(57)【要約】  本発明は、空間的コンパウンド３Ｄ超音波画像データを生成するための超音波イメージングシステム１００に関し、超音波イメージングシステム１００は、異なるが少なくとも部分的に重複する視野を有する複数の３Ｄ超音波画像データを取得するための超音波取得ユニット１６と、複数の３Ｄ超音波画像データの各々の互いに対する相対的な空間的位置を決定するように適応された追跡ユニット６２と、コンパウンド３Ｄ超音波画像データを発生するために、複数の３Ｄ超音波画像データを互いにスティッチすることによって、複数の３Ｄ超音波画像データをコンパウンドするように適応されたスティッチングユニット６４とを備え、スティッチングユニット６４が、複数の３Ｄ超音波画像データの異なる視野の重複するエリアを最小化することによって、３Ｄ超音波画像データの決定された相対的な空間的位置に基づいて複数の３Ｄ超音波画像データのスティッチング順序を計算するように適応され、スティッチングユニット６４が、前記スティッチング順序に従って複数の３Ｄ超音波画像データをスティッチするように適応される。
2019534115.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
空間的コンパウンド３Ｄ超音波画像データを生成するための超音波イメージングシステムであって、前記超音波イメージングシステムは、
異なるが少なくとも部分的に重複する視野を有する複数の３Ｄ超音波画像データを取得するための超音波取得ユニットと、
前記複数の３Ｄ超音波画像データの各々の互いに対する相対的な空間的位置を決定する追跡ユニットと、
コンパウンド３Ｄ超音波画像データを発生するために、前記複数の３Ｄ超音波画像データを互いにスティッチすることによって前記複数の３Ｄ超音波画像データをコンパウンドするスティッチングユニットであって、前記スティッチングユニットが、前記複数の３Ｄ超音波画像データの異なる視野の重複するエリアを最小化することによって、前記３Ｄ超音波画像データの決定された前記相対的な空間的位置に基づいて前記複数の３Ｄ超音波画像データのスティッチング順序を計算し、前記スティッチングユニットが、前記スティッチング順序に従って前記複数の３Ｄ超音波画像データをスティッチする、スティッチングユニットと
を備える、超音波イメージングシステム。
【請求項２】
前記スティッチングユニットが、前記複数の３Ｄ超音波画像データの各々の中心点の空間的位置の間の距離を決定することと、決定された前記距離に従って前記複数の３Ｄ超音波画像データを順序付けることとによって、前記スティッチング順序を計算する、請求項１に記載の超音波イメージングシステム。
【請求項３】
前記スティッチングユニットは、時間的に比較的最近取得された、前記複数の３Ｄ超音波画像データのうちの１つの３Ｄ超音波画像データから前記スティッチすることを開始し、前記１つの３Ｄ超音波画像データを前記複数の３Ｄ超音波画像データのうちの別の１つの３Ｄ超音波画像データとスティッチし、前記別の１つの３Ｄ超音波画像データの中心点は、時間的に比較的最近取得された３Ｄ超音波画像データの中心点からの距離が比較的最も大きい、請求項２に記載の超音波イメージングシステム。
【請求項４】
前記スティッチングユニットは、前記複数の３Ｄ超音波画像データのうちのさらなる１つの３Ｄ超音波画像データを、すでにスティッチされた前記３Ｄ超音波画像データとスティッチすることを続け、前記複数の３Ｄ超音波画像データのうちの前記さらなる１つの３Ｄ超音波画像データの中心点は、すでにスティッチされた前記３Ｄ超音波画像データの各々の中心点からの距離が比較的最も大きい、請求項３に記載の超音波イメージングシステム。
【請求項５】
すでにスティッチされた前記３Ｄ超音波画像データの各々の中心点から前記複数の３Ｄ超音波画像データのうちの前記さらなる１つの３Ｄ超音波画像データの中心点までの距離が、すでにスティッチされた前記３Ｄ超音波画像データの各々の中心点から前記複数の３Ｄ超音波画像データのうちの前記さらなる１つの３Ｄ超音波画像データの中心点までの距離の和として算出される、請求項４に記載の超音波イメージングシステム。
【請求項６】
前記複数の３Ｄ超音波画像データの各々の中心点が、それぞれの３Ｄ超音波画像データボリュームの重心点である、請求項２乃至５のいずれか一項に記載の超音波イメージングシステム。
【請求項７】
前記超音波取得ユニットが、超音波プローブを備え、前記追跡ユニットが、前記超音波プローブの位置を決定するための電磁追跡ユニットを備える、請求項１乃至６のいずれか一項に記載の超音波イメージングシステム。
【請求項８】
前記超音波取得ユニットが、超音波プローブを備え、前記追跡ユニットが、前記超音波プローブの前記位置を決定するための光学追跡ユニットを備える、請求項１乃至６のいずれか一項に記載の超音波イメージングシステム。
【請求項９】
前記追跡ユニットが、画像解析によって前記複数の３Ｄ超音波画像データを比較し、その結果画像レジストレーションを実施する、請求項１乃至６のいずれか一項に記載の超音波イメージングシステム。
【請求項１０】
各新たに取得された３Ｄ超音波画像データの画像解析を実施することと、前記新たに取得された３Ｄ超音波画像データの画像品質係数を決定するために、前記新たに取得された３Ｄ超音波画像データと前記コンパウンド３Ｄ超音波画像データとの画像差を計算することとを行う、画像品質ユニットをさらに備える、請求項１乃至９のいずれか一項に記載の超音波イメージングシステム。
【請求項１１】
ディスプレイとディスプレイ制御ユニットとをさらに備え、前記ディスプレイ制御ユニットが、前記ディスプレイを、決定された前記画像品質係数を表示するように制御する、請求項１０に記載の超音波イメージングシステム。
【請求項１２】
前記画像品質係数が所定のしきい値を下回る場合又は上回る場合、光学、可聴及び／又は触覚アラームを発生する、アラームユニットをさらに備える、請求項１０又は１１に記載の超音波イメージングシステム。
【請求項１３】
空間的コンパウンド３Ｄ超音波画像データを生成するための超音波イメージング方法であって、前記超音波イメージング方法は、
異なるが少なくとも部分的に重複する視野を有する複数の３Ｄ超音波画像データを取得するステップと、
前記複数の３Ｄ超音波画像データの各々の互いに対する相対的な空間的位置を決定するステップと、
前記複数の３Ｄ超音波画像データの異なる視野の重複するエリアを最小化することによって、前記３Ｄ超音波画像データの決定された前記相対的な空間的位置に基づいて前記複数の３Ｄ超音波画像データのスティッチング順序を計算するステップと、
前記スティッチング順序に従って前記複数の３Ｄ超音波画像データをスティッチすることによって、前記複数の３Ｄ超音波画像データをコンパウンドするステップと
を有する、超音波イメージング方法。
【請求項１４】
前記スティッチング順序が、前記複数の３Ｄ超音波画像データの各々の中心点の空間的位置の間の距離を決定することと、決定された前記距離に従って前記複数の３Ｄ超音波画像データを順序付けることとによって計算される、請求項１３に記載の超音波イメージング方法。
