WO2014181902A1 - 초음파 최적화 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치 - Google Patents

초음파 최적화 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치 Download PDF

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Definitions

  • the present embodiment relates to an ultrasound optimization method and an ultrasonic medical device therefor. More specifically, by analyzing the reflected signal for the impulse transmitted to the object to identify the object (human body) characteristics, and to optimize the transmission parameters of the ultrasonic wave or to optimize the reception parameters according to the object (human body) characteristics A method and an ultrasonic medical device therefor.
  • Ultrasonic devices have non-invasive and non-destructive properties and are widely used in the medical field for obtaining information inside an object. That is, without using a surgical operation to directly observe the object, it is possible to provide a high-resolution image of the inside of the object in real time using an ultrasound device.
  • the ultrasound apparatus transmits ultrasound to the object and receives a reflection signal from the object to form an ultrasound image of the object.
  • an operator in order to optimize an ultrasound image, an operator must directly adjust an adjustable image parameter or manually input a parameter.
  • the deviation of the ultrasound image occurs according to the characteristics of the object (human body), and there is a problem that cannot be optimized according to the characteristics of the human body.
  • the present embodiment analyzes a reflection signal for an impulse transmitted to an object to determine object (human) characteristics, and optimizes an ultrasound transmission parameter or compensates a reception parameter according to the object (human body) characteristic and
  • the main purpose is to provide an ultrasound medical device.
  • an impulse generator for generating an impulse (Impulse);
  • a transducer for transmitting the impulse to an object and receiving a first reflected signal reflected in response to the impulse;
  • An analyzer configured to generate object characteristic information by using the frequency characteristic of the first reflection signal and to generate analysis result information comparing the object characteristic information with a default value;
  • an optimization for optimizing a transmission parameter (Tx Parameter) of an ultrasound to be transmitted to the object based on the analysis result information, or compensating for a reception parameter (Rx Parameter) of a second reflection signal received in response to the ultrasound from the object. It provides an ultrasound medical device comprising a portion.
  • the impulse generating unit for generating an impulse;
  • a transducer for transmitting the impulse to an object and receiving a first reflected signal reflected in response to the impulse;
  • An analyzer configured to determine a resonance frequency characteristic of the transducer element based on the first reflected signal;
  • a signal processor for generating a normalized signal obtained by normalizing the arbitrary waveform after generating an arbitrary waveform in which the resonance frequency characteristic is reflected;
  • a transmitter configured to generate an ultrasound based on the normalized signal;
  • a scan converting unit converting the second reflection signal received from the object in response to the ultrasound into image data for displaying, and displaying the image data on the provided display unit. to provide.
  • an impulse generating process for generating an impulse Transmitting / receiving the impulse to an object and receiving a first reflected signal reflected in response to the impulse;
  • an impulse generating process for generating an impulse in the ultrasound medical apparatus for optimizing the ultrasound, an impulse generating process for generating an impulse; Transmitting / receiving the impulse to an object and receiving a first reflected signal reflected in response to the impulse; Analyzing a resonance frequency characteristic of the transducer element based on the first reflected signal; A signal processing step of generating a normalized signal obtained by normalizing the arbitrary waveform after generating an arbitrary waveform in which the resonance frequency characteristic is reflected; An ultrasound generation process of generating an ultrasound based on the normalized signal; And a transmitting process of transmitting the ultrasonic waves to the object.
  • the reflection signal of the impulse transmitted to the object is analyzed to determine the object (human body) characteristic, and the transmission parameter of the ultrasound is optimized or the reception parameter is compensated according to the object (human body) characteristic. It can work. In other words, in order to optimize the ultrasound image, the operator does not need to directly adjust the adjustable image parameter or manually input the parameter, thereby analyzing the reflection signal for the impulse and optimizing the ultrasound according to the characteristics of the human body.
  • the ultrasound image may be optimized by adjusting parameters of the transmitted ultrasound or the received reflection signal according to the characteristics of the object (human body) instead of adjusting the parameter value of the image. . That is, there is an effect of optimizing the transmission parameter for the ultrasound transmitted to the object or compensating the reception parameter for the reflected signal corresponding to the ultrasound so that the resulting image is optimized. In addition, according to the present embodiment, there is an effect that the deviation of the ultrasound image according to the characteristics of the object (human body) does not occur.
  • FIG. 1 is a block diagram schematically illustrating an ultrasound medical apparatus according to a first embodiment.
  • FIG. 2 is a block diagram schematically illustrating a signal processor of an ultrasound medical apparatus according to a second embodiment.
  • FIG. 3 is a flowchart illustrating an ultrasound optimization method using an object (human body) characteristic according to the first embodiment.
  • FIG. 4 is a flowchart illustrating an ultrasonic optimization method using the resonance frequency characteristic according to the second embodiment.
  • FIG. 5 is a diagram for describing a method of acquiring an object (human body) characteristic or a resonance frequency characteristic using impulses according to the first and second embodiments.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a transmission pulser for acquiring a real-time image by using a resonance frequency according to the second embodiment.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating a signal processing procedure for generating an arbitrary waveform for frequency displacement according to a second embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating a process of optimizing a transmission parameter or compensating a reception parameter by using an object (human body) characteristic according to the first embodiment.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating a system according to an object (human body) characteristic according to the first embodiment.
  • FIG. 1 is a block diagram schematically illustrating an ultrasound medical apparatus according to a first embodiment.
  • the ultrasound medical apparatus 100 includes a transducer 110, a transmission / reception switch 120, an impulse generator 130, a transmitter 132, a receiver 134, and a beam.
  • a former 140, an analog to digital converter 150, an analyzer 162, an optimizer 164, a signal processor 170, a scan converter 180, and a display 190 are included.
  • the ultrasound medical apparatus 100 includes a transducer 110, a transmission / reception switch 120, an impulse generator 130, a transmitter 132, a receiver 134, a beamformer 140, and an analog-to-digital converter ( 150, the analyzer 162, the optimizer 164, the signal processor 170, the scan converter 180, and the display 190 are described as being included, but are not necessarily limited thereto. Various modifications or variations to the components included in the ultrasound medical apparatus 100 may be applied without departing from the essential characteristics of the embodiments.
  • the transducer 110 converts an electrical analog signal into ultrasonic waves and transmits the ultrasonic wave to an object, and converts a signal reflected from the object (hereinafter, referred to as a reflection signal) into an electrical analog signal.
  • the transducer 110 is formed by combining a plurality of transducer elements.
  • the transducer 110 converts acoustic energy into an electrical signal and converts electrical energy into acoustic energy.
  • the transducer 110 may be implemented as an array transducer, and transmits an ultrasonic wave to an object and receives a reflected signal reflected from the object by using the transducer element in the array transducer.
  • the transducer 110 may include a plurality of transducer elements (eg, 128), and output ultrasonic waves in response to a voltage applied from the transmitter 132. In this case, only some transducer elements of the plurality of transducer elements may be used for ultrasonic transmission. For example, even when the transducer 110 includes 128 transducer elements, only 64 transducer elements may transmit ultrasonic waves to form one transmission scanline during the ultrasonic transmission. The transducer 110 can be used for both reception and transmission.
  • the transducer 110 may be implemented as a plurality of 1D (Dimension), 1.25D, 1.5D, 1.75D or 2D array transducer.
  • the transducer 110 transmits an impulse to an object selected by an operator (or a region of interest of the object) and receives a first reflection signal corresponding to the impulse from the object.
  • the transducer 110 transmits an impulse to an object when an impulse transmission command by an operator is input.
  • the transducer 110 transmits an ultrasound wave to an object selected by an operator (or a region of interest of the object), and receives a second reflection signal corresponding to the ultrasound wave from the object.
  • the transducer 110 transmits the focused ultrasound to the object along the transmission scan line by appropriately delaying an input time of pulses input to each transducer element under the control of the beamformer 140.
  • the second reflected signal reflected from the object corresponding to the ultrasonic wave is input to the transducer 110 with different reception times, and the transducer 110 receives the second reflected signal input from the object beamformer 140.
  • the transmission / reception switch 120 performs a function of switching the transmitter 132 and the receiver 134 so that the transducer 110 alternately performs transmission or reception.
  • the transmission and reception switch 120 serves to prevent the voltage output from the transmitter 132 does not affect the receiver 134.
  • the impulse generator 130 generates an impulse and transmits the generated impulse to the transmitter 132 or directly applies the impulse to the transducer 110 under the control of the transmission / reception switch 120, thereby Let an impulse be output at each transducer element.
  • the impulse refers to a voltage, a current, or a shock wave that generates a single large amplitude in a very short time.
