醫(yī)學(xué)4d成像中的運動自適應(yīng)可視化的制作方法
【專利摘要】本發(fā)明涉及一種圖像重建裝置(10)，其包括：接收單元(60)，其用于接收從對象(12)的身體部分的掃描得到的隨時間的3D醫(yī)學(xué)圖像的3D圖像序列(56)；選擇單元(64)，其用于選擇所述3D圖像序列(56)的所述3D醫(yī)學(xué)圖像中的至少一幅內(nèi)的局部感興趣點(76)；切片生成器(66)，其用于生成所述3D醫(yī)學(xué)圖像中的所述至少一幅的三個2D視圖平面(74)，其中，所述三個2D視圖平面(74)被布置為垂直于彼此并且在所選擇的感興趣點(76)中相交；以及跟蹤單元(68)，其用于確定所述3D圖像序列(56)內(nèi)的所述感興趣點(76)的隨時間的軌跡；其中，所述切片生成器(66)被配置為通過隨時間沿所述感興趣點(76)的所述軌跡自動調(diào)整所述2D視圖平面(74)的交點，來根據(jù)所述3D圖像序列(56)生成在所述2D視圖平面(74)中的2D圖像序列(72)。
【專利說明】
醫(yī)學(xué)4D成像中的運動自適應(yīng)可視化
技術(shù)領(lǐng)域
[0001]本發(fā)明總體上涉及醫(yī)學(xué)成像的領(lǐng)域。具體而言，本發(fā)明涉及用于根據(jù)三維(3D)圖像序列重建二維(2D)圖像序列的圖像重建裝置。本發(fā)明還涉及用于根據(jù)3D圖像序列重建2D圖像序列的對應(yīng)方法。另外，本發(fā)明涉及包括程序代碼模塊的計算機程序，所述程序代碼模塊用于令計算機執(zhí)行所述方法的步驟。本發(fā)明的示范性技術(shù)應(yīng)用是3D超聲成像的領(lǐng)域。然而應(yīng)當注意，本發(fā)明也可以用在除了超聲成像之外的醫(yī)學(xué)成像模態(tài)中，例如CT、MR或MRI。
【背景技術(shù)】
[0002]3D醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)，例如3D超聲成像系統(tǒng)是公知的。3D醫(yī)學(xué)成像已經(jīng)變得對于醫(yī)學(xué)診斷實踐而言重要。通過向放射科專家和醫(yī)師提供簡潔且相關(guān)的信息，3D醫(yī)學(xué)成像提高臨床生產(chǎn)率。3D醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)通常生成隨時間的醫(yī)學(xué)圖像序列。因此，這些系統(tǒng)有時也被稱為4D醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)，其中，時間域被認為是第四維。
[0003]對3D成像數(shù)據(jù)進行可視化需要一些采集后過程，以便最優(yōu)地利用圖像信息。不同于2D圖像序列，完整3D醫(yī)學(xué)圖像序列不能夠立即被可視化在屏幕上，并且被顯示的信息必須在被包含在3D體積中的全部體素之中來選擇。顯示3D圖像或者圖像序列的最常見的方式是體積繪制、最大強度投影和正交視圖。正交視圖包括顯示垂直于彼此布置的平面橫截面。
[0004]當對單個靜態(tài)3D體積進行可視化時，用戶能夠?qū)Ш酵ㄟ^3D體積圖像并且調(diào)節(jié)橫截面的位置以聚焦在一個或多個感興趣對象上。當考慮3D醫(yī)學(xué)圖像的序列的可視化時仍然有該需要。然而，時間域引入嚴重問題?？傮w而言，諸如器官、腫瘤、血管的感興趣對象在三維空間的所有方向上而非僅沿一個給定平面移動并且變形。這也被稱為截斷平面運動。
[0005]作為結(jié)果，這些感興趣結(jié)構(gòu)能夠跨導(dǎo)出的平面橫截面(正交視圖)移動進入或離開，使得能夠容易丟失其視野。
[0006]在觀看被播放的圖像序列的同時調(diào)節(jié)橫截面是非常不便的，雖說不是不可行。在離線可視化(當圖像序列已經(jīng)被預(yù)先記錄并且在采集之后被顯示時)的情況下，觀察者能夠分別在每個幀處人工調(diào)節(jié)橫截面的位置。然而，該任務(wù)將是乏味的并且甚至在實況可視化期間是不可能的。
[0007]因此，仍然有對這樣的正交視圖系統(tǒng)的改進的空間。
[0008]Schulz ,H.等人的文章 “Real-Time Interactive Viewing of 4D Kinematic MRJoint Studies”(Medical Image Computing and Computer-Assisted Intervent1n-MICCAI 2005，LNCS 3749，第467至473頁，2005年)公開了一種用于觀察4D運動學(xué)MRI數(shù)據(jù)集的演示器。其允許從任何觀察視角圖實時觀察任何用戶定義的解剖結(jié)構(gòu)。采用電影回放方式流暢地顯示移動通過圖像后處理實現(xiàn)，從而在圖像采集之后固定任何用戶定義的解剖結(jié)構(gòu)。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0009]本發(fā)明的目的是提供一種改進的圖像重建裝置和對應(yīng)的方法，其促進沿3D醫(yī)學(xué)圖像的時間序列對給定對象或感興趣區(qū)域的可視化。具體而言，本發(fā)明的目的是克服當從3D醫(yī)學(xué)圖像序列導(dǎo)出2D醫(yī)學(xué)圖像序列時的截斷平面運動的問題。
[0010]根據(jù)本發(fā)明的第一方面，提出了一種圖像重建裝置，其包括:
[0011]-接收單元，其用于接收從對象的身體部分的掃描得到的隨時間的3D醫(yī)學(xué)圖像的3D圖像序列；
[0012]-選擇單元，其用于選擇所述3D圖像序列的所述3D醫(yī)學(xué)圖像中的至少一幅內(nèi)的局部感興趣點；
