KR20140128940A - 핸드헬드 이미징 디바이스들로 조직의 완전한 검사를 위한 방법, 장치 및 시스템 - Google Patents

Abstract

조직(tissue)의 체적을 스크리닝하기(screening) 위한 스캔 완전성(completeness) 평가 시스템이 제공되며, 이 시스템은 이미징 프로브를 갖는 수동(mannual) 이미지 스캐닝 디바이스와, 사용 동안에 상기 이미징 프로브의 위치를 추적 및 기록하도록 구성되는 위치 추적 시스템과, 기록 시스템 및 상기 수동 이미지 스캐닝 디바이스와 통신하는 제어기를 포함하며, 상기 제어기는 상기 수동 이미지 스캐닝 디바이스로부터 상기 스캐닝된 이미지들을 전자적으로 수신 및 기록하고 스캔 시퀀스 내의 상기 스캐닝된 이미지들 간의 이미지-대-이미지 스페이싱 및 스캔 시퀀스들 간의 스캔-대-스캔 스페이싱을 측정하도곡 구성된다. 상기 스캔 완전성 평가 시스템은 이미지-대-이미지 스페이싱 및 스캔-대-스캔 스페이싱이 허용가능한 값을 초과하면 오퍼레이터에 알리도록 더 구성된다.

Description

핸드헬드 이미징 디바이스들로 조직의 완전한 검사를 위한 방법, 장치 및 시스템{METHOD, APPARATUS AND SYSTEM FOR COMPLETE EXAMINATION OF TISSUE WITH HAND-HELD IMAGING DEVICES}

관련 출원들에 대한 상호 참조

본 출원은 2011년 10월 10일자로 출원된 미국특허출원 번호 제61/545,278호를 우선권으로 주장하며, 그 내용은 참조로서 본 명세서에 원용된다.

참조로서 원용

본 명세서에서 언급되는 모든 공개 및 특허 출원은, 각각의 개별적인 공개 또는 특허 출원이 참조로서 원용되는 것으로 구체적으로 및 개별적으로 나타내어지는 것과 동일한 정도로 본 명세서 내에 참조로서 원용된다.

분야

기술된 실시예들은 일반적으로 메디컬 이미징 그리고 스캔 및 기록된 이미지들의 적절한 품질 및 커버리지를 보장하기 위한 방법들과 디바이스들에 관한 것이다. 다른 측면에서, 기술된 실시예들은 이미징 세션 또는 절차로부터 스캔 및 기록된 이미지들의 검토 시간을 줄이는 것에 관한 것이다.

메디컬 이미징은 통상적으로 인체의 내부 구조들을 볼 수 있는 방사선-기반 이미징 기술들의 과거 사용으로 인해 방사선의학(Radiology)으로 지칭된다. 방사선의학의 기원은 음극선관에 대한 연구 결과로서 1895년에 X-방사선(0.01 내지 10 나노미터 및 100eV 내지 100KeV의 범위의 에너지 레벨들의 전자기 방사선)을 발견한 독일의 물리학자 빌헬름 뢴트겐(Wilhem Rontgen)로부터 인 것으로 여겨진다. 뢴트겐 박사는 음극선관에서 방출되는 방사선이 다양한 흡수도로 인체 조직의 일부 형태를 통과할 수 있고, X-방사선은 사진 필름을 감광할 수 있다는 것을 발견했다. 그의 첫 번째 실험중 하나는 지금은 유명해진 그의 아내의 손의 이미지이며, 이것은 세 번째 손가락의 첫 마디뼈에 헤일로(halo)로서 걸려있는 결혼반지와 손의 뼈들을 보여주고 있다. 내부의 신체 구조들을 보는 의료적 함의는 명백했으며, 뢴트겐 박사는 1901년에 노벨 물리학상을 수상했다. 내부 구조들을 보는 것은 예비 수술의 필요 없이도, 또는 상태가 악화되어 환자들의 건강을 더 손상하기 이전에, 방사선 전문의들이 상태들을 감별하고 진단하는 것을 가능하게 했다. 이미징 기술이 발전함에 따라 메디컬 이미징의 응용들은 확장되었다. 단일의 X-레이 프리젠테이션들 뿐만 아니라, 지금은 멀티-슬라이스 CT(computed tomographic) X-레이 이미지들도 방사선 전문의를 위한 표준 도구들이다. 다른 에너지원들을 사용하는 이미징 기술들, 예를 들어 MRI(magnetic resonance imaging), 방사선 신틸레이션 검출, 초음파 등이 또한 생리적 상태들을 진단하고 감별할 시의 방사선 전문의들의 능력을 확장하였다.

이들 디바이스들 및 방법들의 발전이 메디컬 이미지에 대해 유용함을 증명하기 위해, 즉, 이들 신규의 디바이스들 및/또는 방법들이 방사선의학의 실시에 채택되기 위해, 그들은 효과성 및 효율성을 증명해야 한다.

효과성은 디바이스 또는 방법이 내부 구조들을 이미징하여, 의료적 결정을 하는데 충분한 내부 구조에 대한 정보를 이미지 관측자에게 제공하는 능력이다. 방사선 전문의가 통증을 호소하는 환자의 무릎 관절을 검사하고자 하는 경우, 효과적인 이미징 디바이스 또는 방법은 방사선 전문의가 그 통증 호소의 근본을 판정하는 것을 가능하게 하는 방식으로 무릎의 내부 구조들을 구별할 수 있을 것이다. 그것이 골절된 뼈인 경우, 이미지는 뼈와 골절 모두를 어느 정도 보여주어야만 한다. 그것이 파열된 반월상연골인 경우, 이미지는 붙어있는 반월상연골을 가진 뼈 구조와 반월상연골의 파열을 어느 정도 보여주어야 한다.

효율성은 효과적인 절차를 수행하는데 필요한 리소스들의 척도이다. 디바이스 또는 방법이 기존의 디바이스 또는 방법의 효과성을 재현할 수 있고, 또한 재료, 제조 방법, 또는 그 밖의 인자들의 발전으로 인해 디바이스의 비용을 낮추는 경우에는, 동일 기능을 수행하는데 감소된 비용, 또는 효율성의 증가가 발전의 유용한 특징이 된다. 디바이스 또는 방법이 기존의 디바이스 또는 방법의 효과성을 재현할 수 있고, 기능적 설계의 발전으로 인해 절차를 수행하는데 필요한 전체 시간을 감소시킬 수 있는 경우, 또는 그러한 발전이 더 고도로 숙달 및 숙련된 인력으로부터 덜 고도로 숙달 및 숙련된 인력으로 시간 요구사항을 전환할 수 있는 경우에는, 리소스 전환이 효율성의 증가이며, 이것은 발전의 유용한 특징이 된다.

본 명세서에 기술된 실시예들은 수동적으로 얻어지는 메디컬 이미지들을 기록함으로써 그것들이 나중에 검토될 수 있도록 하는 디바이스들 및 방법들을 제공한다. 용어 "수동"은 비-제한적이며, 인간의 손에 쥐어질 때 사용되도록 이미지 검출 메커니즘이 설계되어 있는 디바이스를 이용하는 것을 포함한다. 몇몇 실시예들은, 의사나 그 밖의 숙달된 리뷰어(reviewer)가 적절히 환자를 스크리닝하거나 진단하는데 필요한 정보를 적절하게 획득하는 스캔 기록의 문제를 해결하는 것에 관한 것이다. 예를 들어, 몇몇 실시예들은 스캔된 이미지들 사이의 거리가 최대 거리를 초과할 경우, 초음파 오퍼레이터에게 통보하는 디바이스들 및 방법들을 제공한다. 이러한 케이스들에서, 오퍼레이터는 재스캔을 위해 통보를 받음으로써 이미징의 완전성을 보장하게 된다.

다른 실시예들은, 그 또는 그녀가 환자 상호작용 또는 기기의 조정들에 의해 정신이 산만해질 가능성이 없는 환경에서 고도로 숙달된 의사에 의해, 스캔으로부터 기록된 이미지들이 검토될 수 있게 하는 효과적이고 효율적인 디바이스들 및 방법들을 제공하며, 이것은 의사의 진단 능력 및 감별 능력의 정확도를 향상시킨다. 오퍼레이터가 스캔의 최종 리뷰어가 아닌 경우, 기술된 몇몇 실시예들은 검토를 위한 이미지의 개수, 또는 검토에 있어서 각 이미지에 할당된 시간의 양을 줄임으로써 소비되는 검토 시간을 감소시킨다. 이러한 케이스들에서, 이들 디바이스들 및 방법들은 보다 고도로 숙달된 이미지 리뷰어들이 이미지 획득의 시간-소모적 측면들로부터 분리되어, 이미지 해석과 관련된 작업들에 집중할 수 있게 하며, 또한 오퍼레이터들이 더 고도로 숙련된 인력에 의해 소모되는 시간의 감소에서 이익을 얻을 수 있게 한다.

메디컬 이미징에 관한 다수의 응용들이 존재하지만, 암 스크리닝 및 진단은 이 분야에서 중요한 응용들이다. 암 병변들의 조기 감별이 생명을 구한다는 임상 증거는 명백하며, 메디컬 이미징은 환자의 상태가 증상을 나타내기 이전에 암의 병변을 발견하는데 사용되는 가장 중요한 방법들 중 하나이다. 기술된 실시예들은 진단 및 스크리닝 이미지 검토의 목적을 위해 메디컬 이미지들을 기록하고 검토하는 디바이스들 및 방법들을 제공한다. 기술된 실시예들의 응용들은 다수의 암 타입들, 예를 들어 전립선, 간, 췌장 등의 암을 스크리닝하고 진단함에 있어서의 사용을 포함한다. 아래의 설명은 본 발명의 실시예들 및 양태들을 설명하기 위한 유방암 감별을 언급할 수 있지만, 디바이스는 다른 타입의 암들의 조기 발견에 유용성을 가지고 있으며, 본 설명에서 그들 암들을 생략하는 것은 본 발명의 범위를 제한하지 않음이 이해되어야 한다. 또한, 기술된 실시예들은 일반적으로 메디컬 이미징에 적용될 수 있으며, 본 명세서에 예로서 제공되는 임의의 특정 응용에 한정되지 않는다.

여덟명의 여성 중 한명은 일생 동안 어느 시점에서 유방암에 걸릴 것이라는 것이 추정되며, 여성 나이 40-55세에 있어서, 유방암은 사망의 주요 원인이다. 초기에는 유방암을 감별하고 치료하기 위한 방법들이 조잡하고 단순했지만, 지금은 고급 장비와 절차들이 사용될 수 있으며 이것은 환자에게 보다 긍정적인 결과들을 제공한다.

예를 들어, 여러 연구들은 물리적 표시 이전에(즉, 유방의 모양이나 외관에서 명백한 덩어리 또는 물리적 변화의 모습을 발견하기 전에), 유방 암 종양을 감별하는 능력이 30%정도 유방암 관련 사망률을 감소시켰음을 보여준다(Tabar L, Vitak B, Chen HH 등에 의한, The Swedish Two-County Trial twenty years later: updated mortality results and new insights from longterm followup. Radiol Clin North Am 2001; 38:625-51__ IARC Working Group on the Evaluation of Cancer Prevention Strategies. Handbooks of Cancer Prevention, vol. 7, Breast Cancer Screening. Lyon, France: IARC Press, 2002.

--Tabar L, Yen MF, Vitak B, Chen HH, Smith RA, Duffy SW. Mammography service screening and mortality in breast -- Shapiro S, Venet W, Strax P, Venet L, Roeser R (1982) Ten to 14year effect of screening on breast cancer mortality. J Natl Cancer Inst 69:349-355). Duffy는 발견시의 암 크기와 소생율 사이의 명백한 상관관계를 증명했다(Stephen W. Duffy, MSc, CStat,* Laszlo Tabar, MD, Bedrich Vitak, MD, and Jand Warwick, PhD, "Tumor Size and Breast Cancer Detection: What Might Be the Effect of a Less Sensitive Screening Tool Than Mammography?" The Breast Journal, Volume 12 Suppl. 1, 2006 S91-S95).

몇몇 이유들, 즉 소형 종양은 화학요법(chemotherapy) 및 방사선 치료와 같은 의학적 치료들에 더욱 긍정적으로 반응을 보이고 또한 소형 종양들은 림프절들과 원위 장기(distant organ) 구조물들로 전이할 가능성이 더 낮기 때문에, 조기 감별은 더욱 긍정적인 결과들을 야기한다. 또한, 소형 종양들은 그들 전체가 더욱 용이하게 절개되며, 이에 따라 전이가 발생할 수 있는 스테이지로 증식할 잔류 인비보(invivo) 암세포들의 가능성을 감소시킨다.

종양 감별 절차의 발전은 종양에 대한 진단과 치료의 방침을 근본적으로 변화시켰다. 맘모그램(mammogram)과 같은 이미징 디바이스들의 출현으로, 의심스러운 종양이 상대적으로 작은 크기를 갖는 경우 그것의 위치를 찾아낼 수 있다. 오늘날, 종양 감별에 있어서의 치료 기준은 일반적으로 맘모그램과 신체 검사를 포함하며, 이것은 가족력과 이전의 발생을 포함하는 다수의 위험 인자들을 고려한다. 맘모그램 이미징에 있어서의 기술적 향상은 방사선에 덜 노출되면서 유방 유조직(breast parenchyma)의 더 나은 시각화, 필름 품질 및 처리의 향상, 디지털 기술의 도입, 향상된 이미징 기술들, 암 진단에 대한 보다 나은 가이드라인들 및 숙달된 맘모그라퍼에 대한 더 큰 이용가능성을 포함한다. 이들 이미징 기술의 발전으로, 15 mm 또는 그보다 작은 의심 종양이 감별될 수 있다. 이것은 물리적 촉진(physical palpation) 또는 다른 증상 표시에 의해 발견되는 종양의 평균 크기 25mm와 비교된다. 보다 최근의 실질적인 진전은 자기 공명 이미징(MRI)과 초음파 이미징의 기술 분야에서 목격되었다. 이러한 장치들과 방법들은 암이 감별되는 평균 크기를 감소시키는 능력을 보여주고 있다. 유방암 스크리닝의 분야에서, 이들 감소는 일반적으로 평균 10mm 미만까지 감소되었다. 이러한 발전으로, 진단 또는 치료 절차가 수행될 시에 병변의 위치는 관측가능하다.

초음파는 여러 가지 이유들로 유방암의 감별에 있어서 특별한 유용성을 보여주었다. 초음파 기술은 맘모그램의 경우와 같은 방사-흡수-감별이 아닌, 방사-반사-감별 기술이며, 또한 소닉 에너지원이 복수의 주파수들로 송신하고 그 각각의 주파수는 조직들과 상이하게 상호작용하기 때문에, 초음파는 X-레이와 같은 새도우잉 현상(shadowing phenomenon)을 받지 않는다. 또한, 초음파는 가장 현저한 수동식 이미징 기술들 중의 하나이다. 즉, 다른 구조물에 의한 장소에 기계적으로 고정되는 에너지 송신 및 감별 구조들이 아닌, 본 송신 및 감별 메커니즘들은 인간의 손에 쥐어질 수 있는 단일의 디바이스에 패키징된다. 본 디바이스의 휴대성 및 소형 크기는 X-레이와 MRI와 같은 대형의 더 비싼 이미징 디바이스들에 있어서는 곤란한, 지리학과 해부학 모두의 입지에서 사용될 수 있음을 의미한다.

더 큰 비율의 지방에 대한 선상 조직(glandular tissue)을 가진 여성의 유방("치밀 유방"으로 지칭되는 상태)에서 양성 선상 조직과 악성 선상 조직 사이를 구별할 시에, 맘모그라피(mammography)에 비교되는, 초음파의 우수한 능력으로 인해, 초음파는 이러한 환자들에 있어서의 암 감별과 진단에 더 큰 유용성을 보여준다. Kolb(Kolb TM, Lichy J, Newhouse JH(1998) Occult cancer in women with dense breasts: detection with screening US-diagnostic yield and tumor characteristics. Radiology 207:191-199 and), Kaplan(Kaplan SS(2001) Clinical utility of bilateral whole-breast US in the evaluation of women with dense breast tissue. Radiology 221:641-649), Berg(Wendie A. Berg; Jeffrey D. Blume; Jean B. Cormack; et al., Mammography vs. Mammography Alone in Women at Combined Screening With Ultrasound and Elevated Risk of Breast Cancer, JAMA. 2008;299(18):2151-2163(doi:10.1001/jama.299.18.2151) 및 Kelly(Kevin M. Kelly,MD, Judy Dean, MD, W. Scott Comulada, Sung-Jae Lee, "Breast cancer detection using automated whole breast ultrasound and mammography in radiographically dense breasts", Eur Radiol (2010) 20: 734-742) 모두는 치밀 유방을 가진 여성의 인구에서, 맘모그라피에 대한 암의 수가 극적으로 크게 증가하는 것을 증명하였다.

메디컬 이미징 응용들은 일반적으로 3개의 카테고리 중의 하나에 속하는 것으로 고려될 수 있다: (1) 증상이 없는 환자에 대한 스크리닝, (2) 증상이 있는 환자(즉, 스크리닝 프로그램에 참여하지 않았거나 스크리닝 프로그램이 실패했기 때문에 스크리닝 프로세스를 통해 또는 스크리닝 프로세스 이외에서 발견된 증상들을 나타내는 사람들)에 대한 진단적 평가, 및 (3) 치료 절차들을 위한 안내(즉, 진단 테스트 프로세스에 의해, 그들의 증상이 어떤 형태의 치료가 필요한 것으로 확인된 환자들). 이 세 가지의 절차들에 사용되는 이미징 기술들의 필요, 응용, 및 방법과 같이, 이들 응용들의 각각에 대한 임상적 필요성들은 상당히 다르다.

진단 및 안내 절차들에서는, 특정 어노멀리(anomaly)가 악성일 수 있으며 그 어노멀리의 상태를 명확히 해야한다(진단 절차 이전의 케이스와 같이)는 의심이 존재하거나, 어노멀리가 악성이며 그 어노멀리는 치료되어야한다(치료의 케이스에서와 같이)는 확인이 존재한다. 양쪽 모두의 케이스들에서, 어노멀리의 위치를 매핑하는 능력은 중요하지만, 그 주변의 조직 위치를 매핑하는 능력은 덜 중요하다. 양쪽 모두의 케이스들에서, 환자의 조직의 비정상적인 것에 대한 양성 식별(positive identification)이 존재하며, 정상 주변 조직이 아닌 그 비정상적인 것에 대한 검사로의 후속 조치들이 취해진다.

진단 검사에서, 이미 의사는 이전에 "비정상"인 것으로 평가된 특정 구조에 관심이 있으며, 그것을 평가하고자 한다. 의심되는 유방암의 케이스에서, 의심되는 이상은 일반적으로 유방의 특정 위치에 있는 물리적으로 뚜렷한 덩어리와 같은 물리적 발견, 유방의 특정 위치의 통증 호소, 피부 비후(skin thickening), 피부 뒤틀림과 같은 어떤 종류의 변형 모습, 비정상적인 유두 분비, 또는 맘모그램과 같은 스크리닝 이미징 검사상의 비정상적인 구조의 모양의 결과이다. 진단 검사 이전에는, 관심 영역이 암은 아니지만 "의심"되는 것으로만 식별되는 것이 일반적이다. "비정상"인 관심 영역이 양성인지 악성인지의 여부를 판정하거나, 또는 보다 철저한 평가를 위한 추가 검사를 보증하는 것이 진단 검사의 목적이다. 앞서 기술한 각종 방법들 중의 하나 이상의 방법에 의해 구조의 위치가 이미 식별되었기 때문에 그것은 알려져 있다. 그러므로, 의사는 이상을 발견할 것을 예상하고 있다.

진단 검사에서, 의사는 식별된 관심 영역 이외의 구조에는 관심이 없다. 유방암의 예에서, 진단 검사는 이상이 식별된 특정한 유방에만 국한되는 것은 아니지만, 이상이 발견된 특정 유방의 하나의 특정 사분면(quadrant)으로 제한된다. 다른 7개의 사분면들에 이상이 존재할 수도 있다(유방마다 4개의 사분면이 존재). 다른 7개의 사분면들에도 암이 존재할 수 있다. 그러나, 이전에 식별되지 않은, 가능한 암들을 발견하는 것은 진단 검사의 목적이 아니다. 진단 검사의 목적은 알려진 위치들에 있는 알려진 병변들을 평가하는 것이다.

스크리닝 검사는 (1) 증상이 없는 환자(즉, 건강한 것으로 고려되는 환자)에 대해 수행되고, 이에 따라 의사는 모든 내부 구조들이 정상일 것으로 예상하며, 또한 소정의 이상이 있는 국부적 영역만이 아닌 전체 구조에 대해 수행되기 때문에 진단 검사와 다르다. 여기서 언급한 바와 같이, 의사는 환자가 증상을 보이지 않기 때문에 정상 조직을 예상하기도 하지만, 그 또는 그녀는 일반적인 대다수의 환자들이 아무런 이상이 없기 때문에 정상 조직을 예상하기도 한다. 미국의 유방암 스크리닝의 케이스에서, 스크리닝을 받은 1000명당 3 내지 5명의 환자들만이 암이었다. 10명 중 1명 만이 추가 검사를 보증하기에 충분하게 비정상으로 고려되는 조직 구조들을 가졌다.

스크리닝과 진단의 대조는 맘모그라피(mammography) 프로세스에서 예시될 수 있다. 암이 없다는 기대가 있기 때문에, 암이 다른 것보다 어떤 사분면에 있을 가능성이 높다는 제안이 존재하지 않는다. 스크리닝 검사에서 맘모그라퍼는 X-레이 소스와 X-레이 디텍터의 필드 내에 조직을 가져오기 위해, 흉벽(chest wall)으로부터 가능한 멀리 많은 부분의 유방을 당겨 두 개의 패들(paddle) 사이의 유방 조직을 압박하게 된다. X-레이 소스와 X-레이 디텍터는 공간 내에 고정되며, 환자 조직은 노출 장 내에 고정화된다. 이 프로세스는 방사 및 검출 이미징 디바이스가 가능한한 X-레이 방사선의 시야까지 유방 조직을 잡아당기는 중요한 환자 조작 및 조직 변조를 필요로 한다. X-레이 방사선은 디텍터에 노출되기 이전에 유방 전체를 통과하기 때문에, 이미지는 유방 내 구조의 "음영들"의 모음이며, 유방의 3-차원 구조의 전체는 단일의 2-차원 이미지로 축소된다. 방사선 전문의는 맘모그램이 유방 전체를 나타내는지의 여부를 단일의 한 눈에 말할 수 있다.

진단 맘모그램에서, 맘모그라퍼는 관심 영역을 포함하는 유방의 부분만을 압박하는 것이 일반적이다. 이러한 "국소 압박(spot compression)"은 유방의 일부만이 이미지에 나타나는 결과, 종종 확대가 동반된다. 방사선 전문의는 진단 검사에서 다른 영역에는 관심이 없기 때문에, 이미지에 의해 제공되지 않는 조직은 관심을 갖지 않는다.

각종 조직 구조들의 로케이션을 매핑하는 개념은 메디컬 이미징 디바이스들에 대한 설명들 모두와 동일하다. 이상이 확인되는 경우 디바이스는 실행에 있어 효과적이지 않기 때문에 이미지를 매핑하는 능력이 중요하지만, 의사는 환자의 몸 내의 어디인지를 알지 못한다. 3-삼차원 물체의 다른 부분들은 다른 분별 이미지들에서 관측될 수 있다. 그 이미지가 획득될 때의 이미징 디바이스에 대한 환자의 상대적인 위치를 알 경우에만 슬라이스의 상대적 위치를 알게 된다. 매핑은 복잡한 구조의 완전한 해부학적 구조 내의 작은 구조들의 3-차원 로케이션을, 급성으로, X-레이에 의해 어떤 팔다리가 이미지화되었는지를 확인하는 것처럼 간단할 수 있다.

그러나, 인체 해부학적 구조와 인체 조직 구조들이 3-차원이기 때문에, 모든 구조들을 단일의 2-차원 뷰로 "매핑"하는 것은 불가능하다. 예를 들어, X-레이가 2개의 음영, 또는 관심 영역을 나타내는 경우, 디바이스는 2개의 음영 중의 어느 것이 에너지 에미터에 가장 근접해 있고 어느 것이 에너지 디텍터에 근접해 있는지를 판정할 수 없다. 통상적인 맘모그램은 2개의 이미지들을 포함하고, 그 각각은 평행하지 않은 평면들 상에서 유방을 압박하는 것에 의해 획득되며, 이에 따라 병변의 로케이션들은 정위적 계산(stereotactic calculation)들을 통해 판정될 수 있다. 구체적으로, 관심 영역의 로케이션은 통상적으로 그것이 유두 위 또는 아래에 있는지 여부, 및 그것이 유두의 내측에 있는지 외측에 있는지 여부에 관하여 기술된다. 예를 들어, "어퍼 아우터(upper-outer)" 사분면에 있는 병변은 어깨에 가장 가까운 부분에 위치되며, 두개골-꼬리에서 봤을 때 유두 외측("바깥쪽")에 존재하며, 내외측 경사로 봤을 때 유두의 위("위쪽")에 존재하는 것이다.

이미징 디바이스의 또 다른 패밀리는 로봇 요소가 연구될 환자의 해부학적 구조 일부 위에서 이미징 디바이스를 이동할 시에 순차적으로 평행한 평면에서 하나 이상의 이미지를 취하여 세포 조직을 매핑한다. 각각의 이미지는 이미징될 세포 조직의 영역의 슬라이스, 또는 단면이다.

CT(Computed Tomographic) X-레이 및 MRI(Magnetic Resonance Imaging)는 해부학적 구조의 복수의 슬라이스들 또는 단면들을 이미징한다. 각각의 슬라이스, 또는 프레임은 그 단면에 포함된 모든 구조를 나타내는 분별 이미지이지만, 인접한 슬라이스들에 포함된 정보를 나타내진 않는다. CT(Computed Tomographic) X-레이 시스템들은 환자의 몸 전체 위에서 X-레이 소스 및 디텍터를 이동시키는 메커니즘을 사용한다. 자기 공명 이미징 디바이스들은 환자로 하여금 그 또는 그녀가 말 그대로 이동하면서, 전체적으로, 이미징 구조를 지나는 동안 가능하게는 엎드린 자세에서, 고정된 상태로 누워있기를 요구한다. 그 움직임의 이동 속도는 기계적 메커니즘에 의해 제어된다. 이들 디바이스들 모두는 로봇의 형태를 사용하여 환자에 대한 이미징 디바이스의 이동을 제어하거나, 이미징 디바이스에 대한 환자의 이동을 제어하며, 이에 따라 각 이미지가 매핑될 수 있다. 로봇 제어는 스캐닝 및 수신 메커니즘들의 경로를 안내하고 또한 그들 스캐닝 및 수신 메커니즘들이 이동하는 속도를 안내하는 실시간 피드백 메커니즘을 포함하도록 설계된다. 이러한 실시간 제어의 목적은 완전한 커버리지(경로가 안내된 코스를 따름)가 되는 것과 이미지들이 등 간격이 되는 것을 보장하는 것이다. 속도를 제어하는 주된 목적은 대부분의 기록 디바이스들이 일정한 시간 인터벌로 기록하도록 하는 것이다. 일정한 이동 속도(예컨대, mm/sec)로 나누어지는 일정한 기록 인터벌(예컨대, 프레임/sec)은 일정한 간격의 이미지들을 발생시킨다(예컨대, 프레임/mm).

로봇 디바이스들과 달리, 수동 이미징 디바이스의 로케이션은 디바이스가 이미지를 획득할 시에 외부 기계 구조물에 의해 제어되지 않는다. 디바이스는 그 디바이스를 쥐고 있는 손이 공간 내의 어디에 있는지를 알지 못하는 경우, 이미징 컴포넌트가 공간 내의 어디에 있는지를 알지 못한다. 그러므로, 그것은 이미지가 공간 내에 위치한 곳을 알지 못한다. 이러한 문제를 처리했던 일 방식은 이미지들의 공간 정보를 제공하게 되는 로케이션 센서들을 구비한 수동 디바이스들을 재조절하는 것이다. 예를 들어, 소망하는 영역을 커버하는 규칙적으로 이격된 이미지들을 획득하는 수동 스캔을 사용함으로써, 로봇 제어를 위한 인간 오퍼레이터를 대체하고 또한 인간을 안내하는 로케이션 센서들로부터의 정보를 동적으로 사용하며, 실시간으로 그 또는 그녀가 스캔하고 있는 동안, 환자 위에서 이동하는 프로브의 위치, 각도, 및 속도를 조정하게 된다. 사용자가 실제로 메시지에 신속하게 반응하여 실시간으로 자신의 이동 작업을 조정하는 경우, 프로브는 일정한 속도로 피부 위에서 이동하며 또한 그 이미지들은 일정한 인터벌로 기록될 것이다. 그러나, 이 접근방식의 한가지 단점은, 사용자가 적절히 신속 반응하는 것과 이미지들이 실제 일정한 인터벌들로 기록되는 것을 보장하는 품질 제어가 존재하지 않는다는 것이다. 프로그램이 단지 사용자가 조정한 것으로 가정하고서, 추정된 로케이션들에 이미지를 저장하고 이미지의 실제 간격을 확인하지 않을 경우에는 상황이 악화된다. 이러한 접근방식의 다른 단점은 오퍼레이터가 스캔에 대한 파라미터들을 조정하도록 지속적으로 촉구되는 것은 성가신 것 일 수 있다. 따라서, 일정한 속도로 타겟 영역을 스캔할 필요 없이, 수동 스캐닝을 행할 수 있는 방법, 디바이스, 및 시스템이 필요하다. 또한, 스캔 동안 오퍼레이터가 스캐닝 기술을 변경할 필요 없이, 오퍼레이터와 상호작용하여 스캐닝 절차 동안 동적으로 또는 비동적으로 피드백을 제공하는 시스템 및 방법이 필요하다. 오히려, 오퍼레이터에게는 반드시 실제 스캐닝 반복 동안이 아닌, 절차 동안 반복 또는 재스캔하도록 하는 피드백이 제공된다.