【請求項１５】
前記スティッチすることは、時間的に比較的最近取得された、前記複数の３Ｄ超音波画像データのうちの１つの３Ｄ超音波画像データから開始され、前記１つの３Ｄ超音波画像データを前記複数の３Ｄ超音波画像データのうちの別の１つの３Ｄ超音波画像データとスティッチし、前記別の１つの３Ｄ超音波画像データの中心点は、時間的に比較的最近取得された３Ｄ超音波画像データの中心点からの距離が比較的最も大きい、請求項１４に記載の超音波イメージング方法。
【請求項１６】
前記スティッチすることは、前記複数の３Ｄ超音波画像データのうちのさらなる１つの３Ｄ超音波画像データを、すでにスティッチされた前記３Ｄ超音波画像データとスティッチすることによって続けられ、前記複数の３Ｄ超音波画像データのうちの前記さらなる１つの３Ｄ超音波画像データの中心点は、すでにスティッチされた前記３Ｄ超音波画像データの各々の中心点からの距離が比較的最も大きい、請求項１５に記載の超音波イメージング方法。
【請求項１７】
すでにスティッチされた前記３Ｄ超音波画像データの各々の中心点から前記複数の３Ｄ超音波画像データのうちの前記さらなる１つの３Ｄ超音波画像データの中心点までの距離が、すでにスティッチされた前記３Ｄ超音波画像データの各々の中心点から前記複数の３Ｄ超音波画像データのうちの前記さらなる１つの３Ｄ超音波画像データの中心点までの距離の和として算出される、請求項１６に記載の超音波イメージング方法。
【請求項１８】
前記複数の３Ｄ超音波画像データの各々の中心点が、それぞれの３Ｄ超音波画像データボリュームの重心点である、請求項１４乃至１７のいずれか一項に記載の超音波イメージング方法。
【請求項１９】
コンピュータ上で実行されたとき、請求項１３乃至１８のいずれか一項に記載の方法のステップをコンピュータに実行させるためのプログラムコード手段を備える、コンピュータプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、異なるが少なくとも部分的に重複する視野を有する複数の連続する３Ｄ超音波画像データから空間的コンパウンド（空間的に複合された、ｓｐａｔｉａｌｌｙ  ｃｏｍｐｏｕｎｄｅｄ）３Ｄ超音波画像データを生成するための超音波イメージングシステムに関する。
【０００２】
本発明はさらに、対応する超音波イメージング方法並びに前記方法を実行するためのコンピュータプログラムに関する。
【背景技術】
【０００３】
超音波イメージングは、一般に、生検又は小線源照射療法など、いくつかの診断、治療及びインターベンションのコンテキストにおいて使用される。最も一般的な超音波プローブは、２次元画像のリアルタイムに近いストリームを与え、それは医師によって対話的に可視化される。しかしながら、人間の解剖学的構造の３次元特性を仮定すれば、プローブを掃引し、プローブイメージングデータとその空間的位置とを同時に取得することによって、続いて、イメージングデータが欠落しているボリュームの場所における値の補間によって、３次元が達成され得る。この手法では、そのボリューム中の各ボクセルが、その周囲における取得されたイメージングデータに補間される。これは、Ｐｈｉｌｉｐｓ  ＵｒｏＮａｖ  Ｂｉｏｐｓｙソリューションなどのいくつかの製品において使用される技法である。
【０００４】
Ｐｈｉｌｉｐｓ  Ｘ７−２Ｔマトリックスプローブなど、超音波プローブにおける革新は、３Ｄボリュームのリアルタイムに近い取得を可能にする。これにより、医師は、フルボリュームを一気に取得することが可能になり、診断、計画又は療法目的のために使用され得る対象の解剖学的構造が明らかになる。
【０００５】
マトリックスプローブ技術はフルボリュームの一気の取得を可能にするが、それは、プローブから見えるボリュームの限定を継承する。言い換えれば、各超音波プローブは、限られた視野を有する。これは、対象の器官のフルの可視性を必要とする適用例についてマトリックスプローブの適用可能性を限定する。この目的で、いくつかのボリュームが、それらの相対的な配置の知識を用いて取得される必要がある。しかしながら、２次元画像取得に反して、３Ｄボリュームの連続的（リアルタイム）取得は、いくつかのボリュームの重複をもたらす。
【０００６】
連続的取得が多数の「スティッチング（縫合する、ｓｔｉｔｃｈｉｎｇ）」ポイントの存在をもたらすので、ボリュームの経時、すなわち画像取得の日時によるボリュームの選択など、自明な手法は、最終ボリュームを再構成するときに問題を引き起こす。
【０００７】
米国特許第６，２２４，５５２（Ｂ１）号において提案された技法など、知られているコンパウンディング技法は、いくつかのボリュームを１つの大きいコンパウンドボリュームに結合することを可能にする。この技法では、コンパウンド画像ボリュームの縁において生じるシーム／スティッチの可視性が、特殊な重み付け技法によって低減されることが試みられる。しかしながら、これは、米国特許第６，２２４，５５２（Ｂ１）号において提案されたようなシーム／スティッチの可視性を低減することよりも有利である、シーム／スティッチの数の最小化を行わない。米国特許第６，２２４，５５２（Ｂ１）号において提案された技法と同様の技法が、米国特許出願公開第２０１４／０２６７２６７（Ａ１）号及び米国特許出願公開第２０１５／０１３３７８４（Ａ１）号から知られている。しかしながら、これらの技法も、シーム／スティッチの数を最小化することができない。
【０００８】
米国特許出願公開第２０１０／０１７９４２８（Ａ１）号は、特定の解剖学的構造及び病理学を認識することを含む、超音波スキャンを実施する実践的な技能に関して医療人員をトレーニングするための仮想対話型超音波トレーニングシステムを開示している。
【０００９】
一方、米国特許出願公開第２０１６／０１００８２１（Ａ１）号は、組織のフルの検査のための位置及び／又は配向センサーをもつハンドヘルドイメージングデバイスに関する。
【００１０】
最適画像強度分布が、各個々のボリュームについて最適であるので、再構成されたコンパウンドボリューム中のスティッチングエリアの数が最小化されることが望まれる。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
したがって、再構成されたコンパウンド３Ｄ超音波画像データ中のスティッチングエリアの数ができる限り低減された、空間的コンパウンド３Ｄ超音波画像データを生成するための超音波イメージングシステム及び方法を提供することが、本発明の目的である。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明の第１の態様では、空間的コンパウンド３Ｄ超音波画像データを生成するための超音波イメージングシステムが提示され、本超音波イメージングシステムは、  異なるが少なくとも部分的に重複する視野を有する複数の３Ｄ超音波画像データを取得するための超音波取得ユニット、複数の３Ｄ超音波画像データの各々の互いに対する相対的な空間的位置を決定するように適応された追跡ユニット、及びコンパウンド３Ｄ超音波画像データを発生するために、複数の３Ｄ超音波画像データを互いにスティッチすることによって複数の３Ｄ超音波画像データをコンパウンドするように適応されたスティッチングユニットであって、スティッチングユニットが、複数の３Ｄ超音波画像データの異なる視野の重複するエリアを最小化することによって、３Ｄ超音波画像データの決定された相対的な空間的位置に基づいて複数の３Ｄ超音波画像データのスティッチング順序（ｓｔｉｔｃｈｉｎｇ  ｏｒｄｅｒ）を計算するように適応され、スティッチングユニットが、前記スティッチング順序に従って複数の３Ｄ超音波画像データをスティッチするように適応される、スティッチングユニットを備える。