  • the impulse generator 130 is shown as being in a position connected to the transmission and reception switch 120 or the transmission unit 132, but is not necessarily limited thereto and is connected to other modules in the ultrasound medical apparatus 100. May exist.
  • the transmitter 132 includes a pulser for generating a pulse and applying the pulse to the transducer 100.
  • the transmitter 132 applies a voltage pulse to the transducer 110 so that an ultrasonic wave is output from each transducer element of the transducer 110.
  • the transmitter 132 according to the first embodiment applies an impulse generated by the impulse generator 130 to the transducer 110, so that the impulse is output from each transducer element of the transducer 110.
  • the receiver 134 receives a first reflection signal in which an impulse output from each transducer element of the transducer 110 is reflected from an object and returns, and amplifies and aliases the received first reflection signal.
  • the receiver 134 receives a second reflected signal from which the ultrasonic waves output from each transducer element of the transducer 110 is reflected from the object, and amplifies, aliases, and receives the second reflected signal.
  • the post-processed signal is removed and transmitted to the analog-to-digital converter 150, such as removal of noise components and correction of attenuation generated while ultrasonic waves pass through the body.
  • the beamformer 140 converts the electrical signal suitable for the transducer 110 into an electrical signal suitable for each transducer element. In addition, the beamformer 140 calculates the output value of the corresponding transducer element by delaying or summing the electrical signal converted by each transducer element.
  • the beamformer 140 includes a transmit beamformer, a receive beamformer, and a beam former 146.
  • the transmission beamformer corresponds to the transmission focus delay unit 142
  • the reception beamformer corresponds to the reception focus delay unit 144.
  • the beamformer 140 generates a delay time required to focus the ultrasound on the object, and then generates a combined signal in which each of the digital signals to which the delay time is applied is combined into one signal.
  • the transmission focus delay unit 142 applies an appropriate delay to each electric digital signal in consideration of the time to reach each transducer element from the object (diagnosis object). That is, the transmission focusing delay unit 142 adjusts the beam and focuses electronically when the transducer 110 is an array type transducer. That is, since the array transducers are electronically focused according to different depths, the transmission focusing delay unit 142 focuses the beam on the transmitting side by continuously giving a pulse delay time to each of the array transducer elements. As a result, the transmission focusing delay unit 142 may adjust the direction of the beam with respect to the array type transducer which is scanned electronically.
  • the reception focusing delay unit 144 generates a delay time required for focusing or beamforming the digital signal converted by the analog-to-digital converter 150. That is, the reception focus delay unit 144 provides a time delay for focusing the reflected signal received from the transducer 110 and adjusts the dynamic focusing of the reflected signal.
  • the beam forming unit 146 may add the electric digital signal converted by the analog-digital converter 150 to form a receiving focusing signal.
  • the beam forming unit 146 combines the digitized signal into one signal.
  • the reflected signals having the same phase are combined in the beam forming unit 146, and various signal processing schemes are applied in the signal processing unit 170, and then are output from the display unit 190 through the scan converter 180.
  • the beam forming unit 146 applies a different amount of delay (determined according to the position to be focused) on the signal received from the analog-to-digital converter 150, and synthesizes the delayed signal by synthesizing the delayed signal. Do this.
  • the beamformer 146 combines the reflected signals received from each of the transducer elements into one signal for later signal processing.
  • the beam forming unit 146 generates a combined signal in which one signal is combined with reflection signals received from all the transducer elements to produce a single reflection signal for each reflector (object).
  • the generated combination signal is transmitted to the signal processing unit 170 by the beam forming unit 146 and finally to a digitalizing device that converts the digital signal into a digital form for storing image data.
  • the analog-to-digital converter 150 converts the analog reflection signal received from the receiver 134 into a digital signal and transmits the converted signal to the beam forming unit 146.
  • the reflected signal received by the analog-to-digital converter 150 from the transducer 110 is in the form of an analog, which is a voltage of a continuous signal.
  • the analog signal must first be converted into a digital signal before being processed by the scan converter 180. Therefore, the analog-to-digital converter 150 converts each analog signal into a combination of 0's and 1's.
  • the analog-to-digital converter 150 represents an analog signal in the form of 0's and 1's in order to digitally represent the signal, and the digital signal is stored in the memory of the scan converting unit 180 via the signal processing unit 170. .
  • the analog-to-digital converter 150 converts the first reflected signal or the second reflected signal into a digital signal.
  • the analyzer 162 generates object characteristic information by using frequency characteristics of the first reflection signal received in response to an impulse, and generates analysis result information comparing the object characteristic information with a default value.
  • the default value is a kind of reference value, and may be set to a cumulative average value for the characteristic information, an optimum value through experiments, or an ideal value.
  • the object characteristic information includes a plurality of coefficient information, which will be described in detail as follows. That is, the analyzer 162 uses the reflection coefficient, the transmission coefficient, the acoustic impedance, the scattering coefficient, and the attenuation by using the frequency characteristics of the first reflection signal. At least one information of Coefficient, Modulus of Elasticity, and Temperature Coefficient is identified and recognized as object characteristic information.
  • the analyzer 162 transmits information (analysis result information) necessary for the optimizer 164 to optimize the transmission parameter or compensate the reception parameter, to the optimizer 164. That is, the analyzer 162 calculates the amount of attenuation of the object based on the attenuation coefficient ⁇ , the ultrasonic movement distance d, and the frequency, and the sound velocity c based on the density ⁇ and the intensity B of the medium. ), and the calculation on the basis of the ratio of the amplitude of the reflected sound pressure (P r) of the sound pressure amplitude (P i) is incident and calculates the reflection coefficient (r).
  • the reflection coefficients R may be transmitted to the optimizer 164 by the analyzer 162 to optimize the transmission parameter or to receive the reception parameter as information (analysis result information) for determining compensation.
  • the operation of the analysis unit 162 related thereto is as follows.
  • the analysis unit 162 may calculate the attenuation coefficient ⁇ of each human body when measuring the same distance (d) to the frequency using Equation 1, thereby calculating the attenuation amount. That is, the analyzer 162 may calculate the amount of attenuation generated when the impulse passes through the thickness of the object (human body) tissue by multiplying the attenuation coefficient (dB / cm) by the distance (cm).
  • Attenuation of the impulse occurs in the tissue of the subject.
  • the impulse passing through the tissue of the object decreases in amplitude or intensity according to the propagation distance. Attenuation usually appears as the amplitude decreases as the distance passes.
  • This cause of attenuation is due to refraction, scattering or absorption at the interface of the subject tissue.
  • the refraction and scattering of the impulse in the tissue of the subject causes attenuation, and the refraction at a specific location (eg, tumor tissue, etc.) may cause ultrasound loss.
  • the effect of refraction and scattering is not large, but it acts as a factor of overall attenuation.
  • acoustic energy is converted into thermal energy by absorption, which is a damping factor, in the tissue of the object (human body). This acoustic energy means loss.
  • the attenuation coefficient in the tissue of the subject is usually expressed in 'dB / cm'.
  • the impulse travels twice the distance between the reflectors because the impulse has to travel between the reflectors. If the reflectors are the same (i.e. they have the same magnitude, the same direction, the same reflection coefficient), then the reflection signal of the same magnitude.
  • the attenuation coefficient of tissue expressed in 'dB / cm' is a quantification of this change in signal magnitude.
  • the value irradiated for the attenuation coefficient is '0.0002 dB / cm' in the water tissue and '0.18 dB /' in the blood tissue.
  • cm ' the reflection coefficient in Liver tissue is' 0.5 dB / cm' and the muscle tissue in the Muscle tissue is' 1.2 dB / cm '.
  • These reflection coefficients are for the frequency of 1 MHz.
  • the water attenuation coefficient is very low, the manifold oil tissues (such as the liver) are medium, and the muscles are rather high.
  • the attenuation coefficient has a value between 0.5 and 1 dB / cm in the audit coefficient at a frequency of 1 MHz.
  • Attenuation in soft tissues is closely related to the frequency of ultrasound. In most cases the attenuation is almost proportional to frequency. Thus, given the attenuation coefficient at frequency 1 MHz for tissue, the attenuation coefficient is doubled at 2 MHz, and 5 times at 5 MHz. As the frequency increases, the attenuation increases, resulting in shallow ultrasonic penetration into the tissue. That is, the best spatial resolution is obtained when the image is obtained using the highest ultrasonic frequency.
  • the analysis unit 162 may determine the rate of change of the volume (V) when pressure is applied to the object (human body) using [Equation 2], [Equation 3], thereby understanding the stiffness (B) ) Can be identified.
  • the analyzer 162 analyzes the first reflection signal for the corresponding impulse while applying the same distance, the same position, and the same pressure as the object.
  • the density ( ⁇ ) according to this can be grasped.