[0013]-切片生成器，其用于生成所述3D醫(yī)學(xué)圖像中的所述至少一幅的三個2D視圖平面，其中，所述三個2D視圖平面被布置為垂直于彼此并且在所選擇的感興趣點中相交；以及
[0014]-跟蹤單元，其用于確定所述3D圖像序列內(nèi)的所述感興趣點的隨時間的軌跡；
[0015]其中，所述切片生成器被配置為通過隨時間沿所述感興趣點的所述軌跡自動調(diào)整所述2D視圖平面的交點來根據(jù)所述3D圖像序列生成在所述2D視圖平面中的2D圖像序列。
[0016]根據(jù)本發(fā)明的第二方面，提出了一種用于重建醫(yī)學(xué)圖像的方法，包括以下步驟:
[0017]-接收從對象的身體部分的掃描得到的隨時間的3D醫(yī)學(xué)圖像的3D圖像序列；
[0018]-選擇所述3D圖像序列的所述3D醫(yī)學(xué)圖像中的至少一幅內(nèi)的局部感興趣點；
[0019]-生成所述3D醫(yī)學(xué)圖像中的所述至少一幅的三個2D視圖平面，其中，所述三個2D視圖平面被布置為垂直于彼此并且在所選擇的感興趣點中相交;并且
[0020]-確定所述3D圖像序列內(nèi)的所述感興趣點的隨時間的軌跡；
[0021]-通過隨時間沿所述感興趣點的所述軌跡自動調(diào)整所述2D視圖平面的交點來根據(jù)所述3D圖像序列生成在所述2D視圖平面中的2D圖像序列。
[0022]根據(jù)第三方面，提出了一種包括程序代碼模塊的計算機程序，當在計算機上執(zhí)行所述計算機程序時，所述程序代碼模塊用于令計算機執(zhí)行上述方法的步驟。
[0023]在從屬權(quán)利要求中限定了本發(fā)明的優(yōu)選實施例。應(yīng)當理解，要求保護的方法和要求保護的計算機程序具有與要求保護的圖像重建裝置和如從屬權(quán)利要求中限定的相似和/或相同的優(yōu)選實施例。
[0024]應(yīng)當注意，本發(fā)明應(yīng)用于離線和實況可視化兩者。接收單元因此可以在離線模式中從任何類型的內(nèi)部或外部存儲單元接收3D圖像序列，或者其可以在實況可視化模式中直接從圖像采集單元，例如從超聲成像裝置接收3D圖像序列，這將從以下描述中變得更加顯而易見。
[0025]本發(fā)明的主要目的是自動跟蹤感興趣解剖結(jié)構(gòu)(在本文中也被表示為感興趣點)的隨時間的移動。正交視圖或者正交視圖序列被生成，其在所識別的感興趣點中相交。然而，該感興趣點不是3D圖像序列內(nèi)的靜止點。這意味著三個正交視圖或者正交視圖圖像序列的2D視圖平面未隨時間被放置在相對于絕對坐標系的恒定位置處，而是根據(jù)感興趣點的移動而被調(diào)整。換言之，三個生成的2D圖像序列(其示出3D圖像序列的垂直布置的2D視圖平面)總是示出在檢查中的解剖結(jié)構(gòu)的相同的橫截面，即使在檢查中的該解剖結(jié)構(gòu)(例如人的器官)隨時間移動，這通常是實踐中的情況。
[0026]一旦感興趣點被識別，其隨時間的移動被跟蹤，使得跟蹤單元可以確定3D圖像序列內(nèi)的感興趣點的隨時間的軌跡。感興趣點因此不是相對于絕對坐標系恒定的局部點，而是在檢查中的解剖結(jié)構(gòu)處、中或上的點或者區(qū)域。
[0027]所生成的2D視圖平面根據(jù)感興趣點的所確定的軌跡而被動態(tài)放置。因此2D視圖平面的位置隨時間相對于感興趣解剖結(jié)構(gòu)的位置保持恒定。換言之，本發(fā)明提出了在3D圖像序列的可視化期間自動地且動態(tài)地調(diào)整正交視圖的位置的方式，使得它們隨時間跟隨在檢查中的解剖結(jié)構(gòu)?？绺?D正交切片發(fā)生的通常引起的截斷平面運動因此可以得到補償。這在需要在可視化期間跟隨的在檢查中的解剖結(jié)構(gòu)具有復(fù)雜的拓撲結(jié)構(gòu)和非剛性運動時是尤其有利的。
[0028]關(guān)于本文中使用的技術(shù)術(shù)語，應(yīng)當注意以下內(nèi)容:術(shù)語“2D視圖平面”、“2D正交切片”和“正交視圖”在本文中被等價地使用。術(shù)語“圖像”和“幀”在本文中也被等價地使用。
[0029]如上面已經(jīng)提到的，所提出的圖像重建裝置可以用于離線和實況可視化兩者。如果用于離線可視化，用戶可以導(dǎo)航通過在序列的初始幀處的3D體積(3D圖像序列)，這通常在探索靜態(tài)體積時完成，以便識別用戶(例如醫(yī)師)想要跟隨的解剖結(jié)構(gòu)。用戶然后可以點擊特性3D點(感興趣點)，其可以是在檢查中的對象內(nèi)的或其邊界上的點。在該點擊之后，三個正交2D視圖平面被放置，使得它們在該感興趣點處相交。
[0030]在該實施例中，所述選擇單元優(yōu)選地包括用戶輸入接口，所述用戶輸入接口用于人工選擇所述3D圖像序列的所述3D醫(yī)學(xué)圖像中的所述至少一幅內(nèi)的所述感興趣點。該用戶輸入接口例如可以包括鼠標或跟蹤球或允許選擇3D圖像幀內(nèi)的3D點的任何其他類型的用戶接口。
[0031]應(yīng)當明白，感興趣點的人工選擇在離線可視化模式中比在實況可視化模式中容易得多，因為用戶可以在特定時間點處凍結(jié)3D圖像序列，以便容易地選擇特性3D點。
[0032]如果用在離線可視化模式中，另外優(yōu)選的是，圖像重建裝置包括用于存儲所接收的3D圖像序列的存儲單元。該存儲單元可以包括任何類型的存儲模塊，諸如硬盤驅(qū)動器或如云的外部存儲模塊。在這種情況下，它當然也能夠在存儲單元內(nèi)存儲多個3D圖像序列。
[0033]在離線可視化模式中，如果必要的話，能夠在3D圖像序列的任何幀上(不僅在第一 /當前幀上)人工點擊/識別感興趣點。感興趣點的隨時間的軌跡，即移動在這種情況下不僅可以被向前跟蹤直到3D圖像序列的最后一幀的末尾，而且可以向后直到3D圖像序列的第一幀。這在實況可視化模式中是不可能的。