【００１３】
本発明の第２の態様では、空間的コンパウンド３Ｄ超音波画像データを生成するための超音波イメージング方法が提示され、本超音波イメージング方法は、異なるが少なくとも部分的に重複する視野を有する複数の３Ｄ超音波画像データを取得するステップ、複数の３Ｄ超音波画像データの各々の互いに対する相対的な空間的位置を決定するステップ、複数の３Ｄ超音波画像データの異なる視野の重複するエリアを最小化することによって、３Ｄ超音波画像データの決定された相対的な空間的位置に基づいて複数の３Ｄ超音波画像データのスティッチング順序を計算するステップ、及び前記スティッチング順序に従って複数の３Ｄ超音波画像データをスティッチすることによって複数の３Ｄ超音波画像データをコンパウンドするステップを有する。
【００１４】
本発明のさらなる態様では、コンピュータプログラムであって、前記コンピュータプログラムがコンピュータ上で実行されたとき、上述の方法のステップをコンピュータに実行させるためのプログラムコード手段を備える、コンピュータプログラムが提示される。
【００１５】
本発明の好ましい実施形態は、従属請求項において定義される。請求される方法及び請求されるコンピュータプログラムは、請求されるシステムと、及び従属請求項において定義されるものと、同様の及び／又は同等の好ましい実施形態を有することが理解されよう。
【００１６】
本発明は、３Ｄ超音波データを最終的コンパウンド３Ｄ超音波画像データにスティッチするより前に、３Ｄ超音波データの最適選択を迅速に算出するための新規の手法を提案する。本特許出願の導入部分において述べられた知られているコンパウンディング方法とは対照的に、本発明は、複数のスティッチされた３Ｄ超音波画像データの異なる視野の重複するエリアを最小化するための、複数の３Ｄ超音波画像データのスティッチング順序を計算することを提案する。複数の取得された３Ｄ超音波画像データは、単に、例えば、最も古いデータセットから始めて最も若いデータセットで終わる、それらの取得日時に従って順々にスティッチされない。代わりに、複数の３Ｄ超音波画像データは、最初に、本発明に従って、異なるデータセットが取得された相対的な空間的位置に基づいて順序付けられる。３Ｄ超音波画像データの各々の互いに対するこの相対的な空間的位置は、追跡ユニットによって測定される。
【００１７】
３Ｄ超音波画像データをスティッチするより前にそれらを順序付けるために、この相対的な空間的位置を使用することにより、最終的コンパウンド３Ｄ超音波画像データ中のスティッチの量が低減され、したがって、最終的コンパウンド３Ｄ超音波画像の画像品質が高まる。
【００１８】
好ましい実施形態によれば、スティッチングユニットは、複数の３Ｄ超音波画像データの各々の中心点の空間的位置の間の距離を決定することと、決定された前記距離に従って複数の３Ｄ超音波画像データを順序付けることとによって、前記スティッチング順序を計算するように適応される。
【００１９】
これは、連続する３Ｄ超音波データ間の重複するエリアを最小化する。コンパウンドボリュームは、言い換えれば、ボリューム間の距離との相関におけるボリュームの重複するエリアに基づいてランク付けされる。このランク付けは、これらの距離との相関において又はこれらの距離に従って、ボリュームを分類することを生じる。上述の相関は逆相関である。「次の」ボリュームの距離が遠いほど、「次の」ボリュームはより高く「ランク付け」される。複数の３Ｄ超音波画像データの各々の中心点という名称は、好ましくは、３Ｄ超音波画像データボリューム、すなわち超音波コーン（円錐体）の各々の重心点である。すなわち、複数の３Ｄ超音波画像データの各々の中心点は、好ましくは、それぞれの３Ｄ超音波画像データボリュームの重心点である。超音波において、発生されたボリュームは、それに関する実際のデータよりも大きく、それは（３Ｄの）コーンの形態を有する。したがって、実際の超音波データは、ボリュームのサブセット中にある。
【００２０】
すでに述べられたように、連続的に取得された重複する３Ｄ超音波ボリュームの重複するエリアは、前記ボリューム間の距離と相関させられる。これは、所与のしきい値までは、ボリュームが互いから遠くにあるほど、重複するエリアがより小さくなり、所与のしきい値を超えると重複するエリアがゼロであることを意味する。
【００２１】
さらなる実施形態によれば、スティッチングユニットは、時間的に比較的最近取得された、複数の３Ｄ超音波画像データのうちの１つの３Ｄ超音波画像データからスティッチすることを開始し、１つの３Ｄ超音波画像データを複数の３Ｄ超音波画像データのうちの別の１つの３Ｄ超音波画像データとスティッチするように適応され、別の１つの３Ｄ超音波画像データの中心点が、時間的に比較的最近取得された３Ｄ超音波画像データの中心点から比較的最も大きい距離を有する。
【００２２】
言い換えれば、アルゴリズムは、最近取得された、すなわち、最も若い３Ｄ超音波画像データセットから始め、次いで、最も遠い距離の３Ｄ超音波画像データセット、すなわち、開始のためにとられた最も若い３Ｄ超音波データセットとの最小の重複するエリアを有する３Ｄデータセットを選択する。次いで、すでにスティッチされたデータセットからの最も遠い距離、すなわちすでにスティッチされたデータセットとの最小の重複するエリアを有する、スティッチされるべき次の３Ｄ超音波データセットを常に選定する、この原理が続けられる。これは、次のステップにおいて、２つのすでに選択された３Ｄ超音波画像データセットの中心点から比較的最も大きい距離をその中心点が有する、３Ｄ超音波画像データセットが選択されることを意味する。中心点は、好ましくは、３Ｄ画像の幾何学的中心又はイメージングデータの幾何学的中心（フルボリュームのサブセットである、超音波におけるコーン）である。
【００２３】
言い換えれば、この実施形態によれば、スティッチングユニットは、複数の３Ｄ超音波画像データのうちのさらなる１つの３Ｄ超音波画像データを、すでにスティッチされた３Ｄ超音波画像データとスティッチすることを続けるように適応され、複数の３Ｄ超音波画像データのうちのさらなる１つの３Ｄ超音波画像データの中心点が、すでにスティッチされた３Ｄ超音波画像データの各々の中心点から比較的最も大きい距離を有する。
【００２４】