개별 이미지가 특정 관심 영역을 표시하는 경우 그 개별 이미지의 절대 매핑 정보를 갖는 것은 유용하다. 특정 관심 영역의 로케이션이 요구되는 전부인 경우, 이미지 세트 내의 각각의 개별 이미지의 상대 위치 및 방향을 알 필요가 없다. 그러나, 일련의 이미지들의 3-차원 맵을 재구성하고자 하는 경우에는, 상대적 위치 정보가 중요하다. 어떤 개별 이미지가 인접한 이미지들 또는, 예를 들어, 이미지 세트 내의 이미지들 중의 어느 것의 방향에 평행하지 않을 수도 있다. 하나의 개별 이미지와 다른 이미지 사이의 간격은 이미지 세트 내의 임의의 다른 쌍의 개별 이미지들의 간격과 동일하지 않을 수도 있다. 이미지 절차의 목표가 단지 이미지 정보를 사용하여 영역을 매핑하기 위한 것인 경우, 이러한 디스패리티들은 중요하지 않다. 하나는 단순히 이미지 세트 내의 개별 이미지들 전부 안의 각 픽셀의 로케이션을 결정해야만 한다. 본 발명의 설명에서 후술하는 바와 같이, 커버리지 및 해상도의 관점에서 맵의 품질이 적절한지의 여부를 결정하고자 하는 경우, 이러한 디스패리티들은 중요하다.

스크리닝 절차의 유효성에 고려해야 할 또 다른 요인은 해상도, 또는 이미징의 기술의 컨파인(confine)들 내에서 소망하는 크기의 이미지들을 해상(resolve)하기 위한 오퍼레이터의 능력이다. 이미지 검토의 분야에 익숙한 대부분의 오퍼레이터들은, 텔레비전 화면에 제공되는 것과 같은 2-차원 이미지들을 나타내는 경우의 해상도 컨셉에 익숙하다. 예를 들어, 20 세기 표준 텔레비전 방송(즉, 화면의 폭이 높이보다 1/3배 큰)은 4 대 3 종횡비를 가진 704 x 480 픽셀인 이미지들, 또는 x-y 그리드에 디스플레이된 픽셀들인 이미지들을 제공하였다. 각 픽셀은 색상이 균일한 단일의 포인트이다. 70.4cm x 48cm 구조를 가진 텔레비전 이미지가 704 x 480 픽셀 스크린에 디스플레이되는 경우, 각 픽셀은 크기가 1mm x 1mm 인 이미지의 부분을 나타낸다. 이러한 조건들에서, 인간의 머리카락(0.2mm)과 같은 작은 구조물을 구별하거나, "해상(resolve)"할 이들 이미지들의 능력은 가능하지 않다. 카메라로 물체를 확대하는 것과는 대조적으로, 이미를 확대하는 것은 해상도를 변경하지 않는다. 전체 스크린의 크기에 맞춰 스크린의 1/4을 확대하면, 전체 스크린은 171 x 120 픽셀들의 정보만을 포함하게 된다. 디스플레이는 여전히 704 x 480 픽셀들이지만, 확대된 이미지는 더 많은 정보를 포함하지 않으며, 더 작은 이미지에 있던 단일 색상의 단일 픽셀들은 그 각각이 동일한 색상을 갖는 4개의 인접 픽셀들로서 제공된다. 실제로 개별의 작은 픽셀들이 더 큰 "픽셀"로 대체되지만, 해상도는 스크린의 해당 부분을 더 크게 만든 것에 의해 변경되지 않는다. 현대의 HD(high definition) 텔레비전은 1920 x 1080 픽셀 포맷으로 이미지들을 제공한다. 종횡비의 변경을 조정하는 경우(4:3 대신에 16:9), 현대 텔레비전 이미지는 20세기 704 x 480 픽셀 방송 모델보다 2.5배 작은 구조들을 해상할 수 있다. 현대 HD 텔레비전은 인간의 머리카락을 구별 또는 해상할 수 있다.

x-y 표현으로 소형 구조들을 해상하는 능력은 2-차원 이미지를 인터프리팅하는 오퍼레이터의 능력에 영향을 미친다. 해상도가 작은 물체들을 제시하기에 어느 정도 충분한 경우라도, 해상도가 그 물체의 형상 및 텍스처에 대한 더 많은 세부사항들(즉, 더 작은 특징들)을 또한 제공할 수 없는 한, 오퍼레이터는 그 작은 물체의 정확한 특성을 구별하는 것이 가능하지 않을 수 있다. 통상적으로, 메디컬 이미지들은 광범위한 해상도 요구사항들을 가지며, 종종 이 요구사항들은 기술 상태의 기능이 된다. 초기의 초음파 디바이스들은 선형의 어레이에 64 이미징 소자들을 패키징하였으며, 2mm보다 작은 피처들을 해상할 수 없었다. 이 디바이스들은 다양한 메디컬 이미징 능력들에서 유용성을 발견하였다. 현대의 초음파 디바이스들은 256 이미징 소자들을 갖고, 서브밀리미터 피처들을 용이하게 해상할 수 있으며, 이 디바이스들의 유용성은 해상도 능력이 증가함에 따라 확장되어 왔다.

해상도의 레벨은 차원 축들을 따라 달라질 수 있다. 예를 들어, 표준 초음파 시스템의 제조업체(iU22, Philips Healthcare, Andover, MA, USA)는 길이가 52mm 인 어레이에 256 능동 소자들을 구비하는 초음파 트랜스듀서로부터 이미지를 생성한다. 시스템은 이미지의 가변 깊이들을 이미징하도록 설정될 수 있다. 시스템의 설계는 소자당 1 픽셀 이상을 생성하게 할 수 있으며, 각 픽셀이 이미지의 평면 공간에 고유의 조직 구조를 나타내는, 600 픽셀 x 400 픽셀인 포맷으로 이미지가 비디오 모니터에 디스플레이된다. 그러므로, 5cm의 깊이 설정으로, 이 시스템으로부터 얻어지는 초음파 이미지는 수평방향 또는 X 축에서 11.5픽셀/mm의 해상도 및 깊이 방향 또는 Y 축에서 8.0픽셀/mm의 해상도를 갖게 된다. 4cm로의 깊이 설정 변경은 Y 픽셀 해상도를 10.0픽셀/mm로 변경하게 된다(X 픽셀 밀도는 여전히 불변).

3-차원 이미징에서, 이동 해상도는 각 개별 이미지의 평면 표현에서 제공되는 해상도와 상당히 달라질 수 있다. 임의의 어떤 개별 이미지의 X-Y 표현의 해상도가 1mm 구조물들을 구별하기에 충분한 경우라도, 개별 이미지들 사이의 공간 또는 "Z" 벡터가 1mm 보다 큰 경우에는 1mm 구조물을 완전히 놓칠 수 있다. 구 모양의 관심 영역을 가정하고, 필요한 Z 공간 벡터 공간이 이미징 디바이스의 X-Y 해상도의 함수인 경우에는 가장 현대의 이미징 디바이스들을 구비하며, 개별 이미지들 사이의 간격이 관심 영역의 감별을 위한 최소 요구사항의 크기의 1/2 미만인 경우에는, 적어도 하나의 개별 이미지가 그 개별 이미지의 X-Y 표현으로 해상되기에 충분한 크기로 병변의 단면을 제공하게 될 것이라고 가정하는 것이 합리적이다. 예를 들어, 오퍼레이터가 1mm 관심 영역을 관측하고자 하고, 개별 이미지들 사이의 간격이 더 큰 0.5mm인 경우, 1mm 관심 영역의 가장 작은 단면 표현은 0.86mm가 된다. 이미지들의 X-Y 해상도가 0.86mm보다 작고, 그것이 가장 현대의 핸드헬드 이미징 디바이스들을 구비한 경우, 인트라 이미지 해상도는 충분하다. 초기 CT 디바이스들은 8개의 분별 이미지들을 갖는다. 임의의 단일 X-Y 슬라이스는 밀리미터 크기만큼 작은 병변들을 해상할 수 있지만, 슬라이스간 간격은 신뢰할 수 없는 8.6mm보다 작은 병변들의 해상도를 만들었다. 현대의 64 슬라이스 CT 디바이스들은 0.5mm 슬라이스간 간격을 가지며, 밀리미터 크기의 병변들을 진단하는 능력을 가능하게 한다.

본 명세서에서 사용된 바와 같이, 몇몇 실시예들에서, 개별의 이미지 슬라이스들은 "개별 이미지들"로 지칭되며, 단일의 스캔 시퀀스로 획득된 개별 이미지들의 세트는 "개별 이미지들의 세트" 또는 "스캔 트랙"으로 지칭된다. 또한, "스캔" 또는 "스캔 시퀀스" 또는 "스캔 경로" 또는 "개별 이미지들의 세트"는 몇몇 실시예들에서 핸드헬드 이미징 프로브가 환자와 접촉하여 배치되고, 환자의 일 위치에서 다른 위치로 이동될 때에 연속적으로 기록되는 복수의 이미지들을 지칭하는 것으로 사용된다.

조직 이미지들을 매핑하고 해상도를 판정할 경우, 절대 좌표 지오메트리와 상대 좌표 지오메트리의 명확한 이해가 필수적이다. 통상적으로 개별 이미지들은 종이 또는 비디오 스크린의 2-차원 포맷으로 제공되기 때문에, 그 포맷의 매핑은 통상적으로 직교 좌표계의 X축과 Y축과 호환될 수 있는 수단으로 제공된다. 예를 들어, 앞서 기술한 필립스(Philips) 초음파 디바이스는 600 픽셀 x 400 픽셀 포맷의 비디오 모니터에 이미지들을 디스플레이한다. 따라서, 5cm 깊이 설정으로, 이 시스템(5.2cm 프로브 너비를 가짐)으로부터 얻어지는 초음파 이미지는 X축에서 0.087mm/픽셀이고, Y축에서 0.125mm/픽셀이 된다.

또한, 시퀀스에서의 제 2 이미지는 5.2cm x 5cm인 조직 슬라이스를 나타내게 된다. 해당 픽셀들은 양쪽 모두의 이미지들에서 동일한 X-Y 좌표에 있는 픽셀들이다. 어떤 이미지의 제 1 열의 제 1 픽셀의 X-Y 로케이션은 제 2 이미지의 제 1 열의 제 1 픽셀의 X-Y 로케이션에 대응하고, 제 1 열의 제 2 픽셀의 X-Y 로케이션은 제 1 열의 제 2 픽셀의 X-Y 로케이션에 대응하는 등, 제 2 이미지의 마지막 열의 마지막 픽셀의 X-Y 로케이션에 대응하는 제 1 이미지의 마지막 열의 픽셀의 마지막 X-Y 로케이션까지 그러하다.

핸드헬드 이미징 디바이스는 검사될 조직 위에서 이미지 프로브를 이동시키는 인간 오퍼레이터에 의존하며, 로봇 디바이스와 매우 상이한 해상도 도전과제(resolution challenge)를 부여한다. 단일 이미지의 X-Y 해상도는 다른 방법과 비교될 수 있다. 예를 들어, 현대의 초음파 시스템에서 픽셀 간격은 0.125mm이고, 대략 맘모그램과 같다. 핸드헬드 디바이스의 효능에서의 주요 도전과제는 개개의 이미지를 맵핑하는 능력, 이미지 세트 내의 개별 이미지들 사이를 분석하고 또한 이미지 세트의 패밀리가 구조의 완전한 커버리지(complete coverage)를 나타내는지 여부를 결정하는 능력이다.

앞서 기술한 바와 같이, 스크리닝 검사들은 사용자가 "모든" 조직을 이미지화할 것을 요구한다. "모든" 조직을 보는 것은 해상도의 함수가 아닌 커버리지의 함수이다. 커버리지, 또는 시계(field of view)는 이미징의 품질이 아니라 이미징 장의 범위의 기술이다. 신장(kidney)의 반만을 이미지화하는 신장 X-레이는 정교하게 상세 해상도를 가질 수 있으나, 전체 신장을 커버하지는 못한다. 역으로, 전체 유방의 흐릿한(blurry) 맘모그램은 전체 유방을 "커버"하나, 유용한 검사가 되기에 적합한 해상도를 가질 수 없을 것이다.

본 명세서에서 사용된, 용어 "커버리지"는 임의의 특정 의미에 제한되는 것으로 의도되지 않는다. 상기 용어는 대략적으로 적어도, 메디컬 이미징 세션 동안 이미지화되는 거리, 표면, 체적, 면적 등을 포함한다. 예를 들어, 스캔의 커버리지를 결정하는 것은 2 개 이상의 스캔 트랙 세트에(예를 들어, 스캔-대-스캔 간격 또는 거리) (사이에) 포함된 이미지들의 상대적 위치에서의 임의의 갭이 존재하는지를 평가하는 것을 포함할 것이다. 비교되는 바와 같이, 해상도는 적어도 각 개개의 이미지의 X-Y 및 x-y-z 해상도 및 단일 스캔 트랙(예를 들어, 이미지-대-이미지 간격 또는 거리) 내의 개별 이미지들의 상대적 간격을 기술한다.

X-레이 또는 MRI 또는 CT 스캔으로, 단일 이미지, 또는 슬라이드는 30cm 크기 또는 더 클 수 있는 단면에서 모든 조직을 커버하려는 경향이 있다. 그러나 전형적인 초음파 프로브는 4cm 내지 6cm의 크기이다. 단일의 30cm 맘모그램을 사용하여 이미지화될 수 있는 동일 체적의 조직을 포괄하기 위해서는, 6cm 초음파 프로브의 5 개 이상의 평행 스캔 트랙 세트를 필요로 할 것이다.

로봇 디바이스는 바람직한 시계가 사전결정되어 있고, 상기 시스템은 이 시계를 포괄하도록 하는 적절한 이동 스캔 경로(translational scan path)를 계산할 수 있으며, 이들은 사전결정된 경로들을 따라 엘리먼트들을 에너지 스캐닝하고 스신하는 것을 변환하도록 프로그래밍되어 있기 때문에, 커버리지를 미리 달성하도록 사용되어 왔다. 이에 반하여, 수동 이미징 디바이스는 기술 경험 및 인간 오퍼레이터의 주관적 판단에 기초하여 작동된다. 품질, 특히 스캔 및 기록된 이미지의 커버리지는 오퍼레이터에 좌우되어 폭넓게 변화된다. 예를 들어, 오퍼레이터가 매우 빠르게 스캔하는 경우, 스캔 시퀀스에서의 이미지는 잠재적 암에 걸린 부분을 보여주기에는 너무 멀리 배치되어 있을 수 있다. 마찬가지로, 오퍼레이터는 2 개의 스캔 시퀀스를 너무 멀리 배치하는 경우, 검토를 위해 스캔되지 않은 스캔 열들 사이의 영역이 있을 수 있다. 이와 같이, 기술된 일부 실시예는 수동 스캐닝 세션 동안 기록된 이미지가 적합한 커버리지를 갖는 것을 보장하기 위해 이미지를 기록하기 위한 방법, 장치, 및 시스템을 제공한다.

본 명세서에서 사용된, "스캔 트랙"은, 일부 실시예들에 있어서, 메디컬 이미징 방법, 장치, 또는 시스템에 의해 기록된 개별 이미지들의 임의의 세트를 지칭한다. 개별 이미지들의 세트는 임의의 방법 또는 장치에 의해 얻어질 수 있다. 몇몇 케이스들에서, 개별 이미지들의 세트는 오퍼레이터가 (1) 환자에 프로브를 배치하고, (2) 이미지 기록을 시작하고, (3) 피부의 표면에 걸쳐 프로브를 이동시키고, (4) 이미지 기록을 정지하는 경우에 얻어진다. 다른 실시예들에서, 스캔 트랙은 각각의 개별 이미지들 사이에서 고유의 상대적인 간격을 가진 순차적인 개별 이미지들의 세트이다. 이러한 케이스들에서, 개별 이미지들의 세트는 이미징 프로브 구조가 가능한 너비와, 이미징 프로브가 가능한 만큼 조직 내 깊이와, 그리고 이미징 프로브가 피부를 가로질러 이동하면서 이미지를 기록하는 동작에 의해 달성될 수 있을 만큼의 길이의 체적을 포괄할 수 있다.

종래의 맘모그라피 또는 로봇 디바이스 및 종래의 핸드헬드 이미징 기술 간의 다른 차이점은 맘모그라피 및 로봇 디바이스가 2 개의 단계, (1) 이미지를 기록하는 것 및 (2) 이미지를 검토하는 것에 대해 이미징 과정을 분리하는 것에 좌우된다는 것이다. 핸드헬드 디바이스를 사용하여 이미지는 실시간 제공될 수 있고 검토자가 구조물을 동적으로 검토할 수 있다. 실시간으로 절차를 수행하는 경우, 숙련된 오퍼레이터는 그 또는 그녀가 유방을 완전하게 커버하고 적절한 속도로 프로브를 이동시키기 위해 프로브를 적절히 이동시키는데 숙달된 것으로 여겨질 수 있고, 그 또는 그녀가 이러한 목표를 달성하기 위해 실시간 피드백을 필요로 하지 않는 것으로 여겨질 수 있다. 검사와 연관된 시간 제한을 처리하는데 필요하기 때문에 실시간 이미지가 다른 사람에 의한 후속 검토를 위해 한 오퍼레이터에 의해 기록되는 경우, 검토자는 이미지의 위치를 확인하는 능력를 가지지 않을 뿐만 아니라 그 또는 그녀는 적절한 경우 인접 이미지들 사이의 간격을 확인하는 능력을 가지지 않는다. 검토자는 z 평면에서의 해상도를 결정하는 능력을 가지지 않는다. 검토자는 별개의 이미지의 각각의 스캔 트랙 세트의 상대적 위치를 알지 못하기 때문에, 검토자는 이러한 세트들의 패밀리가 완전한 커버리지를 나타내는지의 여부에 관한 개념을 가지지 못한다.

본 논의의 목적을 위해, 직교 좌표계의 X 및 Y 축은 다수의 픽셀을 함유하는 초음파 스캐닝 유도 이미지들의 2-차원 배열을 정의하는데 사용되고, 여기서 용어 픽셀은 비디오 스크린 이미지의 기본 유닛을 지칭하고, X 및 Y 좌표 모두에 대해 제로의 위치를 정의하는 소정 기준 프레임에서 X 및 Y 좌표값에 의해 정의될 수 있다. 이러한 2-차원 초음파 이미지들은 선형 스캐닝 배열을 포함하는 초음파 프로브에 의해 생성된다. 현대 하이-엔드 스캐닝 배열은 초음파 프로브에 패키징된 256 전송 및 수신 트랜스듀서로 구성되고, 상기 선형 배열의 트랜스듀서는 38mm 내지 60mm의 너비를 가진다. 트랜스듀서의 이러한 선형 배열은 0.06 mm 내지 1mm 범위의 인접 픽셀 사이의 간격을 가진 이미지를 생성한다. 초음파 유도된 평면 이미지 내의 각 개개의 픽셀은 고유한 X 및 Y 좌표값에 의해 정의된다. 각 초음파 스캔 유도된 2-차원 이미지 내의 2-차원 해상도, 또는 픽셀의 2-차원 밀도(즉, 이미지의 제곱 센티미터 당 픽셀 수)가 일정하고 초음파 시스템 하드웨어의 함수이며, 스캔 과정에서 각각의 인접한 이미지에 대해 동일하게 유지한다. 이러한 해상도는 1mm 내지 5 mm 만큼 작은 조직 이상(예를 들어 암)의 일반적 확인을 가능하게 한다.

3차원 재구성에서의 주요 도전과제는 XYZ 직교 좌표계의 세번째 축, 즉, Z 축에 인접하는 픽셀들 간의 간격 및 스캐닝 과정 중에 얻어진 개별 이미지들의 세트의 군의 상대적 위치이다.

Z 축에 따른 간격은, 부분적으로, 임의의 두 연속하는 인접한 2-차원 이미지의 생성 간의 초음파 프로브의 위치 및 각도의 변화 속도에 좌우된다. 두 개의 연속하는 2-차원 이미지 사이의 간격에 있어서의 변화는 다섯 가지 요인에 좌우된다:

하나의 요인은 초음파 시스템 하드웨어 및 소프트웨어가 반사 초음파 신호를 처리하고 2-차원 이미지를 구성하도록 하는 속도(즉, 초당 완료된 2-차원 초음파 스캔의 수)이다.

두 번째 요인은 표시된 이미지가 예를 들어, 디지털 프레임그래버 카드에 의해 기록될 수 있는 속도이다. 예를 들어, 초음파 시스템은 초당 10 개의 개별 이미지를 표시하고 프레임그래버 카드는 초당 20 개의 프레임을 기록할 수 있는 경우, 이후 이미지의 기록된 세트는 20 개의 이미지를 가질 수 있지만, 현실에서, 복제를 갖는 각각의 이미지를 가진 단지 10 개의 개별 이미지를 가질 것이다. 초음파 시스템이 초당 40 개의 프레임을 나타내고 프레임 그래버가 초당 20 개의 프레임을 기록하는 경우, 이미지의 기록된 세트는 20 개의 개별 이미지를 가질 것이나 기록된 추가의 20 개의 개별 이미지를 가지지 않을 것이다.

세 번째 요인은 초음파 프로브가 스캔 경로를 따라 이동되는 속도이다. 예로서, 오퍼레이터가 초음파 프로브를 빠르게 이동시킬수록, 간격이 Z 방향에서 더 커질 것이고 및/또는 초음파 시스템 하드웨어 및 소프트웨어가 반사된 초음파 신호를 처리하고 2-차원 이미지를 구성할 수 있는 조합 속도가 더 느려질 것이고 이미지 기록 하드웨어는 처리된 이미지를 저장할 수 있고 (즉, 초당 기록되고 저장된 완성된 2-차원 초음파 스캔의 속도가 느릴수록), 간격은 Z 방향에서 더 커질 것이다. 반대로, 오퍼레이터가 초음파 프로브를 더 천천히 움직이는 경우 간격은 Z 방향에서 더 작아질 것이다.

네 번째 요인은 스캐닝 과정 동안 핸드헬드 프로브의 상대적인 방향이다. 프로브는 기계적 메커니즘에 의해 강성 유지되지 않기 때문에, 인접하는 프레임 간의 이동 거리가 일정하지 않다. 예를 들어, 이미지 세트 내의 개별 이미지가 완벽하게 평행인 경우, 상응하는 픽셀들 사이의 Z 간격은 2 개의 개별 이미지에서 대응하는 픽셀의 각 쌍에 대해 동일할 것이다. 프로브가 가로축을 따라 회전하는 경우(회전, 또는 피치), 이미지의 쌍의 상단에서의 대응하는 픽셀의 Z 간격은 이미지 쌍의 하단에 대응하는 픽셀의 Z 간격과 다를 것이다. 프로브의 종축을 따라 회전하는 경우(롤), 이미지의 쌍의 좌측에 대응하는 픽셀의 Z 간격은 이미지의 쌍의 우측에 대응하는 픽셀의 Z 간격과 다를 것이다.

다섯 번째 요인은 수직 축에 따른 프로브의 회전(요)과 관련된다. 수직 축의 회전이 상이할 시에 두 개의 이미지가 기록되는 경우 이미지의 한 쌍에서의 2 개의 대응하는 픽셀들 사이의 거리가 상이하다.

스캔 트랙 세트 내의 개별 이미지들 사이의 간격을 결정하는 것 이외에, 그것은 완전한 스캔을 나타내는 스캔 트랙 세트들의 패밀리 내의 개별 스캔 트랙 세트들 사이의 상대적 관계를 이해하는 것은 중요하다. 이 변수는 커버리지의 기능에 있어서 중요한 요인이다. 단일의 스캔 트랙 내에서 얻어진 이미지들이 적절하게 조직을 커버하지 못하는 경우, 두 번째 스캔 트랙은 필요하지 않다. 단일의 스캔 트랙이 전체 조직 구조를 커버하기에, 폭 또는 길이에 있어서, 너무 작은 경우, 두 번째 스캔 트랙이 필요하다. 각각의 스캔 트랙이 자신의 개별 이미지들의 세트를 구비하고 있고, 또한 각각의 개별 이미지는 자신의 매핑 로케이션 좌표들을 구비하고 있기 때문에, 두 개의 개별적인 스캔 트랙들이 조직의 동일한 영역, 일부 중첩을 가진 인접 조직의 영역들, 중첩이 없는 인접 조직의 영역들, 사이에 일부 갭을 가진 인접 조직의 영역들, 서로에 대한 해부학적 관계를 갖지 않는 조직의 영역들을 나타내는지의 여부를 판정하는 것이 가능하다.

복수의 스캔 트랙들의 재구성은 임의의 2개의 인접 스캔 트랙들 사이에 스캔 트랙들이 재구성되어 커버리지 내에 캡이 없는 인접하는 이미지들의 영역을 형성하는 경우, 및 재구성의 범위가 이미징될 전체 조직 구조를 포괄하는 경우에 커버된 영역을 나타낼 수 있다.

앞서 설명한 바와 같이, 종래의 기술들은 스캐닝 변수들((1) 이미지 리프레시 레이트, (2) 이미지 기록 레이트, (3) 프로브의 이동 속도, (4) 수평 축 및 수직 축을 따르는 프로브의 회전, 및 (5) 수직 축을 따르는 프로브의 회전)을 제어하고 완전한 커버리지를 갖기 위해 필요한 스캔 트랙들의 개수, 방향, 범위(길이)를 계산함으로써 결과적으로 생성된 스캔 트랙들의 패밀리가 조직의 완전한 검사를 위해 필요한 커버리지와 해상도를 갖는 이미지들을 포함하도록 하기 위해 로봇 머신들에 의지해 왔다.

초음파 이미징에 대한 로봇식 접근방식은 타겟 생체 조직의 완전하고 시스템적인 진단 초음파 스캔이 실제 달성되었는지를 확인하기 위해 필요한, 기계 구동형 초음파 프로브가 추정되는 위치에 있는지 및 컴퓨팅된 방향에 있는지를 확인하기 위한 정규의 서비스와 캘리브레이션을 받는 고가의 기계 장비의 사용을 필요로 한다.

본 발명의 목적은 초음파 프로브의 지원, 이동 및 컴퓨팅된 방향 제어를 위한 로봇 기계 시스템들의 필요 없이도, 덮여진 영역 및 그 덮여진 영역 내의 이미지들의 상대적 간격의 해상도의 관점에서, 타겟 조직(예를 들어, 인간의 유방)의 초음파 진단 스캔의 완성도를 확인하고 가능하게 하는 것이다. 몇몇의 실시예들은 타겟 조직의 완전한 스캔이 달성되는 것을 확인하면서 핸드헬드 진단 초음파 프로브 스캐닝 방법들의 사용을 가능하게 한다.

실용적인 스크리닝 기술을 달성하는 것은 이미징 요구사항들만큼 중요한 것이므로, 시간 제약은 디바이스의 실용성과 이에 따른 유용성에 또한 영향을 미칠 수 있다. Berg 등은 양쪽 유방의 수동 초음파 스크리닝 검사를 수행한 평균 시간이 19분이며 중간 시간이 20분이라고 설명한다(Wendie A. Berg; Jeffrey D. Blume; Jean B. Cormack; et al., Mammography vs. Mammography Alone in Women at Combined Screening With Ultrasound and Elevated Risk of Breast Cancer, JAMA. 2008;299(18):2151-2163(doi:10.1001/jama.299.18.2151). 이 시간은 방사선 전문의가 판독방에서 초음파 검사방으로 걸어가는데 걸리는 시간, 환자와 상호작용하는데 걸리는 시간, 또는 초음파 검사방에서 판독방으로 되돌아오는데 걸리는 시간을 고려하지 않은 것이다.

실제 이미지들을 검토하는데 필요한 시간은 매우 짧다. 예를 들어, 표준 스크리닝 초음파 검사는 다수의 스캔 분야들 중의 하나에 따라 스캐닝된 일련의 열들(rows)에서 얻은 2,000 내지 5,000 이미지들을 포함한다. 기록된 이미지들이 재구성되어 씨네(cine), 즉 영화와 같은 개별 이미지들의 세트의 연속 디스플레이로 관측되고 이에 따라 관측 경험은 오퍼레이터가 그 또는 그녀가 실시간으로 핸드헬드 절차를 수행했던 경험한 것과 동일한 경우, 검토 시간은 200초로 짧을 수 있다(4분 미만). 씨네 프리젠테이션의 개념은 에디슨으로 한 세기 이상 돌아가지만, 프리랜드(Freeland)는 1992년에 초음파 이미지들의 검토를 위한 씨네 뷰잉 기술의 사용에 대해 설명했다(5,152,290).

대부분의 방사선의학 절차들에 있어서 숙달된 방사선의학 기술자들이 이미징 기능을 수행하는 것은 표준 방식이다. 기술자의 임무는 양호한 품질의 이미지들을 획득하고, 해석을 위해 그것들을 방사선 전문의에게 제공하는 것이다. 예를 들어, 표준 4 뷰(view) 맘모그램을 획득하여 기록하는데 필요한 평균 시간은 10분 내지 15분이지만, 방사선 전문의는 이들 이미지들을 2분 이내에 해석할 수 있다.

앞서 설명한 바와 같이, 숙련되고 숙달된 오퍼레이터가 직접 수동 검사를 수행할 시에 스캔의 해상도(인접 이미지들 사이의 상대적 간격의 관점) 및, 덮여 있는 영역의 완성도를 객관적으로 판정하는 것은 가능하지 않지만, 그들은 커버리지와 해상도가 적절하다고 주관적으로 믿을 수 있다. 그러나, 리뷰어가 다른 오퍼레이터에 의해 기록된 이미지들의 세트를 관측할 경우, 그 덮여있는 영역이 전체 구조를 나타내는지의 여부 또는, 이미지들 사이의 간격의 관점에서, 사용자가 요구하는 최소 기준들을 해상도가 충족하는지를 판정하는 방어적 수단을 리뷰어가 갖는 것은 불가능하다. 본 명세서의 몇몇 실시예들에서 기술된 바와 같이, 이미지들을 매핑하는 것과 결과물인 이미지들의 세트의 해상도와 커버리지를 계산하는 것은 이미징 업무와 검토 업무를 분할하는 것을 가능하게 하며, 이에 따라 한 개인에 의해 기록되고 다른 이에 의해 검토되며 계속하여 상기 해상도 및 커버리지에 대한 신뢰 수준을 제공하는 방식으로 절차 수행과 관련된 시간 절약들을 가능하게 한다.