[0034]如果用在實況可視化模式中，人工識別感興趣點是更加復(fù)雜的。在這種情況下，不能夠在凍結(jié)圖像上識別感興趣點，因為其必須在顯示在屏幕上的3D圖像序列的實況流中被點擊。然后優(yōu)選對感興趣點的自動識別。
[0035]本發(fā)明與在Schulz，H等人的科學(xué)文章(上面在章節(jié)“本發(fā)明的【背景技術(shù)】”中提及的)中提出的方法的主要區(qū)別之一在于SchulZ，H等人并沒有定義其中三個正交視圖平面相交的單個感興趣點，而是相反提出定義三個非共線點。甚至更重要的是Schulz ,H等人提出使用3個非共線點的集合以通過計算由對3個非共線參考點的跟蹤定義的變換的逆來將整體3D數(shù)據(jù)集對齊并且然后基于經(jīng)對齊的3D數(shù)據(jù)集來生成三個正交視圖。相反，本發(fā)明提出通過隨時間沿單個感興趣點的軌跡調(diào)整三個正交視圖的交點來直接生成三個正交視圖中的2D圖像序列。根據(jù)本發(fā)明的圖像重建裝置因此使得能夠不僅以更快且更用戶友好的方式而且以需要較少處理能力的方式生成三個正交視圖。
[0036]根據(jù)實施例，所述選擇單元被配置為通過識別所述3D醫(yī)學(xué)圖像的所述至少一幅內(nèi)的一個或多個界標來自動選擇所述3D圖像序列的所述3D醫(yī)學(xué)圖像中的所述至少一幅內(nèi)的所述感興趣點。然而，應(yīng)當注意，如果3D圖像序列足夠靜態(tài)，則代替于該自動界標檢測，用戶也可以借助于上述用戶輸入接口來人工選擇感興趣點。
[0037]根據(jù)實施例，所提出的圖像重建裝置還包括圖像采集單元，所述圖像采集單元用于掃描所述對象的所述身體部分并且采集所述3D圖像序列。在這種情況下，借助于接收單元接收的3D圖像序列可以直接從圖像采集單元接收，所述圖像采集單元例如為CT、MR、MRI或超聲圖像采集單元。此外，接收單元可以借助于有線連接(例如借助于線纜)或者借助于無線連接(借助于近場通信技術(shù))與圖像采集單元耦合。
[0038]如還在開頭中已經(jīng)提及的，圖像重建裝置不限于任何特定類型的醫(yī)學(xué)成像模態(tài)。然而，超聲成像模態(tài)是所提出的圖像重建裝置的優(yōu)選應(yīng)用。根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例，3D圖像序列因此為3D超聲圖像序列。3D超聲圖像序列尤其具有以下優(yōu)點:足夠尚的幀率，其促進對感興趣點的隨時間的位置的跟蹤。
[0039]在該實施例中，所述圖像采集單元優(yōu)選地包括:
[0040]超聲換能器，其用于向所述對象的所述身體部分發(fā)送超聲波，并且從所述對象的所述身體部分接收超聲波；
[0041]超聲圖像重建單元，其用于根據(jù)從所述對象的身體部分接收的所述超聲波來重建所述3D超聲圖像序列。
[0042]在下文中，將更詳細地解釋如何借助于跟蹤單元來跟蹤感興趣點的位置的技術(shù)。
[0043]根據(jù)實施例，所述跟蹤單元被配置為通過以下來確定所述感興趣點的所述軌跡:
[0044]識別所述3D圖像序列的所述3D醫(yī)學(xué)圖像中的所述至少一幅中的所述感興趣點的局部周圍中的一個或多個不同的點或圖像特征；
[0045]跟蹤所述3D圖像序列中的所述一個或多個不同的點或圖像特征的隨時間的一個或多個參考軌跡;并且
[0046]基于所述一個或多個參考軌跡來確定所述感興趣點的所述軌跡。
[0047]間接地，即通過跟蹤感興趣點的周圍中的圖像特征的一個或多個不同的點的一個或多個參考軌跡來跟蹤感興趣點的軌跡具有若干優(yōu)點:首先，代替僅僅跟蹤感興趣點的位置，跟蹤周圍中的多個參考點的位置可以得到更魯棒的跟蹤技術(shù)。其次，如果該點被選擇為感興趣點，則感興趣點的周圍中的不同的點或圖像特征，例如在檢查中的器官的邊界或紋理比器官的中心中的點更容易跟蹤。因此，信噪比增大，并且對感興趣點的位置的跟蹤更加準確。
[0048]跟蹤圖像特征的一個或多個不同的點的一個或多個參考軌跡通常通過在3D圖像序列的幀中的每個中跟蹤與在先前幀中相同的斑點或灰度值的體素/像素。換言之，隨時間隨3D圖像序列的過程跟蹤具有相同斑點或灰度值的點。因此，在斑點值上與其周圍圖像點在較大程度上不同的點(這通常為在被成像的器官的邊界或紋理處的情況)比器官的中心中的點更容易隨時間跟蹤。
[0049]根據(jù)實施例，所述跟蹤單元被配置為通過識別所述3D醫(yī)學(xué)圖像所述至少一幅內(nèi)的具有高于預(yù)定閾值的局部圖像斑點梯度的圖像區(qū)域來識別所述一個或多個不同的點或圖像特征。不同的點中的高圖像斑點梯度意味著該圖像點的斑點或灰度值與周圍圖像點的斑點或灰度值在很大程度上不同。如上面提及的，這樣的圖像點更容易隨時間跟蹤。
[0050]根據(jù)另一實施例，所述跟蹤單元被配置為通過使包括所述一個或多個不同的點或圖像特征的位移的密集位移場的能量項最小化來跟蹤所述一個或多個參考軌跡。因此優(yōu)選地使用被稱為Sparse Demons算法的算法。從0.Somphone等人的文章“Fast MyocardialMot1n and Strain Estimat1n in 3D Cardiac Ultrasound with Sparse Demons”(2013年生物醫(yī)學(xué)成像國際研討會的ISBI 2013論文集，第1182至1185頁，2013年)中得知的該算法輸出在包含感興趣點和感興趣點的局部周圍中的圖像特征的不同的點的區(qū)域中的密集位移場。在上述科學(xué)文章(通過引用將其并入本文)中，Sparse Demons算法用于3D心臟超聲圖像中的應(yīng)變估計。然而，Sparse Demons算法可以借助于也用于所提出的目的的適當?shù)恼{(diào)整。該算法然后將跟蹤感興趣點的局部周圍中的不同的點，并且使用這些參考點(參考軌跡)的所估計的位移以便確定感興趣點的隨時間的位移(即，感興趣點的軌跡)。