このスティッチング順序が、常に、それぞれの画像データをスティッチする前に計算されることに留意されたい。しかしながら、本発明は、すべての画像をスティッチする前にフルの順序を計算することに限定されない。上述の順序付け原理に従って、画像を順々に選択し、次いでそれらをコンパウンド３Ｄ超音波画像データセットに直接スティッチすることも可能である。これは、本発明の下にある原理を何も変更せず、したがって、添付の特許請求の範囲に記載の本発明の範囲に入るものとする。この順序付けに基づいて最終ボリューム中のボクセル値を選択することによって、これは、コンパウンド３Ｄ超音波画像の最終ボリューム中のシーム／スティッチの存在を最小化するボリューム分布への近似を与える。
【００２５】
初めにすでに述べられたように、上述の原理に従ってスティッチング順序を計算することは、異なるが重複する視野をもつ複数の３Ｄ超音波画像データがとられた空間的位置を追跡することを必要とする。必ずしも、３Ｄ超音波画像の各々がとられた絶対位置を決定することが必要とされるとは限らない。少なくとも、３Ｄ超音波画像データがとられた互いに対する位置を意味する、相対的な位置を決定することが必要である。しかしながら、絶対位置を追跡することも、なお一層有利である。
【００２６】
好ましくは、すでにスティッチされた３Ｄ超音波画像データの各々の中心点から複数の３Ｄ超音波画像データのうちのさらなる１つの３Ｄ超音波画像データの中心点までの距離が、すでにスティッチされた３Ｄ超音波画像データの各々の中心点から複数の３Ｄ超音波画像データのうちのさらなる１つの３Ｄ超音波画像データの中心点までの距離の和として算出される。
【００２７】
一実施形態によれば、追跡ユニットは、超音波取得ユニットの位置を決定するための電磁追跡ユニットを備える。
【００２８】
経時的な超音波取得ユニットの位置を決定することは、超音波取得ユニットによってとられた複数の３Ｄ超音波画像データの各々の位置を決定することを可能にする。これは、取得されたボリューム中の各ボクセルについて、３次元空間における位置を与える。したがって、異なる３Ｄ超音波画像データセットのボクセルは、互いに容易にレジストレーションされる。
【００２９】
代替実施形態によれば、追跡ユニットは、超音波取得ユニットの位置を決定するための光学追跡ユニットを（電磁追跡ユニットの代わりに又はそれに加えて）備える。そのような光学追跡ユニットは、超音波取得ユニットの位置を外側から追跡する１つ又は複数のカメラを含む。これは、電磁追跡ユニットによるのより前に説明された外部追跡と同様の外部追跡のさらなる一例である。
【００３０】
さらなる実施形態では、追跡ユニットは、画像解析によって複数の３Ｄ超音波画像データを比較し、それに関して画像レジストレーション（ｉｍａｇｅ  ｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ）を実施するように適応される。例えば、剛性画像レジストレーション手法が使用される。例えば、Ｃｒｕｍ，Ｗ．Ｒ．らによる、「Ｎｏｎ−ｒｉｇｉｄ  ｉｍａｇｅ  ｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ：ｔｈｅｏｒｙ  ａｎｄ  ｐｒａｃｔｉｃｅ」、ｔｈｅ  Ｂｒｉｔｉｓｈ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ  ２００４、１４０〜１５３ページにおいて開示された手法と同様の手法が使用される。使用される特定のレジストレーション手法は、好ましくは、スキャンされている組織特性に依存して選択される。このシナリオでは、ボリュームボクセルの相対的な位置は、前に取得されたボリュームに対して算出される。すべての取得されたボリュームの「大域」測位を得るために、シーケンス中の各ボリュームの相対的な変換が追加されるべきである。この手法は、上述の実施形態に従って提案された画像取得ユニットの外部追跡を必要としない。
【００３１】
さらなる実施形態によれば、本超音波イメージングシステムは、各新たに取得された３Ｄ超音波画像データの画像解析を実施することと、新たに取得された３Ｄ超音波画像データの画像品質係数を決定するために、新たに取得された３Ｄ超音波画像データとコンパウンド３Ｄ超音波画像データとの画像差を計算することとを行うように適応された、画像品質ユニットを備える。
【００３２】
ＣＴなど、他のイメージングモダリティと比較したときの超音波の１つの主要な強みは、高速（リアルタイム）取得特性である。超音波ガイド小線源照射療法など、いくつかの適用例について、重要な目的は、解剖学的構造変化を監視することであり、解剖学的構造変化があるしきい値を過ぎた場合、インターベンションが適応されるべきである。しかしながら、上記で説明されたようにコンパウンド３Ｄ超音波画像データを使用して広域超音波取得を実施することによって、リアルタイム情報は、通常、本質的に失われる。この制限を克服するために、上述の実施形態は、経時的な画像変化の量の表示を与える画像品質係数を与える。画像品質ユニットは、各画像取得について、新たに取得された画像データとコンパウンド画像データのフルボリュームとの間の画像差を算出する。画像差をコンパウンドするために使用されるマトリックは、画像変化の量の表示を与える絶対値を与える。
【００３３】
さらなる実施形態によれば、本超音波イメージングシステムは、ディスプレイとディスプレイ制御ユニットとを備え、ディスプレイ制御ユニットは、ディスプレイを、決定された画像品質係数を表示するように制御するように適応される。代替又は追加として、本発明による超音波イメージングシステムは、アラームユニットを含み、アラームユニットは、画像品質係数が所定のしきい値を下回る場合、光学、可聴及び／又は触覚アラームを発生するように適応される。これは、ユーザに画像品質係数に関するフィードバックを与え、必要な場合、画像差が大きすぎ、新しい画像取得を必要とする場合にユーザに警告する。
【００３４】
本発明の好ましい実施形態は、従属請求項において定義される。請求される方法は、請求されるデバイスと、及び従属請求項において定義されるものと、同様の及び／又は同等の好ましい実施形態を有することが理解されよう。
【００３５】
本発明のこれら及び他の態様は、以下で説明される実施形態を参照して明らかに解明される。
【図面の簡単な説明】
【００３６】
【図１】患者の体の一部をスキャンするために使用中の超音波イメージングシステムの概略表現を示す図である。
【図２】本発明による、超音波イメージングシステムの実施形態の概略ブロック図である。
【図３】本発明による、超音波イメージング方法の実施形態の原理を示す概略ブロック図である。
【図４】従来技術よる画像コンパウンディング技法を、本発明による画像コンパウンディング技法と比較する２つの概略図である。
【図５】本発明の一実施形態による、スティッチング順序の決定を概略的に示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００３７】
