラメータを推定することが可能となる。
【０１７６】
なお、同様の効果を得るために、滑降シンプレックス法やパウエル法などを用いるようにしてもよい。これらの方法を用いた場合も、上記と同様に類似度の算出結果等に基づいて座標変換の候補の生成と、座標変換候補の更新を行うことが可能である。
【０１７７】
［第２の実施形態］
上記第１の実施形態では、超音波画像と医用画像との位置合わせを、各画像内の画像情報に基づいて行うこととしたが、本発明はこれに限定されない。該画像情報に加えて、更に超音波プローブの位置・姿勢を計測することにより得られた計測結果を用いて、座標変換パラメータを算出するように構成してもよい。以下、本実施形態の詳細について説明する。
【０１７８】
１．情報処理装置の機能構成
図１１は、本実施形態に係る情報処理装置１１００の機能構成を示す図である。情報処理装置１１００は医用画像撮影装置１１１０、超音波画像撮影装置１１２０、および位置姿勢計測装置１１４０と接続されている。
【０１７９】
医用画像撮影装置１１１０は、例えばＸ線ＣＴやＭＲＩなどで、被検査者の内部の医用画像を撮影する装置である。超音波画像撮影装置１１２０は不図示の超音波プローブを被検査者に接するようにして、被検査者の内部の第二の領域を超音波により撮影する装置である。位置姿勢計測装置１１４０（第３の取得手段）は、超音波画像撮影装置１１２０がもつ不図示の超音波プローブに装着され、超音波プローブの位置姿勢を計測する。
【０１８０】
医用画像取得部１１０１は、医用画像撮影装置１１１０が撮影した被検査者の医用画像（第一の画像）を取得する。表面位置検出部１１０３は、第一の画像を処理して被検査者の表面位置を検出し、その位置情報を第一の座標系の位置座標で生成する。
【０１８１】
座標変換部１１０４は、表面位置検出部１１０３が生成した位置情報と、後に説明する類似度算出部１１０５の出力値に基づいて、第一の画像を第二の座標系へ座標変換した第二の画像を生成する。
【０１８２】
超音波画像取得部１１０２は、超音波画像撮影装置１１２０が撮影した超音波画像（第三の画像）を取得する。類似度算出部１１０５は第二の画像と第三の画像との類似度を算出する。
【０１８３】
画像合成部１１０６は第二の画像と第三の画像とを取得し、これらの画像を合成した合成画像を生成する。画像表示装置１１３０は、情報処理装置１１００の画像合成部１１０６から合成画像を取得して表示する。
【０１８４】
２．情報処理装置のハードウェア構成
図１２は、本実施形態に係る情報処理装置１１００のハードウェア構成及び、情報処理装置を備える情報処理システム１２００のネットワーク構成を示す図である。図１２に示すように、情報処理システム１２００は、上記第１の実施形態で説明した図２のネットワーク構成とほぼ同様であるが、位置姿勢計測装置１１４０が加わっている点が相違する。
【０１８５】
位置姿勢計測装置１１４０は超音波画像撮影装置１１２０がもつ不図示の超音波プローブに装着され、超音波プローブの位置姿勢を計測する。位置姿勢計測装置１１４０は、例えば米国Ｐｏｌｈｅｍｕｓ社のＦＡＳＴＲＡＫ等によって構成される。ただし、位置姿勢計測装置１１４０は位置姿勢が計測できるのであれば、どのように構成されていてもよい。
【０１８６】
位置姿勢計測装置１１４０は、さらに、情報処理装置１１００がもつ共通バス２１９と接続され、情報処理装置１１００は超音波プローブの位置姿勢計測の結果を取得することができる。
【０１８７】
このように、本実施形態に係る情報処理装置１１００は、第１の実施形態と比べて超音波プローブの位置姿勢を計測する位置姿勢計測装置からの計測結果を取得する点に違いがある。本実施形態によれば、超音波プローブの位置姿勢を計測した計測結果を用いて、位置合わせの初期値を設定したり、被検査者の変形などを補正したりすることにより、より高度な位置合わせを行うことが可能となる。