해상도와 커버리지를 위해 이미지들을 매핑하는 것은 씨네 리뷰 과정(cine review process)이 가속화될 수 있게도 한다. 리뷰를 가속화하는 것은 방사선 전문의 시간에 대한 요구사항들을 감소시키며, 오퍼레이터에게 유용성을 제공한다. 표준 씨네 리뷰는 일련의 개별 이미지들을 각 프레임에 대한 드웰 시간에 따라 일정한 시간 간격(초당 프레임 또는 fps)의 해당 시간 인터벌의 함수에서, 재빨리 연달아 제공한다. 예를 들어, 검사에서 소망하는 프레임-대-프레임 해상도가 1mm이고, 이미지들이 정확한 1mm 인터벌들로 기록된 경우, 및 프레임들이 프레임 드웰 시간 0.1sec/프레임으로, 10fps에서 검토되는 경우, 10cm 스캔 트랙의 개별 이미지들(100 이미지)를 검토하는 시간은 10초가 된다. 정확한 0.1mm 인터벌들로 이미지들이 기록된 경우(1,000 이미지), 검토 시간은 100초가 된다. 그들 900개의 추가 이미지들에 추가 정보가 있더라도, 환자 치료의 증가한 호전은 트랙을 검토하기 위한 추가 1.5분의 의사 시간의 근거가 될 수 없다. 각각의 유방에 대한 16 개만큼 많은 스캔 트랙들이 존재할 수 있는 것으로 가정하는 경우, 시간 차이는 320초(단지 6분 이상) 대 3,200초(단지 1시간 이상)일 수 있다.

기술된 몇몇 실시예들은 연속적인 개별 이미지들 사이의 드웰 시간을 달라지게 하고, 그 드웰 시간을 인접 이미지들 사이의 거리 함수로서 계산함으로써 가속된 검토 시간을 제공하는 시스템들 및 방법들을 제공한다. 결과적 프리젠테이션은 초당 프레임이 아닌 초당 커버된 거리(distance covered per second; dcps)로 제공된다. 예를 들어, 이미지들의 Z-평면 로케이션이 0.0mm, 0.7mm, 0.9mm, 1.9mm, 2.5mm, 2.8mm, 3.6mm, 3.7mm, 4.0mm, 4.7mm, 5.1mm, 5.6mm, 6.6mm, 7.0mm, 7.6mm, 8.2mm, 8.5mm, 9.5mm, 및 10.0mm인, 19개의 이미지들을 시스템이 기록한 경우, 10fps(즉 0.1sec/프레임의 드웰 시간)에서의 그들 19개의 이미지들에 대한 검토 시간은 1.8초가 된다. 각각의 드웰 시간들에게 초당 이미징될 조직의 양 및 개별 이미지들 사이의 간격에 기초한 기준을 갖는 고유값들이 할당되는 경우, 검토 시간은 상당히 단축될 수 있다. 예를 들어, 전술한 19개 이미지들의 드웰 시간이 0.07초, 0.02초, 0.1초, 0.06초, 0.03초, 0.08초, 0.01초, 0.03초, 0.07초, 0.04초, 0.05초, 0.1초, 0.04초, 0.06초, 0.06초, 0.03초, 0.1초, 및 0.05초로 각각 변경되는 경우, 검토 시간은 1.00초가 된다.

또한, 몇몇 실시예들은 오퍼레이터에게 유용할 수 있는 추가 정보를 제공하는 이미지들만을 디스플레이함으로써 검토 시간을 가속화하는 수단을 제공한다. 예를 들어, 사용자가 이미지들 사이의 최적 해상도 1.0mm를 선택한 경우, 및 그 1.0mm 간격에 하나 보다 많은 이미지가 존재하는 경우에, 그 추가의 이미지들은 잉여이다. 시스템 및 방법은 잉여의 이미지들을 디스플레이하지 않도록 선택할 수 있다. 이전 단락에 기술한 이미지들에 대한 다른 예로서, 오퍼레이터가 1.0mm의 최적 이미지 간격을 선택한 경우, 시스템은 0.0mm, 0.9mm, 1.9mm, 2.8mm, 3.7mm. 4.7mm, 5.6mm, 6.6mm, 7.6mm, 8.5mm, 9.5mm 및 10.0mm로 기록된 이미지들만을 디스플레이하게 된다. 0.7mm, 2.5mm, 3.7mm, 4.0mm, 5.1mm, 7.0mm, 및 8.2mm로 기록된 이미지들은 소거된다. 보유된 이미지들이 10fps(0.1초/프레임의 드웰 시간)로 디스플레이되는 경우, 이미지 검토 시간은 모든 이미지들을 검토하는 경우 필요한 1.8초가 아닌, 1.1 초가 된다.

방사선 전문의가 필요한 검토 시간을 감소시키는 다른 시스템 및 방법은 그 정보가 다른 개별 이미지들의 세트 내에 완전히 포함되어 있는 이미지들을 소거하는 것이다. 예를 들어, 오퍼레이터가 12 세트의 개별 이미지를 포함하는 유방의 스캔을 검토하되, 각 이미지는 유두에서 기원하여 12개의 클럭 위치들의 각각에 있는 유방의 베이스로 방사상으로 연장되는 경우, 중첩되거나 또는 다른 이미지들이나 이미지들의 그룹에 의해 부분적으로 또는 완전히 이미징된 조직 구조들을 이미징한 개별 스캔들의 몇몇 세트 내의 이미지들이 있게 된다. 예를 들어, 스캔이 유두에 근접함에 따라 커버리지의 반경이 감소되기 때문에, 12시 스캔을 수행하는 프로브가 유두로부터 다만 1cm에 있을 시에 5mm 프로브가 10시에서 2시로 연장되고, 3시 스캔을 수행하는 프로브가 유두로부터 다만 5mm에 있을 시에 프로브는 1시에서 5시로 연장되는 경우, 유두로부터 5mm에서의 1시 스캔 및 유두로부터 5mm에서의 2시 스캔에 의해 기록된 2개의 스캔들 및 이미지들 사이의 실질적인 및 가능하게는 완전한 중첩은 잉여 정보를 포함하게 된다. 그들 이미지들이 검토 세트에서 제거되는 경우, 결과적으로 시간을 절약하게 된다. 이 시스템 및 방법은 어느 이미지들이 스캔 내의 개별 이미지들의 세트로부터 하나 이상의 이미지들에 완전히 또는 부분적으로 포함된 정보를 가지고 있는지를 구별하여, 그들 이미지들을 검토 세트로부터 제거하는 수단을 교시한다. 이미지들 내의 정보 중첩은 약 10 %에서 약 100 %까지 어디에나 존재할 수 있다. 몇몇 실시예들에서, 다른 이미지들과의 80%-100% 중첩을 가진 정보를 구비한 이미지들은 검토 이미지 세트로부터 제거된다.

기술된 몇몇 실시예들은 인체 유방과 같은 타겟 인체 조직의 핸드헬드 이미징 스캔 시에, 개별 이미지들의 세트 또는 스캔 시퀀스들 내의 개별 이미지들의 이미지-대-이미지 스페이싱의 해상도 또는 스페이싱을 결정하고, 개별 이미지들의 다수의 세트들 또는 스캔 시퀀스들의 커버리지를 결정하기 위한 방법들, 장치들 및 시스템들을 제공한다. 일 실시예에서, 각 스캔 시퀀스 내의 이미지-대-이미지 해상도의 범위는 약 0.01 mm 내지 10.0 mm이다. 다른 실시예에서, 각 스캔 시퀀스 내의 이미지-대-이미지 해상도의 범위는 약 0.1 mm 내지 0.4 mm이다. 또 다른 실시예에서, 각 스캔 시퀀스 내의 이미지-대-이미지 해상도의 범위는 약 0.5 mm 내지 2.0 mm이다.

다른 실시예들에서, 각 스캔 시퀀스 내의 이미지-대-이미지 해상도의 범위는 9,000 내지 180,000,000 픽셀/cm³의 픽셀 밀도이다. 다른 실시예들에서, 픽셀 밀도는 22,500 내지 18,000,000 픽셀/cm³이다. 다른 실시예들에서, 픽셀 밀도는 45,000 내지 3,550,000 픽셀/cm³이다.

몇몇 실시예들에서, 인접하는 스캔 트랙들의 경계의 중첩의 측면에서 커버리지의 범위는 약 -50.0mm 내지 +50.0mm 이다(여기서, 음의 중첩 값은 인접하는 스캔 트랙들의 경계들 간의 양의 갭 값 또는 스페이싱을 표시한다). 다른 실시예들에서, 인접하는 스캔 트랙들의 경계의 중첩은 약 -25.0mm 내지 +25.0mm 이다(여기서, 음의 중첩 값은 인접하는 스캔 트랙들의 경계들 간의 양의 갭 값 또는 스페이싱을 표시한다). 다른 실시예들에서, 인접하는 스캔 트랙들의 경계의 중첩은 약 -10.0mm 내지 +10.0mm 이다(여기서, 음의 중첩 값은 인접하는 스캔 트랙들의 경계들 간의 양의 갭 값 또는 스페이싱을 표시한다).

핸드헬드 이미징 절차의 예들은 다음으로 한정되지 않지만 초음파 검사를 포함한다. 사용자 규정된 레벨의 커버리지 및 해상도가 달성되었다고 객관적으로 판정하는 것은, 특히 한 명의 임상 전문가가 핸드헬드 스캔 동안에 기록 기능을 수행하고 기록 절차에 존재하지 않은 다른 전문가가 이러한 이전에 기록된 이미지들을 검토할 때에 중요하다. 커버리지 및 이미지-대-이미지 해상도 또는 스페이싱의 객관적 판정은 스캐닝 절차 이후의 숙달된 임상 전문가에 의한 기록된 이미지들의 후속 검토에서 이러한 후속 검토가 타겟 조직 체적의 몇몇 영역들이 의도하지 않게 빠져버린 사실로 인해서 오 부정적 평가(false negative assessment)를 낳지 않도록 보장하는데 있어서 중요하다. 이러한 누락은 타겟 조직를 커버하도록 의도된 연속하는 핸드헬드 스캔들 간의 의도하지 않은 과대 스페이싱, 핸드헬드 이미징 프로브의 이동 레이트에서의 변화로부터 유발될 수 있는 단일 핸드헬드 스캔 내의 과대 이미지-대-이미지 스페이싱, 및/또는 인체 유방과 같은 타겟 조직 체적의 스캐닝 동안에 핸드헬드 이미징 프로브의 배향 변화의 과대 레이트에 의해서 유발될 수 있다.

핸드헬드 이미징 프로브의 위치 및 컴퓨팅된 배향의 추적은 핸드헬드 이미징 프로브 이미징 요소들의 설계 기하구조에 대하여 사전결정된 위치에서 초음파 프로브의 바디 상에 위치 센서들을 부착함으로써 이루어질 수 있다. 3 개 이상의 센서들이 핸드헬드 이미징 프로브에 부착되어서 핸드헬드 이미징 프로브 이미징 요소들의 위치들 (x,y,z 좌표들) 의 컴퓨팅 및 핸드헬드 이미징 프로브 바디의 길이 방향 축의 배향의 컴퓨팅을 가능하게 한다. 상기 배향은 예를 들어서 검사되고 있는 조직으로 방사된 평면형 초음파 빔과 같은 이미지의 축과 일치한다.

몇몇 실시예들에 따라서, 핸드헬드 이미징 프로브 이미징 요소들의 위치의 정확하고 동적인 컴퓨팅은 조직 표면에 따라서 완료된 수동으로 스캐닝된 순차적 경로들의 실제적 공간적 위치 및 컴퓨팅된 배향의 결정을 가능하게 한다. 조직 표면들을 따라서, 각 기록된 이미지의 차원적 크기에 대한 정보와 결합된, 각 수동으로 스캐닝된 순차적 경로의 컴퓨팅된 위치 및 컴퓨팅된 배향은 스캔 시퀀스들 간의 물리적 스페이싱 또는 거리의 추가 컴퓨팅을 가능하게 한다. 이러한 컴퓨팅은 수동 스캐닝 프로세스 또는 절차 과정 동안에 신속하게 완료될 수 있으며, 재스캐닝이 요구되는 곳을 식별하도록 완료된 스캔 시퀀스들의 경로들을 보이는 시각적 및 선택적 가청 큐 및 이미지가 제공된다. 인접하는 스캔 시퀀스들 간의 거리들의 이러한 절차-내 컴퓨팅(intra-procedure computation)은 타겟 조직 체적의 완전한 커버리지가 핸드헬드 이미징 프로브에 의해서 달성되는지의 여부를 판정한다. 따라서, 인접하는 스캔 시퀀스들 간의 거리들의 이러한 절차-내 컴퓨팅(intra-procedure computation)은 개별 스캔 시퀀스들이 중첩하거나 허용가능한 거리에 의해서 분리되는 것을 보장함으로써 완료된 스캔 시퀀스들이 타겟 조직 구조를 커버하는 것을 보장한다.

또한, 본 발명의 교시 사항들에 따라서, 핸드헬드 이미징 프로브 이미징 요소들의 위치의 정확하고 동적인 컴퓨팅은 조직의 타겟 규정된 체적의 조직 표면에 따라서 완료된 순차적 수동 스캐닝된 경로들 내의 각 이미지의 실제적 공간적 위치 및 컴퓨팅된 배향의 결정을 가능하게 한다. 스캐닝된 경로들 내의 개별 이미지들 간의 물리적 스페이싱은 각 기록된 이미지의 차원적 크기에 대한 정보와 함께 각 수동으로 스캐닝된 순차적 경로의 컴퓨팅된 위치 및 컴퓨팅된 배향을 사용함으로써 결정될 수 있다. 이러한 컴퓨팅은 수동 스캐닝 프로세스 또는 절차 과정 동안에 신속하게 완료될 수 있으며, 재스캐닝이 요구되는 곳을 식별하도록 완료된 스캔 시퀀스들의 경로들을 보이는 시각적 및 선택적 가청 큐 및 이미지가 제공된다. 인접하는 스캔 시퀀스들 간의 거리들의 이러한 절차-내 컴퓨팅(intra-procedure computation)은 허용불가능하게 큰 거리만큼 의도하지 않게 분리된 완료된 개별 스캔 이미지들 간의 거리를 식별함으로써 타겟 조직 영역의 이미지-대-이미지 해상도가 핸드헬드 이미징 브로브를 사용하여서 달성된지의 여부를 판정한다.

또한, 몇몇 실시예들에 따라서, 핸드헬드 이미징 프로브의 길이 방향 축의 (3 개 이상의 센서들의 위치들을 기초로 한) 배향 (이로써, 그의 방사된 평면형 이미징 빔의 배향) 의 정확하고 동적인 컴퓨팅은 조직 표면을 따르는 임의의 수동적 스캔 시퀀스 동안에 이미지들이 획득 및 기록된 임의의 2 개의 연속적인 시간 단계들에서 스캐닝되는 조직의 최대 깊이에서 평면형 이미지들 간의 코드 길이의 컴퓨팅을 가능하게 함으로써 이미지-대-이미지 해상도 또는 스페이싱의 컴퓨팅을 가능하게 한다. 조직 표면을 따르는 수동적 스캔 시퀀스 동안에 (핸드헬드 이미징 디바이스에 부착된 위치 센서들로부터 유도된) 핸드헬드 이미징 프로브의 배향의 변화의 컴퓨팅된 레이트는 스캔 시퀀스 동안에 2 개의 연속하는 시간 단계들 간의 평면형 초음파 스캔들 간의 물리적 스페이싱 (즉, 코드 길이) 의 추가 컴퓨팅을 가능하게 한다. 임의의 2 개의 연속하는 시간 단계들에서 취득 및 기록된 핸드헬드 이미징 평면형 스캔들 간의 코드 거리들의 이러한 절차-내 컴퓨팅은 타겟 조직 영역의 완전한 핸드헬드 이미징 스캔이 이미지-대-이미지 해상도 또는 스페이싱의 측면에서 달성되는 것을 보장한다. 이는 위치 변화 컴퓨팅을 통해서, 인접하는 개별 이미지들 간의, 검사의 최대 깊이에서의, 코드 길이들이 허용불가능하게 큰 임의의 완료된 스캔 시퀀스를 식별함으로써 이루어진다.

또한, 몇몇 실시예들에 따라서, 핸드헬드 이미징 프로브의 측 방향 축의 (3 개 이상의 센서들의 위치들을 기초로 한) 배향 (이로써, 그의 방사된 평면형 이미징 빔의 배향) 의 정확하고 동적인 컴퓨팅은 조직 표면을 따르는 임의의 수동적 스캔 시퀀스 동안에 이미지들이 획득 및 기록된 임의의 2 개의 연속적인 시간 단계들에서 스캐닝되는 조직의 표면에서 조직의 최대 깊이까지의, 2 개의 평면형 이미지들의 측면들 간의 코드 길이의 컴퓨팅을 가능하게 함으로써 이미지-대-이미지 해상도의 컴퓨팅을 가능하게 한다. 조직 표면을 따르는 수동적 스캔 시퀀스 동안에 (핸드헬드 이미징 디바이스에 부착된 위치 센서들로부터 유도된) 핸드헬드 이미징 프로브의 배향의 변화의 컴퓨팅된 레이트는 스캔 시퀀스 동안에 2 개의 연속하는 시간 단계들 간의 평면형 초음파 스캔들 간의 물리적 스페이싱 (즉, 코드 길이) 의 추가 컴퓨팅을 가능하게 한다. 임의의 2 개의 연속하는 시간 단계들에서 취득 및 기록된 핸드헬드 이미징 평면형 스캔들 간의 코드 거리들의 이러한 절차-내 컴퓨팅은 타겟 조직 영역의 완전한 핸드헬드 이미징 스캔이 이미지-대-이미지 해상도의 측면에서 달성되는 것을 보장한다. 이는 위치 변화 컴퓨팅을 통해서, 인접하는 개별 이미지들 간의, 검사의 최대 깊이에서의, 코드 길이들이 허용불가능하게 큰 임의의 완료된 스캔 시퀀스를 식별함으로써 이루어진다.

이미지-대-이미지 해상도/스페이싱의 측면에서 임의의 개별 스캔 시퀀스 (예컨대, 유방의 유두에서 시작하여서 유방 경계의 주변부를 넘어서 흉부 표면에서 종료되는 스캐닝된 임의의 개별 경로) 의 완전성을 보장하는 다른 방법은 스캔 시퀀스의 스위핑된(swept) 체적 내의 각 단위 체적 내의 픽셀 밀도의 컴퓨팅을 포함한다. 유방의 초음파 검사의 경우에, 스캔 시퀀스의 스위핑된 체적은 (a) 초음파 트랜스듀서 어레이의 길이에 의해서 규정되는 초음파 빔의 폭(예컨대, 5 cm), (b) 타겟 생체 조직 내로의 초음파 빔의 기록된 침투 깊이(예컨대, 5 cm), 및 (c) 개별 스캔 시퀀스에서 이동된 총 길이(예컨대, 5 cm)에 의해서 규정되는 체적일 수 있다. 이 총 체적(본 예에서는 375 큐빅 cm)이 이어서 단위 체적(예컨대, 크기 1.0 cm x 1.0 cm x 1.0 cm의 큐빅 체적)에 의해서 예시된 단위 체적들로 하위분할된다. 본 예에서, 스위핑된 체적은 375 개의 단위 체적들로 하위분할될 것이다. 각 단위 체적 내에 포함된 초음파 스캔 픽셀들의 개수가 컴퓨팅되고 이 개수가 사전결정된 최소 픽셀 밀도 수와 비교된다. 스위핑된 체적 내의 임의의 단위 체적 내의 컴퓨팅된 픽셀 밀도(즉, 본 예에서는 375 개의 단위 체적 중 임의의 것 내의 컴퓨팅된 픽셀 밀도)가 최소 픽셀 밀도보다 작으면, 방금 마친 스캔 시퀀스는 불완전하거나 이 시퀀스 모두 또는 일부가 반복되어야 함이 스캔 시퀀스의 종료 시에 오퍼레이터에게 통지되며, 상기 통지는 방금 마친 스캔 경로 및 완전한 스캔을 달성하도록 스캐닝 방법을 개선하라고 오퍼레이터에게 지시하는 지시의 디스플레이를 포함한다 (예를 들어서, 이러한 지시 사항들은 반복된 스캔 시퀀스 동안에 핸드헬드 초음파 프로브의 배향의 변화의 레이트 또는 스캐닝 속도를 줄이라는 것을 포함한다).

핸드헬드 수동으로 사용되는 이미징 프로브 상에 공간적으로 배열된 위치 센서들을 부착하는 것 이외에, 다른 실시예들은 핸드헬드 이미징 프로브의 위치 및 컴퓨팅된 배향 및 각 시간 단계에서의 상기 위치 및 컴퓨팅된 배향(즉, 타임-스탬핑된 위치 및 컴퓨팅된 배향 데이터)과 관련된 시간을 표시하는 숫자들의 디지털화된 세트를 검출하고 디지털적으로 기록하고 저장하는 수신 디바이스를 제공한다. 또한, 디지? 데이터 저장 디바이스는 초당 다수회 핸드헬드 이미징 이미지의 기록, 타겟 조직 체적 내의 의심이 가는 병변들의 존재를 검촐하도록 핸드헬드 이미징 이미지들의 전문가 분석을 할 수 있는 소프트웨어 또는 개인에 의한 후속 검토를 위해서 타임-스탬핑된 이미지들의 기록을 제공한다.

일단 핸드헬드 이미징 스캔의 완전성이 확인되었다면 (타겟 조직 체적 내의 어떠한 영역들이 스캐닝되지 않았다면 스캔 시퀀스들이 반복됨), 연속하는 핸드헬드 이미징 이미지들의 완전한 세트가 규칙적인 시간 단계로 (예를 들어서 초당 6 내지 12 프레임으로) 기록된 이미지들의 재생에 의해서 검토될 수 있다.

본 발명의 일 측면에 따라서, 픽셀 I(x,y,z) 의 어레이에 의해서 표현되는 타겟 체적의 2 차원 이미지들의 시퀀스를 취득하기 위한 이미징 시스템이 제공되며, 이 시스템은 (a) 오퍼레이터가 절차를 수행하는 동안에 동적으로 결정되거나 사전결정될 수 있는 경로를 따라서 상기 타겟 체적을 스캐닝하여서 상기 스캐닝 경로를 따라서 스페이싱된 복수의 평면들 상의 상기 타겟 체적의 단면들을 표현하는 디지털화된 2 차원 이미지들의 시퀀스를 생성하는 핸드헬드 이미징 프로브; 상기 스캐닝 경로는 스캐닝 인력에 의해서 결정된 임의의 기하학적 경로일 수 있으며 선형일 필요는 없음; (b) 상기 디지털화된 2 차원 이미지들의 시퀀스 내의 각 2-차원 이미지의 각 픽셀과 연관된 디지털 데이터 및 메모리 내에서 상기 2-차원 이미지들의 위치를 규정하고 상기 2-차원 이미지들 내의 픽셀들의 상대적 위치에 대한 해석 정보를 규정하고 상기 타겟 체적 내의 인접하는 2-차원 이미지들 내의 픽셀들의 상대적 위치에 대한 해석 정보를 규정하는 다른 관련 이미지 데이터를 저장하기 위한 데이터 저장 매체; 및 (c) 상기 타겟 체적 내의 인접하는 2 개의 2-차원 이미지들 내의 픽셀들의 상대적 위치가 사전결정된 한계치를 초과하는지의 여부를 결정하는 소프트웨어 알고리즘을 포함한다.

본 발명의 다른 측면에 따라서, 픽셀 I(x,y,z) 의 어레이에 의해서 표현되는 타겟 체적의 2 차원 이미지들의 2 개 이상의 시퀀스를 취득하기 위한 이미징 시스템이 제공되며, 이 시스템은 (a) 오퍼레이터가 절차를 수행하는 동안에 동적으로 결정되거나 사전결정될 수 있는 2 개 이상의 스캐닝 경로를 따라서 상기 타겟 체적을 스캐닝하여서 상기 스캐닝 경로들을 따라서 스페이싱된 복수의 평면들 상의 상기 타겟 체적의 단면들을 표현하는 디지털화된 2 차원 이미지들의 2 개 이상의 시퀀스를 생성하는 핸드헬드 이미징 프로브; 상기 스캐닝 경로들은 스캐닝 인력에 의해서 결정된 임의의 기하학적 경로일 수 있으며 선형일 필요는 없음; (b) 상기 디지털화된 2 차원 이미지들의 상기 시퀀스들과 연관된 디지털 데이터 및 저장 매체 또는 메모리 내에서 상기 2-차원 이미지들의 위치를 규정하고 상기 2-차원 이미지들의 에지에서의 픽셀들의 상대적 위치에 대한 공간적 및 시간적 정보를 규정하고 인접하는 스캔 시퀀스의 에지에서의 한 개 이상의 인접하는 2-차원 이미지들 내의 픽셀들의 상대적 위치에 대한 공간적 및 시간적 정보를 규정하는 다른 관련 이미지 데이터를 저장하기 위한 데이터 저장 매체; 및 (c) 상기 타겟 체적 내의 인접하는 2-차원 이미지들 내의 픽셀들의 상대적 위치가 사전결정된 한계치를 초과하는지의 여부를 결정하는 소프트웨어 알고리즘을 포함한다.

본 발명의 또 다른 측면에 따라서, 픽셀 I(x,y,z) 의 어레이에 의해서 표현되는 타겟 체적의 2 차원 이미지들의 2 개 이상의 시퀀스들을 취득하기 위한 이미징 시스템이 제공되며, 이 시스템은 (a) 오퍼레이터가 절차를 수행하는 동안에 동적으로 결정되거나 사전결정될 수 있는 2 개 이상의 스캐닝 경로들을 따라서 상기 타겟 체적을 스캐닝하여서 상기 스캐닝 경로를 따라서 스페이싱된 복수의 평면들 상의 상기 타겟 체적의 단면들을 표현하는 디지털화된 2 차원 이미지들의 2 개 이상의 시퀀스를 생성하는 핸드헬드 이미징 프로브; 상기 스캐닝 경로들은 스캐닝 인력에 의해서 결정된 임의의 기하학적 경로일 수 있으며 선형일 필요는 없음; (b) 상기 디지털화된 2 차원 이미지들의 상기 시퀀스들의 각 픽셀과 연관된 디지털 데이터 및 데이터 저장 매체 내에서 상기 2-차원 이미지들의 위치를 규정하고 상기 픽셀 위치들의 3차원 어레이를 구성하는 다른 관련 이미지 데이터를 저장하기 위한 데이터 저장 매체; 및 (c) 사전결정된 체적 내의 픽셀 밀도가 사전결정된 한계치보다 큰지의 여부를 결정하는 소프트웨어 알고리즘을 포함한다.

본 발명의 다른 실시예는 전자기 무선 주파수 위치 센서들을 사용하는 대신에 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리의 위치 및 배향을 연속적으로 검출하는 광학적 인지 (예를 들어서, 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리에 부착된 고유 마커들의 적외선 파장 검출을 사용함) 를 위한 방법들, 장치들 및 시스템들을 포함한다. 몇몇 실시예들에서, 광학 인지 기반 위치 및 배향 검출 방법, 방치 및 시스템은 각 2-차원 초음파 스캔 이미지의 위치 및 이로써 각 2-차원 초음파 스캔 이미지 내의 각 픽셀의 시간적 및 공간적 위치를 정확하게 결정한다.

본 발명의 다른 실시예는 전문가에 의한 이미지 검토 시간을 최적화하기 위한 방법들, 장치들 및 시스템을 포함한다. 기록된 이미지들이 일련의 정지 이미지들로서 기록되며, 이들 이미지는 고정된 기간 (예를 들어서,각각 0.1초) 동안에 제공된다. 검토할 보다 많은 이미지들이 존재하면, 전문가 검토 시간이 더 길어질 것이다. 검토 시간을 최적화(절감)시키는 것이 임의의 이미지 검토 절차의 중요한 측면이기 때문에, 검토는 철저해야하지만 너무 시간이 걸려서는 안된다. 이미지들이 핸드헬드 프로브를 사용하여서 기록될 것이기 때문에, 인접하는 이미지들 간의 상대적 스페이싱이 변할 수 있다. 몇몇 이미지들은 실제로 잉여적이 되도록 매우 근접하게 스페이싱되는 한편, 다른 이미지들은 중요한 구조들을 누락할 수 있을 정도로 매우 멀리 스페이싱될 수 있다. 본원의 선행 부분은 후자의 시나리오를 다루는 방법들을 개시한다. 기술된 몇몇 실시예들은 다음의 2 개의 방법들 중 하나에 의해서 전문가 검토 시간을 최적화할 것이다:

1. 시스템은 최적 이미지 스페이싱 파라미터 및 최대 허용가능한 이미지 스페이싱 파라미터를 선정할 것이다. 상대적 이미지들 간의 최대 스페이싱이 계산되며 상대적 스페이싱이 최적 스페이싱 파라미터에 가장 근사한 이미지들이 저장되며, 중간의 이미지들이 소거된다(culled). 예를 들어서, 이미지들이 0.0mm, 1.0mm, 1.5mm, 2.0mm, 2.8mm, 3.0mm, 3.2mm, 3.5mm, 3.7mm, 4.0mm, 4.3mm, 4.7mm, 5.0mm, 5.5mm, 및 6.0mm에서 기록되고 검토 시간이 이미지당 0.1초이도록 오퍼레이터가 스캔을 변경시키면, 이러한 이미지들을 검토하는 시간은 1.5초이다. 소형 병변을 검출하기 위한 최적 스페이싱이 1.0 mm이라고 오퍼레이터가 결정하면, 1.5mm, 2.8mm, 3.2mm, 3.5mm, 3.7mm, 4.3mm, 4.7mm, 및 5.5mm 에서 기록된 이미지들은 이러한 소형 병변들을 찾는데 필요없다. 이들은 잉여적이며 검토 시간에 0.8 초를 늘린다. 이미지 검토는 이러한 이미지들을 소거함으로써 1.5 초에서 0.7초로 절반으로 감소된다 (도 1). 검토 시간은 초음파 판독 절차 동안에 환자를 위해서 크게 줄어들 수 있다. 예를 들어서, 검토 시간은 예를 들어서 15 분에서 7 분으로 절반 이상으로 절감될 수 있다.