図１は、超音波イメージングシステム１００、特に、医療３次元（３Ｄ）超音波イメージングシステムの概略図を示す。超音波イメージングシステム１００は、解剖学的部位、特に、患者１２の解剖学的部位のボリュームを経時的に検査するように適用される。超音波システム１００は、超音波を送信及び／又は受信するための多数のトランスデューサ要素を有する少なくとも１つのトランスデューサアレイを有する超音波プローブ１４を備える。一例では、トランスデューサ要素の各々は、特定のパルス持続期間の少なくとも１つの送信インパルス、特に、複数の後続の送信パルスの形態で、超音波を送信することができる。トランスデューサ要素は、好ましくは、特に、マルチプレーナ又は３次元画像を与えるために、２次元アレイで配置される。
【００３８】
３次元超音波システムについての具体的な例は、特に、本出願人のＸ６−１又はＸ７−２ｔ  ＴＥＥトランスデューサ又は本出願人のｘＭａｔｒｉｘ技術を使用する別のトランスデューサとともに、本出願人により販売されているＣＸ４０  Ｃｏｍｐａｃｔ  Ｘｔｒｅｍｅ超音波システムである。概して、Ｐｈｉｌｉｐｓ  ｉＥ３３システム上で見つけられるようなマトリックストランスデューサシステム、又は、例えば、Ｐｈｉｌｉｐｓ  ｉＵ２２及びＨＤ１５システム上で見つけられるような機械的３Ｄ／４Ｄトランスデューサ技術が、本発明とともに適用される。
【００３９】
３Ｄ超音波スキャンは、一般に、対象のボリューム又はボリューメトリック領域として指定される、体内の特定のボリュームを照射する超音波を放出することを伴う。これは、複数の異なる角度で超音波を放出することによって達成され得る。次いで、反射波を受信及び処理することによって、ボリュームデータのセットが得られる。ボリュームデータのセットは、体内の対象のボリュームの経時的な表現である。時間は、通常、第４の次元として示されるので、３Ｄ画像シーケンスを経時的に送出するそのような超音波システム１００は、４Ｄ超音波イメージングシステムと呼ばれることもある。
【００４０】
超音波プローブ１４は、（図１に示されている）非侵襲的な様式又は（明示的に示されていない）ＴＥＥにおいて通常行われるような侵襲的な様式のいずれかで使用されることが理解されよう。超音波プローブ１４は、システムのユーザ、例えば医療スタッフ又は医師によるハンドヘルド方式である。超音波プローブ１４は、患者１２の体に適用され、その結果、解剖学的部位、特に、患者１２の解剖学的物体の画像が与えられる。
【００４１】
さらに、超音波システム１００は、超音波システム１００を介して３Ｄ画像シーケンスの提供を制御する、画像再構成ユニット１６を備える。以下でさらに詳細に説明されるように、画像再構成ユニット１６は、超音波プローブ１４のトランスデューサアレイを介したデータの取得だけでなく、信号及び画像処理をも制御し、信号及び画像処理は、超音波プローブ１４のトランスデューサアレイによって受信された超音波ビームのエコーから３Ｄ画像シーケンスを形成する。
【００４２】
超音波システム１００は、３Ｄ画像シーケンスをユーザに表示するためのディスプレイ１８をさらに備える。またさらに、キー又はキーボード２２と、さらなる入力するデバイス、例えばトラックボール２４とを備える入力デバイス２０が与えられる。入力デバイス２０は、ディスプレイ１８に接続されるか、又は画像再構成ユニット１６に直接接続される。
【００４３】
超音波システム１００は、取得された超音波データセットを記憶するためのメモリユニット６０をさらに備える。このメモリユニット６０は、画像再構成ユニット１６などの残りの構成要素に対して別個に与えられるか、又は、それは、画像再構成ユニット１６と一緒に１つの同じハウジングにおいて与えられるかのいずれかである。
【００４４】
図２は、超音波イメージングシステム１００の構成要素のうちのいくつかを示す超音波イメージングシステム１００の概略ブロック図を示す。超音波プローブ１４は、例えば、ＣＭＵＴトランスデューサアレイ２６を備える。トランスデューサアレイ２６は、代替的に、ＰＺＴ又はＰＶＤＦなどの材料から形成された圧電トランスデューサ要素を備える。トランスデューサアレイ２６は、３Ｄイメージングのために３次元でスキャンすることが可能なトランスデューサ要素の１次元又は２次元アレイである。トランスデューサアレイ２６は、ＣＭＵＴアレイセル又は圧電要素によって信号の送信及び受信を制御する、プローブ中のマイクロビームフォーマ２８に結合される。マイクロビームフォーマは、米国特許第５，９９７，４７９号（Ｓａｖｏｒｄら）、米国特許第６，０１３，０３２号（Ｓａｖｏｒｄ）、及び米国特許第６，６２３，４３２号（Ｐｏｗｅｒｓら）に記載されているように、トランスデューサ要素のグループ又は「パッチ」によって受信された信号の少なくとも部分的なビームフォーミングが可能である。マイクロビームフォーマ２８は、プローブケーブルによって送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ３０に結合され、Ｔ／Ｒスイッチ３０は、マイクロビームフォーマ２８が使用されず、トランスデューサアレイ２６がメインビームフォーマ３４によって直接操作されるとき、送信と受信との間で切り替え、メインビームフォーマ３４を高エネルギー送信信号から保護する。マイクロビームフォーマ２８の制御下のトランスデューサアレイ２６からの超音波ビームの送信は、Ｔ／Ｒスイッチ３０とメインシステムビームフォーマ３４とによってマイクロビームフォーマ２８に結合されたトランスデューサコントローラ３２によってダイレクトされ、トランスデューサコントローラ３２は、ユーザインターフェース又はコントロールパネル２２のユーザの動作からの入力を受信する。トランスデューサコントローラ３２によって制御される機能のうちの１つは、ビームがステアリング及び集束される方向である。ビームは、トランスデューサアレイ２６からまっすぐに（それに直角に）、又はより広い視野のために異なる角度でステアリングされる。トランスデューサコントローラ３２は、ＣＭＵＴアレイについてのＤＣバイアス制御５８を制御するために結合され得る。ＤＣバイアス制御５８は、ＣＭＵＴセルに印加される（１つ又は複数の）ＤＣバイアス電圧を設定する。
【００４５】
受信時にマイクロビームフォーマ２６によって生成された部分的にビームフォーミングされた信号は、メインビームフォーマ３４に結合され、ここで、トランスデューサ要素の個々のパッチからの部分的にビームフォーミングされた信号が合成されて、フルにビームフォーミングされた信号になる。例えば、メインビームフォーマ３４は、１２８個のチャネルを有し、それらの各々は、数十個又は数百個のＣＭＵＴトランスデューサセル又は圧電要素のパッチから、部分的にビームフォーミングされた信号を受信する。このようにして、トランスデューサアレイ２６の数千個のトランスデューサ要素によって受信された信号は、単一のビームフォーミングされた信号に効率的に資することができる。
【００４６】