  • the analyzer 162 may determine the reflection coefficient R using Equation 4, and determine the acoustic impedance Z of the object (eg, the human body) using the reflection coefficient R.
  • the analyzer 162 may estimate the scattering of the ultrasonic transmission (Tx) signal after determining the acoustic impedance, and may predict the component of the noise after predicting the scattering. This information may be used when compensating for the reception parameter in the optimizer 164.
  • the frequency characteristic / pulse shape is changed by attenuation and impedance according to frequency, and the ultrasonic wave transmission rate for each frequency is different. You lose.
  • the analysis unit 162 may determine the rate of change for each object (human body) at the ultrasonic speed of the interface according to the tissue of the object.
  • the analyzer 162 detects object characteristic information through a center frequency and a frequency displacement of the first reflection signal received in response to the impulse.
  • the analyzer 162 obtains acoustic impedance information on a time axis to predict a non-linear component of the object.
  • the analyzer 162 compares each piece of coefficient information included in the first reflection signal with a default value, and generates analysis result information including information that is greater than or equal to the default value or less than the default value.
  • the optimizer 164 optimizes a transmission parameter (Tx Parameter) of the ultrasound to be transmitted to the object based on the analysis result information received from the analyzer 162 or receives the second reflected signal received in response to the ultrasound from the object. Compensate for the Rx Parameter. That is, the optimizer 164 weights each coefficient information (reflection coefficient, transmission coefficient, acoustic impedance, scattering coefficient, attenuation coefficient, elastic coefficient, temperature coefficient, etc.) included in the analysis result information received from the analysis unit 162. Weight to calculate the sum score, and adjust the transmission parameter or the reception parameter according to the sum score.
  • Tx Parameter transmission parameter of the ultrasound to be transmitted to the object based on the analysis result information received from the analyzer 162 or receives the second reflected signal received in response to the ultrasound from the object. Compensate for the Rx Parameter. That is, the optimizer 164 weights each coefficient information (reflection coefficient, transmission coefficient, acoustic impedance, scattering coefficient, attenuation coefficient
  • a sum score obtained by adding up all weighted coefficients is added.
  • the transmission parameter may be adjusted or the reception parameter may be adjusted under the condition corresponding to the sum score.
  • the optimizer 164 adjusts to reduce the transmission parameter or the reception parameter corresponding to the information exceeding the default value among the coefficient information included in the analysis result information by a weight, or the transmission parameter or reception corresponding to the information below the default value of the coefficient information. Adjust the parameter to increase by weight.
  • Transmission parameters optimized by the optimizer 164 are as follows. That is, the optimizer 164 transmits an apodization parameter for setting the size of each transducer element differently according to a focal point based on the analysis result information, and a transmission burst for determining the number of transmissions of ultrasonic waves. (Burst) parameter, transmission frequency selection parameter to select center frequency of Tx Waveform, and Aperture Compounding to display real-time image by setting different gravity of received signal according to each time difference frame ) Adjust at least one or more transmission parameters of the parameters.
  • the reception parameters compensated by the optimizer 164 are as follows. That is, the optimizer 164 may change a signal size change parameter that changes the size of the received signal on the time axis based on the analysis result information, a filter (for example, a low pass filter (LPF), a high pass (HPF) necessary for image processing) Filter at least one reception parameter among a filter selection parameter for selecting a filter), an image setting parameter for setting image data according to an object, and a reception frequency selection parameter for selecting a center frequency of a Rx waveform. do.
  • a filter for example, a low pass filter (LPF), a high pass (HPF) necessary for image processing
  • the signal processor 170 converts the reflected signal of the received scan line focused by the beam forming unit 146 into baseband signals and detects an envelope by using a quadrature demodulator. Get data for the scanline. In addition, the signal processor 170 processes the data generated by the beamformer 140 into a digital signal.
  • the scan converter 180 records the data obtained by the signal processor 170 in the memory, matches the scanning direction of the data with the pixel direction of the display 190 (ie, the monitor), and displays the data in the display 190 Maps to a pixel location
  • the scan converter 180 converts the ultrasound image data into a data format used by the display 190 of a predetermined scan line display format.
  • the main role of the scan converter 180 is to temporarily store ultrasound image data.
  • the scan converter 180 receives the reflected signal from the transducer 110 and stores the received reflected signal in an internal memory (ie, a storage device). Thereafter, the scan converter 180 converts the reflected signal into image data and outputs it to the display 190.
  • the image data may be converted into not only B-mode image data but also M-mode image data, Doppler mode image data, and color flow mode image data.
  • the scan converter 180 is not in the stop mode, the reflected signal stored in the internal memory is continuously updated with new information. At this time, the converted image data is output to the display 190 and updated again in real time.
  • the stop mode the scanning operation is stopped and only the output function is performed.
  • the scan conversion of the scan converter 180 is essentially performed because the acquisition and implementation of the image are performed in different formats, and the ultrasound image data is output on the display 190.
  • the reflected signal reaches the scan converter 180 along each scan line.
  • the memory of the scan converter 180 buffers between different data formats while writing and reading data.
  • the scan converter 180 receives the reflected signal in the information format and speed of the transducer 110.
  • the scan converter 180 records the reflected signal as one image data in the memory.
  • the image data is retrieved from the memory for the display 190 (ie, the monitor) by the scan converter 180 and coincides with the horizontal image scan of the display 190.
  • the memory of the scan converter 180 may be recognized as a matrix of elements configured in a multi-bit storage unit for the ultrasound image data received from a preset location.
  • the digitized element is called a pixel. That is, the memory of the scan converter 180 is a matrix of such pixels.
  • the ultrasound image data output on the display 190 is actually present in the form of a matrix of digital numbers in the memory of the scan converter 180. That is, during the flaw detection, the reflected signal is inserted at the position (address) of the pixel according to the position of the object.
  • the scan converter 180 uses the delay time of the reflected signal and the beam coordinates of the transducer 110 to calculate the correct pixel address.
  • the scan converter 180 is used on at least 8 bits to express the value of the reflection signal on each pixel position. That is, 8 bits have 256 amplitude levels in each position.
  • the memory of the scan converter 180 is continuously updated with new reflection signal information as the ultrasound detects a region of interest (ROI).
  • ROI region of interest
  • the reflected signal may be stored in the memory not only for image recording but also for storing photographs and digital information.
  • the memory of the scan converter 180 is output by transferring pixel values to a digital-to-analog converter (DAC) that supplies a signal required to adjust the luminance intensity of the display 190.
  • DAC digital-to-analog converter
  • the display 190 outputs the ultrasound image data generated by the scan converter 180.
  • the ultrasound image data is a concept including a B-mode image or a C-mode image. That is, the B-mode image is a gray scale image, and refers to an image mode representing the movement of the object, and the C-mode image refers to a color flow image mode.
  • BC-Mode Image BC-Mode Image
  • the image mode provides anatomical information together with blood flow and motion information of the subject.
  • the B-mode is a gray scale image and refers to an image mode representing the movement of the object
  • the C-mode is a color flow image and refers to an image mode representing the flow of blood flow or the movement of the object.
  • the ultrasound medical apparatus 100 is a device capable of simultaneously providing a B-mode image and a C-mode image, which is a color flow image.
  • the ultrasound medical apparatus 100 may further include a user input unit, and the user input unit receives an instruction by a user's manipulation or input.
  • the user command may be a setting command for controlling the ultrasound medical apparatus 100.
  • FIG. 2 is a block diagram schematically illustrating a signal processor of an ultrasound medical apparatus according to a second embodiment.
  • the signal processor 170 includes an arbitrary waveform generator 210 and a normalizer 220.
  • the signal processor 170 includes only the arbitrary waveform generator 210 and the normalizer 220.
  • the signal processor 170 is not necessarily limited thereto, and the signal processor 170 does not depart from the essential characteristics of the second embodiment. Various modifications or variations to the components included in 170 will be applicable.
  • the analyzer 162 determines a resonance frequency characteristic of the transducer element based on the first reflected signal received in response to the impulse.
  • the resonance frequency refers to the resonance frequency of the transducer element (piezoelectric element) of the transducer 110.
  • the resonant frequency may be mainly set to the thickness of the piezoelectric element of the transducer 110.
  • the thin piezoelectric element may have a high resonance frequency
  • the thick piezoelectric element may be set to a low resonance frequency. Since the transducer 110 operates at or close to the resonant frequency of the piezoelectric element, the thickness of the piezoelectric element attached to the high frequency transducer is thinner than that of the piezoelectric element attached to the low frequency transducer.
  • a wideband transducer is designed to operate at more than one frequency, and the frequency of sound waves emitted when using the transducer may be determined by the ultrasound medical device 100 itself.