【０１８８】
３．超音波プローブ及び位置姿勢計測装置の詳細
図１３は、超音波画像撮影装置１１２０を構成する超音波プローブと位置姿勢計測装置１１４０の詳細を示す図である。図１３に示すように、超音波プローブ１３００は被検査者の表面１３０３に対して、プローブ表面１３０１に接するようにして使用される。
【０１８９】
プローブ表面１３０１からは超音波ビーム１３０２が被検査者に対して発射され、その超音波が被検査者の内部で反射した音響信号を超音波プローブ１３００が受信することにより被検査者内部の超音波画像を取得することができる。
【０１９０】
１３０４は、位置姿勢計測装置１１４０を構成する位置姿勢計測装置本体であり、位置姿勢計測センサ１３０５およ位置姿勢計測ステーション１３０６とを備える。
【０１９１】
位置姿勢計測ステーション１３０６は計測空間中に固定されている。位置姿勢計測センサ１３０５は、超音波プローブ１３００に固定して装着され、ユーザなどによる超音波プローブ１３００の動きと連動して動くように構成されているものとする。
【０１９２】
位置姿勢計測装置本体１３０４は位置姿勢計測ステーション１３０６と、位置姿勢計測センサ１３０５との間でデータの送受信を行い、位置姿勢計測ステーション１３０６を基準とした位置姿勢計測センサ１３０５の相対的な位置姿勢を計測する。
【０１９３】
位置姿勢計測装置１１４０として磁気式のセンサを用いる場合、位置姿勢計測ステーション１３０６は、磁気を発生させる磁場発生装置（トランスミッタ）によって構成される。また、位置姿勢計測センサ１３０５は、磁気の強度を計測する磁気センサによって構成される。そして、位置姿勢計測ステーション１３０６が発生する磁気を、位置姿勢計測センサ１３０５が計測することにより、両者の間の相対的な位置姿勢の計測を行うことが可能となっている。なお、上記の方法は、磁場発生装置と磁気センサの構成が逆であっても同様の機能が得られる。
【０１９４】
また、位置姿勢計測装置１１４０は、光学式のセンサによって構成してもよい。例えば、赤外線などの発光体や反射体からなる複数個のマーカによって構成されるリジッドボディを超音波プローブ１３００に装着し、計測空間中に設置したカメラなどの撮像装置でこれを撮影することで、このリジッドボディの位置と姿勢を計測してもよい。また、撮影装置を超音波プローブ１３００に固定して装着して、空間中に設置したマーカを撮影することによって、撮影装置の位置と姿勢を計測することもできる。なお、本実施形態における図１１の位置姿勢計測装置１１４０は上記の非接触方式の計測方法に限らず、どのような計測方法を用いても良い。
【０１９５】
本発明は、第一の座標系で撮影された医用画像（第一の画像）と第三の座標系で撮影された超音波画像（第三の画像）との位置合わせに関するものである。
【０１９６】
４．第一の座標系と第三の座標系との位置関係についての説明
図１４は、第一の座標系および第三の座標系、ならびに位置合わせ処理に関係するその他の座標系の関係を説明した図である。図１４において、第一の座標系１４０１は医用画像（第一の画像）の基準となる座標系である。計測ステーション座標系１４０２は図１３の位置姿勢計測ステーション１３０６を基準とし、超音波画像撮影装置１１２０が撮影を行う実際の空間上に定義される座標系である。
【０１９７】
本実施形態における計測ステーション座標系１４０２は、実空間において固定された座標系であるものとする。計測センサ座標系１４０３は、図１３の位置姿勢計測センサ１３０５を基準とした座標系である。本実施形態では図１３で説明したように超音波プローブ１３００に固定して装着するものとする。したがって、計測センサ座標系１４０３はユーザ操作などによる超音波プローブの移動・回転に伴って実空間上で基準が移動する座標系である。第三の座標系１４０４は、図１３のプローブ表面１３０１に対応する位置に原点をもつ超音波画像（第三の画像）上の基準座標系である。