ビームフォーミングされた信号は、信号プロセッサ３６に結合される。信号プロセッサ３６は、帯域通過フィルタ処理、デシメーション、Ｉ及びＱ成分分離、並びに高調波信号分離など、様々なやり方で、受信されたエコー信号を処理することができ、高調波信号分離は、組織、及び／又は患者１２の体に前投与された造影剤中に含まれる微小気泡から戻される、非線形（基本周波数のより高い高調波）エコー信号の識別を可能にするために、線形信号と非線形信号とを分離するように働く。信号プロセッサ３６はまた、スペックル低減、信号コンパウンディング、及びノイズ除去など、追加の信号強調を実施する。信号プロセッサ３６中の帯域通過フィルタは、追跡フィルタであり得、その通過帯域は、エコー信号がより深い深度から受信されるにつれて、より高い周波数帯域からより低い周波数帯域にスライドし、それにより、より深い深度からのより高い周波数におけるノイズを除去し、ここで、これらの周波数は、解剖学的情報がない。
【００４７】
処理された信号は、Ｂモードプロセッサ３８とドップラープロセッサ４０とに転送される。Ｂモードプロセッサ３８は、体内の器官の組織及び血管など、体内の構造のイメージングのために、受信された超音波信号の振幅の検出を利用する。体の構造のＢモード画像が、米国特許第６，２８３，９１９号（Ｒｏｕｎｄｈｉｌｌら）及び米国特許第６，４５８，０８３号（Ｊａｇｏら）に記載されているように、高調波画像モード又は基本画像モードのいずれか或いはその両方の組合せで形成される。
【００４８】
ドップラープロセッサ４０は、画像フィールド中の血球の流れなどの物質の動きの検出のために、組織移動及び血流からの固有の信号を時間的に処理する。ドップラープロセッサ４０は、一般に、体内の選択されたタイプの材料から戻されたエコーを通過させ及び／又は除去するように設定されるパラメータをもつウォールフィルタを含む。例えば、ウォールフィルタは、高速度の材料からの比較的低い振幅の信号を通過させ、より低い又はゼロ速度の材料からの比較的強い信号を除去する、通過帯域特性を有するように設定され得る。この通過帯域特性は、流れる血液からの信号を通過させ、心臓の壁などのすぐ近くの静止した又は低速で動く物体からの信号を除去する。組織ドップラーイメージングと呼ばれるものについて、逆の特性が、心臓の動く組織からの信号を通過させ、血流信号を除去し、組織の動きを検出し、表す。ドップラープロセッサ４０は、画像フィールド中の異なる点からの時間的に離散したエコー信号のシーケンスを受信し、処理し、特定の点からのエコーのシーケンスはアンサンブルと呼ばれる。比較的短い間隔にわたって迅速に連続して受信されたエコーのアンサンブルが、流れる血液のドップラーシフト周波数を推定するために使用され、ドップラー周波数と速度の対応は、血流速度を示す。より遅く流れる血液又はゆっくり動く組織の速度を推定するために、より長い時間期間にわたって受信されたエコーのアンサンブルが使用される。
【００４９】
次いで、Ｂモードプロセッサ３８及びドップラープロセッサ４０によって生成される構造信号及び動き信号は、スキャンコンバータ４４とマルチプレーナリフォーマッタ５４とに転送される。スキャンコンバータ４４は、所望の画像フォーマットでエコー信号が受信された空間的関係に、エコー信号を配置する。例えば、スキャンコンバータ４４は、２次元（２Ｄ）扇形フォーマット又はピラミッド形３次元（３Ｄ）画像にエコー信号を配置する。スキャンコンバータ４４は、Ｂモード構造画像に、画像フィールド中の点における動きに対応する色を、それらのドップラー推定された速度とともに、オーバーレイして、画像フィールド中の組織の動き及び血流を表すカラードップラー画像を生成することができる。マルチプレーナリフォーマッタ５４は、米国特許第６，４４３，８９６号（Ｄｅｔｍｅｒ）に記載されているように、体のボリューメトリック領域中の共通平面における点から受信されたエコーをその平面の超音波画像に変換する。ボリュームレンダラ５２は、米国特許第６，５３０，８８５号（Ｅｎｔｒｅｋｉｎら）に記載されているように、３Ｄデータセットのエコー信号を、所与の基準点から見たときの投影された３Ｄ画像シーケンス５６に経時的に変換する。ディスプレイ１８上での表示のためのさらなる拡張、バッファリング及び一時的記憶のために、３Ｄ画像シーケンス５６は、スキャンコンバータ４４、マルチプレーナリフォーマッタ５４及びボリュームレンダラ５２から画像プロセッサ４２に転送される。イメージングのために使用されることに加えて、ドップラープロセッサ４０によって生成された血流値及びＢモードプロセッサ３８によって生成された組織構造情報は、定量化プロセッサ４６に転送される。この定量化プロセッサ４６は、血流のボリュームレートなどの異なる流れ条件の尺度、並びに器官のサイズ及び妊娠期間などの構造測定値を生成する。定量化プロセッサ４６は、測定が行われるべきである画像の解剖学的構造における点などのユーザコントロールパネル２２からの入力を受信する。定量化プロセッサ４６からの出力データが、ディスプレイ１８上での画像を伴う測定グラフィックス及び値の再生のために、グラフィックスプロセッサ５０に転送される。グラフィックスプロセッサ５０はまた、超音波画像とともに表示するためのグラフィックオーバーレイを生成することができる。これらのグラフィックオーバーレイは、患者名、画像の日時、イメージングパラメータなど、標準的な識別情報を含んでいることがある。これらの目的のために、グラフィックスプロセッサ５０は、患者名など、ユーザインターフェース２２からの入力を受信する。ユーザインターフェース２２は、トランスデューサアレイ２６からの超音波信号の発生、したがってトランスデューサアレイ及び超音波システムによって生成される画像を制御するために、送信コントローラ３２に結合される。ユーザインターフェース２２はまた、複数のマルチプレーナリフォーマット（ＭＰＲ：ｍｕｌｔｉｐｌｅ  ｍｕｌｔｉｐｌａｎａｒ  ｒｅｆｏｒｍａｔｔｅｄ）画像の平面の選択及び制御のためのマルチプレーナリフォーマッタ５４に結合され、ＭＰＲ画像は、ＭＰＲ画像の画像フィールドにおいて定量��された測定を実施するために使用される。
【００５０】
再び、上述の超音波システム１００は、ここまで、医療３Ｄ超音波画像処理デバイス１０の適用例のための１つの可能な例として説明されたにすぎないことに留意されたい。上述の超音波システム１００は、前に説明された構成要素のすべてを備える必要があるとは限らないことに留意されたい。一方、必要な場合、超音波システム１００は、さらなる構成要素をも備える。またさらに、複数の上述の構成要素が、必ずしもハードウェアとして実現されなければならないとは限らず、ソフトウェア構成要素としても実現されることに留意されたい。複数の上述の構成要素はまた、共通エンティティ中に又は１つの単一エンティティ中にさえ含まれ、図２に概略的に示されているように、すべてが別個のエンティティとして実現されなければならないとは限らない。
【００５１】
本発明による超音波イメージングシステム１００は、取得された複数の３Ｄ超音波画像データの各々の互いに対する相対的な空間的位置及び配向を決定するように構成された、追跡ユニット６２をさらに備える。この追跡ユニット６２は、複数の３Ｄ超音波画像データの絶対的な空間的位置及び配向を追跡する。ただし、絶対的な空間的位置及び配向を追跡することが必ずしも必須であるとは限らないが、少なくとも、３Ｄ超音波画像データの互いに対する相対的な空間的位置及び配向を追跡することが必要とされる。アレイによって送信された超音波ビームを異なる角度下でステアリングする（それによって、部分的に重複する異なる視野を有する複数の３Ｄ超音波画像データを取得する）ように超音波取得ユニット１６のトランスデューサコントローラ３２が配置された場合、追跡ユニット６２は、トランスデューサコントローラ３２に直接結合される。