  • the operator may select a frequency to be used for flaw detection by using a selector switch of the ultrasound medical apparatus 100.
  • the transmitter of the ultrasound medical apparatus 100 determines an electrical pulse transmitted to the transducer 110 to produce a selected frequency. Done.
  • the amplifier of the receiver is also adjusted to the same frequency.
  • the analyzer 162 since the resonance frequency set to the thickness of the piezoelectric element of the transducer 110 includes thermal noise according to the frequency characteristic of the transmission pulse, the analyzer 162 according to the second embodiment responds to the impulse. Therefore, the resonance frequency of the transducer element is accurately determined based on the received first reflected signal.
  • the arbitrary waveform generator 210 generates an arbitrary waveform in which the resonance frequency characteristics are reflected.
  • the normalization unit 220 generates a normalized normalized signal after performing a Fast Fourier Transform (FFT) on an arbitrary waveform.
  • FFT Fast Fourier Transform
  • the fast Fourier transform (FFT) is a spectral analysis. In the spectral analysis, a complex signal is classified or analyzed into simple frequency components. The most common method used for such spectral analysis is Fourier Analysis.
  • the normalization unit 220 included in the signal processor 170 performs a fast Fourier transform (FFT).
  • FFT fast Fourier transform
  • the normalizer 220 represents a plurality of frequency components expressed as a function of time as a Doppler signal.
  • the normalizer 220 divides these segments of the Doppler signal into small pieces in succession about 1-5 ms. At this time, the segment of the signal is converted into a digital value in the analog-to-digital converter 150 and then sent to the normalization unit 220.
  • the normalizer 220 shows each relative signal value at several discrete frequencies and then works on different signal segments and displays them continuously.
  • the horizontal axis is represented by time and divided into small intervals corresponding to the segments of the aforementioned signal. That is, the vertical axis represents the Doppler frequency or the velocity of the reflector and is stored divided by discrete frequencies. The higher the value stored at the vertical interval, the higher the frequency.
  • the normalizer 220 has a gray density or a density for expressing a frequency distribution between segments. By successfully classifying the segments of the signal, the analyzer allows for continuous spectral representation.
  • the normalization performed by the normalization unit 220 refers to a process of digitizing an unnormalized signal (high-speed Fourier transformed signal). In other words, normalization refers to a process of setting a reference to an unnormalized signal, identifying a peak, and calculating ' ⁇ '.
  • the transmitter 132 according to the second embodiment generates the ultrasound based on the normalization signal received from the normalizer 220. That is, the transmitter 132 according to the second embodiment includes a pulser for generating ultrasonic waves based on the normalized signal. Subsequently, the transducer 110 according to the second embodiment transmits the ultrasound generated based on the normalization signal to the object, and receives a second reflected signal corresponding to the ultrasound generated based on the normalization signal from the object. Thereafter, the scan conversion unit 180 receives the second reflection signal corresponding to the ultrasonic wave generated based on the normalization signal, converts the second reflection signal into (ultrasound) image data for displaying, and displays the second reflection signal on the display unit. Display the image data.
  • the impulse generator 130 of the ultrasound medical apparatus 100 generates an impulse, and transmits an impulse from the transducer 110 to the object, and then reflects the first reflected signal in response to the impulse.
  • the analyzer 162 of the ultrasound medical apparatus 100 determines the resonance frequency characteristic of the transducer element based on the first reflected signal, and the arbitrary waveform generator 210 generates an arbitrary waveform in which the resonance frequency characteristic is reflected.
  • the normalization unit 220 generates a normalization signal obtained by normalizing an arbitrary waveform and transmits the normalized signal to the transmitter 132.
  • the transmitter 132 of the ultrasound medical apparatus 100 generates ultrasound based on the normalization signal received from the normalizer 220.
  • the transducer 110 of the ultrasound medical apparatus 100 transmits an ultrasound generated based on the normalization signal to the object, and receives a second reflection signal corresponding to the ultrasound generated based on the normalization signal from the object. Subsequently, the scan conversion unit 180 of the ultrasound medical apparatus 100 receives the two reflection signals, converts the second reflection signals into (ultrasound) image data for displaying, and image data on the provided display unit 190. To appear. That is, since the resonance frequency characteristic of the transducer element of the transducer 110 is already reflected in the ultrasonic wave generated based on the normalized signal, the optimized (ultrasound) image data is generated in the scan converter 180 as a result. .
  • FIG. 3 is a flowchart illustrating an ultrasound optimization method using an object (human body) characteristic according to the first embodiment.
  • the ultrasound medical apparatus 100 generates an impulse and transmits the impulse to the object and receives a first reflected signal reflected from the object in correspondence with the impulse (S310).
  • the ultrasound medical apparatus 100 generates object characteristic information using the frequency characteristic of the first reflected signal received in response to the impulse (S320).
  • the ultrasound medical apparatus 100 recognizes at least one or more information of a reflection coefficient, a transmission coefficient, an acoustic impedance, a scattering coefficient, an attenuation coefficient, an elasticity coefficient, and a temperature coefficient by using the frequency characteristic of the first reflection signal. Recognize it as object characteristic information.
  • the ultrasound medical apparatus 100 recognizes the object characteristic information through the center frequency and the frequency displacement of the received first reflected signal corresponding to the impulse.
  • the ultrasound medical apparatus 100 generates analysis result information comparing the object characteristic information with a default value (S330).
  • the ultrasound medical apparatus 100 compares each piece of coefficient information included in the first reflection signal with a default value, and generates analysis result information including default value exceeding information or information below the default value, which is determined whether the value is above or below the default value.
  • the ultrasound medical apparatus 100 calculates an amount of attenuation for the object based on the attenuation coefficient ⁇ , the ultrasonic moving distance d, and the frequency, and based on the density ⁇ and the intensity B of the medium.
  • the reflection coefficients R may optimize the transmission parameter or generate the reception parameter as information (analysis result information) by the ultrasound medical apparatus 100. Also, the ultrasound medical apparatus 100 may predict the nonlinear component of the object by obtaining acoustic impedance information on the time axis.
  • the ultrasound medical apparatus 100 determines whether it is necessary to optimize the transmission parameter of the ultrasound to be transmitted to the object based on the analysis result information (S340).
  • the ultrasound medical apparatus 100 calculates a sum score by assigning weights to coefficient information (reflection coefficient, transmission coefficient, acoustic impedance, scattering coefficient, attenuation coefficient, elasticity coefficient, temperature coefficient, etc.) included in the analysis result information. In this case, it is determined whether the transmission parameters need to be optimized according to the sum score.
  • the transmission parameter may be adjusted (optimized).
  • the ultrasound medical apparatus 100 optimizes the transmission parameters according to the corresponding conditions (S350). That is, in S350, the ultrasound medical apparatus 100 adjusts to reduce the transmission parameter corresponding to the information exceeding the default value among the coefficient information included in the analysis result information by a weight or weights the transmission parameter corresponding to the information below the default value among the coefficient information. Adjust to increase by.
  • the ultrasound medical apparatus 100 determines an apodization parameter for differently setting the size of each transducer element according to the focal position based on the analysis result information, a transmission burst parameter for determining the number of transmission of ultrasound waves, and a center frequency of the waveform. At least one transmission parameter is selected from among a transmission frequency selection parameter for selecting and an aperture compounding parameter for displaying a real-time image by differently setting the specific gravity of the received signal according to each time difference frame.
  • the ultrasound medical apparatus 100 checks whether it is necessary to compensate the reception parameter of the second reflection signal received in response to the ultrasound from the object (S360).
  • the ultrasound medical apparatus 100 calculates a sum score by assigning weights to coefficient information (reflection coefficient, transmission coefficient, acoustic impedance, scattering coefficient, attenuation coefficient, elasticity coefficient, temperature coefficient, etc.) included in the analysis result information. In this case, it is determined whether the reception parameter needs to be compensated according to the sum score.
  • the reception parameter may be adjusted (compensated).
  • the ultrasound medical apparatus 100 compensates the reception parameter according to a corresponding condition (S370). That is, in operation S370, the ultrasound medical apparatus 100 may adjust the reception parameter corresponding to the information exceeding the default value among the coefficient information included in the analysis result information by a weight or weight the reception parameter corresponding to the information below the default value among the coefficient information. Adjust to increase by.
  • the ultrasound medical apparatus 100 may include a signal size change parameter for changing a magnitude of a received signal on a time axis based on the analysis result information, a filter selection parameter for selecting a filter (eg, LPF, HPF) for image processing, and an object. At least one or more reception parameters are adjusted among the image setting parameters for setting the image data and the reception frequency selection parameters for selecting the center frequency of the reception waveform.