【０１９８】
第一の座標変換１４１１は、計測ステーション座標系１４０２から第一の座標系１４０１への座標変換である。この座標変換は、計測ステーション座標における被検査者の位置姿勢と、第一の画像における被検査者の撮影画像の位置との関係を表す座標変換である。この座標変換は、例えばユーザによる入力操作によって暫定的に決めるようにしてもよい。
【０１９９】
第二の座標変換１４１２は、計測センサ座標系１４０３から計測ステーション座標系１４０２への座標変換である。この座標変換は、図１１の位置姿勢計測装置１１４０によって計測される位置姿勢を表す座標変換であり、位置姿勢計測装置１１４０が取得する位置姿勢の計測値に基づいて算出される。したがって、本実施形態においてもその値をそのまま使うものとして説明する。
【０２００】
第三の座標変換１４１３は、第三の座標系１４０４から計測センサ座標系１４０３への座標変換である。この座標変換は、図１３のプローブ表面１３０１と超音波ビーム１３０２の発射方向および位置姿勢計測センサ１３０５に関係し、超音波画像（第三の画像）中における画像座標と、計測センサ座標系１４０３との関係によって決められる。
【０２０１】
この座標変換は、例えば、既知形状の物体の表面に図１３のプローブ表面１３０１を接触させた時の位置姿勢計測装置の計測結果を利用して決めることもできる。また、位置姿勢計測センサ１３０５とプローブ表面１３０１の位置姿勢の関係を物理的に直接計測した結果によって決めることもできる。
【０２０２】
第四の座標変換１４１４は、第三の座標系１４０４から第一の座標系１４０１への座標変換である。この座標変換は、前記の座標変換の合成として（数２０）のように表すことができる。
【０２０３】
【数２０】
2010131269.tif 000022
【０２０４】
第五の座標変換１４１５は、第一の座標系１４０１から第三の座標系１４０４への座標変換である。この座標変換は、座標変換１４１４の逆変換であり、（数２１）のように表すことができる。
【０２０５】
【数２１】
2010131269.tif 000023
【０２０６】
以上の座標変換の中で、第一の座標変換１４１１は、例えばユーザによる入力操作によって暫定的に決めるとしたが、現実には超音波画像撮影装置１１２０におけるプローブの圧力や被検査者自身の体動などにより誤差が生じることがある。
【０２０７】
また、第二の座標変換１４１２は、位置姿勢計測装置の計測値により決める説明したが、現実にはこの計測値には計測誤差が混入する場合がある。
【０２０８】
また、第三の座標変換１４１３は、事前に校正を行うことで設定すると説明したが、現実にはこの校正結果には誤差が含まれる場合がある。また、超音波画像撮影装置による撮影の最中に、計測センサと超音波プローブの位置姿勢の関係が変化し、それが誤差となる場合もある。
【０２０９】
したがって、これらの座標変換を合成した第五の座標変換１４１５にも誤差が含まれることがある。本実施形態では、後に説明する位置合わせ処理によって第五の座標変換１４１５を補正することで、第一の座標系から第三の座標系への真の座標変換を推定する。
【０２１０】
５．位置合わせ処理の流れ
図１５は、本実施形態に係る情報処理装置１１００における位置合わせ処理の流れを示すフローチャートである。図１５の、ステップＳ１５０１からステップＳ１５１０の各処理ステップは、図３で説明した第１の実施形態のステップＳ３０１からステップＳ３１０の処理内容と同様のものが多く含まれる。このため、以下では、第１の実施形態と異なる処理を行う部分についてのみ説明を行う。
【０２１１】
５．１  ステップＳ１５０３（超音波画像・位置姿勢計測結果の取得処理）