【００５２】
本発明の適用例の２つの例が、図１から理解され得る。第１の例では、部分的に重複する異なる視野を有する３Ｄ超音波画像データを取得するために、超音波プローブ１４が、第１の位置Ｐ１から第２の位置Ｐ２まで動かされる。追跡ユニット６２は、第１のプローブの位置に対応する第１の３Ｄ超音波画像データの、第２のプローブ１４’の位置に対応する第２の３Ｄ超音波画像データに対する相対的な空間的位置及び配向を決定する。この位置及び配向追跡は、外部追跡によって又は画像レジストレーションベースの手法によってのいずれかで行われる。また、概して、外部追跡と画像レジストレーションベースの手法の両方が互いに組み合わせられる。第２の例では、超音波取得ユニット１６は、プローブ（１４、１４’）が固定位置（Ｐ１又はＰ２のいずれか）にとどまる間、送信された超音波ビームを異なる角度下でステアリングするように配置され、この場合、追跡ユニットは、トランスデューサコントローラ３２からの入力に基づいて３Ｄ画像データの相対的な空間的位置及び配向を決定することができる。
【００５３】
外部追跡の場合、追跡ユニット６２は、例えば、電磁追跡ユニット、或いは１つ又は複数のカメラを備える光学追跡ユニットを備える。これらの外部追跡ユニットは、好ましくは、超音波プローブ１４の相対的な位置及び配向を追跡する。超音波プローブ１４の相対的な位置及び配向を追跡することにより、取得された超音波ボリュームの相対的な位置及び配向を決定することが可能になる。これは、取得されたイメージングボリューム中の各ボクセルについて、３Ｄ空間における位置を与える。
【００５４】
代替又は追加として、剛性画像レジストレーション手法を使用して、取得された３Ｄ超音波画像データの相対的な位置及び配向を算出するために、画像レジストレーションベースの手法が使用され得る。使用される特定のレジストレーション手法は、好ましくは、スキャンされている組織特性に依存して選択される。このシナリオでは、ボリュームボクセルの相対的な位置は、前に取得されたボリュームに対して算出される。それに加えて、追跡ユニット６２は、好ましくは、画像解析によって複数の取得された３Ｄ超音波画像データを比較し、前記画像解析に基づいて画像レジストレーションを実施するように構成される。したがって、画像レジストレーションは、例えば、ボクセルずつの、複数の３Ｄ超音波画像の画像比較に基づく。
【００５５】
さらに、本発明による超音波イメージングシステム１００は、スティッチングユニット６４をさらに備える。スティッチングユニット６４は、コンパウンド３Ｄ超音波画像データを発生するために３Ｄ超音波画像データを互いにスティッチすることによって、異なるが少なくとも部分的に重複する視野を有する複数の３Ｄ超音波画像データをコンパウンドするように構成される。スティッチングユニット６４は、言い換えれば、複数の３Ｄ超音波画像データを、複数の別個の３Ｄ超音波画像データの各々において表されるより小さいボリューム（視野）を含む大きいエリアのボリュームに合成する。これが、超音波プローブ１４の視野よりも大きい３Ｄボリュームの再構成を可能にする。これは、詳細には、超音波プローブ１４の視野よりも大きいフルの器官をイメージングする場合、有利である。コンパウンド画像の３Ｄボリュームは、異なる取得された３Ｄ超音波画像データのいくつかの重複するボリュームを含む。コンパウンド３Ｄ超音波画像データの最終ボリュームは、いわば、複数の取得された３Ｄ超音波画像データの重複する入力ボリュームの合成に基づく。
【００５６】
本発明によるスティッチングユニット６４は、複数の３Ｄ超音波画像データを互いにスティッチする前に、複数の３Ｄ超音波画像データのスティッチング順序を計算するように構成される。このスティッチング順序は、追跡ユニット６２によって前に決定された３Ｄ超音波画像データの決定された相対的な空間的位置に基づいて、スティッチングユニット６４内で計算される。画像データの前記決定された相対的な空間的位置に基づく前記スティッチング順序の計算は、複数の画像データの異なる視野の重複するエリアを最小化するために使用される。最終的に、スティッチングユニット６４は、前記スティッチング順序に従って複数の３Ｄ超音波画像データをスティッチする。計算されたスティッチング順序によって複数の３Ｄ超音波画像データの異なる視野の重複するエリアを最小化することにより、コンパウンド画像データ間のスティッチ／シームの量が低減される。これにより、さらに、最終的コンパウンド３Ｄ超音波画像データの画像品質が高まる。
【００５７】
本明細書において提案されるスティッチング方法は、好ましくは、連続するパッチ間の重複するエリア（ボリューム
【数１】
2019534115.tif 000003
）を最小化するパッチ（ｐ）スティッチング順序を定義する。異なる超音波データセットのボリュームの重複するエリアは、異なる取得された３Ｄ超音波データセットのボリューム間の距離と相関する。所与のしきい値までは、ボリュームが互いから遠くにあるほど、重複するエリアがより小さくなり、所与のしきい値を超えると重複するエリアがゼロである。さらに、ボリュームの形状への依存がある。相関は、球状の形状のボリューム間の距離の方向には依存しないが、コーン又は矩形ベースの形状の場合、ボリュームの形状への依存があり、それは距離とともに増加する。ここで、小さい距離の場合は相関が準方向非依存（ｑｕａｓｉ  ｄｉｒｅｃｔｉｏｎ  ｉｎｄｅｐｅｎｄｅｎｔ）であると仮定できるとする。この仮定のもとで、パッチ（ｐ）の各々の重心点（ｘ＿ｉ）を使用して、初期ボリュームの事前整合が実施される。これにより、ポイントクラウドベースの手法を使用してソート問題を解決することが可能になる。
【００５８】
上記の仮定をポイントクラウド問題に置き換えるために、ボリュームについての距離経路（ｄ＿ｉ（ｘ））が最大化される各パッチの重心点（ｘ）（ｐ＿ｉ）が、ソートされる。最も若いボリューム重心（ｘ＿ｎ）から始め、次の最も遠いボリュームが選択され、続いてこの２つのパッチから最も遠く離れたボリュームが選択され、以下同様に選択される。この順序付けに基づいて最終ボリューム中のボクセル値を選択することによって、これは、コンパウンド３Ｄ超音波の最終ボリューム中のスティッチの存在を最小化するボリューム分布への近似を与える。
【００５９】