  • steps S310 to S370 are described as being sequentially executed. However, this is merely illustrative of the technical idea of the first embodiment, and a person having ordinary knowledge in the technical field to which the first embodiment belongs is described. 3 may be applied in various modifications and variations, such as by changing the order described in FIG. 3 or executing one or more steps of steps S310 to S370 in parallel without departing from the essential characteristics of the first embodiment. The order is not limited.
  • the ultrasound optimization method using the object (human body) characteristic according to the first embodiment of FIG. 3 may be implemented in a program and recorded in a computer-readable recording medium.
  • the computer-readable recording medium having recorded thereon a program for implementing an ultrasound optimization method using an object (human body) characteristic according to the first embodiment includes all kinds of recording devices storing data that can be read by a computer system. do. Examples of such computer-readable recording media include ROM, RAM, CD-ROM, magnetic tape, floppy disk, optical data storage, and the like, and are implemented in the form of a carrier wave (for example, transmission over the Internet). It includes being.
  • the computer readable recording medium can also be distributed over network coupled computer systems so that the computer readable code is stored and executed in a distributed fashion. Also, functional programs, codes, and code segments for implementing the first embodiment may be easily inferred by programmers in the art to which the first embodiment belongs.
  • FIG. 4 is a flowchart illustrating an ultrasonic optimization method using the resonance frequency characteristic according to the second embodiment.
  • the ultrasound medical apparatus 100 generates an impulse and transmits the impulse to the object, and receives the first reflected signal reflected from the object in correspondence with the impulse (S410).
  • the ultrasound medical apparatus 100 determines the resonance frequency characteristic by using the frequency characteristic of the first reflected signal received in response to the impulse (S420).
  • the ultrasound medical apparatus 100 generates an arbitrary waveform in which resonance frequency characteristics are reflected (S430).
  • the ultrasound medical apparatus 100 generates a normalized normalized signal after performing fast Fourier transform (FFT) on the arbitrary waveform (S440).
  • FFT fast Fourier transform
  • the ultrasound medical apparatus 100 generates ultrasound based on the normalized signal (S450).
  • the ultrasound medical apparatus 100 transmits an ultrasound generated based on the normalization signal to the object, and receives a second reflection signal corresponding to the ultrasound generated based on the normalization signal from the object (S460).
  • the ultrasound medical apparatus 100 receives the second reflection signal, converts the second reflection signal into image data for displaying, and causes the image data on the provided display unit to appear (S470). That is, since the resonant frequency characteristic of the transducer element of the transducer 110 is already reflected in the ultrasound generated based on the normalized signal, the ultrasound medical apparatus 100 may optimize (ultrasonic wave) in the scan converter 180. ) Image data is generated.
  • steps S410 to S470 are described as being sequentially executed.
  • this is merely illustrative of the technical idea of the second embodiment, and a person having ordinary knowledge in the technical field to which the second embodiment belongs is described. 4 may be applied in various modifications and variations, such as by changing the order described in FIG. 4 or by executing one or more steps of steps S410 to S470 in parallel without departing from the essential characteristics of the second embodiment. The order is not limited.
  • FIG. 5 is a diagram for describing a method of acquiring an object (human body) characteristic or a resonance frequency characteristic using impulses according to the first and second embodiments.
  • the impulse generator 130 of the ultrasound medical apparatus 100 generates an impulse.
  • the impulse generator 130 transmits the impulse to the transmitter 132 or directly applies the impulse to the transducer 110 under the control of the transmission / reception switch 120, thereby each transducer element of the transducer 110.
  • the analyzer 162 of the ultrasound medical apparatus 100 finds the resonance frequency characteristic of the transducer element of the transducer 110 and applies the same to ultrasound generation.
  • the ultrasound medical apparatus 100 transmits the transducer of the transducer 110.
  • FIG. An impulse is transmitted to the object to determine the resonance frequency characteristic of the producer element.
  • the ultrasound medical apparatus 100 receives a first reflection signal corresponding to an impulse from an object, converts the analog-digital signal, and stores the converted signal in a memory.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a transmission pulser for acquiring a real-time image by using a resonance frequency according to the second embodiment.
  • the ultrasound medical apparatus 100 analyzes the first reflected signal received in response to the impulse to obtain a live image using the best resonant frequency obtained. Generate ultrasound for That is, as shown in FIG. 6, the ultrasound medical apparatus 100 determines the resonance frequency characteristic of the transducer element based on the first reflected signal received in response to the impulse. The ultrasound medical apparatus 100 generates an arbitrary waveform in which the resonance frequency characteristics are reflected by using the arbitrary waveform generator 210. That is, the ultrasound image data is generated by generating an ultrasound wave that finds the best resonance frequency characteristic of the transducer 110 and transmits the same frequency to the object.
  • the ultrasound medical apparatus 100 is to find a resonance frequency characteristic that exactly matches the characteristics of the transducer element of the transducer 110 and to use it to generate ultrasound image data as a result.
  • the ultrasound medical apparatus 100 is to find a resonance frequency characteristic that exactly matches the characteristics of the transducer element of the transducer 110 and to use it to generate ultrasound image data as a result.
  • by acquiring an accurate resonant frequency according to the characteristics of the transducer element of the transducer 110 and generating ultrasonic image data using the same it is possible to minimize thermal noise generated by the transducer 110 and to achieve higher transmission. Power can be applied to the object (human body), thereby improving the transmission.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating a signal processing procedure for generating an arbitrary waveform for frequency displacement according to a second embodiment.
  • the ultrasound medical apparatus 100 generates a normalized normalized signal after performing fast Fourier transform (FFT) on an arbitrary waveform using the normalization unit 220. That is, the normalization unit 220 of the ultrasound medical apparatus 100 generates a random waveform reflecting the resonance frequency characteristic and then uses a fast Fourier transform (FFT) for the best frequency displacement.
  • the ultrasound medical apparatus 100 may find the best resonant frequency characteristics based on the first reflected signal, and then change the frequency of the fast Fourier transform (FFT) and normalization.
  • the ultrasound medical apparatus 100 may generate an ideal ultrasound for forming a radiofrequency image by performing the signal processing described above.
  • the ultrasound medical apparatus 100 transmits an impulse from the transducer 110 to the object and receives a first reflected signal reflected in response to the impulse.
  • the analyzer 162 determines the resonance frequency characteristic of the transducer element based on the first reflected signal, and generates an arbitrary waveform in which the resonance frequency characteristic is reflected in the arbitrary waveform generator 210, and then normalizes the 220.
  • the transmitter 132 generates an ultrasound based on the normalization signal received from the normalization unit 220, and transmits the ultrasound generated based on the normalization signal from the transducer 110 to the object, and transmits the ultrasound to the normalization signal from the object.
  • the second reflection signal corresponding to the generated ultrasound is received.
  • the ultrasound medical apparatus 100 converts the second reflection signal into image data for displaying and displays the image data on the provided display unit. That is, since the resonance frequency characteristic of the transducer element of the transducer 110 is already reflected in the ultrasonic wave generated based on the normalized signal, the image data converted by the scan converter 180 is optimized.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating a process of optimizing a transmission parameter or compensating a reception parameter by using an object (human body) characteristic according to the first embodiment.
  • the ultrasound medical apparatus 100 identifies and analyzes an object (human body) characteristic having different coefficients.
  • the ultrasound medical apparatus 100 transmits an impulse to the object to determine the characteristics of the object (human body) and then analyzes the first reflection signal corresponding to the impulse (for example, a signal-to-noise ratio (SNR), Optimize the transmission parameters by finding a center frequency or high frequency displacement.
  • the transmission parameters that can be optimized by the ultrasound medical apparatus 100 determine an apodization parameter for setting the size of each transducer element according to the focal position and the number of ultrasound transmissions.
  • At least one of a burst burst parameter, a transmission frequency selection parameter for selecting a center frequency of a transmission waveform, and an aperture compounding parameter for setting a specific gravity of a received signal according to each time difference frame to display a real-time image. have.
  • the ultrasound medical apparatus 100 transmits an impulse to the object to determine the characteristics of the object (human body) and then analyzes the first reflected signal corresponding to the impulse (eg, signal-to-noise ratio (SNR), center frequency, or frequency displacement). Compensate the reception parameters by finding a high place.
  • the reception parameter that the ultrasound medical apparatus 100 can compensate for is a signal size change parameter for changing the magnitude of the received signal on the time axis based on the analysis result information, and a filter required for image processing ( For example, at least one parameter may be selected from a filter selection parameter for selecting LPF and HPF, an image setting parameter for setting image data according to an object, and a reception frequency selection parameter for selecting a center frequency of a reception waveform.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating a system according to an object (human body) characteristic according to the first embodiment.