2. 시스템은 이미지들의 스페이싱에 기초하여서 그의 재생 시간을 변경할 것이다. 컴퓨터들 및 컴퓨터는 이들을 재생할 때에 디스플레이되는 이미지들에 대한 드웰 시간을 변경하는 것을 상대적으로 간단하게 할 수 있다. 상술한 예에서, 제 1 이미지(0.0mm)는 0.1 초 동안에 디스플레이되며, 4 개의 후속 이미지들 (1.0mm, 1.5mm, 2.0mm, 및 2.8mm)은 0.05 초 동안에 디스플레이될 수 있으며, 이 영역을 커버하는 이미지들을 검토하는 시간은 0.3 초일 것이다. 본 예에서, 3.2mm, 3.5mm, 3.7mm, 4.0mm에서 기록된 이미지들에 대한 드웰 시간이 0.025 초이고 4.3mm, 4.7mm 및 5.0mm에서 기록된 이미지들에 대한 드웰 시간이 0.033333 초이고 5.5mm 및 6.0mm 기록된 이미지들에 대한 드웰 시간이 0.05 초이면, 0.0mm 내지 0.6mm에 대한 총 검토 시간은 0.7 초이며, 이는 잉여 이미지들이 소거된 경우에서와 동일하다.

몇몇 실시예들에서, 검사될 조직 구조는 인체 상반신이다. 다른 실시예들에서, 검사될 조직 구조는 인체 유방이다. 다른 실시예들에서, 검사될 조직 구조는 여성의 인체 유방이다.

몇몇 실시예들은 이미징 프로브를 포함하는 수동 이미징 디바이스를 갖는 조직의 규정된 체적을 스크리닝하기 위한 스캐닝 완전성 평가 시스템을 제공하며, 이 시스템은 이미징 스캐닝 디바이스에 접속된 3 개 이상의 위치 센서들, 이미징 스캐닝 디바이스로부터 개별 이미지들의 세트를 수신하는 수신기, 개별 이미지들의 상기 세트 내의 각 이미지에 대하여서 3 개 이상의 위치 센서들을 포함하는 위치 로케이션 시스템으로부터 위치 데이터를 수신하는 수신기, 상기 규정된 체적 내의 조직의 개별 이미지들의 상기 세트의 상대적 해상도를 결정하는 이미지 위치 추적 알고리즘, 상기 규정된 체적 내의 조직의 개별 이미지들의 다른 세트에 대한, 조직의 개별 이미지들의 상기 세트의 상대적 커버리지를 결정하는 위치 추적 알고리즘을 포함한다. 다른 실시예들에서, 수동 이미지 스캐닝 디바이스는 초음파 스캐닝 디바이스이며 이미징 프로브는 초음파 프로브이다. 다른 실시예들에서, 수동 이미지 스캐닝 디바이스는 다음으로 한정되지 않지만 컬러 도플러 및 엘라스토그래피(elastography)를 포함하는 초음파-유도된 특성들을 사용하는 이미징 디바이스이다.

다른 실시예들에서, 위치 센서는 자기 신호 또는 전자기 신호를 방출하는 디바이스이며, 위치 로케이션 시스템은 자기 신호 또는 전자기 신호의 소스의 상대적 위치를 감지하는 디바이스를 포함한다. 다른 실시예에서, 위치 센서는 광학 카메라에 의해서 검출될 수 있는, 750 nm 내지 390 nm 간의 파장 또는 가시 스펙트럼 내의 전자기 방사를 반사하는 레지스터일 수 있으며, 위치 로케이션 시스템은 레지스터와 카메라 간의 상대적 위치를 기록하는 3 개 이상의 광학 카메라들을 의미할 수 있다.

다른 실시예들에서, 위치 센서는 적외선 카메라에 의해서 검출될 수 있는, 100,000 nm 내지 750 nm 간의 파장 또는 적외선 스펙트럼 내의 전자기 방사를 반사하는 레지스터일 수 있으며, 위치 로케이션 시스템은 레지스터와 카메라 간의 상대적 위치를 기록하는 3 개 이상의 적외선 카메라들을 포함할 수 있다. 다른 실시예들에서, 위치 센서는 자외선 카메라에 의해서 검출될 수 있는, 390 nm 내지 10 nm 간의 파장 또는 자외선 스펙트럼 내의 전자기 방사를 반사하는 레지스터일 수 있으며, 위치 로케이션 시스템은 레지스터와 카메라 간의 상대적 위치를 기록하는 3 개 이상의 자외선 카메라들을 포함할 수 있다.

다른 실시예들에서, 시스템은 개별 이미지 데이터를 저장하는 저장 장치를 포함한다. 다른 실시예에서, 시스템은 각 개별 이미지에 대응하는 위치 센서 데이터를 저장하는 저장 디바이스를 포함한다. 다른 실시예들은 개별 이미지들을 표시하기 위한 뷰어를 포함하며, 뷰어는 상기 개별 이미지들의 순차적 디스플레이를 제공할 수 있다.

몇몇 실시예들에서, 상대적 이미지 해상도 알고리즘은 일 개별 이미지 내의 픽셀과 순차적으로 획득된 이미지 세트 내에 기록된 제 2 이미지의 동일한 위치에서의 픽셀 간의 3차원 스페이싱을 측정한다. 다른 실시예들에서, 이미지 해상도가 사용자에 의해서 규정된 한계치 내에 있지 않으면 가청 신호가 발행된다. 다른 실시예에서, 이미지 해상도가 사용자에 의해서 규정된 한계치 내에 있지 않으면 시각적 신호가 발행된다. 다른 실시예에서, 시각적 신호는 이미지 해상도가 사용자에 의해서 규정된 한계치 내에 있지 않는 개별 이미지 시퀀스를 식별한다.

다른 실시예들에서, 이미지 해상도 알고리즘은 인접하는 이미지들 상에 3차원 체적 경계를 중첩시키고, 어느 이미지들이 이 경계 내에서 기술되는 개별 이미지 서브세트들을 갖는지를 결정하고, 이 경계 내에서 기술되는 각 이미지 서브세트들의 부분들을 주합하고, 이미지 부분들의 기술된 서브세트 내의 픽셀들을 계산함으로써 개별 이미지 서브세트들의 세트를 생성한다.

몇몇 실시예들에서, 이미지 커버리지 알고리즘은 순차적으로 기록된 이미지들의 일 세트의 에지 경계들의 3차원 위치들 간의 3차원 공간적 거리를 순차적으로 기록된 이미지들의 제 2 세트를 사용하여서 측정한다.

다른 실시예들은 이미지 스캐닝 디바이스를 사용하여서 규정된 조직 체적을 스크리닝하기 위한 방법을 제공하며, 이 방법은 수동 이미징 프로브를 사용하여서 규정된 체적 내의 조직을 스캐닝하는 단계; 수동 이미징 프로브에 부착된 3 개 이상의 위치 센서들을 사용하여서 수동 이미징 프로브의 위치를 검출하는 단계; 이미지 스캐닝 디바이스로부터 개별 이미지들의 세트를 수신하는 단계; 개별 이미지들의 세트 내의 각 이미지에 대한 3 개 이상의 위치 센서들을 포함하는 위치 로케이션 시스템으로부터 위치 데이터를 수신하는 단계; 상기 규정된 체적 내의 조직의 개별 이미지들의 세트의 해상도를 결정하기 위해서 위치 추적 알고리즘을 사용하는 단계; 및 상기 규정된 체적 내의 조직의 개별 이미지들의 다른 세트에 대한, 상기 개별 이미지들의 세트의 상대적 커버리지를 결정하기 위해서 위치 추적 알고리즘을 사용하는 단계를 포함한다. 몇몇 실시예들에서, 수동 이미지 스캐닝 디바이스는 초음파 스캐닝 디바이스이며 이미징 프로브는 초음파 프로브이다. 다른 실시예들에서, 뷰어는 개별 이미지들을 디스플레이하고 상기 개별 이미지들의 순차적 디스플레이를 제공한다.

몇몇 실시예들은 일 개별 이미지 내의 픽셀과 순차적으로 취득된 이미지 세트에 기록된 제 2 이미지의 동일한 위치에서의 픽셀 간의 3 차원 스페이싱을 계산함으로써 이미지 해상도를 계산하는 하나 이상의 마이크로프로세서들을 포함한다.

몇몇 실시예들은 인접하는 이미지들 상에 3차원 체적 경계를 중첩시키고, 어느 이미지들이 이 경계 내에서 기술되는 개별 이미지 서브세트들을 갖는지를 결정하고, 이 경계 내에서 기술되는 각 이미지 서브세트의 부분들을 주합하고, 이미지 부분들의 기술된 서브세트 내의 픽셀들을 계산함으로써 개별 이미지 서브세트들의 세트를 생성하는 하나 이상의 마이크로프로세서들을 사용하는 것을 제공한다.

몇몇 실시예들에서, 위치 로케이션 시스템은 이미지 해상도가 사용자에 의해서 규정된 한계치 내에 있지 않으면 가청 신호를 발행하여서 오퍼레이터로 하여금 추가 개별 이미지들을 획득하라고 지시한다. 몇몇 실시예들에서, 위치 로케이션 시스템은 이미지 해상도가 사용자에 의해서 규정된 한계치 내에 있지 않으면 시각적 신호를 발행하여서 오퍼레이터로 하여금 추가 개별 이미지들을 획득하라고 지시한다. 다른 실시예에서, 다른 실시예에서, 시각적 신호는 이미지 해상도가 사용자에 의해서 규정된 한계치 내에 있지 않는 개별 이미지 시퀀스를 식별하고 오퍼레이터로 하여금 규정된 체적 내의 위치에서 추가 개별 이미지들을 획득하라고 지시한다.

몇몇 실시예들에서, 하나 이상의 프로세서들은 순차적으로 기록된 이미지들의 일 세트의 에지 경계들의 3차원 위치들의 3차원 공간적 거리를 순차적으로 기록된 이미지들의 제 2 세트를 사용하여서 측정한다.

몇몇 실시예들은 조직의 순차적 이미지들을 디스플레이하는 방법을 기술하며, 각 이미지는 할당된 공간적 좌표를 가지며, 개별 이미지 디스플레이 알고리즘은 개별 이미지들 간의 상대적 스페이싱을 계산하고 연속하는 개별 이미지들 간의 일정한 시간적-공간적 디스플레이 인터벌을 제공하도록 기록된 개별 이미지들의 디스플레이의 레이트를 수정한다. 다른 실시예들은 조직의 순차적 이미지들을 디스플레이하는 방법을 기술하며, 각 이미지는 할당된 공간적 좌표를 가지며, 개별 이미지 디스플레이 알고리즘이 사용되어서 복수의 이미지들이 이미지 스페이싱에 대한 사용자 규정된 인터벌 내에서 기술되는지의 여부를 결정한다. 다른 실시예들에서는, 이미지 스페이싱에 대한 사용자 규정된 인터벌 내에서 기술되는 복수의 이미지들이 개별 이미지들의 세트의 일부로서 디스플레이되지 않는다.

추가 실시예들은 조직의 순차적 이미지들의 다수의 세트들을 디스플레이하는 방법을 기술하며, 각 이미지는 할당된 공간적 좌표를 가지며, 개별 이미지 디스플레이 알고리즘이이 사용되어서 상기 개별 이미지들의 평면이 다른 순차적 이미지들의 하나 이상의 세트들의 경계 내에 해당되지 않으면 하나 이상의 개별 이미지들을 디스플레이하지 않는다.

본 발명의 다른 목적들이 자명할 것이며 이후부터 부분적으로 나타날 것이다. 따라서, 본 발명은 다음의 상세한 설명에서 예시화되는, 구성, 요소들의 조합, 부품들 및 단계들의 배열을 갖는 방법, 시스템 및 장치를 포함한다. 본 발명의 성질 및 목적의 보다 완벽한 이해를 위해서, 첨부 도면과 함께 다음의 상세한 설명 부분을 참조하면 된다.

본 발명의 신규한 특징들이 다음의 청구 범위에서 특정성과 함께 제공된다. 본 발명의 특징들 및 장점들의 보다 양호한 이해는 본 발명의 원리들이 사용되는 예시적인 실시예들 및 첨부 도면들을 제공하는 다음의 상세한 설명부분을 참조하여서 획득될 것이다.
도 1은 개시된 시스템의 다양한 서브시스템 구성 요소들을 포함하는 개시된 시스템의 개략도이다.
도 2는 부착된 위치 센서들을 포함하는 핸드헬드 초음파 어셈블리를 예시한다.
도 3은 핸드헬드 초음파 프로브를 담고(encase) 위치 센서들을 포함하는 제 1 지지 부재 및 제 2 지지 부재를 드러내는 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리의 분해도이다.
도 4는 도 3에 도시된 제 1 지지 부재의 측면도이다.
도 5는 위치 센서들 및 리드(lead)들을 포함하기 위한 도관들을 드러내는 도 3에 도시된 제 1 지지 부재의 제 1 트랜스버스(transverse) 단면도이다.
도 6은 위치 센서들 및 리드들을 포함하기 위한 도관들을 드러내는 도 3에 도시된 제 1 지지 부재의 제 2 트랜스버스 단면도이다.
도 7은 스캔 시퀀스의 과정 동안에 다양한 위치들에서 도시된 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리를 포함하여 인체 유방의 제 1 단면도이다.
도 8a는 스캔 시퀀스 내의 개별 이미지들을 예시한다.
도 8b는 스캔 시퀀스의 과정 동안에 다양한 위치들에서 도시된 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리를 포함하여 인체 유방의 제 2 단면도이다.
도 9는 스캔 시퀀스의 과정 동안에 일 위치에서 도시된 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리를 포함하여 초음파 스캔 시퀀스 및 인체 유방의 사시도이다.
도 10a는 14 개의 스캔 시퀀스들의 위치들을 예시하는 인체 유방의 제 1 평면도이다.
도 10b는 13 개의 스캔 시퀀스들의 위치들을 예시하는 인체 유방의 제 2 평면도이다.
도 10c는 2 개의 스캔 시퀀스들의 위치들 및 2 개의 스캔 시퀀스들 내에 포함된 조직 체적을 예시하는 인체 유방의 사시도도이다.
도 10d는 복수의 스캔 시퀀스들과 함께 인체 유방의 제 3 평면도이다.
도 10e는 복수의 스캔 시퀀스들과 함께 인체 유방의 제 4 평면도이다.
도 10f는 2 개의 방사상 스캔 시퀀스들을 예시한다.
도 10g 내지 도 1Ol은 2 개의 스캔 시퀀스들 내의 개별 이미지들을 예시한다.
도 10m은 2 개의 방사상 스캔 시퀀스들을 예시한다.
도 11a 내지 도 11f는 기술된 실시예와 연관된 절차의 흐름도를 도시하도록 그 상에 라벨링된(labeled) 것으로서 결합된다.
도 12a는 2 개의 순차적 2-차원 초음파 스캔 이미지들 상의 단일 컴포넌트 체적 유닛의 중첩을 예시한다.
도 12b는 2 개의 순차적 2-차원 초음파 스캔 이미지들의 양 평면들의 코너들 각각에서의 4 개의 컴포넌트 체적 유닛들의 중첩을 예시한다.
도 13은 다양한 서브시스템 구성 요소들을 갖는 광학 기반 위치 감지에 기초한 개시된 시스템의 개략도이다.
도 14a 내지 도 14c는 부착된 광학적으로 고유한 위치 센서들을 포함하는 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리를 예시한다.
도 15는 핸드헬드 초음파 프로브를 담고 광학적으로 고유한 위치 센서들을 포함하는 제 1 지지 부재 및 제 2 지지 부재를 드러내는 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리의 분해도이다.
도 16a 및 도 16b는 조직 내의 초음파 이미지의 깊이의 함수로서 인접하는 초음파 스캔 이미지들 간의 스페이싱을 나타내고 있다.
도 17a 및 도 17b는 중첩을 갖는 복수의 시퀀스들의 평면도이다.

위에서 간략하게 기술된 바와 같이, 착안된 실시예들은 환자의 타겟 영역에 대한 스캐닝 절차(scanning procedure)의 만족할만한 품질 및 적합한 완전성(completeness)를 보장하기 위해서 수동(manual) 이미징 기술들과 함께 사용될 수 있는 방법들, 장치들 및 시스템들을 제공한다. 몇몇 실시예들은 예를 들어서 진단 초음파 시스템 및 이와 연관된 핸드헬드 이미징 프로브들(hand-held imaging probes)과 같은 기존의 핸드헬드 이미징 시스템에 부착된 고속 응답 위치 센서들 또는 고속 이미징된 광학 레지스터들(optical registers)을 채용한다. 예시적으로, 개시된 실시예들과 함께 사용될 수 있는 초음파 시스템의 일 타입은 핸드헬드 L12-50 mm 광대역 선형 어레이 트랜스듀서를 갖는 Phillips iU22 xMatrix 초음파 시스템(Andover, Massachusetts)이다. 또한, 시간의 함수로서 다수의 센서들에 대한 정확한 x,y,z 위치 좌표들을 제공하고 고속 추적 레이트로 상기 위치 정보를 제공하는 상업적으로 입수가능한 시스템은 예를 들어서 Ascension Technology 3D Guidance trakSTAR(Burlingon, Vermont)이다.

도 1에서, 2 개의 주요 서브시스템들이 예시된다. 제 1 서브시스템은 핸드헬드 이미징 모니터 콘솔(18), 디스플레이(17), 핸드헬드 이미징 프로브(14) 및 접속 케이블(16)을 포함하는 핸드헬드 이미징 시스템(12)이다. 본 발명에 따른, 제 2 시스템(이후부터는 "스캔 완전성 평가(auditing) 시스템"으로 지칭됨)은 전반적으로 참조 부호(10)로 표시된다. 스캔 완전성 평가 시스템(10)은 마이크로컴퓨터/저장/DVD ROM 기록 유닛(41)을 포함하는 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(40), 디스플레이(3) 및 풋 페달 또는 다른 제어부(11)를 포함한다. 풋 페달(11)은 케이블(15) 및 탈부착가능한 커넥터(13)를 통해서 마이크로컴퓨터/저장/DVD ROM 기록 유닛(41)에 접속된다. 스캔 완전성 평가 시스템(10)은 예를 들어서 자계 송신기(24)와 같은 위치 센서 위치 검출기(locator) 및 위치 추적 모듈(22)을 포함하는 위치 추적 시스템(20)을 포함한다. 또한, 스캔 완전성 평가 시스템(10)은 핸드헬드 이미징 프로브(14)에 부착된 복수의 위치 센서들(32a, 32b 및 32c)을 포함한다. 핸드헬드 이미징 시스템(12)이 스캔 완전성 평가 시스템(10)과는 별도의 서브시스템으로서 도시되었지만, 몇몇 실시예들에서, 2 개의 시스템들은 동일한 전체 시스템의 일부이다. 몇몇 경우에, 이미징 장치는 스캔 완전성 평가 시스템의 일부일 수도 있다.

도 1에서, 핸드헬드 이미징 시스템(12)은 (통상적으로 프레임당 약 1000 만 개의 픽셀들을 포함하는) 이미징 데이터의 각 프레임이 마이크로컴퓨터/저장/DVD ROM 기록 유닛(41)에 의해서 수신될 수 있도록 데이터 전송 케이블(46)을 통해서 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(40)에 접속되며, 마이크로컴퓨터/저장/DVD ROM 기록 유닛(41)의 주파수는 핸드헬드 이미징 시스템(12)의 로우(raw) 이미지 데이터인지 아니면 처리된 이미지 데이터의 비디오 출력인지와 상관없이 마이크로컴퓨터/저장/DVD ROM 기록 유닛(41)의 기록 능력 및 이미지 데이터 전송 능력의 함수이다. 복수의 위치 센서들(32a, 32b 및 32c)로부터의 위치 정보는 전송 케이블(48)을 통해서 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(40)에 전송된다. 케이블(46)은 탈부착가능한 커넥터(43)를 사용하여서 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(40)의 마이크로컴퓨터/저장/DVD ROM 기록 유닛(41)에 분리가능하게 부착되며, 커넥터(47)를 사용하여서 진단 초음파 시스템(12)에 분리가능하게 접속된다. 핸드헬드 이미징 절차와 연관된 연속적인 스캔들은 저장되며, 다음의 설명들에서 세부적으로 기술될 바와 같이 진단 초음파 스캐닝 절차의 완전성를 평가하는 컴퓨팅 알고리즘(computational algorithms)을 받는다.

또한, 도 1에서, 위치 추적 모듈(222)은 데이터 전송 케이블(48)을 통해서 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(40)에 접속되며, 케이블(48)은 커넥터(45)를 사용하여서 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(40)의 마이크로컴퓨터/저장/DVD ROM 기록 유닛(41)에 탈착 가능하게 부착되며 커넥터(49)를 통해서 위치 추적 모듈에 분리가능하게 접속된다. 자계 송신기(24)와 같은 위치 센서 위치 검출기(locator)는 탈부착가능한 커넥터(25)를 사용하여서 케이블(26)을 통해서 위치 추적 모듈(22)에 접속된다. 도 1에 도시된 핸드헬드 이미징 프로브 어셈블리(30)는 예시적으로 핸드헬드 초음파 프로브(14)에 부착된 위치 센서들(32a 내지 32c)을 포함하고 각기 리드들(34a 내지 34c) 및 각기 탈부착가능한 커넥터들(36a 내지 36c)를 통해서 위치 추적 모듈(22)로 위치 데이터를 전송한다. 위치 센서 케이블들(34a 내지 34c)은 도 1에 도시된 바와 같은 다수의 위치들에서 케이블 지지 클램프들(5a 내지 5f)을 사용하여서 초음파 시스템 케이블(16)에 탈착가능하게 부착될 수 있다.

이제 도 2에서, 위치-센서 구비된(instrumented) 핸드헬드 이미징 프로브가 보다 세부적으로 기술된다. 일 실시예에서, 핸드헬드 프로브 어셈블리(30), 핸드헬드 이미징 프로브(40)가 각기 제 1 클램쉘(clamshell) 타입 지지 부재(42) 및 제 2 클램쉘 타입 지지 부재(44) 내에 봉입된다. 제 1 지지 부재(42)는 각기 위치 센서들(32a 내지 32c) 및 각기 위치 센서 케이블들(34a 내지 34c)에 대한 3 개의 도관들(미도시)을 제공하는 3 개의 상승된 리지들(ridges)(35a 내지 35c)을 포함한다.

다른 실시예가 도 3에 도시된 핸드헬드 프로브 어셈블리(30)의 확대도에서 더 예시된다. 상기 제 1 지지 부재(42)는 각기 위치 센서들(32a 내지 32c) 및 그들의 대응하는 케이블들(34a 내지 34c)을 수용하는 각기 전술한 상승된 리지들(ridges)(35a 내지 35c) 및 이와 연관된 도관들(33a 내지 33c)을 포함한다. 제 1 지지 부재(242)는 또한 연장 이어들(extension ears)(36a 및 36b)을 포함하며, 각 이어는 제 2 지지 부재(44)로의 확고한 기계적 부착을 가능하게 하는 천공된 구멍을 갖는다. 마찬가지로, 상기 제 2 지지 부재(44)도 또한 연장 이어들(extension ears)(38a 및 38b)을 포함하며, 각 이어는 각기 스크루들(39a 및 39b)을 사용하여서 제 2 지지 부재(44)로의 확고한 기계적 부착을 가능하게 하는 제 1 지지 부재 내의 천공된 구멍과 매칭하는 천공된 구멍을 갖는다. 제 1 지지 부재 및 제 2 지지 부재는 비-강자성 금속, 금속 합금 또는 바람직하게는 인젝션-몰드된(injection-molded)플라스틱을 사용하여서 제조될 수 있다. 제 1 지지 부재(42) 및 제 2 지지 부재(44)의 내부 윤곽 및 크기는 위치 센서들(32a 내지 32c)이 구비된 규격품의(off-the-shelf) 핸드헬드 초음파 프로브의 특정 윤곽 및 크기에 일치하도록 설계된다. 따라서, 제 1 지지 부재(242) 및 제 2 지지 부재(244)의 윤곽 및 크기는 핸드헬드 초음파 프로브 설계에 따라서 변할 수 있다. 따라서, 핸드헬드 초음파 프로브의 단부 면에서의 초음파 트랜스듀서 어레이(미도시)에 대한 위치 센서들(32a 내지 32c)의 정확한 위치가 제 1 지지 부재 및 제 2 지지 부재의 각 세트에 대해서 알려질 것인데 그 이유는 이들이 특정 핸드헬드 초음파 프로브에 부착되고 이와 함께 동작하도록 설계되기 때문이다.

제 1 지지 부재(42)의 추가 특징들이 제 1 지지 부재(42)의 길이를 따라서 2 개의 위치들에서 측면도(도 4) 및 단면도들(도 5 및 도 6)로 제 1 지지 부재(42)의 실시예를 예시하는 도 4, 도 5 및 도 6에서 개시된다. 도 4에 도시된 바와 같이, 상승된 리지(35a)는 제 1 지지 부재(42)의 대부분의 길이를 따라서 연장한다. 또한, 연장 이어(36a)는 제 1 지지 부재(42)의 일 단부에서 보여진다. 제 1 지지 부재(42)의 횡방향(transverse) 단면도들을 제공하는 도 5 및 도 6에서, 도관들(33a, 33b 및 33c)이 드러난다. 도관들(33a, 33b 및 33c)의 크기는 각기 위치 센서들(32a 내지 32c) 및 이에 대응하는 케이블들(34a 내지 34c)을 수용하도록 설계된다. 예시적으로, 위치 센서들은 설계상(nominally) 2 mm 이하의 직경을 가지며 상업적으로 입수 가능하다. 따라서, 일 개시된 실시예는 2 mm 직경 위치 센서를 수용하도록 크기를 갖는 도관들(33a, 33b 및 33c)을 제공한다. 도 2, 도 3, 도 5 및 도 6에서 볼 수 있는 바와 같이, 위치 센서들(32a 내지 32c) 및 이에 대응하는 각각의 케이블들(34a 내지 34c)은 접착제 (예컨대, 에폭시 또는 시아노아크릴레이트(cyanoacrylate))를 사용하여서 도관들(33a, 33b 및 33c) 내에 부착될 수 있다.

도 2에서, 예시적으로, 핸드헬드 초음파 프로브(14)의 통상적인 크기는 아래와 같이 제공된다:

W1 = 1.5 내지 2.5 인치

L1 = 3 내지 5 인치

D1 = 0.5 내지 1 인치

따라서, 이전 단락에서 특정된 바와 같이, 제 1 지지 부재(42) 및 제 2 지지 부재(44)는 특정 핸드헬드 초음파 프로브 설계의 특정 윤곽 및 크기에 대응하는 크기를 갖는다. 예를 들어서 생체적합성 등급의 폴리카보네이트와 같은 인젝션-성형된(injection-molded) 플라스틱의 경우에 있어서, 상기 제 1 지지 부재(42) 및 제 2 지지 부재(44)의 내부 크기는 핸드헬드 초음파 프로브(14)의 외측 크기와 근접하게 일치하도록 설계된다. 인젝션 성형된 플라즈마 지지 부재들(42,44)의 벽 두께 t1(도 5 참조)는 바람직하게는 0.05 내지 0.10 인치 범위에 있다.

기술된 실시예들의 사용 예는 인체 유방(60)의 핸드헬드 초음파 검사의 경우에 대해서 도 7에 도시된다. 도 7에 도시된 예에서, 부착된 위치 센서들을 갖는 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(30)가 유두(64) 및 유륜(areola)(62)에 인접하는 인체 유방(60)상의 시작 위치에서 예시된다. 인체 유방(60)의 예시적인 핸드헬드 초음파 스캐닝 절차에서, 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(30)는 유두 상에서 즉시 시작하여서 방사상으로 진행하고 인체 유방의 윤곽을 따르며, 이러한 바는 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(30)의 연속하는 위치들(30a, 30b, 및 30c)에 대응하는 이동 벡터들(translation vectors)(52a-52b 및 52b-52c)에 의해서 표시되며, 후자의 2 개의 위치들은 "환상(phantom)" 포맷으로 도시된다. 스캔 절차 동안에, 초음파 트랜스듀서 어레이(57)는 피부와 직접적으로 접촉하여 유지되며, 통상적으로 초음파 결합 젤(coupling gel) 층이 그들 간에 개재된다. 초음파 결합 젤(Aquasonics 100, Parker Laboratories, Inc., Fairfield, New Jersey)은 통상적으로 초음파 트랜스듀서 어레이와 피부 간의 개선된 음향 경로를 제공함으로써 초음파 검사를 개선하도록 사용된다.

예시적으로, 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(30)를 오퍼레이터는 유두(64)에서 시작하여 초음파 트랜스듀서 어레이가 유방(60)의 주변부를 넘어서 흉부(chest)(61)의 표면에 도달하면 종료되거나, 흉부 벽에서 시작하여서 초음파 트랜스듀서가 유두에 도달하면 종료되는 본 명세서에서 단일 스캔 시퀀스로서 지칭되는, 도 7에 예시된 경로를 따라서 수동 기술(manual technique)을 사용하여 이동시킨다. 본 예시적인 스캔 시퀀스가 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(30)의 이동 속도 및 배향 변화 레이트의 허용 가능한 한계치들 내에서 수행되면, 이 스캔 시퀀스는 완전한(complete) 스캔 시퀀스로서 확인된다. 도 7에 도시된 바와 같이, 평면 초음파 빔(50a 내지 50c)이 방사되고 대응하는 초음파 이미지가 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(30)의 각 순각적 위치(30a 내지 30c)에서 획득된다. 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(30)가 도 7에서 예시된 스캔 시퀀스 경로를 따라서 이동함에 따라서, 초음파 빔이 방사되고 이미지가 초당 약 10 내지 40 회(또는 프레임들)의 범위의 레이트로 수신되어서 단일 이미지 프레임을 구성한다. 통상적인 프레임은 프레임당 240,000 픽셀들 또는 이미지 데이터의 400 × 600 픽셀들의 어레이를 포함할 수 있다. 새로운 프레임은 초당 약 10 내지 40 프레임의 레이트에서 획득된다.