[0051 ]根據(jù)實施例，所述跟蹤單元被配置為基于所述一個或多個參考軌跡通過在所述一個或多個參考軌跡之間的局部插值來確定所述感興趣點的所述軌跡。如果感興趣點相對于參考點或者參考圖像特征的位置在已知的一個幀中(例如，在其中感興趣點已經(jīng)被人工或者自動選擇的第一幀中，如上面提及的)，則可以基于所確定的參考軌跡來在3D圖像序列的剩余幀中對感興趣點的位置進行插值。
[0052]在本發(fā)明的另外的實施例中，圖像重建裝置包括用于顯示所述2D圖像序列中的至少一個的顯示單元。尤其優(yōu)選的是，所述顯示單元被配置為同時地顯示所述3D圖像序列和屬于三個垂直布置的2D視圖平面的三個2D圖像序列。這樣的圖示允許用戶以非常舒服的方式檢查3D圖像序列。在另外的優(yōu)選實施例中，可以使得用戶能夠圍繞通過感興趣點的軸旋轉(zhuǎn)2D圖像序列中的一個或多個的2D視圖平面。用戶然后可以容易地調(diào)整三個正交視圖的取向。
【附圖說明】
[0053]本發(fā)明的這些和其他方面將從下文描述的(一個或多個)實施例變得顯而易見，并且將參考下文描述的(一個或多個)實施例得到闡述。
[0054]圖1示出了用于掃描患者的身體的部分的超聲成像系統(tǒng)的示意性表示；
[0055]圖2示出了超聲成像系統(tǒng)的實施例的示意性方框圖；
[0056]圖3示出了根據(jù)本發(fā)明的圖像重建裝置的第一實施例的示意性方框圖；
[0057]圖4示出了根據(jù)本發(fā)明的圖像重建裝置的第二實施例的示意性方框圖；
[0058]圖5示出了借助于根據(jù)本發(fā)明的圖像重建裝置生成的2D圖像序列；
[0059]圖6示出了借助于現(xiàn)有技術(shù)的成像重建裝置生成的2D圖像序列;并且
[0060]圖7示出了三個2D圖像序列和3D圖像序列，其可以借助于根據(jù)本發(fā)明的成像重建裝置來重建和顯示。
【具體實施方式】
[0061]在參考根據(jù)本發(fā)明的圖像重建裝置10之前，將參考圖1和圖2來解釋超聲系統(tǒng)100的基本原理。盡管超聲成像的領(lǐng)域是本文提出的圖像重建裝置10的優(yōu)選應(yīng)用，但是所提出的圖像重建裝置10不限于超聲成像的領(lǐng)域。本文提出的圖像重建裝置10也可以用在其他醫(yī)學(xué)成像模態(tài)，例如CT、MR、MRI等中。
[0062]圖1示出了超聲系統(tǒng)100的示意性圖示，尤其是醫(yī)學(xué)三維(3D)超聲成像系統(tǒng)的示意性圖示。超聲成像系統(tǒng)10被應(yīng)用以檢查解剖部位，尤其是患者12的解剖部位的隨時間的體積。超聲系統(tǒng)100包括超聲探頭14，所述超聲探頭具有至少一個換能器陣列，所述至少一個換能器陣列具有用于發(fā)送和/或接收超聲波的多個換能器元件。在一個范例中，換能器元件中的每個能夠發(fā)送采取特定脈沖持續(xù)時間的至少一個發(fā)送脈沖尤其是多個后續(xù)發(fā)送脈沖的形式的超聲波。超聲元件優(yōu)選地被布置在二維陣列中，尤其是用于提供多平面圖像或三維圖像。
[0063]可以應(yīng)用于本發(fā)明的針對三維超聲系統(tǒng)的特定范例是由
【申請人】尤其是與是
【申請人】的X6-1或者X7-2t TEE換能器或者使用
【申請人】的xMatrix技術(shù)的另一換能器一起銷售的CX40 Compact Xtreme超聲系統(tǒng)。總體而言，如在Philips iE33系統(tǒng)上發(fā)現(xiàn)的矩陣換能器系統(tǒng)或者如在Philips iU22和HD15系統(tǒng)上發(fā)現(xiàn)的機械3D/4D換能器技術(shù)可以用于本發(fā)明。
[0064]3D超聲掃描通常涉及發(fā)送照射身體內(nèi)的特定體積的超聲波，所述特定體積可以被指定為目標體積。這能夠通過在多個不同角處發(fā)送超聲波來實現(xiàn)。體積數(shù)據(jù)的集合然后通過接收并處理反射的波來獲得。體積數(shù)據(jù)的集合是身體內(nèi)的目標體積的隨時間的表示。因為時間通常被表示為第四維，所以遞送隨時間的3D圖像序列的這樣的超聲系統(tǒng)100有時也被稱為4D超聲成像系統(tǒng)。
[0065]應(yīng)當理解，超聲探頭14可以以無創(chuàng)方式(如圖1所示)或者以有創(chuàng)方式(這通常在TEE(未明確示出)中完成)來使用。超聲探頭14可以由系統(tǒng)的用戶(例如醫(yī)學(xué)從業(yè)人員或者醫(yī)師)手持。超聲探頭14被應(yīng)用于患者12的身體，使得解剖部位的圖像，尤其是患者12的解剖對象的圖像被提供。
[0066]此外，超聲系統(tǒng)100可以包括控制經(jīng)由超聲系統(tǒng)100提供3D圖像序列的圖像重建單元16。如下面將更詳細解釋的，圖像重建單元16不僅控制經(jīng)由超聲探頭14的換能器陣列對數(shù)據(jù)的采集，而且控制從由超聲探頭14的換能器陣列接收的超聲波束的回聲形成3D圖像序列的信號和圖像處理。
[0067]超聲系統(tǒng)100還可以包括用于向用戶顯示3D圖像序列的顯示器18。另外，輸入設(shè)備20可以被提供，其包括鍵或者鍵盤22和另外的輸入設(shè)備，例如，跟蹤球24。輸入設(shè)備20可以被連接到顯示器18或者直接連接到圖像重建單元16。