  • the ultrasound medical apparatus 100 may select or write 'body information' of a patient on a control panel by an operator's manipulation. That is, the ultrasound medical apparatus 100 may generate 'object characteristic information' in 'body information' of the patient.
  • the ultrasound medical apparatus 100 may set the object characteristic information accumulated for a specific object (patient) as a reference value after making a database.
  • the ultrasound medical apparatus 100 receives at least one or more information of 'gender information', 'age information', 'key information', and 'weight information' corresponding to the patient's body information by an operator's operation.
  • a transmission parameter or a reception parameter when the optimal ultrasound image data for the body information is output can be extracted and made into a database, and an average value accumulated between similar body information can be set as a reference value.
  • transducer 120 transmission and reception switch
  • signal processing unit 180 scanning conversion unit

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Abstract

초음파 최적화 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치를 개시한다. 대상체로 송신되는 임펄스에 대한 반사 신호를 분석하여 대상체(인체) 특성을 파악하고, 대상체(인체) 특성에 따라 초음파의 송신 파라미터를 최적화하거나 수신 파라미터를 보상하고자 하는 초음파 최적화 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치를 제공한다.

Description

초음파 최적화 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치
본 실시예는 초음파 최적화 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치에 관한 것이다. 더욱 상세하게는 대상체로 송신되는 임펄스(Impulse)에 대한 반사 신호를 분석하여 대상체(인체) 특성을 파악하고, 대상체(인체) 특성에 따라 초음파의 송신 파라미터를 최적화하거나 수신 파라미터를 보상하고자 하는 초음파 최적화 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치에 관한 것이다.
이하에 기술되는 내용은 단순히 본 실시예와 관련되는 배경 정보만을 제공할 뿐 종래기술을 구성하는 것이 아님을 밝혀둔다.
초음파 장치는 무침습 및 비파괴 특성을 가지고 있어, 대상체 내부의 정보를 얻기 위한 의료 분야에 널리 이용되고 있다. 즉, 대상체를 직접 절개하여 관찰하는 외과 수술 없이, 초음파 장치를 이용하여 대상체 내부의 고해상도 영상을 실시간으로 제공할 수 있다. 이러한, 초음파 장치는 초음파를 대상체에 송신하고 대상체로부터 반사 신호를 수신하여 대상체의 초음파 영상을 형성한다.
일반적으로 초음파 영상을 최적화하기 위해서는 조작자(Operator)가 조절 가능한 영상 파라미터를 직접 조절하거나 수동으로 파라미터를 입력해야 한다. 즉, 대상체(인체) 특성에 따라 초음파 영상의 편차가 발생하게 되며, 이를 인체 특성에 맞게 최적화하지 못하는 문제가 있다.
본 실시예는 대상체로 송신되는 임펄스에 대한 반사 신호를 분석하여 대상체(인체) 특성을 파악하고, 대상체(인체) 특성에 따라 초음파의 송신 파라미터를 최적화하거나 수신 파라미터를 보상하고자 하는 초음파 최적화 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치를 제공하는 데 주된 목적이 있다.
본 실시예의 일 측면에 의하면, 임펄스(Impulse)를 생성하는 임펄스 발생부(Impulse Generator); 대상체로 상기 임펄스를 송신하고 상기 임펄스에 대응하여 반사되는 제 1 반사 신호를 수신하는 트랜스듀서(Transducer); 상기 제 1 반사 신호의 주파수 특성을 이용하여 대상체 특성 정보를 생성한 후 상기 대상체 특성 정보를 기본값(Default)과 비교한 분석 결과 정보를 생성하는 분석부; 및 상기 분석 결과 정보에 근거하여 상기 대상체로 송신할 초음파의 송신 파라미터(Tx Parameter)를 최적화하거나, 상기 대상체로부터 상기 초음파에 대응하여 수신된 제 2 반사 신호의 수신 파라미터(Rx Parameter)를 보상하는 최적화부를 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치를 제공한다.
또한, 본 실시에의 다른 측면에 의하면, 임펄스를 생성하는 임펄스 발생부; 대상체로 상기 임펄스를 송신하고 상기 임펄스에 대응하여 반사되는 제 1 반사 신호를 수신하는 트랜스듀서; 상기 제 1 반사 신호에 근거하여 트랜스듀서 엘리먼트에 대한 공진 주파수 특성을 파악하는 분석부; 상기 공진 주파수 특성이 반영된 임의 파형을 생성한 후 상기 임의 파형을 노멀라이제이션한 정규화 신호를 생성하는 신호 처리부; 상기 정규화 신호에 근거하여 초음파를 생성하는 송신부; 및 상기 대상체로부터 상기 초음파에 대응하여 수신된 제 2 반사 신호를 디스플레이하기 위한 영상 데이터로 변환하고, 구비된 디스플레이부 상의 상기 영상 데이터가 나타나도록 하는 주사 변환부를 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 진단 장치를 제공한다.
또한, 본 실시에의 다른 측면에 의하면, 초음파 의료 장치가 초음파를 최적화하는 방법에 있어서, 임펄스를 생성하는 임펄스 발생 과정; 대상체로 상기 임펄스를 송신하고 상기 임펄스에 대응하여 반사되는 제 1 반사 신호를 수신하는 송수신 과정; 상기 제 1 반사 신호의 주파수 특성을 이용하여 대상체 특성 정보를 생성한 후 상기 대상체 특성 정보를 기본값과 비교한 분석 결과 정보를 생성하는 분석 과정; 및 상기 분석 결과 정보에 근거하여 상기 대상체로 송신할 초음파의 송신 파라미터를 최적화하거나, 상기 대상체로부터 상기 초음파에 대응하여 수신된 제 2 반사 신호의 수신 파라미터를 보상하는 최적화 과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 최적화 방법을 제공한다.
또한, 본 실시에의 다른 측면에 의하면, 초음파 의료 장치가 초음파를 최적화하는 방법에 있어서, 임펄스를 생성하는 임펄스 발생 과정; 대상체로 상기 임펄스를 송신하고 상기 임펄스에 대응하여 반사되는 제 1 반사 신호를 수신하는 송수신 과정; 상기 제 1 반사 신호에 근거하여 트랜스듀서 엘리먼트에 대한 공진 주파수 특성을 파악하는 분석 과정; 상기 공진 주파수 특성이 반영된 임의 파형을 생성한 후 상기 임의 파형을 노멀라이제이션한 정규화 신호를 생성하는 신호 처리 과정; 상기 정규화 신호에 근거하여 초음파를 생성하는 초음파 생성 과정; 및 상기 대상체로 상기 초음파를 송신하는 송신 과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 최적화 방법을 제공한다.
이상에서 설명한 바와 같이 본 실시예에 의하면, 대상체로 송신되는 임펄스에 대한 반사 신호를 분석하여 대상체(인체) 특성을 파악하고, 대상체(인체) 특성에 따라 초음파의 송신 파라미터를 최적화하거나 수신 파라미터를 보상할 수 있는 효과가 있다. 즉, 초음파 영상을 최적화하기 위해서는 조작자가 조절 가능한 영상 파라미터를 직접 조절하거나 수동으로 파라미터를 입력할 필요없이, 임펄스에 대한 반사 신호를 분석하여 인체 특성에 맞게 초음파를 최적화할 수 있는 효과가 있다.
또한, 본 실시예에 의하면, 영상에 대한 파라미터 값을 조절하는 것이 아니라 대상체(인체)에 대한 특성에 따라 송신되는 초음파 또는 수신되는 반사 신호에 대한 파라미터를 조절하여 초음파 영상이 최적화되도록 하는 효과가 있다. 즉, 대상체로 송신되는 초음파에 대한 송신 파라미터를 최적화하거나 초음파에 대응되는 반사 신호에 대한 수신 파라미터를 보상하여 결과적으로 형성되는 이미지가 최적화되도록 하는 효과가 있다. 또한, 본 실시예에 의하면, 대상체(인체)의 특성에 따른 초음파 영상의 편차가 미발생하도록 하는 효과가 있다.
도 1은 제 1 실시예에 따른 초음파 의료 장치를 개략적으로 나타낸 블럭 구성도이다.
도 2는 제 2 실시예에 따른 초음파 의료 장치의 신호 처리부를 개략적으로 나타낸 블럭 구성도이다.
도 3은 제 1 실시예에 따른 대상체(인체) 특성을 이용한 초음파 최적화 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 4는 제 2 실시예에 따른 공진 주파수 특성을 이용한 초음파 최적화 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 5는 제 1, 2 실시예에 따른 임펄스를 이용하여 대상체(인체) 특성 또는 공진 주파수 특성을 획득하는 방법을 설명하기 위한 도면이다.
도 6은 제 2 실시예에 따른 공진 주파수를 이용하여 실시간 이미지를 획득하기 위한 송신 펄서를 나타낸 도면이다.