본 발명의 중요한 측면이 각 스캔 시퀀스의 완전성(completeness)를 컴퓨팅 또는 평가하는 것과 관련된 도 8a, 도 8b 및 도 9에서 예시된다. 이 개시된 방법 및 알고리즘은 임의의 개별 스캔 시퀀스의 프레임-대-프레임 해상도를 보장한다(예컨대, 유방의 유두에서 시작하고 유방 경계의 주변부를 넘어서 흉부 표면에서 종료되는 임의의 개별 경로 스캔, 또는 흉부 표면에서 시작하여서 유두에서 종료되는 스캔, 또는 쇄골에서 시작하여서 흉곽(rib cage)의 밑부(base)에서 종료되는 임의의 스캔, 또는 흉곽의 밑부에서 시작하여서 쇄골에서 종료되는 임의의 스캔 또는 겨드랑이의 틈에서 시작하여서 흉곽의 하위의(inferior) 측방향 측에서 종료되는 임의의 스캔).

몇몇 실시예들에서, 스캔 시퀀스에서의 개별 이미지들 간의 스페이싱 또는 거리를 측정 또는 계산하는 것은 스캔 시퀀스에서의 개별 이미지들 간의 이미지-대-이미지 해상도 또는 스페이싱을 결정하는 것으로 지칭될 수 있다. 이와 달리, 프레임 대 프레임 해상도는 또한 스캔 시퀀스에서의 개별 이미지들 간의 스페이싱/거리를 기술하는데 사용될 수도 있다.

도 8a를 먼저 예시적으로 참조하면, 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(30)는 인간의 손(700)에 의해서 피부의 표면을 따라서 이동된다. 이러한 이동은 선형 또는 비선형 경로(704)를 따르며 일련의 대응하는 초음파 빔 위치들(50s 내지 50v)이 존재하며, 각 위치는 데이터 전송 케이블(46)을 통해서 도 1에 도시된 바와 같이 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(40)에 의해서 기록되는 대응하는 초음파 이미지를 가지며, 이는 마이크로컴퓨터/저장/DVD ROM 기록 유닛(41)에 의해서 수신되며, 이의 주파수는 마이크로컴퓨터/저장/DVD ROM 기록 유닛(41)의 기록 능력 및 이미지 데이터 전송 능력의 함수이다. 도 8a에서 다시 참조하면, 이미지들은 픽셀들의 2-차원 행렬로 표시되는 픽셀들(94a 내지 94l)을 포함하는 픽셀들의 세트로서 저장되며, 각 행렬은 수평 열들(708a 내지 708h) 및 수직 행들(712a 내지 712h)로 구성된다. 디스플레이되는 단일 픽셀(94a 내지 94h)은 고유 디스플레이 어드레스 P(r_x, c_x)를 가지며, 여기서 r_x 는 이미지 상의 픽셀들의 열이며, r₁ 은 예를 들어서 708e와 같은 상단에서의 열 또는 프로브에 가장 근접한 구조들을 나타내는 열이며, r_last 는 예를 들어서 708f와 같은 하단에서의 열 또는 프로브에 가장 멀리 떨어진 구조들을 나타내는 열이며, c_x 는 이미지 상의 픽셀들의 행이며, c₁ 는(예를 들어서 712g와 같이 검토자에 의해서 보여지는)좌측 상의 행이며, c_last 는(예를 들어서 712h와 같이 검토자에 의해서 보여지는)우측 상의 행이다.

도 8a를 다시 참조하면, 각 초음파 빔 위치(50s 내지 50v)에 대하여 기록된 이미지는 동일한 픽셀 포맷을 가질 것이다. 대응하는 열은 매 이미지에서 상단으로부터 수직으로의 동일한 위치에서 표시되는 열(708)이다. 프로브로부터 떨어진 거리로서, 측정되는 깊이는 대응하는 수평 열들(708)에 대해서 동일할 것이다. 예시적으로, 일 이미지 내의 8 번째 수평 열(708) 내의 정보는, 다른 이미지가 기록된 시간에서 다른 이미지 내의 8 번째 수평 열(708) 내의 정보의 위치와, 이들이 기록된 시간에 프로브로부터 동일한 거리로 떨어진 구조들을 나타낸다. 동일한 로직이 대응하는 수직 행들(712)에 대해서 적용된다. 예시적으로, 일 이미지 내의 12 번째 수직 행(712) 내의 정보는, 다른 이미지가 기록된 시간에서 다른 이미지 내의 12 번째 수직 행(712) 내의 정보의 위치와, 이들이 기록된 시간에 프로브의 중앙으로부터 수평으로 동일한 거리에 있는 구조들을 나타낸다. 따라서, 일 이미지 내의 임의의 일 픽셀(94)P(r_x, c_x)에서 기술된 정보는 다른 이미지 내의 동일한 픽셀(94)P(r_x, c_x)에서 기술된 정보와 프로브의 표면으로부터 동일한 거리로 떨어지며(깊이) 프로브의 중심 라인으로부터 동일한 거리에 있다. 이미지 세트들 내의 개별 이미지들에 대한 이미지 포맷 상의 동일한 위치들을 공유하는 이러한 픽셀들(94)은 대응하는 픽셀들(94)로 지칭된다.

프레임-대-프레임 해상도 차원에서 스캔 시퀀스의 완전성를 계산하는 일 실시예는 임의의 2 개의 인접하는 이미지 프레임들 간의 최대 거리를 계산하는 것이다. 정의상 최소 허용가능한 해상도의 개념은 최대 허용가능한 스페이싱의 확립을 요구하기 때문에, 해상도 요구사항은 인접하는 이미지 프레임들 간의 임의의 2 개의 대응하는 픽셀들(94) 간의 최대 거리(716)가 허용가능한 한계치 내에 있으면 만족될 것이다. 프레임들이 평면이기 때문에, 임의의 2 개의 프레임들 간의 최대 거리는 4 개의 코너들 중 하나에 있는 대응하는 픽셀들(94)에서 발생할 것이다. 이로써, 임의의 2 개의 대응하는 프레임들 간의 최대 거리(716)이 다음과 같은 등식 1 에 의해서 계산될 수 있다:

{임의의 2 개의 대응하는 프레임들 간의 최대 거리} =

MAX(DISTANCE(P(FIRST-ROW, FIRST-COLUMN)- P'(FIRST-ROW, FIRST- COLUMN)),

DISTANCE(P(FIRST-ROW, LAST-COLUMN)- P'(FIRST-ROW, LAST-COLUMN)),

DISTANCE(P(LAST-ROW, FIRST-COLUMN)- P'(LAST-ROW, FIRST-COLUMN)),

DISTANCE(P(LAST-ROW, LAST-COLUMN)- P'(LAST-ROW, LAST-COLUMN)))

여기서, P 및 P'는 2 개의 인접하는 이미지들 내의 대응하는 픽셀들(94)이며, MAX는 세트 내의 수들 중 가장 큰 것을 선택하는 최대 함수이며(본 예에서는 4), DISTANCE는 대응하는 픽셀들 간의 절대 거리(716)이다.

예시적인 거리들이 도 8a에서 픽셀(94a)과 이에 대응하는 픽셀(94b) 간의 거리(716a); 픽셀(94b)과 이에 대응하는 픽셀(94c) 간의 거리(716b); 픽셀(94c)과 이에 대응하는 픽셀(94d) 간의 거리(716c); 픽셀(94e)과 이에 대응하는 픽셀(94i) 간의 거리(716d); 픽셀(94f)과 이에 대응하는 픽셀(94i) 간의 거리(716e); 픽셀(94g)과 이에 대응하는 픽셀(94k) 간의 거리(716f); 및 픽셀(94i)과 이에 대응하는 픽셀(94l) 간의 거리(716g)로서 도시되어 있다. 프레임-대-프레임 해상도를 보장하는 이러한 방법은 프로브의 길이 방향 이동 속도, 프로브의 측방향 회전 속도, 프로브의 축 방향 회전 속도, 또는 프로브의 수직 회전 속도와 상관없이 해상도가 한계치 내에서 유지되는 것을 보장하는데 사용될 수 있다. 픽셀들 간의 거리가 허용가능한 스페이싱/거리를 초과하면, 프로세스/절차의 종료 시에 또는 동안에 영역을 재스캔할 것이 사용자에게 지시될 수 있다. 몇몇 경우에, 허용가능한 스페이싱/거리는 사전결정된 또는 사전선택된 값이다. 몇몇 경우에, 이 값은 사용자 규정된 한계치이다. 다른 실시예들에서, 시스템은 스캐닝을 위한 환자 또는 조직 영역의 특성 또는 검사 타입에 기초하여서 선택을 위한 범위 또는 허용가능한 스페이싱/거리들을 제공할 수 있다.

도 8b는 적합한 프레임-대-프레임 또는 이미지-대-이미지 스페이싱을 보장하는 다른 방법을 제공한다. 도 8b는 2 개의 인접하는 위치들(30d 및 30i)에서 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(30)를 도시한다. 본 예에서, 새로운 초음파 이미지들을 생성하는 레이트는 초당 10 프레임의 레이트로 달성됨을 가정한다. 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(30)가 대응하는 초음파 빔(50d)및 대응하는 초음파 이미지를 갖는 위치(30d)에서 대응하는 초음파 빔(50i)및 대응하는 초음파 이미지를 갖는 위치(30i)로 이동함에 따라서, 초음파 빔들(50e 내지 50h)에 의해서 볼 수 있는 바와 같이 4 개의 중간 위치들이 존재한다. 또한, 위치(30d)에서 위치(30i)로의 이동 동안에 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(30)의 길이 방향(longitudinal) 회전 레이트는 일정하지 않으며 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(30)의 회전의 증가된 레이트가 초음파 빔들(50g 과 50h) 간에서 의도하지 않게 발생한다고 가정한다. 도 8b에 예시된 예의 경우에, 시간 스텝(time step) δt는 초당 10 프레임의 초음파 스캔 레이트에 기초하여서 0.10 초이다. 빔들(50g 과 50h) 위치들 및 이에 대응하는 초음파 이미지들 간에서 회전의 허용된 레이트보다 고속의 결과로서, 타겟 조직(즉, 본 예에서는 인체 유방(60)) 내의 생략된 구역 세트(70a 내지 70e)는 초음파 스캔 시퀀스 내에 포함되지 않는다. 이로써, 의심이 가는 병변(73)이 생략된 구역(70d)내에 있다면, 이는 진단 초음파 절차에서 검출 또는 기록되지 않을 것이다. 피할수 없게는, 초음파 절차 후에 초음파 이미지들을 분석하는 전문가(예를 들어, 영상학자)도 생명에 큰 위협이 될 수 있는 악성 병변이 될 수 있는 것들의 존재를 검출할 수 없을 것이다. 무한한 개수의 초음파 빔들(50d - 50i) 및 이에 대응하는 초음파 이미지들 없이 이러한 생략된 구역들(70a 내지 70e)을 제거하는 것은 수학적으로 불가능하지만, 사용자는 생략된 구역들(70a 내지 70e)의 최대 허용가능한 크기인 해상도 레벨을 결정하여 이러한 구역들 중 임의의 것이 상기 허용가능한 한계치를 초과하는지의 여부를 사용자에게 통지할 수 있다.

도 8에서, 스캔 시 이미지들 간의 스페이싱(예컨대, 이미지-대-이미지 스페이싱)을 컴퓨팅하기 위한 바람직한 알고리즘이 초음파 검사의 초대 타겟 깊이(즉, 본 예에서 유방 조직의 최대 깊이)에서 연속하는 평면 초음파 스캔 프레임들 간의 최대 코드(chord) 또는 거리 x를 컴퓨팅한다. 이 최대 거리 x는 각 연속하는 초음파 스캔 프레임의 원위 경계들(distal boundaries) 간에서(예를 들어서, 초음파 빔들(50g 와 50h)및 대응하는 이미지들 간에서)컴퓨팅될 수 있는데, 그 이유는 초음파 트랜스듀서 어레이(57)의 위치 및 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(30)의 배향이 초음파 스캔 프레임들이 생성 및 기록되는 모든 시점들에서 정확하게 알려지기 때문이다. Ascension Technologies 위치 센서 제품의 사용을 포함하는 본 발명의 일 실시예의 경우에, 각 센서의 위치는 초음파 스캔 프레임들에 대한 반복 레이트보다 빈도가 높은 크기의 차수인 초당 120 회의 레이트로 결정된다(한정의 의도는 아니지만 Ascension Technologies에 의해서 판매된 제품의 일 예시적인 버전에서 데이터 업데이트 레이트가 보다 낮거나 보다 높을 수 있음). 이로써, 초음파 스캔 프레임의 정확한 위치 및 이로써 각 초음파 스캔 프레임 내의 240,000 픽셀들의 정확한 위치가 각 초음파 스캔 프레임이 초음파 시스템(12)에 의해서 생성되고 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(40)에 의해서 기록되는 때에 3차원 공간에서 알려질 것이다. 따라서, 각 연속하는 프레임 내의 모든 픽셀들의 위치를 알게 되므로 연속하는 프레임들 내의 대응하는 픽셀들 간의 최대 거리가 컴퓨팅될 수 있으며, 가장 멀리 떨어진 것으로 알려진, 즉 초음파 트랜스듀서 어레이(57)로부터 가장 멀리 떨어진 기록된 스캔 프레임 내의 위치들에 있는 것으로 알려진 연속하는 초음파 빔들(50d-50h)의 이러한 부분들 및 대응하는 초음파 이미지들 상에 집중할 수 있다.

이제 도 9에서, 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(30)의 배향의 변화의 레이트 및/또는 이동의 속도의 허용 가능성을 컴퓨팅하기 위한 다른 알고리즘이 예시된다. 임의의 스캔 시퀀스(예를 들어서, 유방의 유두에서 시작하여서 유방 경계의 둘레를 넘어서 흉부 표면에서 종료되도록 스캐닝되는 임의의 개별 경로)의 완전성을 보장하기 위한 이러한 다른 방법 및 알고리즘은 N 개의 초음파 빔들 50[i,j(i)] 및 이와 관련된 기록된 프레임들을 포함하는 스캔 스퀀스 i의 스위핑된(swept) 체적 내의 각 단위 체적(96)내의 픽셀 밀도의 컴퓨팅을 포함하며, 여기서 i는 스캔 시퀀스의 수와 동일하며, j(i)는 각 스캔 시퀀스 i에 대한 방사된 빔들(50)의 개수 및 이와 연관된 기록된 프레임들의 개수와 동일하다. 예시적으로 도 9를 더 참조하여, 경로 길이 L2를 갖는 스캔 시퀀스 i를 따라서 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(30)를 이동시키는 레이트가 1.0 cm/초이고 L2가 15 cm이고 초음파 시스템(12) 스캐닝 레이트는 10 프레임/초이며 결과적인 이미지들은 10 프레임/초로 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(40)에 의해서 기록된다고 가정해보자. 이러한 예시적인 파라미터들에 기초하여서, 스캔을 완료하기 위한 총 시간은 15 초이며 기록된 초음파 스캔 프레임들의 총 개수는 150이다. 본 예에서, j(i)는 150과 동일하다. 각 프레임이 예를 들어서 240,000 개의 픽셀들을 포함하면, 총 체적은 개별 스캔 시퀀스 i의 스위핑된 체적(90)내의 총 3600 만 개의 픽셀들과 동일한 150 프레임 × 240,000 개의 픽셀들/프레임을 포함할 것이다. 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(30), 그의 초음파 빔 50[i,j(i)] 및 이와 연관된 프레임 픽셀들의 정확한 위치 및 컴퓨팅된 배향은 각 기록된 프레임의 순간 시에 알려지기 때문에, 각 픽셀(94)이 스위핑된 체적(90)내에서 상주하는 평면(plane)의 정확한 위치가 컴퓨팅될 수 있다.

도 9에서, 본 발명의 교시 사항들에 따라서, 스캔 시퀀스의 스위핑된 체적(90)은 (a) 초음파 트랜스듀서 어레이의 길이에 의해서 규정되는 초음파 빔의 폭 W2 (예컨대, 5 cm), (b) 타겟 생체 조직 내로의 초음파 빔의 기록된 침투 깊이 D2(예컨대, 5 cm), 및 (c) 개별 스캔 시퀀스에서 이동된 총 길이 L2(예컨대, 5 cm)에 의해서 규정되는 체적일 수 있다. 이 총 체적(본 예에서는 375 큐빅 cm)이 이어서 단위 체적(예컨대, 크기 1.0 cm x 1.0 cm x 1.0 cm의 큐빅 체적)(96) 에 의해서 예시된 단위 체적들로 하위분할된다. 본 예에서, 스위핑된 체적(90)은 375 개의 단위 체적들(96)로 하위분할될 것이다. 각 단위 체적(96) 내에 포함된 초음파 스캔 픽셀들(94)의 개수가 컴퓨팅되고 이 개수가 사전결정된 최소 픽셀 밀도 수와 비교된다. 본 발명을 한정하지 않으면서 예시적으로, 단위 체적(96)내의 초음파 스캔 픽셀들(94)의 개수는 스위핑된 체적(90)을 포함하는 150 개의 프레임들 내의 초음파 스캔 픽셀들(94)각각의 x-y-z 좌표들을 단위 체적(96)의 주변부의 경계들의 x-y-z 좌표들과 비교함으로써 컴퓨팅될 수 있다. 초음파 스캔 픽셀들(94)각각의 x-y-z 좌표들이 단위 체적(96)의 주변부의 경계들 내에 있으면, 개수가 카운트된다. 초음파 스캔 픽셀들(94)각각의 x-y-z 좌표들이 단위 체적(96)의 주변부의 경계들 밖에 있으면, 개수가 카운트되지 않는다. 스위핑된 체적(90)내의 임의의 단위 체적(96)내의 컴퓨팅된 픽셀 밀도(즉, 본 예에서는 375 개의 단위 체적 중 임의의 것 내의 컴퓨팅된 픽셀 밀도)가 최소 픽셀 밀도보다 작으면, 방금 마친 스캔 시퀀스는 불완전하거나 이 시퀀스 모두 또는 일부가 반복되어야 하거나 오퍼레이터가 이 스캔 시퀀스가 불완전한 것을 수락해야하는지가 스캔 시퀀스의 종료 시에 오퍼레이터에게 통지된다. 상기 통지는 방금 마친 스캔 경로 및 완전한 스캔을 달성하도록 스캐닝 방법을 개선하라고 오퍼레이터에게 지시하는 지시의 디스플레이를 포함한다. 예를 들어, 이러한 지시 사항들은 반복된 스캔 시퀀스 동안에 핸드헬드 초음파 프로브의 배향의 변화의 레이트 또는 스캐닝 속도를 줄이도록 하는 것을 포함한다.

몇몇 실시예들에서, 각 스캔 시퀀스 내의 이미지-대-이미지 해상도(스페이싱)의 범위는 9,000 내지 180,000,000 픽셀/cm³의 픽셀 밀도이다. 다른 실시예들에서, 픽셀 밀도는 22,500 내지 18,000,000 픽셀/cm³이다. 다른 실시예에서, 픽셀 밀도는 45,000 내지 3,550,000 픽셀/cm³이다.

본 발명의 동일하게 중요한 측면이 이전에 완료된 스캔 스퀀스로부터의 그의 상대적 거리에 기초하여서 바로 완료된 스캔 시퀀스를 비교함으로써 조직 커버리지를 컴퓨팅(또는 평가)하는 것과 관련된 도 10a 및 도 10b에서 예시된다. 도 10a를 참조하여 본 발명의 교시 사항에 따라서, 핸드헬드 초음파 프로브의 트랜스듀서 어레이의 위치의 정확하고 동적인 컴퓨팅은 조직 표면을 따라서 완료된 순차적으로 수동으로 스캐닝된 경로들의 실제 공간적 위치와 컴퓨팅된 배향의 컴퓨팅을 가능하게 한다. 예시적으로, 상대적으로 일정하면서 근접하게 스페이싱된 방사상 스캔 시퀀스들(80a 내지 80l)은 도 10a에서 볼 수 있는 바와 같이 인간의 유방(60)의 평면도 상에서 유두(64)와 예를 들어 흉부 표면(61)과 같이 유두로부터 방사상 외측으로 어느 정도 거리로 떨어진 거리 간에 걸쳐 있는 스캔 시퀀스들(80)과 중첩된다(superimposed). 각 스캔 시퀀스(80)는 길이 L 및 폭 W을 갖는다. 조직 표면을 따라서 스캐닝된 각 순차적 그리고 수동으로 유도된 스캔 시퀀스들(80a 내지 80l)의 컴퓨팅된 위치 및 컴퓨팅된 배향은 각 인접하고 연속적인 스캔 시퀀스(80)의 경계들 간의 물리적 스페이싱의 다른 컴퓨팅을 가능하게 한다. 이 컴퓨팅은 수동 스캐닝 프로세스의 과정 동안에 신속하게 완료되며, 시각적 가청 큐 및 이미지가 제공되어서 재-스캐닝이 요구되는 곳을 식별하도록 완료된 스캔 시퀀스들의 경로들을 나타낸다. 인접하는 스캔 시퀀스들(80a 내지 80l) 간의 거리들의 이러한 절차-내 컴퓨팅(intra-procedure computation)은 타겟 조직 영역의 초음파 스캔의 완전한 커버리지가 허용될 수 없이 큰 거리만큼 분리된 완료된 스캔 시퀀스들을 식별함으로써 달성되는 것을 보장한다.

이제 도 10b에서, 방사상 스캔 시퀀스들(80a 내지 80l)이 인체 유방(60)의 평면도 상에서 유두(64)와 흉부 표면(61) 간의 거리에 걸쳐 있는 스캔 시퀀스들(80)과 중첩한다. 도 10a에서 볼 수 있는 예와 대조적으로, 이 예는 스캔 시퀀스들(80d와 80e) 간의 비정상적으로 큰 스페이싱을 예시한다. 스캔 시퀀스들(80d와 80e) 간의 의도되지 않게 큰 스페이싱으로 인해서, 유방(60) 내의 조직의 구역(72)(도 10b에서 음영 진 영역에 의해서 드러남)은 진단 초음파 절차 내에 포함되지 않는다. 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(30)의 정확한 위치 및 컴퓨팅된 배향이 각 스캔 시퀀스(80)에 대해서 알려져 있기 때문에 연속하는 스캔 시퀀스들 간의 거리가 컴퓨팅될 수 있다. 스캔 시퀀스들 간의 거리가 연속하는 스캔들 간의 사전결정된 최대 거리를 초과하면, 시각적 가청 큐가 발행되고 이미지가 디스플레이되며 이는 재-스캐닝이 요구되는 곳을 식별하도록 완료된 스캔 시퀀스들의 경로를 나타낸다. 인접하는 스캔 시퀀스들 간의 거리들의 이러한 절차-내 컴퓨팅(intra-procedure computation)은 타겟 조직 영역의 완전한 진단 초음파 스캔이 허용될 수 없이 큰 거리만큼 분리된 임의의 완료된 스캔 시퀀스들을 식별함으로써 달성되는 것을 보장한다.

도 10b를 더 참조하면, 사전결정된 최대 스페이싱 값보다 큰 연속하는 스캔 시퀀스들(80d와 80e) 간의 컴퓨팅된 물리적 스페이싱의 결과는 타겟 조직(본 예에서는 인체 유방(60)) 내에서의 스캐닝되지 않거나 생략된 구역(72)이다. 이로써, 의심이 가는 병변(73)이 생략된 구역(72) 내에 있으면, 진단 초음파 절차에서 이는 검출 또는 기록되지 않을 것이다. 피할수 없게는, 초음파 절차 후에 초음파 이미지들을 분석하는 전문가(예를 들어, 영상학자)도 생명에 큰 위협이 될 수 있는 악성 병변이 될 수 있는 것들의 존재를 검출할 수 없을 것이다.

마찬가지로, 도 10d 및 도 10e는 상대적으로 선형 스캔 시퀀스들 간의 스캔-대-스캔 스페이싱을 도시한다. 도 10d는 유방(60)에 걸쳐서 실질적으로 선형인 경로를 따르는 스캔 시퀀스들(80m 내지 80q)을 도시한다. 이 시퀀스들은 3999, 4001, 4003, 및 4005 에서 중첩하는 이미징을 도시한다. 한편, 도 10e는 스캔 시퀀스(1500)와 스캔 시퀀스(1502) 간의 스캐닝되지 않은 조직의 갭을 예시한다. 이러한 상황에서, 기술된 실시예들은 스캐닝되지 않은 영역(63)의 크기를 계산, 측정 또는 결정하는데 사용될 것이다. 거리가 스캔-대-스캔 스페이싱에 대해서 허용가능한 스페이싱보다 크면, 오퍼레이터에게 이 스캐닝되지 않은 영역(63)을 스캐닝하라고 절차 동안에 통지될 것이다.

도 10f 및 도 10m는 상대적으로 방사상인 스캔 시퀀스들 간의 스캔-대-스캔 스페이싱을 도시한다. 스캔 시퀀스(1500)와 스캔 시퀀스(1502)는 스캐닝되지 않은 영역들(1504a 및 1504b)을 도시한다. 이러한 경우에, 기술된 실시예들은 스캐닝되지 않은 영역의 크기를 계산, 측정 또는 결정하는데 사용될 것이다. 이 거리가 스캔-대-스캔 스페이싱에 대해서 허용가능한 스페이싱보다 크면, 오퍼레이터에게 이 스캐닝되지 않은 영역을 스캐닝할 것을 절차 동안에 통지될 것이다.

몇몇 실시예들에서, 스캔 시퀀스들 간의 스페이싱 또는 거리를 측정 또는 계산하는 것은 스캔 시퀀스들 간의 스캔-대-스캔 스페이싱을 결정하는 것으로 지칭될 수 있다. 스캔-대-스캔 스페이싱은 커버리지를 측정, 계산 또는 이와 달리 결정하는 방법이다. 스캔 시퀀스들 내의 이미지들이 중첩하면, 커버리지가 존재한다. 스캔 시퀀스들 간에 갭이 존재하면, 불완전한 커버리지가 존재한다.

도 10g를 참조하면, 2 개의 인접하는 스캔 시퀀스(2900a 내지 2900d) 및 스캔 시퀀스(2904a 내지 2904d)가 도시된다. 중첩 또는 갭 스페이싱이 존재하는지의 여부를 측정하는 일 수단은 예를 들어서 P(FIRST-LOW,LAST-COLUMN)(2916)와 같은, 일 이미지의 코너 픽셀들 중 하나와 예를 들어서 P(FIRST-ROW,FIRST-COLUMN)(2920a 내지 2920d)와 같은, 동일한 열 내에 있지만, 인접하는 열 내의 모든 이미지들 내의 상기 이미지의 대향하는 측에 있는 각 픽셀 간의 거리들(2908a-2908d)을 측정하는 것이다. 이러한 거리들 중 가장 짧은 거리는 인접하는 열들 내의 인접하는 이미지들 간의 스페이싱을 나타낸다. 도 10g의 예에서, 이는 거리(2908b)이다. 이 거리의 벡터, 즉 2913으로 도시된 2916으로부터 2902b로의 벡터가, 2916와 2902b 간의 벡터(2913) 및 벡터(2912)의 경우에서와 같이, 이미지(2912)의 동일한 열이지만 반대 측 상에 있는 픽셀 및 그 코너 픽셀로부터 발산하는 벡터와 동일한 방향에 있으면, 2 개의 인접하는 이미지들의 코너 픽셀들 간의 거리는 중첩을 나타낸다. 달리 말하면, 2 개의 벡터들(2912와 2913) 간의 각도(2915)가 180도보다 작으면, 2 개의 픽셀들은 중첩한다. 도 10h를 참조하여, 다른 이미지들(2902a 내지 2920d)의 코너 픽셀들과 픽셀(2948) 간의 거리를 측정하면, 최단 거리는 픽셀(2948)과 픽셀(2902d) 간의 거리이다. 이 거리(2945)의 벡터는 이미지(2944)의 상단 열을 따르는 벡터(2944)와 반대되는 일반적 방향에 있으며, 따라서 거리는 갭을 나타낸다. 달리 말하면, 2 개의 벡터들(2944와 2945) 간의 각도(2949)가 180도보다 크면, 2 개의 픽셀들은 갭을 나타낸다.

도 10i 및 도 10k를 참조하면, 2 개의 인접하는 스캔 시퀀스들(2900a 내지 2900d) 및 (2904a 내지 2904d)가 도시된다. 중첩 또는 갭 스페이싱이 존재하는지의 여부를 측정하는 일 수단은 예를 들어서 P(FIRST-LOW,LAST-COLUMN)(2916)와 같은, 일 이미지의 코너 픽셀들 중 하나와 예를 들어서 P(FIRST-ROW,FIRST-COLUMN)(2920a 내지 2920d)와 같은, 동일한 열 내에 있지만, 인접하는 열 내의 모든 이미지들 내의 상기 이미지의 대향하는 측에 있는 각 픽셀 간의 거리들(2908a-2908d)을 측정하는 것이다. 이러한 거리들 중 가장 짧은 거리는 인접하는 열들 내의 인접하는 이미지들 간의 스페이싱을 나타낸다. 도 10i 및 도 10k의 예에서, 이는 거리(2908b)일 것이다. 경계 픽셀(border pixel)(2916)은 이 픽셀이 부분적으로 가장 가까운 이미지(2900b) 및 인접하는 이미지(2900a)의 열에 의해서 기술되는 구역(2953)의 경계들 내에 있으면 이미지들(2900a 내지 2900b)의 인접하는 스캔 시퀀스와 중첩하는 것으로 간주된다. 이제 도 10j 및 도 10l을 참조하여, 다른 이미지들(2920a 내지 2920d)의 코너 픽셀들과 픽셀(2948) 간의 거리를 측정하면, 최단 거리는 픽셀(2948) 과 픽셀(2920d) 간의 거리이다. 경계 픽셀(2948)은 이 픽셀이 부분적으로 가장 가까운 이미지(2900d) 및 인접하는 이미지(2900c)의 열에 의해서 기술되는 구역(2955)의 경계들 밖에 있으면 이미지들(2900a 내지 2900b)의 인접하는 스캔 시퀀스와 갭을 갖는 것으로 간주된다.