ステップＳ１５０３において、図１１の計測値取得部１１０７は、図１４で示した座標変換１４１２を取得する。ここで、第一の座標変換１４１１および第三の座標変換１４１３には、予め暫定的な値が設定されているから、それらを用いて第五の座標変換１４１５は（数２１）により暫定的に求めることができる。以後、図１１の計測値取得部１１０７から（数２１）に示したＴ３Ｄ→ｐｒｏｂｅの値が直接得られるものとして説明する。
【０２１２】
また、ステップＳ１５０３では、上記の処理を行うと共に、超音波画像取得部１１０２が超音波画像撮影装置１１２０が撮影した被検査者の超音波画像を取得する。この処理は第１の実施形態におけるステップＳ３０３と同様であるため説明は省略する。
【０２１３】
５．２  ステップＳ１５０４（初期座標変換の設定処理）
ステップＳ１５０４において、図１１の座標変換部１１０４は、第１の実施形態と同様に第一の座標系から第二の座標系への初期座標変換Ｔｉｎｉｔを設定する。本実施形態では、この第二の座標系を第三の座標系に近づける（または一致させる）処理、すなわち位置合わせ処理を行う。この初期座標変換の設定方法について図１６を用いて説明する。
【０２１４】
図１６において、表面位置座標群１６００は、ステップＳ１５０２で検出した第一の座標系における被検査者の表面位置の座標群であり、ｘｓｉ＝（ｘｓｉ，ｙｓｉ，ｚｓｉ）Ｔ，１≦ｉ≦Ｎと表記する。
【０２１５】
計測座標１６０１は、ステップＳ１５０３で取得した超音波プローブの被検査者に接する点の位置座標であり、ｘｐｒｏｂｅ＝（ｘｐｒｏｂｅ，ｙｐｒｏｂｅ，ｚｐｒｏｂｅ）Ｔと表記する。ここでｘｐｒｏｂｅは、（数２０）により第三の座標系の原点を第一の座標系に座標変換したものとする。
【０２１６】
本実施形態において、初期座標変換Ｔｉｎｉｔは、例えば以下の手順によって設定することができる。
【０２１７】
まず、第一の座標系において被検査者の表面位置座標群１６００の中から、プローブ表面の計測座標１６０１と最も距離の近い表面位置座標１６０２を選択する。
【０２１８】
この選択は、表面位置座標群１６００の全ての位置座標に対して計測座標１６０１との距離を計算し、最も距離が小さいものを求めることにより行うことができる。なお、選択された表面位置座標１６０２をｘｎｅａｒ＝（ｘｎｅａｒ，ｙｎｅａｒ，ｚｎｅａｒ）Ｔとする。
【０２１９】
ここで表面位置座標群１６００が無限小の間隔で無限個の数だけ検出されていて、医用画像撮影時と超音波画像撮影時とで被検査者の体動や表面形状の変形などが無く、理想的な状態を仮定すればｘｐｒｏｂｅとｘｎｅａｒは同一の値となる。
【０２２０】
しかし、現実には種々の要因によってｘｐｒｏｂｅとｘｎｅａｒは異なる値となる場合がある。図１６の計測座標１６０１と表面位置座標１６０２の位置のずれはそれを示している。本実施形態ではこのずれ量のベクトルｖ＝ｘｎｅａｒ−ｘｐｒｏｂｅを用いて座標変換１４１１を（数２２）のように補正する。そして、それを用いて合成した座標変換を（数２３）のように計算して、これを初期座標変換Ｔｉｎｉｔとして設定する。
【０２２１】
【数２２】
2010131269.tif 000024
【０２２２】
【数２３】
2010131269.tif 000025
【０２２３】
上記の方法によれば、座標変換Ｔ３Ｄ→ｐｒｏｂｅに含まれる並進成分の誤差を補正した座標変換を初期値として設定することができる効果がある。
【０２２４】
また、初期座標変換の設定方法はこれに限らず、例えば被検査者の表面形状を求めて、その形状と超音波の発射方向との関係から初期座標変換を設定する方法も考えられる。
【０２２５】
この場合、例えば表面位置座標群１６００から、被検査者の表面形状をポリゴンパッチなどにより生成し、その各ポリゴンパッチの法線方向と位置姿勢計測値の姿勢成分とのマッチングによって設定する方法が考えられる。