도 7은 제 2 실시예에 따른 주파수 변위를 위한 임의 파형을 생성하기 위한 신호 처리 과정을 나타낸 도면이다.
도 8은 제 1 실시예에 따른 대상체(인체) 특성을 이용하여 송신 파라미터를 최적화하거나 수신 파라미터를 보상하는 과정을 나타낸 도면이다.
도 9는 제 1 실시예에 따른 대상체(인체) 특성에 따른 시스템을 나타낸 도면이다.
이하, 제 1, 2 실시예를 첨부된 도면을 참조하여 상세하게 설명한다.
도 1은 제 1 실시예에 따른 초음파 의료 장치를 개략적으로 나타낸 블럭 구성도이다.
제 1 실시예에 따른 초음파 의료 장치(100)는 트랜스듀서(Transducer)(110), 송수신 스위치(120), 임펄스 발생부(Impulse Generator)(130), 송신부(132), 수신부(134), 빔포머(140), 아날로그 디지털 컨버터(150), 분석부(162), 최적화부(164), 신호 처리부(170), 주사 변환부(180) 및 디스플레이부(190)를 포함한다. 본 실시예에서는 초음파 의료 장치(100)가 트랜스듀서(110), 송수신 스위치(120), 임펄스 발생부(130), 송신부(132), 수신부(134), 빔포머(140), 아날로그 디지털 컨버터(150), 분석부(162), 최적화부(164), 신호 처리부(170), 주사 변환부(180) 및 디스플레이부(190)만을 포함하는 것으로 기재하고 있으나, 반드시 이에 한정되는 것은 아니며, 제 1 실시예의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 초음파 의료 장치(100)에 포함되는 구성 요소에 대하여 다양하게 수정 또는 변형하여 적용 가능할 것이다.
트랜스듀서(110)는 전기적 아날로그 신호를 초음파로 변환하여 대상체에 전송하고, 대상체로부터 반사된 신호(이하, 반사 신호라 한다)를 전기적 아날로그 신호로 변환한다. 일반적으로 트랜스듀서(110)는 복수 개의 트랜스듀서 엘리먼트(Transducer Element)가 결합되어 형성된다. 이러한, 트랜스듀서(110)는 음향 에너지를 전기적 신호로 변환하고, 전기적 에너지를 음향 에너지로 변환한다. 또한, 트랜스듀서(110)는 배열형 트랜스듀서(Transducer Array)로 구현될 수 있으며, 배열형 트랜스듀서 내의 트랜스듀서 엘리먼트를 이용하여 대상체로 초음파를 송신하고 대상체로부터 반사되는 반사 신호를 수신한다.
트랜스듀서(110)는 다수(예컨대, 128개)의 트랜스듀서 엘리먼트를 포함할 수 있으며, 송신부(132)로부터 인가된 전압에 응답하여 초음파를 출력한다. 이때, 다수의 트랜스듀서 엘리먼트 중에서 일부의 트랜스듀서 엘리먼트만이 초음파 송신에 이용될 수 있다. 예컨대, 128개의 트랜스듀서 엘리먼트를 포함하고 있는 트랜스듀서(110)라 하여도, 초음파 송신 시 64개의 트랜스듀서 엘리먼트만이 초음파를 송신하여 하나의 송신 스캔라인(ScanLine)을 형성할 수 있다. 이러한 트랜스듀서(110)는 수신용 및 송신용으로 모두 사용할 수 있다. 이러한, 트랜스듀서(110)는 다수의 1D(Dimension), 1.25D, 1.5D, 1.75D 또는 2D의 배열형 트랜스듀서로 구현될 수 있다.
제 1 실시예에 따른 트랜스듀서(110)는 조작자(Operator)가 선택한 대상체(또는 대상체의 관심 영역)로 임펄스(Impulse)를 송신하고, 대상체로부터 임펄스에 대응한 제 1 반사 신호를 수신한다. 이때, 트랜스듀서(110)는 조작자에 의한 임펄스 송신 명령이 입력된 경우 임펄스를 대상체로 송신한다. 또한, 트랜스듀서(110)는 조작자가 선택한 대상체(또는 대상체의 관심 영역)로 초음파를 송신하고, 대상체로부터 초음파에 대응한 제 2 반사 신호를 수신한다.
또한, 트랜스듀서(110)는 빔포머(140)의 제어에 따라 각 트랜스듀서 엘리먼트에 입력되는 펄스(Pulse)들의 입력 시간을 적절하게 지연시킴으로써 집속된 초음파를 송신 스캔 라인을 따라 대상체로 송신한다. 한편, 대상체로부터 초음파에 대응하여 반사된 제 2 반사 신호는 트랜스듀서(110)에 서로 다른 수신 시간을 가지면서 입력되며, 트랜스듀서(110)는 대상체로부터 입력된 제 2 반사 신호를 빔포머(140)로 출력한다.
송수신 스위치(120)는 트랜스듀서(110)가 송신 또는 수신을 번갈아가며 수행할 수 있도록 송신부(132)와 수신부(134)를 스위칭하는 기능을 수행한다. 또한, 송수신 스위치(120)는 송신부(132)에서 출력되는 전압이 수신부(134)에 영향을 주지 않도록 하는 역할을 수행한다.
임펄스 발생부(130)는 임펄스를 생성하며, 생성된 임펄스를 송신부(132)로 전달하거나 송수신 스위치(120)의 제어에 의해 트랜스듀서(110)로 직접 임펄스를 인가하여, 트랜스듀서(110)의 각각의 트랜스듀서 엘리먼트에서 임펄스가 출력되도록 한다. 여기서, 임펄스란 극히 짧은 시간에 단일로 큰 진폭을 내는 전압이나 전류 또는 충격파를 말한다. 이때, 임펄스 발생부(130)가 송수신 스위치(120) 또는 송신부(132)와 연결되는 위치에 존재하는 것으로 도시되어 있으나, 반드시 이에 한정되는 것은 아니며 초음파 의료 장치(100) 내의 다른 모듈과 연결되는 형태로 존재할 수 있다.
송신부(132)는 펄스(Pulse)를 생성하여 트랜스듀서(100)에 인가하는 펄서(Pulser)를 포함한다. 예컨대, 송신부(132)는 트랜스듀서(110)에 전압 펄스를 인가하여, 트랜스듀서(110)의 각각의 트랜스듀서 엘리먼트에서 초음파가 출력되도록 한다. 또한, 제 1 실시예에 따른 송신부(132)는 트랜스듀서(110)에 임펄스 발생부(130)에서 생성된 임펄스를 인가하여, 트랜스듀서(110)의 각각의 트랜스듀서 엘리먼트에서 임펄스가 출력되도록 한다. 수신부(134)는 트랜스듀서(110)의 각각의 트랜스듀서 엘리먼트에서 출력된 임펄스가 대상체에서 반사되어 돌아오는 제 1 반사 신호를 수신하고, 수신된 제 1 반사 신호에 대한 증폭, 에일리어싱(Aliasing) 현상 및 잡음 성분의 제거, 임펄스가 신체 내부를 통과하면서 발생하는 감쇄의 보정 등의 수행한 후처리된 신호를 아날로그 디지털 컨버터(150)로 전송한다. 또한, 수신부(134)는 트랜스듀서(110)의 각각의 트랜스듀서 엘리먼트에서 출력된 초음파가 대상체에서 반사되어 돌아오는 제 2 반사 신호를 수신하고, 수신된 제 2 반사 신호에 대한 증폭, 에일리어싱 현상 및 잡음 성분의 제거, 초음파가 신체 내부를 통과하면서 발생하는 감쇄의 보정 등의 수행한 후처리된 신호를 아날로그 디지털 컨버터(150)로 전송한다.
빔포머(140)는 트랜스듀서(110)에 적합한 전기신호를 지연시켜서 각 트랜스듀서 엘리먼트에 맞는 전기신호로 변환한다. 또한, 빔포머(140)는 각 트랜스듀서 엘리먼트에서 변환한 전기신호를 지연 또는 합산하여 해당 트랜스듀서 엘리먼트의 출력값으로 산출한다. 빔포머(140)는 송신 빔포머, 수신 빔포머 및 빔 형성부(146)를 포함한다. 여기서, 송신 빔포머는 송신 집속 지연부(142)에 해당하며, 수신 빔포머는 수신 집속 지연부(144)에 해당한다. 또한, 빔포머(140)는 대상체로 초음파를 집속하는데 필요한 지연시간을 생성한 후 지연시간이 적용된 디지털 신호 각각을 하나의 신호로 조합한 조합 신호를 생성한다.