이제 도 10b 및 도 10c를 참조하면, 연속적인 스캔 시퀀스들(80a 내지 80m)을 받는 체적(volume)이 도 9을 참조하여서 상술된 바와 같이 각 스캔 시퀀스에 대한 핸드헬드 초음파(ultrasound) 프로브 어셈블리(30)의 알려진 위치 및 컴퓨팅된 배향에 기초하여서 초음파 스캔 이미지 픽셀들의 컴튜팅된 분포로 변환되는 다른 알고리즘이 채용된다. 이러한 다른 알고리즘을 사용하면, 단위 체적당 픽셀 밀도(예를 들어서, 큐빅컬(cubical) 1.0 큐빅 센티미터 유닛 체적당 픽셀 밀도 또는 큐비컬 0.5 큐빅 센티미터 유닛 체적당 픽셀 밀도)가 모든 연속적인 스캔 시퀀스들에 의해서 경계지어진(bounded) 포함된 체적에 대해서 컴퓨팅될 수 있다. 도 10b 및 도 10c를 참조하여 예시적으로, 연속하는 스캔 시퀀스들(80d 및 80e)에 의해서 경계진 포함된 체적은 보다 작은 유닛 체적(79)으로 하위분할될 것이다. 스캔 시퀀스들(80d 내지 80c) 간의 포함된 체적(75) 내의 모든 픽셀들의 컴퓨팅된 위치가 이어서 각 스캔 시퀀스 내의 기간들 동안에 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(30)의 알려진 위치 및 컴퓨팅된 배향에 기초하여서 컴퓨팅될 수 있으며, 이로써 각 유닛 체적(79) 내의 픽셀 밀도의 컴퓨팅을 가능하게 한다. 각 유닛 체적(79) 내 포함된 (도 9를 참조하여서 상술한 바와 같은) 초음파 스캔 픽셀들의 수가 사전결정된 최소 픽셀 밀도 수와 비교된다. 포함된 체적(75) 내의 임의의 유닛 체적(79) 내의 컴퓨팅된 픽셀 밀도가 최소 픽셀 밀도보다 작으면, 바로 완료된 스캔 시퀀스는 불완전하며 스캐닝 방법을 개선하기 위해서 (예를 들어서, 이전의 스캔 시퀀스들과 반복될 현 스캔 시퀀스 간의 스페이싱을 줄이기 위해서) 인스트럭션들의 디스플레이를 포함하여 그것이 반복되어야 함이 오퍼레이터에게 스캔 시퀀스의 종료 시에 알려진다.

이제 도 11a 내지 도 11e에서, 흐름도는 본 발명의 방법 및 시스템의 일 실시예를 기술한다. 부호(3100)에 의해서 표시된 바와 같이 시작하여서 블록(3104)으로의 화살표(3102)에 의해서 표시된 바와 같이 진행하여서, 시스템의 구성 요소들의 접속이 확인된다. 사용자는 핸드헬드 초음파 이미징 프로브가 초음파 시스템에 접속된지를 확인하고, 위치 센서들이 핸드헬드 초음파 프로브에 부착된지를 확인하고, 위치 센서들이 위치 추적 모듈에 접속된지를 확인하고, 위치 추적 모듈의 자계 송신기(magnetic field transmitter)(MFT) 구성 요소가 타겟 환자 체적(예를 들어서, 환자의 유방)의 24 인치 내에 있는지를 확인하고, MFT의 36 인치 내에 어떠한 전자기 재료들도 존재하지 않음을 확인하고 (즉, Ascension Technology 위치 검출 제품 사용과 관련된 필요 사항), 초음파 프로브가 타겟 조직 체적 및 위치 추적 모듈 상에 있을 때의 초음파 프로브의 예상된 위치들 간의 선명한 시선(clear line-of-sight)가 존재하는지를 확인하고 (즉, 적외선 카메라가 가시적인 레지스터를 추적할 때에 채용되는 바와 같은, 가시적 검출 기술들의 사용과 특정하게 관련된 요구 사항), 위치 추적 모듈이 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기에 접속된지를 확인하고, 풋 페달이 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기에 접속된지를 확인한다.

다음으로 도 11b를 참조하면, 예비 시스템 셋 업 단계 및 초기화 단계 단계를 완료한 후에, 블록(3120)으로의 화살표(3118)에 의해서 나타난 바와 같이 진행하여서서, 오퍼레이터는 이제 환자의 타겟 조직의 시작 위치(예컨대, 우측 유방의 유두)에 핸드헬드 이미징 프로브를 위치시킨다. 이어서, 블록(3124)으로의 화살표(3122)에 의해서 나타난 바와 같이 진행하여서, 오퍼레이터는 이제 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리에 대한 위치 감지 검출 및 기록 기능이 현재 활성 상태이 있음을 가청 톤(audible tone)이 발행하고/하거나 가시적인 표시자가 알려주면 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리를 사용하여서 수행되는 각 스캔 시퀀스의 전체 기간 동안에 연속적으로 풋 페달을 가압함으로써 위치 추적 모듈 및 이와 연관된 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기 모두를 활성화시킨다.

일단 위치 감지 검출 및 기록 기능이 활성화되었으면, 블록(3128)으로의 화살표(3126)에 의해서 표시된 바와 같이 진행하여서, 오퍼레이터는 [i] 스캔 시퀀스들 SS[i,t] 중 제 1 시퀀스를 시작하도록 피부를 따라서 핸드헬드 이미징 프로브를 이동시키며, 여기서 i는 수행될 스캔 시퀀스들의 수와 동일하며 t는 초음파 빔이 조직 내로 방사되고 복귀 음향 신호들이 본 명세서에서는 초음파 스캔 "프레임"으로서 지칭되는 것으로 측정 및 기록되는 기간을 지칭한다. 제 1 스캔 시퀀스의 경우에(예컨대, 도 10a에서 스캔 시퀀스(80a) 참조), i는 1과 동일하다.

일단 제 1 스캔 시퀀스(i=0)가 완료되면, 블록(3132)으로의 화살표(3130)에 의해서 표시된 바와 같이 진행하여서, 오퍼레이터는 풋 페달을 가압 해제하여서 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기의 이미지 기록 기능을 정지시킨다(즉, 임시적으로 비활성화시킨다). 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기 내에서 취득된 시간-스탬핑된(time-stamped) 핸드헬드 이미징 프로브 위치 및 컴퓨팅된 배향 데이터가 이전에 막 완료된 스캔 시퀀스의 이미지-대-이미지 해상도(resolution)의 신속한 컴퓨팅을 실현하도록 초음파 시스템으로부터 수신된 타임-스탬핑된 초음파 스캔 프레임들과 결합된다. 도 11b에서 도시된 바와 같이 블록(3136)으로의 화살표(3134)에 의해서 표시된 바와 같이 진행하여서, 임의의 2 개의 연속하는 스캔 프레임들 간의 코드(chord) 거리들은 상술한 도 8b에 대하여 예시한 바와 같이 사전-선택된 한계치들 내에 있는지를 결정하도록 컴퓨팅된다.

이제 도 11b를 참조하면, 본 발명의 다른 실시예가 블록(3136)에서 대체되어서, 도 9를 참조하여서 기술한 바와 같이 완전한 스캔 시퀀스의 스위핑된(swept) 체적 내의 이미징 스캔 픽셀 밀도를 사용한다. 이 다른 알고리즘에서, 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기 내에서 취득된 타임-스탬핑된 핸드헬드 이미징 프로브 위치 및 컴퓨팅된 배향 데이터가 바로 이전에 완료된 스캔 시퀀스의 완전성의 신속한 컴퓨팅을 실현하도록 초음파 시스템으로부터 수신된 타임-스탬핑된 이미징 스캔 프레임들과 결합된다. 그러나, 연속하는 스캔 프레임들 간의 거리를 컴퓨팅하기보다는, 스위핑된 체적 내의 단위 체적들 내의 픽셀 밀도가 컴퓨팅된 픽셀 밀도가 사전 선택된 최소 픽셀 밀도 값보다 작은지를 결정하도록 컴퓨팅된다.

이제 도 11c를 참조하면, 상기 2 개의 알고리즘들 중 어느 하나(즉, 스캔 프레임 거리 기반 컴퓨팅 또는 스위핑된 체적의 유닛 체적들 내의 체적적(volumetric) 픽셀 밀도)를 사용하여, 사전결정된 요구사항이 만족되지 않으면(즉, 스캔 프레임들 간의 최대 허용된 거리가 초과되거나 모든 유닛 체적들에 대해서 최소 요구된 픽셀 밀도가 달성되면), 화살표(3138)를 통해서 블록(3140)에 이른다. 블록(3140)에서 볼 수 있는 바와 같이, 가청 알람 및 시각적 에러 메시지가 오퍼레이터에게 발행되어서 스캔이 프레임-대-프레임 해상도에 대한 최소 사용자 요구사항을 따르지 않음을 알린다. 블록(3141)으로의 화살표(3139)에 의해서 표시된 바와 같이 진행하여, 사용자가 프레임-대-프레임 해상도에 대한 사용자 규정된 최소 하한치를 만족하지 못한 이 스캔 시퀀스 SS(i)를 수락할지의 여부가 사용자에게 질의되며, 이어서, 블록(3120)으로의 화살표(3160)에 의해서 표시된 바와 같이 진행하여, 오퍼레이터는 이전에 수행되었지만 프레임-대-프레임 해상도가 사용자-규정된 요구사항을 만족시키지 못해서 불완전한 것으로 결정된 스캔 시퀀스를 반복한다. 사용자가 프레임-대-프레임 해상도에 대한 사용자 규정된 최소 하한치를 만족하지 못한 이 스캔 시퀀스 SS(i)를 수락하기로 선택하면, 화살표(3143)를 통해서 블록(3146)에 이른다.

또 도 11c를 참조하면, 상기 2 개의 알고리즘들 중 어느 하나(즉, 스캔 프레임 거리 기반 컴퓨팅 또는 스위핑된 체적의 유닛 체적들 내의 체적적(volumetric) 픽셀 밀도)를 사용하여, 사전결정된 요구사항을 만족하는 것으로(즉, 스캔 프레임들 간의 최대 허용된 거리 또는 최소 요구된 픽셀 밀도) 사용자가 선택하면, 화살표(3144)를 통해서 블록(3146)에 이른다. 이것이 제 1 스캔 시퀀스(즉, i = 1)이면, 연속하는 스캔 시퀀스들 간의 거리들(도 10b에서 예시화된 것과 같은 스캔 시퀀스 내의 초음파 스캔 프레임들(80d 및 80e) 간의 최대 거리)의 컴퓨팅은 바이패스되고(bypassed) 이로써 화살표(3148)를 통해서 블록(3164)에 이른다. 블록(3164)에서, 스캔 시퀀스 인덱스가 수 1 만큼 증가한다. 본 예시적인 설명에서, i 값은 1 이었고 이제는 2이다.

이제 도 11d를 참조하면, 블록(3168)으로의 화살표(3166)에 의해서 표시된 바와 같이 진행하여서, 바로 전에 완료된 스캔 시퀀스가 초기 수행된 스캔 시퀀스와 본질적으로(essentially) 동일한지의 여부 또는 이와 달리 최종 스캔 시퀀스가 타겟 조직 체적에 대해서 수행되었는지의 여부를 결정하기 위해서 컴퓨팅이 수행된다. 도 10a에서 볼 수 있는 바와 같이 원형 패턴으로 진행하는(progressing) 연속적으로 방사상으로 배향된 스캔 시퀀스들을 갖는 인체 유방의 경우에, 제 1 스캔 시퀀스가 필수적으로 반복되면 최종 스캔 시퀀스가 획득된다. 이와 달리, 스캐닝되는 타겟 조직이 연속하는 스캔 시퀀스들의 직사각형 패턴과 관련되면, 오퍼레이터는 최종 스캔 시퀀스가 수행되었음을 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기 상에 지정한다. 지금 막 완료된 스캔 시퀀스가 초음파 검사에서 요구되는 최종 스캔 시퀀스가 아니면, 블록(3120)으로의 화살표(3170)에 의해서 표시된 바와 같이 진행하여서 다음 스캔 시퀀스에 대한 단계들의 시퀀스를 개시한다.

도 11c의 블록(3146)으로 가서, 스캔 시퀀스 i가 1보다 크면, 상기 2 개의 알고리즘들 중 어느 하나(2 개의 연속하는 스캔 시퀀스들 간의 거리 계산 또는 연속하는 스캔 시퀀스들 간의 포함된 체적의 유닛 체적 내의 체적 픽셀 밀도)가 블록(3152)에서 특정된 바와 같이 바로 완료된 2 개의 연속하는 스캔 시퀀스들의 에지-대-에지 커버리지(edge-to-edge coverage)를 결정하도록 사용된다. 사전결정된 요구사항이 만족한다면(즉, 연속하는 스캔 스퀀스들 내의 스캔 프레임들의 인접하는 에지들 간의 최대 허용된 거리가 초과되지 않거나 임의의 유닛 체적 내의 픽셀 밀도가 최소 요구된 픽셀 밀도보다 작지 않으면), 화살표(3162)를 통해서 블록(3164)에 이른다. 사전결정된 요구사항을 만족하지 않으면(즉, 연속하는 스캔 스퀀스들 내의 스캔 프레임들의 인접하는 에지들 간의 최대 허용된 거리가 초과되거나 임의의 유닛 체적 내의 픽셀 밀도가 최소 요구된 픽셀 밀도보다 작으면), 화살표(3154)를 통해서 블록(3156)에 이른다. 블록(3156)에서 볼 수 있는 바와 같이, 연속하는 스캔 시퀀스들 내의 인접하는 에지들의 사용자 규정된 에지 대 에지 스페이싱에 의해서 규정된 커버리지가 만족되지 않았거나 임의의 유닛 체적 내의 사용자 규정된 픽셀 밀도가 요구된 픽셀 밀도보다 작다고 오퍼레이터가 결정하도록 지시하는 가청 알람 또는 시각적 에러 메시지가 발행된다. 이어서, 화살표(3157)를 통해서 블록(3159)에 이른다. 사용자가 시캔 시퀀스 SS(i)을 수락할지의 여부, 즉 연속하는 스캔 시퀀스들 내의 인접하는 에지들의 사용자 규정된 에지 대 에지 스페이싱에 의해서 규정된 커버리지가 만족되지 않았거나 임의의 유닛 체적 내의 사용자 규정된 픽셀 밀도가 요구된 픽셀 밀도보다 작음을 수락할지의 여부가 사용자에게 질의된다. 연속하는 스캔 시퀀스들 내의 인접하는 에지들의 사용자 규정된 에지 대 에지 스페이싱에 의해서 규정된 커버리지가 만족되지 않았거나 임의의 유닛 체적 내의 사용자 규정된 픽셀 밀도가 요구된 픽셀 밀도보다 작음에도 불구하고, 사용자가 스캔 시퀀스 SS(i)을 수락하기로 결정하면, 화살표(3163)를 통해서 블록(3164)에 이른다. 연속하는 스캔 시퀀스들 내의 인접하는 에지들의 사용자 규정된 에지 대 에지 스페이싱에 의해서 규정된 커버리지가 만족되지 않았거나 임의의 유닛 체적 내의 사용자 규정된 픽셀 밀도가 요구된 픽셀 밀도보다 작기 때문에, 사용자가 스캔 시퀀스 SS(i)을 수락하지 않기로 결정하면, 선행하는 스캔 시퀀스 경로에 대하여 보다 가까운 스페이싱에 대해서 스캔 시퀀스가 반복된다. 도 11d, 도 11c, 도 11b에서 표시된 바와 같이, 화살표(3158)는 화살표(3160)를 블록(3120)으로 연결시키며, 이 블록(3120)에서 오퍼레이터는 타겟 조직의 영역들이 바로 이전에 획득된 일련의 초음파 스캔 프레임들에 포함되지 않기 때문에 이전에 수행된 스캔 시퀀스가 불완전하도록 판정되기 때문에 상기 이전에 수행된 스캔 시퀀스를 반복한다.

핸드헬드 이미징 절차에 걸쳐서, 스캔 시퀀스들의 진행은 도 10a의 예에서와 유사한 방식으로 각 완료된 스캔 시퀀스에 인접하여 식별된 순차적 스캔 인덱스 i를 사용하여서 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(40)의 스크린 상에 도시된다.

도 11e의 블록(3147)에서, 핸드헬드 스캐닝 절차 완료 및 타겟 조직 초음파 스캔들이 타겟 조직 체적 내의 모든 조직을 포함함(즉, 완성된 진단 초음파 스캔이 달성되었음)의 확인 시에, 이어서 초음파 스캔 프레임들의 프로세싱이 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기 내에서 수행된다. 화살표(3176)는 블록(3178)으로 진행하고, 이 블록에서 스캐닝된 이미지들은 순차적 순서로 구성된다(즉, 절차 동안에 시간 경과에 따라서 프로세싱됨). 이 단계에서, 이미지 데이터가 캡처되고 용이하게 저장되고 뷰어와 호환가능한 포맷으로 변환된다.

도 11e 및 도 11f에서, 화살표(3190)는 블록(3192)으로 연결되며, 이 블록에서 데이터 프로세싱 및 절차 연구 결과를 저장하기 이전에 사용자가 스캔 시퀀스들들 보기(veiw)를 원하는지의 여부가 사용자에게 질의된다. 뷰어는 암들 및 다른 이형체에 대한 스크리닝을 위해서 최적화된 방식으로 전문가 검토자(진단영상학자)에 의해서 스캐닝된 이미지들의 재생을 실현한다. 사용자가 검토를 생략하기 원하면, 화살표(3194)는 블록(3196)으로 이어진다.

도 11f에서, 사용자가 스캔 결과들을 검토하기로 결정하면, 화살표(3198)는 블록(3200)으로 진행하여서, 이 블록에서 스캔 시퀀스 이미지들이 디지털 컴퓨터 모니터와 같은 비디오 모니터 상에 디스플레이된다. 스캔 시퀀스들의 검토 후에, 시스템은 사용자가 그 연구 결과를 수락할지의 여부를 사용자에게 질의한다. 화살표(3194)로 이어지는 화살표(3204) 및 블록(3196)으로 진행하는 화살표(3194)에 의해서 표시된 바와 같이, 이미지들이 프로세싱된다. 사용자가 이미지들을 수락하지 않기로 결정하면, 화살표(3208)이 블록(3120)으로 진행하는 바와 같이, 재스캐닝 시퀀스가 개시된다.

도 11f에서, 블록(3196)에서 도시된 바와 같이, 시퀀싱된 이미지 프레임들의 완성된 세트가 환자, 초음파 도구 정보, 시간, 및 위치 정보에 할당된다. 이어서, 프로세싱된 데이터가 DVD ROM, 디스크 드라이브 또는 플래시 메모리 드라이브와 같은 전자 매체 상에 저장된다. 이 프로세스는 블록(3216)으로 진행하는 화살표(3214)에 의해서 표시된다. DVD-ROM(또는 다른 적합한 기록 매체)는 전체 타겟 조직 체적이 제공된 데이터 기록 내에 포함되었다는 확신과 함께 진단 초음파 데이터의 후속 분석 및 평가를 위해서 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기로부터 전문가에게 물리적으로 전달된다. 이 마지막 단계는 특정 환자에 대한 진단 검사 절차의 종류를 규정한다. 데이터가 저장된 후에, 이미지 절차는 블록(3220)으로 진행하는 화살표(3218)에 의해서 표시된 바와 같이 종료된다.

2 차원 이미지들의 세트로부터 기록된 픽셀들의 3차원 위치의 맵핑 이외에, 몇몇 기술된 실시예들의 방법, 장치 및 시스템은 Z 방향으로의 스페이싱이 타겟 조직 체적(예컨대, 인간 여성 유방)의 정확하고 완벽한 3차원적 이미지를 제공하도록 충분한지의 여부를 결정하도록 결과적인 이미지 세트의 객관적 특성화를 제공하는 픽셀 밀도 계산을 수행한다. 예시적으로, 각 초음파 스캔-유도된 2-차원 이미지들 내의 픽셀 각각은 2-차원 공간 내의 좌표 X{i,j} 및 Y{i,j}의 고유 세트에 의해서 특정된다. 2 개의 인접하는 2-차원 이미지들 i 및 i+1이 결합되어서 3차원 체적을 형성할 때에, 각 픽셀의 위치는 3차원 공간으로 변환되고 3 개의 카르테시안 좌표(Cartesian coordinates) Xij, Yij 및 Zij에 의해서 규정될 수 있다.

이러한 예와 계속하여서 도 12a를 참조하여, 임의의 2 개의 인접하는 2-차원 스캔들에 의해서 둘레가 정해지는(circumscribed) 전체 체적이 보다 작은 성분의 체적들로 하위분할된다고 가정하자. 예시적으로, 상기 보다 작은 컴포넌트 체적들은 2 mm × 2 mm로 측정되는 2 개의 대향하는 정방형 측면들을 가지며 이하에서 열거되는 좌표들에 의해서 도 12a에서 볼 수 있는 바와 같이 규정된다. 예시적인 컴포넌트 체적의 경계들에서 XYZ 좌표들의 표기(notation)를 용이하게 하기 위해서, 순차적 2-차원 초음파 스캔 이미지들(2200와 2201) 간의 물리적 스페이싱이 크게 증가하였고 2-차원 초음파 스캔 이미지들(2200와 2201)의 전체 크기에 대해서 스케일링되도록 도시되지 않는다.

i번째 2-차원 이미지(2200)상의 정방형 측면들의 좌표들은 다음과 같다:

X₁₁Y₁₁Z₁₁₍1111), X₁₂Y₁₂Z₁₂₍1112), X₁₃Y₁₃Z₁₃₍1113), X₁₄Y₁₄Z₁₄₍1114),

i+1 번째 2-차원 이미지(2201)상의 정방형 측면들의 좌표들은 다음과 같다:

X₂₁Y₂₁Z₂₁₍1121), X₂₂Y₂₂Z₂₂₍1122), X₂₃Y₂₃Z₂₃₍1123), X₂₄Y₂₄Z₂₄₍1124)

이러한 예와 계속해서, 제 1 컴포넌트 체적에 대한 인접하는 2-차원 이미지들(2200,2201)상의 정방형 2 mm × 2 mm 정방형 측면들 간의 최대 스페이싱은 Z 축을 따르는 다음과 같은 4 개의 거리들을 비교함으로써 결정된다:

{Z₁₁ - Z₂₁}, {Z₁₂ - Z₂₂}, {Z₁₃ - Z₂₃}, {Z₁₄ - Z₂₄}

본 예에서, 도 12에서 정방형 측면들(2210과 2211)의 4 개의 코너들 간의 최대 거리는 {Z₁₄ - Z₂₄}이다고 가정하자. 이어서, 컴퓨팅된 제 1 컴포넌트 체적은 단위 면적 A와 정방형 측면들(2210과 2211)(본 예에서는 2 mm x 2 mm) 간의 최대 스페이싱 간의 적(product)이다:

제 1 컴포넌트 체적(First Component Volume)= A * {Z14 - Z24} - 등식 2

이러한 예를 계속 사용하고 도 12a를 더 참조하면, 제 1 컴포넌트 체적에 대한 제 1 컴포넌트 체적 픽셀 밀도는 2 개의 순차적인 2-차원 이미지들 상의 측면들(2210,2211)상의 2 mm x 2 mm 면적 A 내의 픽셀들의 결합된 총 개수들(예컨대, 2 개의 순차적인 이미지들에 대하여 총 800 개의 결합된 픽셀들의 경우에 각 이미지 상에는 400 개의 픽셀들)을 다음과 같이 등식 3에서 주어진 제 1 컴포넌트 체적에 의해서 나눔으로써 주어진다:

제 1 컴포넌트 체적 픽셀 밀도 =

(양 단위 면적 내의 픽셀들의 총 개수)÷(제 1 컴포넌트 체적) - 등식 3

이러한 예를 계속 사용하고 도 1 및 도 12a를 참조하면, 등식 3에 의해서 획득된 컴퓨팅된 제 1 컴포넌트 체적 픽셀 밀도가 초음파 스캔 시에 타겟 조직 체적 내의 모든 영역들이 포함되도록 보장하기 위해서 선택된 사전결정된 최소 허용된 체적 픽셀 밀도와 비교된다. 상기 예시적인 프로세스는 (a) 2 개의 순차적인 2-차원 이미지들(2200 및 2201)의 경계들에 의해서 규정된 각 컴포넌트 체적에 대해서 그리고 (b) 스크린 절차 동안에 획득된 순차적 2-차원 이미지들의 모든 쌍들에 대해서 반복된다. 2-차원 초음파 스캔 결과들의 임의의 순차적 쌍이 최소 허용된 체적 픽셀 밀도보다 작은 컴포넌트 체적 픽셀 밀도를 산출하는 경우, 오퍼레이터가 방금 완료된 초음파 스캔 시퀀스를 사전결정된 최소 허용된 체적 픽셀 밀도의 요구사항을 만족하게 반복할 수 있도록, 경고가 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(40)상에 디스플레이된다. 이러한 프로세스에 의해서, 완료된 초음파 스크린닝이 타겟 조직 영역 내의 모든 조직 체적들을 포함하도록 보장한다.

본 발명의 다른 실시예는 (a) 순차적 초음파 스캔 이미지들 간의 최대 스페이싱 한계치가 초과되었고/되었거나 (b) 컴포넌트 체적 내의 최소 픽셀 밀도가 달성되지 않았는지를 결정하도록 분석될 필요가 있는 컴포넌트 체적들의 개수를 줄이도록 임의의 2 개의 순차적인 초음파 스캔 이미지들의 기하학적 관계를 활용한다. 도 12b의 예를 참조하면, 2 개의 순차적인 2-차원 초음파 스캔 이미지들(2200 및 2201)이 핸드헬드 초음파 프로브로부터 발산되는 송신된 초음파 신호 및 이에 의해서 수신되는 반사된 초음파 신호의 방향을 말하는 벡터(2320)와 이격된 관계로 도시된다. 예시적인 성분 체적들의 경계들에서 XYX 좌표들의 표기를 용이하게 하기 위해서, 순차적 2-차원 초음파 스캔 이미지들(2200와 2201) 간의 물리적 스페이싱이 크게 증가하였고 2-차원 초음파 스캔 영역들(2200와 2201)의 전체 크기에 대해서 스케일링되도록 도시되지 않는다.

예컨대 스캔 이미지들(2200,2201)와 같은 각 2-차원 초음파 스캔 이미지는 평편한 평면 표면의 기하학적 형태를 취한다고 가정될 수 있다. 또한, 임의의 2 개의 순차적 2-차원 초음파 스캔 이미지들이 매우 단기간 내에 취득되기 때문에, i 번째 2 차원 스캔 이미지(예컨대, 스캔 이미지(2200))의 경계는 i+1 번째 2-차원 이미지(예컨대, 스캔 이미지(2201))의 경계와 등록되고 그 상에 투영될 수 있다(projected). 임의의 2 개의 순차적 2-차원 초음파 스캔 이미지들의 경계들의 등록 및 그들의 평면 기하구조로 인해서, 도 12b에 도시된 바와 같이 순차적 2-차원 초음파 스캔 이미지들의 쌍의 4 개의 "코너들"에 위치하는 오직 컴포넌트 체적들만이 (a) 순차적 초음파 스캔 이미지들 간의 최대 스페이싱 한계치가 초과되었고/되었거나 (b) 컴포넌트 체적 내의 최소 픽셀 밀도가 달성되지 않았는지를 결정하도록 분석될 필요가 있다.

도 12b를 참조하여서 예시적으로, 컴포넌트 체적(2310a)에 대한 카르테시안 좌표들이 세부적으로 도시된다. 상기 컴포넌트 체적(2310a)은 각기 평면 2-차원 초음파 스캔 이미지들(2200 및 2201)의 4 개의 "코너들" 중 하나에 위치하는 컴포넌트 체적(2310a)의 단부 면들(end faces)에 대응하는 2 개의 이등변 사다리꼴(isosceles trapezoid)(2300 및 2301a)로 구성된다. 2300a의 좌표들은 X₂₈Y₂₈Z₂₈₍1128), X₂₉Y₂₉Z_{29 (}1129), X₂₆Y₂₆Z_{26 (}1126), X₂₇Y₂₇Z_{27 (}1127)이다. 2301a의 좌표들은 X₁₆Y₁₆Z₁₆(1116), X₁₇Y₁₇Z₁₇(1117), X₁₈Y₁₈Z₁₈(1118), X₁₉Y₁₉Z_{19 (}1119 )이다. 컴포넌트 체적(2310a)을 규정하는 각각의 이등변 사다리꼴의 4 개의 코너들 각각에서의 카르테시안 좌표들이 사용되어서 2 개의 이등변 사다리꼴의 쌍(2300 및 2301a) 간의 4 개의 Z 축 방향 거리들 {Z₁₆-Z₂₆, Z₁₇-Z₂₇, Z₁₈-Z₂₈, Z₁₉-Z₂₉} 중 최대 스페이싱을 결정한다. 이러한 동일한 절차가 다음에 사용되어서 도 12b에 도시된 바와 같이 각기 컴포넌트 체적들(2310b, 2310c 및 2310d)에 대응하는 이등변 사다리꼴들의 쌍들(2300b 및 2301b),(2300c 및 2301c) 및 (2300d 및 2301d) 간의 4 개의 Z 축 방향 거리들 중 최대 스페이싱을 결정한다. 4 개의 이등변 사다리꼴 쌍들 각각의 이러한 최대 스페이싱들은 이어서 4 개의 컴포넌트 체적들(2310a, 2310b, 2310c 및 2310d)중에서 어느 컴포넌트 체적이 Z-축을 따르는 최대 스캔 이미지 간 스페이싱(maximum inter-scan image spacing)을 포함하는지를 결정하도록 비교된다. 이어서, Z-축을 따르는 최대 스캔 이미지 간 스페이싱(maximum inter-scan image spacing)을 포함하는 컴포넌트 체적(2310)은 최대 허용된 스캔 이미지 간 스페이싱 및/또는 최소 요구된 픽셀 밀도에 대한 요구 사항들이 달성되었는지의 여부를 결정하는데 사용된다. 이러한 사전결정된 요구 사항들이 만족되지 않으면,(예컨대, 방금 바로 완료된 초음파 스캔이 특정 단계(들)와 함께 적절하게 수행되지 않았음을 표시하는 시각적 큐(cue)를 사용하여서)초음파 스캔 시에 검출된 결함을 보정하도록 오퍼레이터에게 신속하게 통지된다.