[0068]圖2圖示了超聲系統(tǒng)100的示意性方框圖。超聲探頭14例如可以包括CMUT換能器陣列26。換能器陣列26可以備選地包括由諸如PZT或PVDF的材料形成的壓電換能器元件。換能器陣列26是能夠在三維中進行掃描以進行3D成像的換能器元件的一維或二維陣列。換能器陣列26被耦合到探頭中的控制由CMUT陣列單元或者壓電元件對信號的發(fā)送和接收的微型波束形器28。微型波束形成器能夠進行對由換能器元件的組或“片”接收的信號的至少部分波束形成，如美國專利 5997479(Savord 等人的)、6013032(Savord)和 6623432(Powers 等人)中描述的。微型波束形成器28由探頭纜線耦合到發(fā)送/接收(T/R)開關(guān)30，所述T/R開關(guān)在發(fā)送與接收之間切換并且當未使用微型波束形成器28并且換能器陣列26直接由主波束形成器34操作時，保護主波束形成器34免受高能量發(fā)送信號影響。在微型波束形成器28的控制下對來自換能器陣列26的超聲波束的發(fā)送由換能器控制器32引導(dǎo)，所述換能器控制器通過T/R開關(guān)30被耦合到微型波束形成器28并且被耦合到主系統(tǒng)波束形成器34，所述主系統(tǒng)波束形成器接收來自用戶接口或控制面板22的用戶的操作的輸入。由換能器控制器32控制的功能之一是其中波束被操縱和被聚焦的方向。波束可以被操縱為從換能器陣列26—直向前(與其正交)，或者處于針對更寬視野的不同角度處。換能器控制器32能夠被耦合以控制針對CMUT陣列的DC偏置控制58 JC偏置控制58對被施加到CMUT單元的(一個或多個)DC偏置電壓進行設(shè)置。
[0069]由微型波束形成器26產(chǎn)生的部分波束形成信號在接收后被耦合到主波束形成器34，其中，來自換能器元件的個體片的部分波束形成信號被組合為完全波束形成信號。例如，主波束形成器34可以具有128個信道，其中的每個信道接收來自幾十個或幾百個CMUT換能器單元或壓電元件的片的部分波束形成信號。以這種方式，由換能器陣列26的幾千個換能器元件接收的信號能夠有效地貢獻于單個波束形成信號。
[0070]波束形成信號被耦合到信號處理器36。信號處理器36能夠以各種方式處理所接收的回聲信號，例如帶通濾波、抽取、I分量和Q分量分離以及諧波信號分離，所述諧波信號分離用于分離線性信號和非線性信號，以使得能夠識別從組織和/或微泡返回的非線性(基頻的更高諧波)回聲信號，微泡被包括在已經(jīng)被預(yù)先施予到患者12的身體的對比劑中。信號處理器36也可以執(zhí)行額外的信號增強，諸如散斑減少、信號合成以及噪聲消除。信號處理器36中的帶通濾波器能夠是跟蹤濾波器，其中，它的通帶當從增加的深度處接收回聲信號時從較高頻帶滑移到較低頻帶，由此拒絕來自更大深度的較高頻率處的噪聲，其中，這些頻率缺乏解剖學(xué)信息。
[0071]經(jīng)處理的信號可以被轉(zhuǎn)移到B模式處理器38和多普勒處理器40』模式處理器38將對所接收的超聲信號的幅度的檢測用于對諸如身體中的器官和血管的組織的身體中的結(jié)構(gòu)的成像?？梢砸灾C波圖像模式或基波圖像模式或兩者的組合來形成身體的結(jié)構(gòu)的B模式圖像，如在美國專利6283919(Roundhill等人)和美國專利6458083( Jago等人)中所描述的。多普勒處理器40可以處理來自組織運動和血流的時間上不同的信號，以檢測物質(zhì)的運動，諸如在圖像場中的血液細胞的流動。多普勒處理器40通常包括具有參數(shù)的壁濾波器，所述參數(shù)可以被設(shè)置為通過和/或拒絕從身體中的選定類型的材料返回的回聲。例如，壁濾波器能夠被設(shè)置為具有通帶特性，所述通帶特性通過來自較高速度材料的相對低幅度的信號，同時拒絕來自較低或零速度材料的相對強的信號。這種通帶特性將通過來自流動的血液的信號，同時拒絕來自附近靜止或緩慢移動的對象(諸如心臟壁)的信號。相反的特性將通過來自心臟的移動組織的信號，同時拒絕血流信號，這被稱為組織多普勒成像，其檢測并描繪組織的運動。多普勒處理器40可以接收并且處理來自圖像場中的不同的點的時間上離散的回聲信號的序列，來自特定點的回聲的序列被稱為系綜(ensemble)。在相對短的間隔內(nèi)快速連續(xù)接收的回聲的系綜能夠被用于估計流動的血液的多普勒頻移，其中，多普勒頻率與速度的對應(yīng)性指示血流速度。在更長時間段內(nèi)接收的回聲的系綜被用于估計更緩慢的流動的血液或緩慢移動的組織的速度。
[0072]由B模式處理器38和多普勒處理器40產(chǎn)生的結(jié)構(gòu)信號和運動信號可以之后被傳遞到掃描轉(zhuǎn)換器44和多平面重新格式化器54。掃描轉(zhuǎn)換器44以如下空間關(guān)系布置回聲信號，它們根據(jù)該空間關(guān)系以期望的圖像格式被接收。例如，掃描轉(zhuǎn)換器44可以將回聲信號布置為二維(2D)扇形格式或金字塔型三維(3D)圖像。掃描轉(zhuǎn)換器44能夠?qū)模式結(jié)構(gòu)圖像疊加有與在圖像場中的點處的運動以它們的多普勒估計速度相對應(yīng)的顏色，以產(chǎn)生彩色多普勒圖像，所述彩色多普勒圖像描繪圖像場中的組織的運動和血流。多平面重新格式化器54會將從身體的體積區(qū)域中的共同平面中的點接收的回聲轉(zhuǎn)換成該平面的超聲圖像，如美國專利6443896(Detmer)中所描述的。體積繪制器52將3D數(shù)據(jù)集的回聲信號轉(zhuǎn)換為如從給定參考點觀察的隨時間的投影3D圖像56，如美國專利6530885(Entrekin等人)中所描述的。3D圖像序列56從掃描轉(zhuǎn)換器44、多平面重新格式化器54以及體積繪制器52被傳遞到圖像處理器30，以供進一步增強、緩沖和臨時存儲，從而顯示在圖像顯示器18上。除了被用于成像外，由多普勒處理器40產(chǎn)生的血流值和由B模式處理器38產(chǎn)生的組織結(jié)構(gòu)信息可以被傳遞到量化處理器46。