図３は、本発明による方法を概略的に要約する。第１のステップＳ１０１において、異なるが少なくとも部分的に重複する視野を有する複数の３Ｄ超音波画像データが取得される。ステップＳ１０２において、複数の３Ｄ超音波画像データの各々の相対的な空間的位置が、互いに対して、又は絶対座標系に対して決定される。ステップＳ１０３において、ステップＳ１０４における後続のスティッチングのために、複数の３Ｄ画像データが選択される。ステップＳ１０３のデータ選択は、スティッチング順序の決定を含み、スティッチング順序は、後続のスティッチングのためにどの超音波画像データが使用されるか、及びそれらがどの順序で順々に使用されるかを定義する。現況技術の技法とは対照的に、超音波画像データは、それらが取得されたそれらの日時の順序ではなく、スティッチング順序で互いにスティッチされ、スティッチング順序は、コンパウンド３Ｄ超音波画像中の異なる画像間のスティッチ／シームの数を最小化するために、複数の３Ｄ超音波画像データの異なる視野の重複するエリアを最小化する。スティッチング順序は、ステップＳ１０２において決定された相対的な位置に基づいて、ステップＳ１０３において決定される。スティッチング順序は、好ましくは、複数の３Ｄ超音波画像データの各々の中心点の空間的位置の間の距離を決定することと、決定された前記距離に従って複数の３Ｄ超音波画像データを順序付けることとによって計算される。ステップＳ１０４におけるスティッチングは、好ましくは、時間的に最近取得された、複数の３Ｄ超音波画像データのうちの１つの３Ｄ超音波画像データから開始し、１つの３Ｄ超音波画像データを複数の３Ｄ超音波画像データのうちの１つの３Ｄ超音波画像データとスティッチし、１つの３Ｄ超音波画像データの中心点が、時間的に最近取得された３Ｄ超音波画像データの中心点から最も大きい距離を有する。次いで、ステップＳ１０４において、スティッチングは、好ましくは、複数の３Ｄ超音波画像データのうちのさらなる１つの３Ｄ超音波画像データを、すでにスティッチされた３Ｄ超音波画像データとスティッチすることによって続けられ、複数の３Ｄ超音波画像データのうちのさらなる１つの３Ｄ超音波画像データの中心点が、すでにスティッチされた３Ｄ超音波画像データの各々の中心点から（すべての残りのまだスティッチされていない超音波画像データの中心点と比較して）最も大きい距離を有する。
【００６０】
ステップＳ１０３において決定されたスティッチング順序を使用してステップＳ１０４において実施されるこのスティッチング技法によって、ステップＳ１０５において、コンパウンド３Ｄ超音波画像データが最終的に算出される。
【００６１】
上記で説明されたようなスティッチング順序を決定する基本原理は、図５における簡略化された例についての概略的な形態で可視化される。そこに、（点１、２、３及び４によって示された）４つの異なる超音波画像データが示されており、そのすべてが異なる中心点と、したがって異なる視野とを有する。各視野のサイズは、４つの３Ｄ画像データセットのすべてについて同じであると仮定される。
【００６２】
画像データセット１が、最も若いデータセット、すなわち最近取得されたデータセットである。したがって、スティッチングは、画像データセット１から開始し、画像データセット２の中心点が、他のデータセット３及び４と比較して画像データセット１の中心点から最も大きい距離ｄ1を有するので、画像データセット１を画像データセット２にスティッチする。次に、画像データセット１及び２の中心点からの画像データセット３の中心点の距離（すなわちｄ2.1とｄ2.2との和）が、画像データセット１及び２の中心点からの残りのまだスティッチされていない画像データセット４の中心点の距離よりも大きいので、画像データセット３とのスティッチングが続けられる。最終的に、データセット４が、すでにスティッチされたデータセット１、２及び３にスティッチされる。
【００６３】
図４は、パッチの寄与を最大化し、複数の３Ｄ超音波画像データの異なる視野の重複するエリアを最小化する（図４の右部分参照）、本発明に従って定義されたスティッチング順序と比較した、画像データセット年齢に従うスティッチング順序を使用する現況技術のスティッチング技法から生じる、得られたコンパウンド３Ｄ画像（図４の左側参照）の比較を概略的に示す。この簡略化された概略例から、本発明によるスティッチング技法及びその予め実施されたスティッチング順序決定を用いて、スティッチ／シームの数が著しく低減されることが観測される。
【００６４】
図２及び図３に示されているように、本発明による、超音波イメージングシステム１００は、画像品質ユニット６６とアラームユニット６８をさらに備える。これらのユニット６６、６８は、図３のステップＳ１０６において概略的に示されているように、品質監視を実施する。この品質監視は、主に、解剖学的構造の変化を監視し、取得された超音波画像データ内に所定のしきい値を上回る解剖学的構造の変化が生じた場合、システム１００のユーザに通知するために働く。それに加えて、複数の３Ｄ超音波画像データセットの各々内のリアルタイムで取得された部分的ボリュームエリアが、コンパウンド３Ｄ画像データと比較される。画像差を算出するために使用されるメトリックは、画像変化の量の表示を与える絶対値を与える。算出された値は、画像品質を指定するリアルタイム値として使用され得る。この値は、例えば、ディスプレイ１８上でユーザに示される。代替又は追加として、画像品質ユニット６６において決定された品質値は、アラームユニット６８に与えられ、アラームユニット６８は、次いで、現在取得された超音波画像データは古く、したがって、新しい画像取得が必要とされることをユーザに知らせる。このアラームユニット６８は、可聴、可視及び／又は触覚フィードバックをユーザに与えるラウドスピーカー、光学アクチュエータ、及び／又は触覚アクチュエータを含む。
【００６５】
本発明は、図面及び上記の説明において、詳細に示され、説明されてきたが、そのような例示及び説明は、例示的（ｉｌｌｕｓｔｒａｔｉｖｅ）又は例示的（ｅｘｅｍｐｌａｒｙ）と見なされるべきであり、限定的でなく、本発明は、開示された実施形態に限定されるものではない。開示された実施形態に対する他の変形形態が、請求される本発明を実施する際に当業者によって、図面、本開示、及び添付の特許請求の範囲の検討により理解され、実施され得る。
【００６６】
特許請求の範囲において、「備える／有する／含む（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」という単語は他の要素又はステップを除外せず、不定冠詞「１つの（ａ）」又は「１つの（ａｎ）」は複数を除外しない。単一の要素又は他のユニットは、本特許請求の範囲において列挙されるいくつかの項目の機能を遂行し得る。いくつかの方策が、相互に異なる従属請求項に記載されているという単なる事実は、これらの方策の組合せが有利には使用され得ないことを示しているわけではない。
【００６７】
コンピュータプログラムは、他のハードウェアとともに又はそれの一部として供給される光記憶媒体又はソリッドステート媒体など、好適な媒体上に記憶／分配されるが、インターネット或いは他のワイヤード又はワイヤレス電気通信システムを介してなど、他の形態でも分配される。
【００６８】
特許請求の範囲中のいかなる参照符号も、その範囲を限定するものと解釈されるべきではない。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【国際調査報告】
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