본 신규한 방법에 의해서, 기술된 실시예들은 각 후속하는 2-차원 초음파 스캔 이미지가 최대 허용된 스페이싱 및/또느 최소의 요구된 픽셀 밀도에 대한 요구 사항들을 만족시키는 것을 보장하고 각 스캔 경로가 완료된 후에 오퍼레이터가 즉시 통보되는 것을 보정하는데 요구되는 컴퓨팅 시간(computation time)을 크게 줄인다.

2 차원 초음파 스캔-유도된 이미지들이 순차적으로 제공되는 때에, 순차적 스캔들 간의 스페이싱(즉, 도 12a에서 볼 수 있는 바와 같이 Z 축을 따름)이 크면 클수록, 병변을 정확하게 식별하고 평가하기 위해서 스크리닝 이미지들을 검토하는 임상전문가의 능력은 더 떨어진다(compromised). 예시적으로, 뷰어가 표준 비디오 프리젠테이션에서 초당 30 프레임들만큼 신속하게 연속하는 정지 이미지들을 보는데 익숙하기 때문에 통상적인 바와 같이 이미지들이 초당 15 프레임으로 제공되면, 2 개의 순차적 이웃하는 2-차원 이미지들 간의 1 mm 스페이싱은 임의의 비통상적인 구조의 0.33 초의 프리젠테이션 지속 시간(presentation duratoin)을 나타낼 것이다. 이와 대조적으로, 2 개의 순차적 이웃하는 2-차원 이미지들 간의 3 mm 스페이싱의 경우는 이미지들 간의 보다 큰 스페이싱으로 인해서 임의의 비통상적인 구조의 오직 0.07 초의 프리젠테이션 지속 시간(presentation duratoin)을 나타낼 것이다. 뇌는 시각적 환경에서의 비정상적인 변화를 자동으로 검출할 수 있는 능력을 가지고 있기 때문에, "정상적인" 이미지 또는 일련의 "정상적인" 이미지들 및 이를 따르는 "비정상적인" 이미지 또는 일련의 "비정상적인" 이미지들을 디스플레이하기 위한 방법, 장치 및 시스템은 비자발적인 인지 반응을 유발할 것이다(Pazo-Alvarez, P., et. al., Automatic Detection of Motion Directed Changes in the Human Brain 2004. European Journal of Neuroscience; 19: 1978-1986 참조). 동영상 프리젠테이션에 대한 연구는 15 프레임/초보다 느린 프레임 레이트는 움직임으로서 감지되기보다는 보다 개별적인 이미지들로서 감지된다고 보고하고 있다(Read, P., et. al., Restoration of Motion Picture Film 2000. Conservation and Museology, Butterworth-Heinemann, ISBN 075062793X: 24-26 참조). 따라서, 최소 시간 기간 동안에 랜덤 구조의 단일 프레임의 프리젠테이션은 보다 긴 시간 기간 동안에 랜덤 구조의 일련의 순차적 이미지들의 프리젠테이션보다 임상학자/검토자에 의해서 "놓칠(missed)" 확률이 더 높다.

초음파 스크리닝 결과들의 비디오 프리젠테이션 내의 비정상적인 것들을 인지할 수 있는 능력을 최대화시키면서 검토 프로세스의 지속 시간을 최소화하는 것은 임상학자의 시간의 효율적인 사용을 최대화하면서 피로를 피하기 위해서 임상학자에게 일차적으로 중요한 사항이다. 초음파 스캐닝-유도된 이미지 기록은 시간 기반이며, 이미지들은 시간적으로 일정한 방식으로 획득된다. 이러한 접근은 몇몇 문제점을 야기한다. 먼저, 이미지 스페이싱들이 스캔의 일 부분에서 다른 부분에 걸쳐서 변하면, 공간적으로 일정한 방식으로 이미지들을 제공하는 능력이 떨어진다. 일 부분은 0.01 mm 중심들 상에 스페이싱된 이미지들을 갖는 반면에, 다른 부분은 1 mm 중심들 상에 스페이싱된 이미지들을 가질 수도 있다. 이미지들이 0.01 mm 중심들에서 기록된 부분 동안에 기록된 정보가 스캔 시퀀스의 스위핑된 체적의 동일한 서브세트를 디스플레이하는데 있어서 이미지들이 0.1 mm 중심들에서 기록된 부분 동안에 기록된 정보가 하는 것보다 10 배 더 길게 걸릴 것이다. 5 mm의 크기의 병변 또는 비정상적인 부분을 검출하고자 할 때에, 0.1 mm 중심 스캔들에서 제공되는 것보다 0.01 mm 중심 스캔들에서 실제적인 정보가 더 많이 제공되는지 않는다. 보다 근접하게 스페이싱된 이미지들을 갖는 부분은 뷰어 효율의 저하를 나타내며 절차 효율 증가를 나타내지도 않는다.

본 발명의 다른 실시예는 도 16a 내지 도 16b에서 도시되며 스캐닝 절차 동안의 초음파 프로브의 이동 속력 및 데이터 취득 및 제어 모듈의 이미지 기록 레이터의 함수에 의해서 분리된 2-차원 스캔 이미지들(400a 내지 400o)을 식별하는 초음파 스크리닝 절차로부터 완성된 데이터 세트를 분석하는 동작을 포함한다. 일 실시예에서, 사전결정된 최소 스페이싱 인터벌에 가까운 Z 축 스페이싱만큼 분리된 이미지들이 저장되고, 적합하게 스페이싱된 2-차원 스캔 이미지들의 쌍 간에 위치하며 이로써 사전결정된 최소 스페이싱 인터벌보다 매우 작은 스페이싱 인터벌만큼 분리되는 임의의 추가 2-차원 스캔 이미지들이 초음파 스캐닝 절차의 최종 비디오 프리젠테이션으로부터 배제된다. 예시적으로, 도 16a에서 설명될 바와 같이, 스캐닝 절차 동안에 이동 속도 변화로 인해서, 이미지들이 0.0mm, 1.0mm, 1.5mm, 2.0mm, 2.8mm, 3.0mm, 3.2mm, 3.5mm, 3.7mm, 4.0mm, 4.3mm, 4.7mm, 5.0mm, 5.5mm, 및 6.0mm 중앙들에서 기록되고 바람직한 이미지 스페이싱이 1.0mm이면, 오직 0.1mm, 1.0mm, 2.0mm, 3.0mm, 4.0mm, 5.0mm, 및 6.0mm에서 기록된 이미지들만이 디스플레이될 것이다(즉, 400a, 400c, 400d, 400f, 400j, 400m, 및 400o). 15 개의 기록된 이미지들 중 8 개의 다른 이미지들은 디스플레이되지 않을 것이며, 이로써 50 퍼센트보다 많은 퍼센트만큼 뷰잉 시간(viewing time)을 절감시킬 수 있다(도 16). 본 발명의 본 실시예의 결과로서, 임상학자는 필수적인 시각적 정보 컨텐츠를 갖는 최소 개수의 이미지들을 검토할 수 있다. 사전결정된 이미지 스페이싱을 사용하여서 초음파 스크리닝 데이터를 후-처리하는 이러한 방법은 시간적으로 공간적으로 일정한 프리젠테이이션을 제공한다.

또한 도 16a 및 도 16b에 도시된 본 발명의 다른 실시예는 대부분의 비디오 이미지들의 프리젠테이션이 그러한 것과 같이, 시간적으로 일관된 방식보다는 공간적으로 일관된 방식으로 인접하는 스캔 이미지들의 각 쌍 간의 스페이싱을 식별하고 이러한 이미지들을 제공하도록 초음파 스크리닝 절차로부터 완성된 데이터 세트를 분석하는 바를 포함한다. 이미지들의 프리젠테이션은 스위핑된 체적의 함수로서 제공되며 각 이미지에 대한 드웰 시간(dwell time)은 인접하는 이미지들 간의 스페이싱의 함수로서 결정된다. 예시적으로, 도 16a에서 기술된 바와 같이, 스캐닝 절차 동안의 이동 속도 변화로 인해서 이미지들이 0.0mm, 1.0mm, 1.5mm, 2.0mm, 2.8mm, 3.0mm, 3.2mm, 3.5mm, 3.7mm, 4.0mm, 4.3mm, 4.7mm, 5.0mm, 5.5mm, 및 6.0mm 중심들에서 기록되고 바람직한 이미지 스페이싱이 1.0 mm/초이면, 드웰 시간 또는 다음의 순차적 이미지가 400a 동안에 디스플레이되기 이전에 디스플레이되는 시간은 1.0 초인데, 그 이유는 400a와 400b 간의 거리가 1.0 mm이기 때문이다. 드웰 시간은 프레임들 간의 거리를 목표 공간적 프리젠테이션 레이트 [1.0mm/(1.0mm/초)]으로 나눔으로써 계산된다. 유사한 방식으로, 400b에 대한 드웰 시간은 0.5 초인데 그 이유는 400b와 400c 간의 거리가 0.5 mm이기 때문이다 [0.5mm/(1.0mm/초)]. 유사한 방식으로, 400c에 대한 드웰 시간은 0.8초이며, 400d에 대한 드웰 시간은 0.2초이며, 400e에 대한 드웰 시간은 0.2초이며, 400f에 대한 드웰 시간은 0.3초이며, 400g에 대한 드웰 시간은 0.2초이며, 400h에 대한 드웰 시간은 0.3초이며 400i에 대한 드웰 시간은 0.3초이며, 400j에 대한 드웰 시간은 0.4초이며, 400k에 대한 드웰 시간은 0.3초이며, 400l에 대한 드웰 시간은 0.5초이며 400m에 대한 드웰 시간은 0.5이다. 본 예에서 400o에 대한 드웰 시간은 열거되지 않는데 그 이유는 400o 다음의 순차적 프레임은 존재하지 않기 때문이다.

도 1 및 도 16a 및 도 16b를 참조하면, 사용자가 스캔 시퀀스 동안의 자신의 속력을 변화시킨다면, 기록될수 있는 이미지들(400)이 규칙적인 시간 인터벌로 기록된다고 하면, 기록될 수 있는 이미지들(400) 내에 가변 스페이싱이 존재할 것이다. 위치 추적 모듈(22) 및 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(40)는 복수의 위치 센서들(32a, 32b, 및 32c)이 부착된 핸드헬드 이미징 프로브(14)의 위치들을 예상되는 기록 시간 인터벌들보다 빈도가 높은 시간 인터벌로 하여 폴링(polling)하여서 복수의 위치 센서들(32a, 32b, 및 32c)이 부착된 핸드헬드 이미징 프로브(14)가 이전에 기록된 이미지(400)에 대해서 허용가능한 스페이싱을 나타내는 위치에 있을 때를 결정한다. 핸드헬드 이미징 프로브가 적합한 공간에 있을 때에, 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(40)는 이미지를 기록할 것이다. 예를 들어, 도 16a 및 도 16b에서, 이미지들(400a 내지 400o)이 복수의 위치 센서들(32a, 32b, 및 32c)이 부착된 핸드헬드 이미징 프로브(14)의 위치를 0.1 초 인터벌로 해서 나타내면, 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(40)는(복수의 위치 센서들(32a, 32b, 및 32c)이 부착된 핸드헬드 이미징 프로브(14)가 그의 초기 위치에 있을 때에)0.0초에서의 이미지만을 기록할 것이며(400a), (복수의 위치 센서들(32a, 32b, 및 32c)이 부착된 핸드헬드 이미징 프로브(14)가 이전의 기록된 이미지를 1.0 mm 지나서 위치하거나 1.0 mm에 위치할 때에) 0.1 초에서의 다른 이미지를 기록할 것이며(400b), (복수의 위치 센서들(32a, 32b, 및 32c)이 부착된 핸드헬드 이미징 프로브(14)가 이전의 기록된 이미지를 1.0 mm 지나서 위치하거나 2.0 mm에 위치할 때에) 0.3 초에서의 다른 이미지를 기록할 것이며(400d), (복수의 위치 센서들(32a, 32b, 및 32c)이 부착된 핸드헬드 이미징 프로브(14)가 이전의 기록된 이미지를 1.0 mm 지나서 위치하거나 3.0 mm에 위치할 때에)0.5 초에서의 다른 이미지를 기록할 것이며(400f), (복수의 위치 센서들(32a, 32b, 및 32c)이 부착된 핸드헬드 이미징 프로브(14)가 이전의 기록된 이미지를 1.0 mm 지나서 위치하거나 4.0 mm에 위치할 때에) 0.9 초에서의 다른 이미지를 기록할 것이며(400j),(복수의 위치 센서들(32a, 32b, 및 32c)이 부착된 핸드헬드 이미징 프로브(14)가 이전의 기록된 이미지를 1.0 mm 지나서 위치하거나 5.0 mm에 위치할 때에)1.2 초에서의 다른 이미지를 기록할 것이며(400m), (복수의 위치 센서들(32a, 32b, 및 32c)이 부착된 핸드헬드 이미징 프로브(14)가 이전의 기록된 이미지를 1.0 mm 지나서 위치하거나 6.0 mm에 위치할 때에) 1.4 초에서의 다른 이미지를 기록할 것이다(400o). 결과는 규칙적인 시간 인터벌로 기록될 수 있었던 모든 이미지들이 기록되었다면 요구되는 시간의 거의 절반에서 재생될 수 있는 7 개의 저장된 이미지들일 것이다.

기술된 몇몇 실시예들은 스캐닝 프로세스 동안에 몇몇 요소들을 고려함으로써 이미징 기록 프로세스의 제어를 제공할 수 있다. 예를 들어서, 이러한 요소들은 이미지-대-이미지 스페이싱, 프로브의 각도 위치, 및 스캔-대-스캔 스페이싱을 포함한다. 이는 이미지들이 하나 이상의 이미지들 간의 불균일하거나 일정하지 않는 스페이싱으로 기록될 수 있게 한다. 이러한 불균일하거나 비일정한 스페이싱은 때로 오퍼레이터가 타겟 영역을 걸쳐서 프로브를 이동할 때의 가변 이동 속력의 결과이다. 가변 속력은 서로 가변하는 거리들의 이미지들을 생성한다. 몇몇 실시예들은 오퍼레이터가 스캐닝된 이미지들의 적합한 해상도 및 커버리지를 보장하면서 스캐닝의 속력을 가변시킬 수 있게 한다. 이는 최소 이미지-대-이미지 거리, 최소 스캔-대-스캔 거리 또는 최소 픽셀 밀도를 유지함으로써 달성될 수 있다.

다른 예로서, 각각이 그 자신의 고유 위치 식별자 정보를 갖는 복수의 기록된 이미지들(400a 내지 400o)(도 16a 및 도 16b 참조)이 불균일하게 스페이싱되도록 사용자가 프로세스 동안에 그의 이동 속도를 변화시키면, 시스템 및 방법은 이러한 이미지들 중 어느 것이 유용한 정보를 제공하며 검토 프로세스 동안에 디스플레이되어야 하는지를 계산하고 어느 이미지들이 이전 또는 다음 이미지에 너무 근접하게 스페이싱되었으므로 디스플레이되지 말아야 하는지를 계산함으로써 검토 시간을 절감시킬 수 있다. 예시적으로, 사용자가 도 16a 및 도 16b에서 기술된 조직의 6 mm를 검토하기 원하고 시스템이 14 개의 이미지들(400a 내지 400o)을 저장하였다면, 시스템 및 방법은 하나 이상의 마이크로프로세서들을 사용하여서 기록된 이미지들 중 어느 것이 타겟 스페이싱에 가장 가까운지를 결정하기 위해서 계산을 수행할 수도 있다. 다시 예시적으로, 타겟 스페이싱이 1.0 mm이면, 오직 이미지들(400a, 400b, 400d, 400f, 400j, 400m, 및 400o)만이 목표 해상도를 제공하도록 요구된다. 시스템은 목표 스페이싱 파라미터들에 가장 근접한 이미지들만을 선택하는 논리적 아규먼트(logical argument)를 통해서 이미지들(400c, 400e, 400g, 400h, 400i, 400k, 400l, 및 400n)을 디스플레이하지 않기로 선택할 수 있다.

각각이 그 자신의 고유 위치 식별자 정보를 갖는 복수의 기록된 이미지들(400a 내지 400o)이 불균일하게 스페이싱되도록 사용자가 프로세스 동안에 그의 이동 속도를 변화시키면, 시스템 및 방법은 이러한 이미지들 각각이 검토 프로세스 동안에 어느 정도 오래 디스플레이되어야 하며 어느 이미지들이 선행 또는 후행 이미지들에 너무 가깝게 스페이싱되기 때문에 디스플레이되지 말아야 하는지를 계산함으로써 검토 시간을 절감할 수 있다. 예를 들어, 사용자가 도 16a에서 기술된 조직의 6 mm을 검토하기 원하고 시스템이 도 16a에 기술된 14 개의 이미지들(400a 내지 400o)을 저장하고 있다면, 시스템 및 방법은 검토자가 가상 뷰 포인트로부터 조직을 통해서 이동하는 속도에 따라서 각 아미지를 디스플레이하는 시간을 결정하도록 계산을 수행할 수도 있다. 다시 예를 들면, 도 16에서의 목표 스페이싱, 이미지(400a)와 이미지(400b) 간의 거리가 1.0 mm이라고 하자. 검토자가 10 mm/초)로 이미지들을 검토하기 원한다면, 이미지(400a)가 이미지(400b)가 디스플레이되기 이전에 디스플레이될 시간의 양은 0.1 초(1.0mm/(10mm/초))이다. 이미지(400b)와 이미지(400c) 간의 거리가 0.5 mm이면, 이미지(400b)가 이미지(400c)가 디스플레이되기 이전에 디스플레이될 시간의 양은 0.05 초(0.5mm/(10mm/초))이다. 이러한 프로세스는 모든 이미지들에 대해서 적용되어서 해당 드웰 시간 또는 각 이미지가 디스플레이되는 시간은 다음과 같다: 400a = 0.1초, 400b = 0.05초, 400c = 0.05초, 400d = 0.08초, 400e = 0.02초, 400f = 0.02초, 400g = 0.03초, 400h = 0.02초, 400i = 0.03초, 400j = 0.03초, 400k = 0.04초, 400l = 0.04초, 및 400m = 0.05초. 이러한 시퀀스에 대한 총 검토 시간은 0.56 초이다. 이미지들(400a 및 400b)의 스페이싱으로부터 제안될 바와 같이 초당 0.1 프레임으로 이미지들이 검토되면, 전체 이미지 세트에 대한 검토 시간은 1.3 초이다.

기술된 다른 실시예들은 기록된 이미지들의 개수를 한정함으로써 고속 검토 시간을 제공하기 위한 시스템들 및 방법들을 제공한다. 스캔 프로세스 동안에 오퍼레이터가 자신의 속력을 가변시키고 이미지들이 규칙적인 시간 인터벌로 기록된다면, 기록된 이미지들은 불규칙적인 스페이싱을 가질 것이다. 그러나, 시스템이 규칙적 시간 인터벌로 이미지들을 기록할 필요는 없다. 시스템은 시간의 함수로서가 아니라 이미지가 공간에서 위치하는 위치를 계산함으로써 이미지를 기록할 때를 결정할 수도 있다. 예시적으로, 시스템이 1 초에 19 개의 이미지들을 기록하고 이러한 이미지들의 Z 면 위치가 0.0mm(0.0초에서 기록됨), 0.7mm(0.1초에서 기록됨), 0.9mm(0.2초에서 기록됨), 1.9mm(0.3초에서 기록됨), 2.5mm(0.4초에서 기록됨), 2.8mm(0.5초에서 기록됨), 3.6mm(0.6초에서 기록됨), 3.7mm(0.7초에서 기록됨), 4.0mm(0.8초에서 기록됨), 4.7mm(0.9초에서 기록됨), 5.1mm(1.0초에서 기록됨), 5.6mm(1.1초에서 기록됨), 6.6mm(1.2초에서 기록됨), 7.0mm(1.3초에서 기록됨), 7.6mm(1.4초에서 기록됨), 8.2mm(1.5초에서 기록됨), 8.5mm(1.6초에서 기록됨), 9.5mm(1.7초에서 기록됨), 및 10.0mm(1.8초에서 기록됨)이면, 이들 19 개의 이미지들을 기록하기 위한 시간은 1.8 초이고 이들을 검토하기 위한 시간은 초당 10 프레임에서 1.8 초이다. 오직 이미지들이 목표 스페이싱에 있을 때에 시스템이 이러한 이미지들을 기록한다면, 검토 시간 및 이미지 저장 요구 수준은 줄어들 수 있다. 상기 예에 의하면, 프로브는 0.0 초에서 0.0 mm에 있고, 대략 0.21초에서 1.0mm에 있고, 대략 0.3167초에서 2.0mm에 있고, 대략 0.5125초에서 3.0 mm에 있고, 대략 0.8초에서 4.0 mm 에 있고, 대략 0.975초에서 5.0 mm에 있고, 대략 1.15초에서 6.0 mm에 있고, 1.3초에서 7.0 mm에 있고, 대략 1.567초에서 8.0 mm에 있고, 대략 1.65초에서 9.0 mm에 있고, 1.8초에서 10.0 mm에 있다. 이러한 11 개의 이미지들을 기록하기 위해서 1.8초가 걸리지만, 이들은 초당 10 프레임에서 1.0 초로 재생될수 있다.

스캐닝 절차가 손으로 수행되기 때문에, 이미지들을 기록하는 사용자가 각 스캔에 대하여 이미지를 기록할 시에 한번 이상 조직의 동일한 체적을 커버할 수 있다. 이러한 중첩하는 스캔들은 잉여 이미지들을 발생시키며 이러한 잉여 이미지들을 검토하는 바는 검토 시간을 증가시킬 수 있다. 이러한 현상의 가장 기초적인 설명에서, 사용자가 동일한 영역을 2회 스캐닝하면, 제 2 스캔은 잉여 스캔이다. 제 2 스캔을 검토하는 바는 이전에 제공된 정보를 단지 반복할 것이다. "제 2" 검토를 부가하는 것을 제외하면, 제 2 이미지를 검토하는 것은 임상학적 목적을 제공하지 않을 것이다. 몇몇 실시예들에서, 잉여 이미지는 해당 이미지 내에 포함된 모든 정보가 다른 이미지들 또는 다른 이미지들의 조합 내에 포함되어 있는 이미지이다. 도 17a 및 도 17b의 예에 의하면, 유방의 2 개의 방사상 스캔들(1600 및 1602)이 유방(60)의 주변부에서 시작하여서 유두(64)로 진행한다. 주변부 상의 스캔 정보의 어떠한 중첩도 존재하지 않지만 스캔이 유두(64)로 접근함에 따라서 중첩이 발생할 수 있다. 2 개의 스캔들의 경계들 내에서 기록된 임의의 추가 이미지들은 잉여적(redundant)일 것이다. 본 예에서, 제 3 스캔(1608)이 다른 스캔들에서와 같이 처음의 2 개 간에서 획득되면, 유방(60)의 주변부에서 어떠한 정보 중첩도 존재하지 않을 것이다.

단일 이미지(1612)가 스캐의 상기 부분 내에서 캡처되면, 다른 이미지들에 대하여 잉여적인 몇몇 정보가 존재할 수도 있지만, 이미징되지 않은 다른 정보도 존재한다. 따라서, 이 이미지는 전적으로 잉여적이지는 않다. 그러나, 오퍼레이터가 이 스캔을 계속하면, 오퍼레이터는 다른 스캔들(1600 및 1602)에 의해서 완전하게 스캐닝된 영역(1610)을 스캐닝할 것이다. 단일 이미지(1614)가 이 영역에서 캡처되면, 거기에 포함된 모든 정보는 잉여적일 것이다. 본 예에서, 영역(1610)은 복수의 이미지들을 포함할 수 있으며, 이들 모두는 잉여적이다. 기술된 몇몇 실시예들은 스캐닝된 이미지 세트 내의 이미지들 간의 중첩 또는 잉여를 결정함으로써 검토 시간(review time)을 줄이는 것을 제공한다. 이어서, 중첩하거나 잉여적인 정보를 제거하도록 이미지들의 스캔 세트가 수정될 수 있다. 잉여 또는 중첩을 결정하는 것은 예를 들어서 스캐닝된 이미지들에 대한 픽셀 밀도를 비교하거나 픽셀들 간의 거리를 결정함으로써 상술한 방법들 중 임의의 것에 의해서 달성될 수 있다.

몇몇 실시예들에서, 용어 "일정한 시간적 디스플레이 또는 검토(uniform temporal display or review)"는 광범위하게는 스캔 시퀀스에서 이미지들의 수와 상관없이 검토 시간이 사전결정된 시간을 만족하도록 스캔 시퀀스를 수정하는 바를 지칭한다. 몇몇 경우들에서, 이는 스캔 시퀀스에서 각 이미지에 대한 드웰 시간 또는 검토 시간을 할당함으로써 달성된다. 예를 들어서, 10 개의 이미지들을 갖는 스캔 시퀀스는 모든 10 개의 이미지들에 대해서 10 초의 사전결정된 검토 시간을 가질 수도 있다. 그러나, 10 개의 이미지들의 스캔 시퀀스 내의 각 이미지에 할당된 검토 시간은 이미지 간에서 변할 수 있다. 몇몇 이미지들에는 1.0 초 드웰 시간이 할당될 수 있다. 다른 이미지들에는 0.75 초 드웰 시간이 할당될 수 있다. 이러한 할당은 이미지들 간의 상대적 스페이싱의 함수일 수 있다. 몇몇 실시예들에서, 일정한 시간적 디스플레이 또는 검토는 스캔 시퀀스의 검토를 위한 전체 총 시간이 스캔 시퀀스 내의 각 개별 이미지에 대한 개별 드웰 시간 또는 검토 시간과 상관없이 실질적으로 동일함을 나타낸다.

몇몇 실시예들에서, 용어 "일정한 공간적 디스플레이 또는 검토(uniform spatial display or review)"는 광범위하게는 스캔 시퀀스 내의 개별 이미지들 간의 상대적 스페이싱이 실질적으로 동일하도록 스캔 시퀀스를 수정하는 바를 지칭한다. 예를 들어서, 스캔 시퀀스는 0mm, 1.0mm, 1.5mm, 2.0mm, 2.2mm, 2.5m, 및 3.0mm에서 기록된 이미지들을 가질 수 있다. 이러한 스캔 시퀀스는 바람직한 상대적 스페이싱을 갖지 않는 이미지들을 제거함으로써 일정한 공간적 디스플레이 또는 검토를 갖도록 수정될 수 있다. 상대적 스페이싱은 예를 들어서 1.0 이미지-대-이미지 스페이싱일 수 있다. 본 경우에, 검토를 위한 기록된 이미지들은 1.5 mm, 2.2 mm 및 2.5 mm을 포함하지 않을 것이다. 수정된 스캔 시퀀스는 일정한 공간적 디스플레이 또는 검토를 제공할 것이다.

몇몇 실시예들에서, 검토 이미지들은 일정한 공간적 특성 및 일정한 시간적 특성을 모두 갖는 일정한 시간적-공간적 디스플레이 또는 검토 또는 검토 스캔 시퀀스 이미지들 내의 몇몇 조합을 나타낼 수 있다.

몇몇 실시예들은 검토자가 검토를 위한 이미지들을 마크(mark)하거나 이와 달리 주석을 달 수 있게 하는 방법들, 시스템들 또는 장치들을 제공한다. 몇몇 경우들에서, 이러한 주석 또는 마킹은 더 검토될 필요가 있는 스캐닝된 이미지에 대한 위치를 표시한다. 다른 실시예들에서, 이미지 내의 마킹된 섹션은 예를 들어서 잠재적 종양(potential tumor)과 같은 의심이 하는 병변 또는 구조의 자리를 표시할 수도 있다.

본 발명의 다른 실시예가 도 13에 도시되며, 이 실시예에서 도 1 내지 도 9 및 도 11와 관련된 선행하는 설명들에서 기술된 바와 같은 전자기 무선 주파수 위치 센서들을 사용하는 대신에 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(230)의 위치 및 배향을 연속적으로 검출하기 위하여서 광학적 인지가 사용된다. 도 1 내지 도 9 및 도 11와 관련하여서 이전에 기술된 바와 같이, 광학적 인지 기반 위치 및 배향 검출 방법, 장치 및 시스템도 각 2-차원 초음파 스캔 이미지의 위치를 정확하게 결정하며 이로써 각 2-차원 초음파 스캔 이미지 내의 각 픽셀의 시간적 위치를 정확하게 결정하는데 사용된다.

도 13에서, 2 개의 주요한 서브시스템들이 예시된다. 제 1 서브시스템은 초음파 모니터 콘솔(18), 디스플레이(17), 핸드헬드 초음파 프로브(214) 및 접속 케이블(16)을 포함하는 진단 초음파 시스템(12)이다. 제 2 시스템(이후부터는 "광학 기반 초음파 스캔 완전성 평가 시스템(Optically Based Ultrasound Scan Completeness Auditing System)" 으로서 지칭됨)은 전반적으로 218로서 표현된다. 이 광학 기반 초음파 스캔 완전성 평가 시스템(218)은 풋 페달 제어기(212), 디스플레이(213) 및 마이크로컴퓨터/저장/DVD ROM 기록 유닛(241)을 포함하는 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(240)를 포함한다. 풋 페달(212)은 케이블(215) 및 탈부착 가능한 커넥터(13)를 통해서 마이크로컴퓨터/저장/DVD ROM 기록 유닛(241)에 접속된다. 광학 기반 초음파 스캔 완전성 평가 시스템(210)은 또한 위치 추적 모듈(222) 및 2 개 이상의, 바람직하게는 3 개 이상의 카메라들(235)(예컨대, 적외선 카메라들)을 포함하는 위치 추적 시스템(220)을 포함한다. 또한, 광학 기반 초음파 스캔 완전성 평가 시스템(210)은 핸드헬드 초음파 프로브(214)에 부착된 2 개 이상의 광학적으로 고유한(즉, 고유하게 식별가능한)위치 마커들(232)을 포함한다. 상기 2 개 이상의, 바람직하게는 3 개 이상의 카메라들은 가시 스펙트럼 또는 적외 스펙트럼에서 동작할 수 있다.