【０２２６】
このマッチングは、例えば、超音波の発射方向と被検査者の表面の法線方向が現実には一致しているものと仮定する。そして、各ポリゴンパッチの法線方向と、位置姿勢計測値の回転成分から求められる超音波の発射方向との内積を計算する。
【０２２７】
そして、この内積の値が最も大きいポリゴンパッチを選択し、そのポリゴンパッチの法線方向と超音波の発射方向とが一致するように初期座標変換Ｔｉｎｉｔの回転成分を設定する。この場合、座標変換Ｔ３Ｄ→ｐｒｏｂｅに含まれる回転成分の誤差を補正した座標変換を初期値として設定することができるといった効果がある。
【０２２８】
また、上記の方法を組み合わせた方法も本発明の一つの実施形態となる。例えば、図１６の計測座標１６０１と被検査者の表面位置座標群１６００との距離を算出する。そして、各表面位置座標群１６００に関してその周辺における表面形状の法線方向と超音波の発射方向との内積を算出する。そして、それらを組み合わせた（数２４）のような評価に基づき、この値が最も高くなる表面位置座標ｘｎｅａｒを選択する。そして、選択した表面位置座標ｘｎｅａｒとその周辺の表面形状の法線方向に基づいて初期座標変換Ｔｉｎｉｔを設定することができる。
【０２２９】
【数２４】
2010131269.tif 000026
【０２３０】
ここで、ｖｉは表面位置座標群１６００のｉ番目の周辺のポリゴンパッチの法線方向の単位ベクトル、ｖｐｒｏｂｅは超音波の発射方向の単位ベクトルである。これによれば、被検査者の表面位置と表面形状の両方を考慮した、より確からしい座標変換を初期値として設定できる効果がある。
【０２３１】
以上の説明から明らかなように、本実施形態では、実空間上において超音波プローブの撮影基準点が被検査者の体表に接することを拘束条件として用いつつ、位置計測結果の誤差を補正する構成とした点に特徴がある。
【０２３２】
この結果、本実施形態に係る情報処理装置１１００によれば、超音波プローブの位置姿勢の計測値等に含まれるの誤差の影響を補正しつつ、医用画像と超音波画像の位置合わせを高速に行うことが可能となる。
【０２３３】
６．本実施形態の変形例１
本実施形態の説明では、図１４で定義した各座標系の間の関係、すなわち座標変換に関して、剛体変換で表現する場合を例として説明したが、本発明はこれに限らない。例えば、ステップＳ１５０３で取得した位置姿勢の計測値が、実空間に対して精度良く得られている場合には、被検査者の表面位置座標１６０２と、プローブ表面の計測座標１６０１の位置のずれが、プローブの圧力による変形とみなすことができる。この変形量を考慮した位置合わせを行う場合について、以下に説明する。
【０２３４】
本変形例は、本実施形態で説明したステップＳ１５０４からステップＳ１５０６の処理を以下の処理に置き換えることで実現される。
【０２３５】
まず、ステップＳ１５０４では、本実施形態の処理と同様に、プローブ表面位置の計測座標１６０１と被験者の最近傍の表面位置座標１６０２の対応づけを行う。そして、この二つの座標のずれを剛体変換ではなく、例えば、ＦＦＤ（Ｆｒｅｅ  Ｆｏｒｍ  Ｄｅｆｏｒｍａｔｉｏｎ）法を用いた変形位置合わせを行う。なお、ＦＦＤ法の詳細は、例えば、下記の文献（以下、非特許文献２と称す）に開示されている。
・Ｔ．Ｗ  Ｓｅｄｅｒｂｅｒｇ著  “Ｆｒｅｅ−ｆｏｒｍ  ｄｅｆｏｒｍａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｓｏｌｉｄ  ｇｅｏｍｅｔｒｉｃ  ｍｏｄｅｌｓ”（Ｐｒｏｃ。  ＳＩＧＧＲＡＰＨ’８６，ｖｏｌ．２０，ｎｏ．４  ｐｐ．１５１−１６０，１９８６）。
【０２３６】