該量化處理器46可以產(chǎn)生不同流狀況的量度，諸如血流的體積速率，以及結(jié)構(gòu)測量結(jié)果，諸如器官的尺寸和孕齡。量化處理器46可以接收來自用戶控制面板22的輸入，例如要在其中進行測量的圖像的解剖結(jié)構(gòu)中的點。來自量化處理器46的輸出數(shù)據(jù)可以被傳遞到圖形處理器50，以與顯示器18上的圖像一起重新產(chǎn)生測量圖形和值。圖形處理器50也能夠生成用于與超聲圖像一起顯示的圖形交疊。這些圖形交疊能夠包含標準識別信息，諸如患者姓名、圖像的日期和時間、成像參數(shù)等。出于這些目的，圖形處理器50可以接收來自用戶接口 22的輸入，諸如患者姓名。用戶接口 22可以被耦合到發(fā)送控制器32，以控制來自換能器陣列26的超聲信號的生成，并且因此控制由換能器陣列和超聲系統(tǒng)產(chǎn)生的圖像。用戶接口22也可以被耦合到多平面重新格式化器54以便選擇和控制多幅經(jīng)多平面重新格式化(MPR)的圖像的平面，所述多幅MPR圖像可以被用于執(zhí)行在MPR圖像的圖像場中的量化測量。
[0073]同樣，應(yīng)當注意，上述超聲系統(tǒng)100僅被解釋為針對所提出的圖像重建裝置的應(yīng)用的一個可能范例。應(yīng)當注意，上述超聲系統(tǒng)100不必包括前面解釋的部件中的全部。另一方面，如果必要，超聲系統(tǒng)100也可以包括另外的部件。另外，應(yīng)當注意，多個上述部件不必被實現(xiàn)為硬件，而是也可以被實現(xiàn)為軟件部件。多個上述部件還可以被包括在共同實體中或者甚至在一個單個實體中，而不必被實現(xiàn)為分離的實體，這在圖2中被示意性示出。
[0074]圖3示出了根據(jù)本發(fā)明的圖像重建裝置10的第一實施例。圖像重建裝置10的第一實施例被設(shè)計用于3D圖像序列56的離線可視化。由圖像重建裝置10接收的3D圖像序列56例如可以是如借助于上面參考圖2解釋的超聲系統(tǒng)100示范性采集和重建的3D超聲圖像序列56。應(yīng)當注意，3D圖像序列56并不必直接從如超聲系統(tǒng)100的超聲采集系統(tǒng)來接收，而是也可以從另一存儲模塊來接收，例如從3D圖像序列56已經(jīng)被臨時地保存到其的USB棒或者外部服務(wù)器來接收。
[0075]根據(jù)第一實施例的圖像重建裝置10包括接收單元60、存儲單元62、選擇單元64、切片生成器66、跟蹤單元68和顯示器18’。接收單元60接收3D圖像序列56并且可以將其傳遞到存儲單元62，3D圖像序列可以被臨時地保存在所述存儲單元中。存儲單元62可以例如被實現(xiàn)為硬件驅(qū)動器。一旦圖像重建例如由用戶初始化，至少三個2D圖像序列就從3D圖像序列導(dǎo)出并且被呈現(xiàn)在顯示器18’上。所導(dǎo)出的2D圖像序列在三個不同的正交視圖中，即在被布置為垂直于彼此的3D圖像序列的2D視圖平面中示出時間圖像序列。圖7示出了顯示單元18’上的示范性圖示類型，其中，與3D圖像序列56(底部右側(cè)部分)同時地呈現(xiàn)了三個2D圖像序列72a-c (三個正交視圖圖像序列)。
[0076]借助于選擇單元64、切片生成器66和跟蹤單元68從3D圖像序列56對2D圖像序列72的導(dǎo)出如下進行工作:在第一步驟中，借助于選擇單元64在3D圖像序列56的幀中的至少一個內(nèi)選擇局部感興趣點。該選擇步驟可以被人工執(zhí)行或者自動執(zhí)行。人工選擇意味著用戶人工點擊3D圖像序列56的幀的3D體積內(nèi)的一個感興趣點。在這種情況下，選擇單元64可以被實現(xiàn)為鼠標或跟蹤球。如果圖像重建裝置10與成像系統(tǒng)100組合，則例如可借助于用戶輸入接口 22人工選擇感興趣點。
[0077]備選地，局部感興趣點可以借助于選擇單元64自動選擇。選擇單元64在這種情況下優(yōu)選地是軟件實施的。例如可以通過識別3D圖像序列56的各自的幀內(nèi)的一個或多個界標來實現(xiàn)3D圖像序列56的至少一個幀內(nèi)的感興趣點的自動選擇。這樣的界標檢測是公知的。例如，能夠檢測3D圖像序列56內(nèi)的非常暗或者非常亮的點。備選地，可以基于特定形狀來識別界標，實施在選擇單元64中的界標檢測算法在3D圖像序列56中進行搜索。因此，界標檢測算法可以示范性地搜索3D圖像序列56內(nèi)的被成像的器官的邊界上的特定形狀。
[0078]一旦感興趣點借助于選擇單元64被識別，則切片生成器將生成3D體積的三個2D視圖平面，其中，所述三個2D視圖平面被布置為垂直于彼此，并且在所選擇的感興趣點中相交。在2D視圖平面中的每個中，將生成從3D圖像序列56導(dǎo)出的2D圖像序列72。
[0079]圖7示出了在左上角中圖示的第一圖像序列72a、在右上角中圖示的第二圖像序列72b和在左下角中圖示的第三圖像序列72c。第一2D圖像序列72a示出了第一2D視圖平面74a中的3D體積，第二2D圖像序列72b示出了第二2D視圖平面74b中的3D體積，并且第三2D圖像序列72c示出了第三2D視圖平面74c中的3D體積。
[0080]如可以在圖7中看到的，所有三個2D視圖平面被布置為垂直于彼此并且在所選擇的感興趣點76中相交。然而，感興趣點76的絕對位置不是隨時間恒定的。絕對位置在本文中應(yīng)當表示感興趣點76相對于3D圖像序列56的絕對坐標系的位置。感興趣點76的該移動從在檢查中的解剖結(jié)構(gòu)(例如、器官、血管或者組織)隨時間的移動得到。如果不補償感興趣點76的移動，則2D圖像序列72將因此由所謂的截斷平面運動干擾。