도 13을 참조하여서 예시적으로, 4 개의 적외선 카메라들(235a 내지 235d)이 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(230)의 전방 측 상에서 보이는 3 개의 위치 마커들(232a 내지 232c)(및 도시되지는 않았지만 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(230)의 후방 측 상의 3 개의 마커들(232d 내지 232f)을 포함하는 6 개의 광학적으로 고유한 위치 마커들을 포함하는 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(230)를 포함하는 뷰 필드들(field of views)을 갖는 사전결정된 고정된 위치들에서 도시된다. 상기 적외선 카메라들은 케이블(243a 내지 243d)을 통해서 커넥터들(236a 내지 236d)에서 위치 추적 모듈(222)에 탈착가능하게 연결된다. 상기 광학 기반 위치 검출 방법, 시스템 및 장치는 1 밀리미터보다 작은 범위까지의 위치 정확성으로 3 미터에 달하는 카메라 대 객체 거리에서 초당 100 개의 위치 측정치를 획득할 수 있다. 예를 들어서 Ascension Technology Corporation, Burlington, Vermont에서 제조한 규격품의 광학 기반 위치 검출 장치 Spotlight Tracker를 참조한다.

도 13에서, 진단 초음파 시스템(12)은 (통상적으로 프레임당 약 1000 만 개의 픽셀들을 포함하는) 초음파 데이터의 각 프레임이 약 매 0.1 초 내지 0.02 초마다 완료되는, 각 개별 스캔의 종료 시에 마이크로컴퓨터/저장/DVD ROM 기록 유닛(241)에 의해서 수신되게 하도록 데이터 전송 케이블(46)을 통해서 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(240)에 접속된다. 케이블(248)은 탈착가능한 커넥터(245)를 사용하여서 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(240)의 마이크로컴퓨터/저장/DVD ROM 기록 유닛(241)에 탈착 가능하게 부착되며 커넥터(47)에 의해서 진단 초음파 시스템(12)에 분리 가능하게 접속된다. 진단 초음파 절차와 연관된 연속적인 스캔들은 다음의 설명들에서 세부적으로 기술될 바와 같이 진단 초음파 스캐닝 절차의 완전성를 평가하도록 저장 및 컴퓨팅 알고리즘을 받는다.

또한, 도 13에서, 핸드헬드 초음파 프로브 위치 추적 모듈(222)은 데이터 전송 케이블(248)을 통해서 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(240)에 접속되며, 케이블(248)은 커넥터(245)를 사용하여서 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(240)의 마이크로컴퓨터/저장/DVD ROM 기록 유닛(241)에 탈착 가능하게 부착되며 커넥터(249)를 통해서 위치 추적 모듈에 분리가능하게 접속된다. 도 1에 도시된 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(230)는 예시적으로 핸드헬드 초음파 프로브(214)에 부착된 6 개의 광학적으로 고유한 위치 마커들(232a 내지 232c)(및 도시되지는 않았지만 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(230)의 후방 측 상의 3 개의 마커들(232d 내지 232f)을 포함)을 포함한다. 도 13에 도시된 예시적인 구성에서 볼 수 있는 바와 같이, 4 개의 적외선 카메라들(235a 내지 235d)이 둘레 주변에서 알려진 위치에 위치하며 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(230)의 방해받지 않는 뷰 내에 있다. 위치 추적 모듈(222) 내에 포함된 광학적 인지 및 벡터링 소프트웨어(recognition and vectoring software)는 바람직하게는 0.05 초의 시간 인터벌로, 보다 바람직하게는 0.01 초의 시간 인터벌로 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(230)의 정확한 위치 및 배향을 제공한다.

예시적으로 이제 도 14a 내지 도 14c를 참조하면, 6 개의 광학적으로 고유한 위치 마커들(232a 내지 232c)(및 도시되지는 않았지만 핸드헬드 초음파 프로브 어셈블리(230)의 후방 측 상의 3 개의 마커들(232d 내지 232f)을 포함)이 이제 보다 상세하게 기술될 바와 같이 핸드헬드 초음파 프로브(214) 상에 부착된다. 이 광학적 위치 마커들은 반사 패턴의 기하 구조, 반사 파장, 또는 그 내의 조합에 의해서 서로 구별될 수 있다. 몇몇 실시예들에서, 광학적 마커들은 접착 본드에 의해서 프로브 어셈블리(214)에 부착될 수 있다. 핸드헬드 프로브 어셈블리(230)의 다른 실시예에서, 핸드헬드 초음파 프로브(214)는 각기 제 1 "클램쉘" 타입 지지 부재(242) 및 제 2 클램쉘 타입 지지 부재(244) 내에 봉입된다.

이러한 예시적인 실시예를 계속 사용하고 도 14a 내지 도 14c를 참조하면, 3 개의 광학적으로 고유한 위치 마커들(232a 내지 232c)이 제 1 지지 부재(242)의 외부 표면에 부착된다. 또한, 3 개의 광학적으로 고유한 위치 마커들(232d 내지 232f)(미도시)이 제 2 지지 부재(244)의 외부 표면에 부착된다. 센서들의 개수는 광학적으로 고유한 기하 구조 및 색상 및 프로브 상의 표면적의 양을 생성하는 능력에 의해서만 한정된다. 도 14b에서, 3 개의 카메라들(271a 내지 271c)이 개별적으로 3 개의 마커들(232b, 232h 및 232i)의 위치를 파악한다. 프로브 어셈블리(230)의 기하 구조에 대한 3 개의 마커들(232b, 232h 및 232i)의 위치들을 알고 있기 때문에, 프로브 어셈블리(230)의 위치 및 계산된 배향이 결정될 수 있다. 프로브 어셈블리(230)의 위치 및 계산된 배향은 최초의 마커들 마커들(232b, 232h 및 232i)중 하나 이상 또는 모두가 카메라들(271a 내지 271c)의 시선(line of sight)으로부터 모호할지라도 결정될 수 있다. 도 14c에 도시된 바와 같이, 이는 카메라들(271a 내지 271c)이 모호한 각 마커(232b, 232i)에 대한 232j, 232k 와 같은 추가 마커들의 위치를 파악할 수 있기 때문에 이루어질 수 있다. 몇몇 실시예들에서, 3 개의 마커들(232h, 232j, 232k)의 위치가 알려져 있으며 이들 3 개의 마커들(232h, 232j, 232k)의 위치가 프로브 어셈블리(230)에 대하여 또한 알려져 있기 때문에, 프로브 어셈블리(230)의 위치 및 배향은 결정될 수 있다. 다른 실시예들에서, 임의의 개수의 센서들/마커들 또는 복수의 센서들/마커들의 서브세트가 프로브 어셈블리의 위치 및 배향을 결정하는데 사용될 수 있다.

본 발명의 다른 실시예가 도 15에 도시된 바와 같은 핸드헬드 프로브 어셈블리(230)의 확대도에서 더 예시된다. 상기 제 1 지지 부재(242)는 전술한 3 개의 광학적으로 고유한 위치 마커들(232a 내지 232c)을 포함한다. 제 1 지지 부재(242)는 또한 연장 이어들(extension ears)(236a 및 236b)을 포함하며, 각 이어는 제 2 지지 부재(244)로의 확고한 기계적 부착을 가능하게 하는 천공된 구멍을 갖는다. 마찬가지로, 제 1 지지 부재(244)도 또한 연장 이어들(extension ears)(238a 및 238b)을 포함하며, 각 이어는 각기 스크루들(239a 및 239b)을 사용하여서 제 2 지지 부재(244)로의 확고한 기계적 부착을 가능하게 하는 제 1 지지 부재 내의 천공된 구멍과 매칭하는 천공된 구멍을 갖는다. 제 1 지지 부재 및 제 2 지지 부재는 금속, 금속 합금 또는 바람직하게는 강성의 플라스틱 재료를 사용하여서 제조될 수 있다. 제 1 지지 부재(242) 및 제 2 지지 부재(244)의 윤곽 및 크기는 광학적으로 고유한 위치 마커들(232a 내지 232c)에 의해서 측정될 수 있는 규격품의 핸드헬드 초음파 프로브의 특정 윤곽 및 크기에 일치하도록 설계된다. 따라서, 제 1 지지 부재(242) 및 제 2 지지 부재(244)의 윤곽 및 크기는 핸드헬드 초음파 프로브 설계에 따라서 변할 수 있다. 따라서, 핸드헬드 초음파 프로브의 단부 면에서의 초음파 트랜스듀서(미도시)에 대한 광학적으로 고유한 위치 마커들(232a 내지 232c)의 정확한 위치가 제 1 지지 부재 및 제 2 지지 부재에 대해서 알려질 것인데 그 이유는 이들이 특정 핸드헬드 초음파 프로브에 부착되고 이와 함께 동작하도록 설계되기 때문이다.

도 2에서, 핸드헬드 초음파 프로브(14)의 통상적인 크기는 아래와 같이 제공된다:

W1 = 1.5 내지 2.5 인치

L1 = 3 내지 5 인치

D1 = 0.5 내지 1 인치

따라서, 이전 단락에서 특정된 바와 같이, 제 1 지지 부재(242) 및 제 2 지지 부재(244)는 특정 핸드헬드 초음파 프로브 설계의 특정 윤곽 및 크기에 대응하는 크기를 갖는다. 예를 들어서 생체적합성 등급의 폴리카보네이트와 같은 인젝션-성형된(injection-molded) 플라스틱의 경우에 있어서, 제 1 지지 부재(242) 및 제 2 지지 부재(244)의 내부 크기는 핸드헬드 초음파 프로브(214)의 외측 크기와 근접하게 일치하도록 설계된다. 인젝션 성형된 플라즈마 지지 부재들(242,244)의 벽 두께는 바람직하게는 0.05 내지 0.10 인치 범위에 있다.

특정 위치 및 움직임 인지 방법들이 기술되었지만(예컨대, 도 13), 임의의 위치 및 움직임 인지 방법들, 소프트웨어, 디바이스들 또는 시스템들이 개시된 실시예들과 함께 사용될 수 있음이 이해될 수 있다. 예를 들어서, 소나(sonar), 레이더, 마이크로웨이브, 또는 임의의 움직임 또는 위치 검출 수단이 채용될 수 있다.

또한, 위치 센서는 이미징 장치에 부가된 별도의 센서이지 않을 수 있지만 예를 들어서 프로브의 코너들과 같은 이미징 장치의 기하구조 또는 랜드마크 특징부(landmark feature)일 수 있다. 몇몇 실시예들에서, 광학적, 적외선 또는 자외선 카메라들이 프로브의 이미지를 캡처하고 이미징 장치 상의 고유 위치와 같은 랜드마크 특징부를 해석할 수 있다. 또한, 몇몇 실시예들에서, 센서들은 이미징 장치에 부가될 필요가 없다. 이보다는, 위치 및 움직임 검출 시스템들이 이미징 장치의 기하구조 또는 랜드마크 특징부를 사용함으로써 이미징 장치의 위치를 추적하는데 사용될 수 있다. 예를 들어서, 위치 로케이션 시스템은 타겟 조직을 따라서 스캐닝하면서 초음파 이미징 프로브의 코너 또는 에지를 추적할 수 있다.

본 발명의 실시예들의 세부사항들에 따라서, 전자기 무선 주파수 기반 방법, 장치 및 시스템 또는 광학 인지 기반 방법, 장치 및 시스템이 임의의 2 차원 초음파 스캔 이미지의 시간에 대응하는 모든 시점들에서 핸드헬드 초음파 프로브의 위치를 검출하는데 사용될 수 있다. 이 위치 및 배향 데이터는 사전 결정된 최대 스페이싱 한계치들이 초과되는지의 여부 또는 사전 결정된 픽셀 밀도 한계치가 달성되지 않는지의 여부를 결정하도록 순차적 2-차원 초음파 스캔 이미지들 간의 최대 거리를 컴퓨팅하는데 사용된다. 어떠한 사전결정된 요구사항들도 만족되지 않으면, 바로 완료된 스캔이 시퀀스 내에서 이전의 스캔에 대해서 과잉 스페이싱으로 수행되었거나/되었고 픽셀 밀도 또는 스페이싱 요구 사항들을 만족시키기에 너무 빠른 이동 및/또는 회전 레이트로 해서 수행되었음을 알리는 시각적 표시가 초음파 스크리닝 오퍼레이터에게 통보된다.

이미지들이 다양한 방식들로 검색 및 저장될 수 있다. 예시적으로 도 1의 교시 사항들 중 하나에서와 같이, 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(40)의 마이크로프로세서/저장/DVD ROM 기록 유닛(41)은 비디오 프레임 그래버 카드(video frame grabber card)를 갖는 표준 컴퓨터일 수 있다. 데이터 전송 케이블(46)은 핸드헬드 이미징 시스템(12)의 비디오 출력부에 접속되어서 다음으로 한정되지 않지만 JPG, BMP, PNG를 포함하는 다양한 포맷들로 개별 이미지들을 기록한다. 각 이미지는 다음으로 한정되지 않지만 이미지가 기록되는 시간에서 이미지의 위치를 포함하는 정보 헤더와 함께 저장될 수 있다. 개별 이미지들은 스캔 트랙 세트 내에 저장되고 스캔 트랙은 완료된 검사로서 저장되거나 이미지들이 다른 데이터 관리 프로토콜을 사용하여서 저장될 수 있다. 결과적인 이미지 세트는 수천개의 개별 독립 이미지들로 구성될 수 있다.

이미지 세트가 일단 컴파일링되면, 그것은 환자 식별부 등과 같은 다른 정보 및 위치 정보와 함께 세트로서 DVD ROM, 휴대용 하드 드라이브, 네트워크 하드 드라이브, 클라우드 기반 메모리 등과 같은 휴대용 저장 장치(9)에 저장될 수 있다. 이러한 데이터는 데이터 취득 및 디스플레이 모듈/제어기(40) 또는 이미지 데이터를 검토하도록 설계된 소프트웨어가 구비된 외부 컴퓨터 상에서 보여질 수 있다.

본 명세서에서 연관된 본 발명의 범위로부터 벗어나지 않으면서 상술한 시스템, 장치 및 방법에 대해서 소정의 변경들이 이루어질 수 있기 때문에, 첨부된 도면들 내에서 도시되거나 본 명세서의 설명 부분에서 포함된 모든 대상들은 비한정적이면서 예시적으로서 해석되어야 한다. 개시된 발명은 본 기술 분야의 상태를 개선시키며 그의 다수의 이점들은 본 명세서에서 개시된 것들을 포함한다.

본 발명과 관련된 추가 세부 항들에 대해서, 본 기술 분야의 당업자들의 레벨 내에서 재료들 및 제조 기술들이 채용될 수 있다. 동일한 것이 통상적으로 또는 논리적으로 채용된 추가 조항들의 차원에서 본 발명의 방법 기반 측면들에 대하여도 적용될 수 있다. 또한, 기술된 진보적인 변경들의 임의의 선택사양적 특징은 독립적으로 제시 및 청구되거나 본 명세서에서 기술된 특징들 중 임의의 하나 이상과 조합하여서 제시 및 청구될 수 있다. 마찬가지로, 단수 명사를 사용하는 것은 해당 명사의 복수형의 존재를 배제하지 않는다. 보다 구체적으로, 본 명세서 및 청구범위에서 사용된 바와 같이, 단수 명사 표현은 이와 달리 명시적으로 지시되지 않는 이상 복수 형태를 포함한다. 또한, 청구범위는 임의의 선택적 요소를 배제하도록 작성될 수 있다. 따라서, 이러한 진술은 청구 요소들의 부가 한정 또는 부정(negative) 한정과 관련하여서 "오직" 및 "~만"과 같은 배타적 표현들의 사용에 대한 선행 기초 역할을 한다. 본 명세서에서 달리 규정되지 않는다면, 본 명세서에서 사용된 모든 기술적 과학적 용어들은 본 기술 분야의 당업자가 통상적으로 이해하고 있는 바와 동일한 의미를 갖는다. 본 발명의 범위는 상술한 설명에 의해서 한정되기 보다는 오직 채용된 청구 범위의 평이한 의미에 의해서 규정된다.

Claims (26)

1. 조직(tissue)의 체적을 스크리닝(screening)하기 위한 스캔 완전성(completeness) 평가 시스템으로서,
   이미징 프로브를 갖는 수동(mannual) 이미지 스캐닝 디바이스 ―상기 수동 이미지 스캐닝 디바이스는 상기 조직의 체적을 스캐닝하고 상기 스캐닝 디바이스와 통신하는 기록 시스템으로 적어도 하나의 스캐닝된 이미지를 출력하도록 구성됨―;
   위치 추적 시스템; 및
   상기 기록 시스템 및 상기 수동 이미지 스캐닝 디바이스와 통신하는 제어기를 포함하며,
   상기 위치 추적 시스템은,
   상기 이미징 프로브에 커플링된 복수의 위치 센서들 ―상기 복수의 위치 센서들은 상기 이미징 프로브의 위치에 대응하는 데이터를 제공하도록 구성됨―; 및
   상기 위치 센서들로부터 위치 데이터를 수신하도록 구성된 적어도 하나의 수신기 ―상기 위치 추적 시스템은 사용 동안에 상기 이미징 프로브의 위치를 추적 및 기록하도록 구성됨―
   을 포함하며,
   상기 제어기는 상기 수동 이미지 스캐닝 디바이스로부터 스캐닝된 이미지들을 전자적으로 수신 및 기록하고, 스캔 시퀀스 내의 상기 스캐닝된 이미지들 간의 이미지-대-이미지 스페이싱을 측정하도록 구성되며,
   상기 제어기는 오퍼레이터에게 알림(alert)을 제공하도록 구성되는(adapted), 스캔 완전성 평가 시스템.
2. 제 1 항에 있어서,
   상기 제어기는 이미지 위치 추적 알고리즘을 사용하여, 스캔 시퀀스 내의 상기 스캐닝된 이미지들 간의 상대적 해상도를 결정하는, 스캔 완전성 평가 시스템.
3. 제 1 항에 있어서,
   개별 이미지들의 제 1 세트를 갖는 제 1 스캔 시퀀스 및 개별 이미지들의 제 2 세트를 갖는 제 2 스캔 시퀀스를 더 포함하며,
   상기 제어기는 상기 스캔 시퀀스들을 기록하고 상기 제 1 스캔 시퀀스와 상기 제 2 스캔 시퀀스 간의 스캔-대-스캔 스페이싱을 결정하는, 스캔 완전성 평가 시스템.
4. 제 3 항에 있어서,
   상기 제어기는 위치 추적 알고리즘을 사용하여, 상기 제 1 스캔 시퀀스와 제 2 스캔 시퀀스 간의 상대적 커버리지(coverage)를 결정하는, 스캔 완전성 평가 시스템.
5. 제 3 항에 있어서,
   상기 제어기는 상기 제 1 스캔 시퀀스의 제 1 경계와 상기 제 2 스캔 시퀀스의 제 2 경계 간의 거리를 계산함으로써 상기 제 1 스캔 시퀀스와 상기 제 2 스캔 시퀀스 간의 스캔-대-스캔 스페이싱을 측정하도록 구성되는, 스캔 완전성 평가 시스템.
6. 제 3 항에 있어서,
   상기 제어기는 상기 스크리닝된 조직의 체적 내의 단위 체적에 대한 픽셀 밀도를 컴퓨팅하고 컴퓨팅된 픽셀 밀도를 최소 픽셀 밀도 값과 비교함으로써, 상기 제 1 스캔 시퀀스와 상기 제 2 스캔 시퀀스 간의 스캔-대-스캔 스페이싱을 측정하도록 구성되며,
   상기 제어기는 추가로, 컴퓨터 픽셀 밀도가 상기 최소 픽셀 밀도 값보다 작은 경우, 상기 조직을 재스캔할 것을 오퍼레이터에게 알리도록 구성되는, 스캔 완전성 평가 시스템.
7. 제 3 항에 있어서,
   상기 제어기는 상기 스캔-대-스캔 스페이싱이 최대 거리를 초과하는지의 여부를 결정하도록 구성되는, 스캔 완전성 평가 시스템.
8. 제 1 항에 있어서,
   상기 위치 추적 시스템은 상기 복수의 위치 센서들에 의해서 생성된 출력 신호를 수신함으로써, 상기 복수의 위치 센서들의 상대적 위치를 감지하도록 구성된 위치 로케이팅 시스템(position locating system)을 더 포함하는, 스캔 완전성 평가 시스템.
9. 제 8 항에 있어서,
   상기 복수의 위치 센서들에 의해서 생성된 출력 신호는 자기 신호 또는 전자기 신호인, 스캔 완전성 평가 시스템.
10. 제 1 항에 있어서,
    상기 위치 추적 시스템은 복수의 광학 카메라들을 더 포함하고,
    상기 복수의 위치 센서들은 전자기 방사를 반사하도록 구성되며,
    상기 복수의 카메라들은 상기 반사된 전자기 방사를 검출하여 상기 위치 센서들과 상기 카메라들 간의 상대적 위치를 결정하도록 구성되는, 스캔 완전성 평가 시스템.
11. 제 1 항에 있어서,
    상기 제어기는 상기 이미지-대-이미지 스페이싱을, 사용자가 규정한 최대 거리와 비교하도록 구성되는, 스캔 완전성 평가 시스템.
12. 제 1 항에 있어서,
    상기 제어기는 제 1 스캐닝된 이미지 내의 제 1 픽셀과 제 2 스캐닝된 이미지 내의 제 2 픽셀 간의 거리를 측정함으로써 스캔 스퀀스 내의 스캐닝된 이미지들 간의 이미지-대-이미지 스페이싱을 측정하도록 구성되며, 제 1 스캐닝된 이미지 및 제 2 스캐닝된 이미지는 순차적인 이미지들인, 스캔 완전성 평가 시스템.
13. 제 12 항에 있어서,
    상기 제어기는 상기 제 1 픽셀과 상기 제 2 픽셀 간의 측정된 거리가 최대 거리를 초과하는지의 여부를 결정하도록 구성되는, 스캔 완전성 평가 시스템.
14. 제 1 항에 있어서,
    상기 제어기는 복수의 연속하는 평면 이미지들 간의 거리를 측정함으로써, 스캔 시퀀스 내의 상기 스캐닝된 이미지들 간의 이미지-대-이미지 스페이싱을 측정하도록 구성되는, 스캔 완전성 평가 시스템.
15. 제 1 항에 있어서,
    상기 제어기는 복수의 연속하는 평면 이미지들 간의 최대 코드(chord) 거리를 측정함으로써, 스캔 시퀀스 내의 상기 스캐닝된 이미지들 간의 이미지-대-이미지 스페이싱을 측정하도록 구성되는, 스캔 완전성 평가 시스템.
16. 제 1 항에 있어서,
    상기 제어기는 스크리닝된 조직의 체적 내의 단위 체적에 대한 픽셀 밀도를 컴퓨팅하고 컴퓨팅된 픽셀 밀도를 최소 픽셀 밀도 값과 비교함으로써, 스캔 시퀀스 내의 상기 스캐닝된 이미지들 간의 이미지-대-이미지 스페이싱을 측정하도록 구성되는, 스캔 완전성 평가 시스템.
17. 제 16 항에 있어서,
    상기 최소 픽셀 밀도 값은 약 9,000 픽셀/cm³ 내지 약 180,000,000 픽셀/cm³인, 스캔 완전성 평가 시스템.
18. 이미지 스캐닝 디바이스로 조직의 규정된 체적을 스크리닝하는 방법으로서,
    스캐닝된 조직의 개별 이미지들의 세트를 포함하는 스캔 시퀀스를 생성하기 위해 수동 이미징 프로브를 사용하여 조직을 스캐닝하는 단계 ;
    상기 이미지 스캐닝 디바이스로부터 개별 이미지들의 세트를 전자적으로 수신하는 단계;
    상기 개별 이미지들의 세트 내의 각 이미지에 대한 위치 데이터를 전자적으로 수신하는 단계;
    상기 스캔 시퀀스 내의 연속하는 이미지들 간의 이미지-대-이미지 스페이싱을 측정하는 단계;
    상기 이미지-대-이미지 스페이싱이 최대 한계치를 초과하는지의 여부를 결정하는 단계; 및
    상기 이미지-대-이미지 스페이싱이 상기 최대 한계치를 초과하는 경우, 이를 오퍼레이터에게 알리는 단계
    를 포함하는, 이미지 스캐닝 디바이스로 조직의 규정된 체적을 스크리닝하는 방법.
19. 제 18 항에 있어서,
    또 다른 스캔 시퀀스를 생성하기 위해, 상기 수동 프로브를 사용하여 상기 조직을 스캐닝하는 단계;
    스캔-대-스캔 스페이싱이 최대 한계치를 초과하는지의 여부를 결정하는 단계; 및
    상기 스캔-대-스캔 스페이싱이 최대 한계치를 초과하는 경우, 이를 오퍼레이터에게 알리는 단계
    를 더 포함하는, 이미지 스캐닝 디바이스로 조직의 규정된 체적을 스크리닝하는 방법.
20. 제 18 항에 있어서,
    상기 스캔 시퀀스 내의 연속하는 이미지들 간의 이미지-대-이미지 스페이싱을 측정하는 단계는, 스크리닝된 조직의 단위 체적에 대한 픽셀 밀도를 컴퓨팅하고 컴퓨팅된 픽셀 밀도를 최소 픽셀 밀도 값과 비교하는 단계를 포함하는, 이미지 스캐닝 디바이스로 조직의 규정된 체적을 스크리닝하는 방법.
21. 제 18 항에 있어서,
    상기 연속하는 개별 이미지들 간의 이미지-대-이미지 스페이싱을 측정하는 단계는, 상기 연속하는 개별 이미지들 간의 최대 코드 거리를 측정하는 단계를 포함하는, 이미지 스캐닝 디바이스로 조직의 규정된 체적을 스크리닝하는 방법.
22. 제 18 항에 있어서,
    상기 연속하는 개별 이미지들 간의 이미지-대-이미지 스페이싱을 측정하는 단계는, 제 1 개별 이미지 내의 제 1 픽셀과 제 2 개별 이미지 내의 제 2 픽셀 간의 거리를 측정하는 단계를 포함하고,
    상기 제 1 개별 이미지와 상기 제 2 개별 이미지는 동일한 스캔 시퀀스 내의 순차적 이미지들인, 이미지 스캐닝 디바이스로 조직의 규정된 체적을 스크리닝하는 방법.
23. 스캐닝된 조직 이미지들의 검토 시간(review time)을 절감하는 방법으로서,
    스캔 시퀀스 내의 제 1 개별 이미지와 제 2 개별 이미지 간의 상대적 스페이싱을 측정하는 단계;
    상기 제 1 개별 이미지와 상기 제 2 개별 이미지 간의 상대적 스페이싱이 최소 거리보다 작은지의 여부를 결정하는 단계;
    상기 스캔 시퀀스 내에, 개별 이미지들 간의 상대적 스페이싱이 상기 최소 거리를 갖는 개별 이미지들만을 디스플레이하도록, 상기 스캔 시퀀스를 수정하는 단계; 및
    수정된 스캔 시퀀스 내의 연속하는 개별 이미지들 간의 일정한 공간적-시간적 디스플레이 인터벌(interval)을 제공하는 단계
    를 포함하는, 스캐닝된 조직 이미지들의 검토 시간을 절감하는 방법.
24. 조직의 순차적 이미지들을 디스플레이하는 방법으로서,
    스캔 시퀀스 내의 각 개별 이미지 간의 상대적 스페이싱을 결정하는 단계;
    각 개별 이미지에 드웰 시간(dwell time)을 할당하는 단계 ―상기 각 개별 이미지에 대한 상기 드웰 시간은 해당 개별 이미지에 대한 상대적 스페이싱에 대응함― ; 및
    할당된 드웰 시간들로 상기 개별 이미지들을 디스플레이하는 단계
    를 포함하는, 조직의 순차적 이미지들을 디스플레이하는 방법.
25. 조직의 이미지들에 대한 검토 시간을 절감하는 방법으로서,
    복수의 개별 이미지들을 갖는 제 1 스캔 시퀀스를 생성하도록 조직을 스캐닝하는 단계;
    복수의 개별 이미지들을 갖는 제 2 스캔 시퀀스를 생성하도록 조직을 스캐닝하는 단계;
    상기 제 1 스캔 시퀀스 내의 정보가 상기 제 2 스캔 시퀀스 내의 정보에 대하여 잉여적인(redundant)지를 결정하는 단계;
    상기 스캔 시퀀스들 중 하나로부터 잉여적인 것(redundancy)을 제거함으로써 상기 스캔 시퀀스들을 수정하는 단계; 및
    수정된 스캔 시퀀스들을 디스플레이하는 단계
    를 포함하는, 조직의 이미지들에 대한 검토 시간을 절감하는 방법.
26. 스캐닝된 조직 이미지들의 검토 시간을 절감하는 방법으로서,
    사전결정된 이미지-대-이미지 스페이싱을 만족시키는 이미지들의 세트를 기록함으로써 기록된 스캔 시퀀스를 생성하는 단계;
    상기 기록된 스캔 시퀀스 내의 2 개 이상의 기록된 이미지들 간의 상대적 스페이싱에 영향을 주도록 상기 기록된 스캔 시퀀스를 수정하는 단계; 및
    상기 수정된 스캔 시퀀스 내의 기록된 개별 이미지들 간의 실질적으로 일정한 공간적 디스플레이 인터벌을 제공하는 단계
    를 포함하는, 스캐닝된 조직 이미지들의 검토 시간을 절감하는 방법.

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