例えば、図１７の（ａ）に示すように対応付けされた第一の座標系における被検査者の表面位置座標１６０２を基準として、メッシュ上の初期制御点群１７０１を配置する。そして、その制御点群を第一の座標系におけるプローブ表面の計測座標１６０１に基づいて移動させ、更新後の制御点群１７０２を得る。
【０２３７】
すなわち、第２の実施形態のステップＳ１５０４では、剛体変換のパラメータを設定するとしたが、本変形例では上記制御点群の移動量を座標変換のパラメータとするものである。
【０２３８】
そして、ステップＳ１５０５において、各制御点を微小に移動させた複数の座標変換パラメータの候補群を生成する。この候補群は全ての制御点のそれぞれについて微小に移動させたものであっても良いし、制御点を配置する際に基準とした表面位置座標１６０２の周辺の制御点だけを移動させるようにしても良い。
【０２３９】
そして、ステップＳ１５０６において座標変換部１１０４はこの制御点の移動量に基づく非線形の座標変換を行う。この座標変換は、上記非特許文献２によればＢ−Ｓｐｌｉｎｅによる補間処理を用いて第一座標系における第一の画像に非線形変換を施し、第二の座標系における第二の画像を生成することができる。
【０２４０】
この方法によれば、プローブの圧力などによる被検査者の空間的に非線形な変形に対して精度の高い位置合わせを行える効果がある。
【０２４１】
また、非線形な変形を伴う座標変換の方法はこれに限らず、例えば、Ｔｈｉｎ−Ｐｌａｔｅ  Ｓｐｌｉｎｅ（ＴＰＳ）の手法を用いることもできる。なお、ＴＰＳの手法は、下記の文献（以下、非特許文献３と称す）に開示されている。
・Ｆｒｅｄ  Ｌ．Ｂｏｏｌｓｔｅｉｎ著  “Ｐｒｉｎｃｉｐａｌ  Ｗａｒｐｓ：Ｔｈｉｎ−Ｐｌａｔｅ  Ｓｐｌｉｎｅｓ  ａｎｄｔｈｅ  Ｄｅｃｏｍｐｏｓｉｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｄｅｃｏｒｍａｔｉｏｎ”（ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎ  ｏｎ  Ｐａｔｔｅｒｎ  Ａｎａｌｙｓｉｓ  ａｎｄ  Ｍａｃｈｉｎｅ  Ｉｎｔｅｌｌｉｇｅｎｃｅ．Ｖｏｌ．１１，Ｎｏ．６，１９８９）。
【０２４２】
また、これ以外にも有限要素法（ＦＥＭ：Ｆｉｎｉｔ  Ｅｌｅｍｅｎｔ  Ｍｅｔｈｏｄ）を用いて、被検査者の変形量を推定して第一の座標系から第二の座標系への座標変換を求めることもできる。この方法によれば、プローブの圧力による被検査者の変形を物理的に高い精度で推定できる効果がある。
【０２４３】
また、これらに限らずいかなる座標変換の方法を用いた実施形態も本発明の一つの実施形態となりうる。
【０２４４】
［他の実施形態］
なお、本発明は、複数の機器（例えばホストコンピュータ、インタフェース機器、リーダ、プリンタなど）から構成されるシステムに適用しても、一つの機器からなる装置（例えば、複写機、ファクシミリ装置など）に適用してもよい。
【０２４５】
また、本発明の目的は、前述した実施形態の機能を実現するソフトウェアのプログラムコードを記録したコンピュータ読取可能な記憶媒体を、システムあるいは装置に供給するよう構成することによっても達成されることはいうまでもない。この場合、そのシステムあるいは装置のコンピュータ（またはＣＰＵやＭＰＵ）が記憶媒体に格納されたプログラムコードを読出し実行することにより、上記機能が実現されることとなる。なお、この場合、そのプログラムコードを記憶した記憶媒体は本発明を構成することになる。
【０２４６】
プログラムコードを供給するための記憶媒体としては、例えば、フロッピ（登録商標）ディスク、ハードディスク、光ディスク、光磁気ディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、ＣＤ−Ｒ、磁気テープ、不揮発性のメモリカード、ＲＯＭなどを用いることができる。