[0081]根據(jù)本發(fā)明，該移動補償借助于跟蹤單元68來實現(xiàn)。跟蹤單元68確定3D圖像序列56內(nèi)的感興趣點76隨時間的軌跡。切片生成器66然后可以通過隨時間沿感興點76的軌跡調(diào)整2D視圖平面74a-c的交點來調(diào)整2D視圖平面74a-c的位置。換言之，感興趣點76將根據(jù)感興趣解剖結(jié)構(gòu)的移動來移動，并且2D視圖平面7a-c也將根據(jù)感興趣點76的移動隨時間移動。因此在3D圖像序列的可視化期間自動地且動態(tài)地調(diào)整正交視圖74a-c的位置，使得正交視圖74a-c跟隨在檢查中的解剖結(jié)構(gòu)的移動。導(dǎo)出的2D圖像序列72a-c因此總是示出3D圖像序列56的相同的橫截面的圖像序列，其中，自動補償截斷平面運動。這顯著促進醫(yī)師對這樣的3D圖像序列的檢查和評價。醫(yī)師不再必須在觀看被播放的序列時人工調(diào)節(jié)橫截面。
[0082]在圖5和圖6中，將(圖5中示出的)借助于圖像重建裝置10生成的2D圖像序列72與(圖6中示出的)其中感興趣點76的位置未被調(diào)整而是相對于絕對坐標系保持恒定的對應(yīng)2D圖像序列進行比較。本發(fā)明的優(yōu)點應(yīng)當從該比較中變得顯而易見。根據(jù)圖6，能夠觀察到，截斷平面運動干擾2D圖像序列，這使醫(yī)師的檢查相當困難。由感興趣點76’初始指向的對象經(jīng)歷拓撲變化(參見圖6中從左側(cè)數(shù)第三幀)和消失(參見圖6中從左側(cè)數(shù)第四幀)。這不是在圖5示出的2D圖像序列72中的情況，其中，感興趣點76的位置并且因此視圖平面74的位置也以上述方式被自動調(diào)整。
[0083]借助于跟蹤單元68對感興趣點76的位置的跟蹤優(yōu)選地以以下方式實現(xiàn):跟蹤單元68優(yōu)選地例如以間接方式通過跟蹤感興趣點76的局部周圍中的一個或多個不同參考點或圖像特征的位置來跟蹤感興趣點76的位置。跟蹤單元68因此通過識別3D圖像序列的幀內(nèi)的具有高局部圖像斑點的圖像區(qū)域，即其灰度值與其周圍顯著不同的區(qū)域，來識別圖像特征的一個或多個不同參考點。這些不同參考點可以例如是器官或者血管的邊界上的點。由于參考點中的高圖像斑點梯度，相比于直接跟蹤參考點76本身的位置，更容易沿圖像序列56跟蹤這些參考點的位置。跟蹤單元68可以因此跟蹤一個或多個參考軌跡(S卩，隨時間的沿圖像序列的不同參考點的位置)，并且然后基于一個或多個所確定的參考軌跡來確定感興趣點76的軌跡。跟蹤單元68例如可以被配置為基于一個或多個參考軌跡通過在這些一個或多個參考軌跡之間的局部插值來確定感興趣點76的軌跡。
[0084]在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，跟蹤單元76利用所謂的SparseDemons算法，其從0.Somphone等人的文章 “Fast Myocardial Mot1n and Strain Estimat1n in 3DCardiac Ultrasound with Sparse Demons”(2013年生物醫(yī)學(xué)成像國際研討會的ISBI2013論文集，第1182至1185頁，2013年)中得知。該算法的輸出是包含感興趣點76和圖像特征的一個或多個不同參考點的區(qū)域中的密集位移場。
[0085]圖4示出了根據(jù)本發(fā)明的圖像重建裝置10的第二實施例。在該第二實施例中，圖像重建裝置10還包括圖2中示出的超聲系統(tǒng)100的超聲換能器14、圖像重建器16、顯示器18。換言之，圖像重建裝置10被實施在超聲系統(tǒng)100中。盡管存儲單元62在該情況下不是必要的，但是應(yīng)當清楚，根據(jù)第二實施例的圖像重建裝置10也可以包括如參考圖3中示出的第一實施例解釋的存儲單元62。根據(jù)本發(fā)明的第二實施例的圖像重建裝置10尤其被設(shè)計用于實況可視化。在這種情況下，接收單元60從超聲系統(tǒng)100的圖像重建單元16直接接收3D圖像序列。由圖像重建裝置10應(yīng)用的一般技術(shù)，尤其是選擇單元64、切片生成器66和跟蹤單元68的功能并沒有與上面參考圖3詳細解釋的技術(shù)不同。接收單元60、選擇單元64、切片生成器66和跟蹤單元68在這種情況下也可以是軟件實施的和/或硬件實施的。所有部件60-68也能夠是圖像處理器42的部件。
[0086]盡管在附圖和前面的描述中已經(jīng)詳細說明和描述了本發(fā)明，但是這些說明和描述應(yīng)被視為說明性或示范性的而非限制性的;本發(fā)明不限于所公開的實施例。通過研究附圖、說明書以及權(quán)利要求書，本領(lǐng)域技術(shù)人員在實踐所要求保護的本發(fā)明時能夠理解和實現(xiàn)對所公開的實施例的其他變型。
[0087]在權(quán)利要求書中，“包括”一詞不排除其他元件或步驟，并且詞語“一”或“一個”不排除多個。單個元件或其他單元可以實現(xiàn)權(quán)利要求書中所記載的若干項目的功能。盡管在互不相同的從屬權(quán)利要求中記載了特定措施，但是這并不指示不能有利地使用這些措施的組合。
[0088]計算機程序可以被存儲/分布在與其他硬件一起提供或作為其他硬件的部分提供的諸如光學(xué)存儲介質(zhì)或固態(tài)介質(zhì)的適當?shù)慕橘|(zhì)上，但是計算機程序也可以以其他的形式分布，例如經(jīng)由因特網(wǎng)或其他有線或無線的遠程通信系統(tǒng)。
[0089]權(quán)利要求書中的任何附圖標記不應(yīng)被解讀為對范圍的限制。
【主權(quán)項】