【０２４７】
また、コンピュータが読出したプログラムコードを実行することにより、前述した実施形態の機能が実現される場合に限られない。例えば、そのプログラムコードの指示に基づき、コンピュータ上で稼働しているＯＳ（オペレーティングシステム）などが実際の処理の一部または全部を行い、その処理によって前述した実施形態の機能が実現される場合も含まれることは言うまでもない。
【０２４８】
さらに、記憶媒体から読出されたプログラムコードが、コンピュータに挿入された機能拡張ボードやコンピュータに接続された機能拡張ユニットに備わるメモリに書込まれた後、前述した実施形態の機能が実現される場合も含まれる。つまり、プログラムコードがメモリに書込まれた後、そのプログラムコードの指示に基づき、その機能拡張ボードや機能拡張ユニットに備わるＣＰＵなどが実際の処理の一部または全部を行い、その処理によって実現される場合も含まれる。
【図面の簡単な説明】
【０２４９】
【図１】第１の実施形態に係る情報処理装置１００の機能構成を示す図である。
【図２】第１の実施形態に係る情報処理装置１００のハードウェア構成及び、情報処理装置を備える情報処理システム２００のネットワーク構成を示す図である。
【図３】情報処理装置１００における位置合わせ処理の流れを示すフローチャートである。
【図４】３次元医用画像から撮影対象物の表面の位置を検出する処理を説明するための図である。
【図５】超音波画像撮影装置１２０が被検査者を撮影する様子を示す図である。
【図６】超音波画像撮影装置１２０が撮影した超音波画像の一例を示す図である。
【図７】異なる座標系でそれぞれ撮影された画像の位置合わせを説明するための模式図である。
【図８】初期座標変換の設定処理を説明するための図である。
【図９】画像合成処理を説明するための図である。
【図１０】第１の実施形態に係る情報処理装置１００の変形例における機能構成を示す図である。
【図１１】第２の実施形態に係る情報処理装置１１００の機能構成を示す図である。
【図１２】第２の実施形態に係る情報処理装置１１００のハードウェア構成及び、情報処理装置を備える情報処理システム１２００のネットワーク構成を示す図である。
【図１３】超音波画像撮影装置１１２０を構成する超音波プローブと位置姿勢計測装置１１４０の詳細を示す図である。
【図１４】第一の座標系および第三の座標系、ならびに位置合わせ処理に関係するその他の座標系の関係を説明した図である。
【図１５】情報処理装置１１００における位置合わせ処理の流れを示すフローチャートである。
【図１６】初期座標変換の設定処理を説明するための図である。
【図１７】第２の実施形態に係る情報処理装置１１００の変形例による位置合わせ処理を説明するための図である。
【図１】
2010131269.tif 000027
【図２】
2010131269.tif 000028
【図３】
2010131269.tif 000029
【図４】
2010131269.tif 000030
【図５】
2010131269.tif 000031
【図６】
2010131269.tif 000032
【図７】
2010131269.tif 000033
【図８】
2010131269.tif 000034
【図９】
2010131269.tif 000035
【図１０】
2010131269.tif 000036
【図１１】
2010131269.tif 000037
【図１２】
2010131269.tif 000038
【図１３】
2010131269.tif 000039
【図１４】
2010131269.tif 000040
【図１５】
2010131269.tif 000041
【図１６】
2010131269.tif 000042
【図１７】
2010131269.tif 000043