1.一種圖像重建裝置(10)，包括: -接收單元(60)，其用于接收從對象(12)的身體部分的掃描得到的隨時間的3D醫(yī)學(xué)圖像的3D圖像序列(56)； -選擇單元(64)，其用于選擇所述3D圖像序列(56)的所述3D醫(yī)學(xué)圖像中的至少一幅內(nèi)的局部感興趣點(76); -切片生成器(66)，其用于生成所述3D醫(yī)學(xué)圖像中的所述至少一幅的三個2D視圖平面(74)，其中，所述三個2D視圖平面(74)被布置為垂直于彼此并且在所選擇的感興趣點(76)中相交；以及 -跟蹤單元(68)，其用于確定所述3D圖像序列(56)內(nèi)的所述感興趣點(76)的隨時間的軌跡； 其中，所述切片生成器(66)被配置為通過隨時間沿所述感興趣點(76)的所述軌跡自動調(diào)整所述2D視圖平面(74)的交點，來根據(jù)所述3D圖像序列(56)生成在所述2D視圖平面(74)中的2D圖像序列(72)。2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的圖像重建裝置，其中，所述選擇單元(64)包括用戶輸入接口，所述用戶輸入接口用于人工選擇所述3D圖像序列(56)的所述3D醫(yī)學(xué)圖像中的所述至少一幅內(nèi)的所述感興趣點(76)。3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的圖像重建裝置，其中，所述選擇單元(62)被配置為通過識別所述3D醫(yī)學(xué)圖像中的所述至少一幅內(nèi)的一個或多個界標來自動選擇所述3D圖像序列(56)的所述3D醫(yī)學(xué)圖像中的所述至少一幅內(nèi)的所述感興趣點(76)。4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的圖像重建裝置，還包括用于存儲所接收的3D圖像序列(56)的存儲單元(62)。5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的圖像重建裝置，還包括圖像采集單元，所述圖像采集單元用于掃描所述對象(12)的所述身體部分并且采集所述3D圖像序列(56)。6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的圖像重建裝置，其中，所述3D圖像序列(56)是3D超聲圖像序列。7.根據(jù)權(quán)利要求5和6中的任一項所述的圖像重建裝置，其中，所述圖像采集單元包括: -超聲換能器(14)，其用于向所述對象(12)的所述身體部分發(fā)送超聲波，并且從所述對象(12)的所述身體部分接收超聲波； -超聲圖像重建單元(16)，其用于根據(jù)從所述對象(12)的身體部分接收的所述超聲波來重建所述3D超聲圖像序列(56)。8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的圖像重建裝置，其中，所述跟蹤單元(68)被配置為通過以下來確定所述感興趣點(76)的所述軌跡: -識別所述3D圖像序列(56)的所述3D醫(yī)學(xué)圖像中的所述至少一幅中的所述感興趣點(76)的局部周圍中的一個或多個不同的點或圖像特征； -跟蹤所述3D圖像序列(56)中的所述一個或多個不同的點或圖像特征的隨時間的一個或多個參考軌跡;并且 -基于所述一個或多個參考軌跡來確定所述感興趣點(76)的所述軌跡。9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的圖像重建裝置，其中，所述跟蹤單元(68)被配置為通過識別所述3D醫(yī)學(xué)圖像中的所述至少一幅內(nèi)的具有高于預(yù)定閾值的局部圖像斑點梯度的圖像區(qū)域來識別所述一個或多個不同的點或圖像特征。10.根據(jù)權(quán)利要求8所述的圖像重建裝置，其中，所述跟蹤單元(68)被配置為通過使包括所述一個或多個不同的點或圖像特征的位移的密集位移場的能量項最小化來跟蹤所述一個或多個參考軌跡。11.根據(jù)權(quán)利要求8所述的圖像重建裝置，其中，所述跟蹤單元(68)被配置為基于所述一個或多個參考軌跡通過在所述一個或多個參考軌跡之間的局部插值來確定所述感興趣點(76)的所述軌跡。12.根據(jù)權(quán)利要求1所述的圖像重建裝置，還包括顯示單元(18、18’)，所述顯示單元用于顯示所述2D圖像序列(72)中的至少一幅。13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的圖像重建裝置，其中，所述顯示單元(18、18’)被配置為同時地顯示所述3D圖像序列(56)和屬于三個垂直布置的2D視圖平面(74)的三個2D圖像序列(72)。14.一種用于重建醫(yī)學(xué)圖像的方法，包括以下步驟: -接收從對象(12)的身體部分的掃描得到的隨時間的3D醫(yī)學(xué)圖像的3D圖像序列(56); -選擇所述3D圖像序列(56)的所述3D醫(yī)學(xué)圖像中的至少一幅內(nèi)的局部感興趣點(76); -生成所述3D醫(yī)學(xué)圖像中的所述至少一幅的三個2D視圖平面(74)，其中，所述三個2D視圖平面(74)被布置為垂直于彼此并且在所選擇的感興趣點(76)中相交； -確定所述3D圖像序列(56)內(nèi)的所述感興趣點(76)的隨時間的軌跡;并且 -通過隨時間沿所述感興趣點(76)的所述軌跡自動調(diào)整所述2D視圖平面(74)的交點來根據(jù)所述3D圖像序列(56)生成在所述2D視圖平面(74)中的2D圖像序列(72)。15.—種包括程序代碼模塊的計算機程序，當在計算機上執(zhí)行所述計算機程序時，所述程序代碼模塊用于令計算機執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法的步驟。
【文檔編號】G06T19/00GK106030657SQ201580009415
【公開日】2016年10月12日
【申請日】2015年1月28日
【發(fā)明人】O·紹姆蓬, B·J-D·B·M·莫里
【申請人】皇家飛利浦有限公司