송신 집속 지연부(142)는 대상체(진단 대상)로부터 트랜스듀서 엘리먼트 각각에 도달하는 시간을 고려하여 각각의 전기적 디지털 신호에 적절한 지연을 가한다. 즉, 송신 집속 지연부(142)는 트랜스듀서(110)가 배열형 트랜스듀서일 경우, 빔을 조정하고 전자적으로 초점을 맞추도록 한다. 즉, 배열형 트랜스듀서가 서로 다른 깊이에 따라 전자적으로 집속하므로, 송신 집속 지연부(142)는 배열형 트랜스듀서 엘리먼트 각각에 펄스 지연시간을 연속적으로 줌으로써 송신측에 빔을 집속한다. 결과적으로 송신 집속 지연부(142)는 전자적으로 주사되는 배열형 트랜스듀서의 대해 빔의 방향을 조절할 수 있다. 수신 집속 지연부(144)는 아날로그 디지털 컨버터(150)에서 변환한 디지털 신호를 집속 또는 빔포밍하는데 필요한 지연시간을 생성한다. 즉, 수신 집속 지연부(144)는 트랜스듀서(110)로부터 수신된 반사 신호를 집속하기 위한 시간 지연을 제공하며, 반사 신호의 동적 집속(Dynamic Focusing)을 조절한다.
빔 형성부(146)는 아날로그 디지털 컨버터(150)에 의해 변환된 전기적 디지털 신호를 합산하여 수신 집속 신호(Receive Focusing Signal)를 형성할 수 있다. 빔 형성부(146)는 디지털화된 신호를 하나의 신호로 조합한다. 이때, 동일한 위상의 반사 신호는 빔 형성부(146)에서 결합되고 신호 처리부(170)에서 다양한 신호 처리 방식이 적용된 후 주사 변환부(180)를 통해서 디스플레이부(190)에서 출력된다. 빔 형성부(146)는 아날로그 디지털 컨버터(150)로부터 수신된 신호에 서로 다른 지연량(Amount Of Delay)(수신 집속(Focusing)을 하려는 위치에 따라 결정됨)을 적용하고 지연된 신호를 합성함으로써 동적 집속을 수행한다. 즉, 빔 형성부(146)는 트랜스듀서 엘리먼트 각각으로부터 수신된 반사 신호를 이후에 있을 신호 처리를 위해 하나의 신호로 조합한다. 빔 형성부(146)는 각 반사체(대상체)에 대해 단일 반사 신호를 만들기 위해서 모든 트랜스듀서 엘리먼트로부터 수신된 반사 신호를 하나의 신호를 조합한 조합 신호를 생성한다. 이렇게 생성된 조합 신호는 빔 형성부(146)에 의해 신호 처리부(170)로 전송되고, 최종적으로 영상 데이터 저장을 위하여 디지털 형태로 바꾸어 주는 디지털화 장치(Digitalizing Device)로 전송된다.
아날로그 디지털 컨버터(150)는 수신부(134)로부터 수신된 아날로그 반사 신호를 디지털 신호로 변환한 후 빔 형성부(146)로 전송한다. 아날로그 디지털 컨버터(150)가 트랜스듀서(110)로부터 수신한 반사 신호는 아날로그 형식을 띄고 있는데, 아날로그 신호는 연속적인 신호의 전압 형태이다. 이때, 아날로그 신호는 주사 변환부(180)에 의해 처리되기 전에 먼저 디지털 신호로 전환되어야 한다. 따라서, 아날로그 디지털 컨버터(150)에서 각각의 아날로그 형태의 반사 신호를 0과 1의 조합으로 바꾸어 주는 것이다. 즉, 아날로그 디지털 컨버터(150)는 신호를 디지털로 표현하기 위해, 아날로그 신호를 0과 1의 형태로 나타내며 이러한 디지털 신호는 신호 처리부(170)를 경유하여 주사 변환부(180)의 메모리에 저장된다. 또한, 아날로그 디지털 컨버터(150)는 제 1 반사 신호 또는 제 2 반사 신호를 디지털 신호로 전환한다.
분석부(162)는 임펄스에 대응하여 수신된 제 1 반사 신호의 주파수 특성을 이용하여 대상체 특성 정보를 생성한 후 대상체 특성 정보를 기본값(Default)과 비교한 분석 결과 정보를 생성한다. 이때, 기본값은 일종의 기준값으로서 해당 특성 정보에 대한 누적 평균값, 실험을 통한 최적값 또는 이상적인 값으로 설정될 수 있다. 여기서, 대상체 특성 정보는 복수의 계수 정보를 포함하며, 이를 구체적으로 설명하면 다음과 같다. 즉, 분석부(162)는 제 1 반사 신호의 주파수 특성을 이용하여 반사 계수(Reflection Coefficient), 투과 계수(Transmission Coefficient), 음향 임피던스(Acoustic Impedance), 산란 계수(Scattering Coefficient), 감쇠 계수(Attenuation Coefficient), 탄성 계수(Modulus of Elasticity) 및 온도 계수(Temperature Coefficient) 중 적어도 하나 이상의 정보를 파악하고, 이를 대상체 특성 정보로 인식한다.
분석부(162)는 최적화부(164)가 송신 파라미터를 최적화하거나 수신 파라미터를 보상하는 동작을 수행하는데 필요한 정보(분석 결과 정보)를 최적화부(164)로 전송한다. 즉, 분석부(162)는 감쇠 계수(α), 초음파 이동거리(d) 및 주파수에 근거하여 대상체에 대한 감쇠량을 산출하며, 매질의 밀도(ρ)와 강도(B)에 근거하여 음속(c)을 산출하며, 반사된 음압진폭(Pr)과 입사된 음압진폭(Pi)의 비에 근거하여 반사 계수(R)를 산출한다. 이러한, 감쇠 계수(α), 초음파 이동거리(d), 주파수, 감쇠량, 매질의 밀도(ρ), 강도(B), 음속(c), 음압진폭(Pr), 음압진폭(Pi), 반사 계수(R)들은 분석부(162)에 의해 송신 파라미터를 최적화하거나 수신 파라미터를 보상의 판단을 위한 정보(분석 결과 정보)로서 최적화부(164)로 전송될 수 있다.
이와 관련된 분석부(162)의 동작에 대해 설명하자면 다음과 같다.
분석부(162)는 [수학식 1]을 이용하여 주파수에 같은 거리(d)를 측정할 경우 각 인체의 감쇠 계수(α)를 구할 수 있으며, 이로 인해 감쇠량을 산출할 수 있다. 즉, 분석부(162)는 임펄스가 대상체(인체) 조직의 두께를 통과해 지나갈 때 발생되는 감쇠의 양은 감쇠 계수(dB/cm)에 이동한 거리(cm)를 곱하여 산출할 수 있다.
수학식 1
Figure PCTKR2013004126-appb-M000001
대상체의 조직 내에서 임펄스의 감쇠가 발생한다. 대상체의 조직을 통과하는 임펄스는 전파 거리에 따라서 진폭이나 강도가 감속한다. 감쇠(Attenuation)는 일반적으로 통과하는 거리가 길수록 진폭이 더 많이 감속하는 형태로 나타난다.
이러한, 감쇠의 원인은 대상체 조직의 경계면에서의 굴절, 산란 또는 흡수(Absorption)이 때문이다. 대상체의 조직 내에서 임펄스의 굴절과 산란은 감쇠의 원인이 되는데, 특정 위치(예컨대, 종양조직 등)에서의 굴절은 초음파 손실의 원인이 될 수 있다. 하지만, 대상체가 거대 장기인 경우 외견상으로 굴절과 산란의 영향이 크지 않지만, 전체적인 감쇠의 요인으로 작용하게 된다. 또한, 대상체(인체)의 조직 내에서 감쇠 요인인 흡수에 의하여 음향 에너지는 열 에너지로 변환된다. 이러한 음향 에너지는 손실을 의미한다.
대상체(인체)의 조직 내에서 감쇠 계수는 보통 'dB/cm'로 나타낸다. 이때, 임펄스는 반사체 사이를 왕복 해야하기 때문에 반사체 간격의 두 배 거리를 이동한다. 만일, 반사체들이 동일하다면(즉, 같은 크기, 같은 방향, 같은 반사계수를 가지고 있다면) 같은 크기의 반사 신호가 된다. 'dB/cm'로 표현되는 조직의 감쇠 계수는 이러한 신호 크기의 변화를 정량화한 것이다.
대상체(인체)의 조직이 연부 조직인 경우, 감쇠 계수에 대해 조사된 값은 물(Water) 조직에서의 반사 계수는 '0.0002 dB/cm', 피(Blood) 조직에서의 반사 계수는 '0.18 dB/cm', 간(Liver) 조직에서의 반사 계수는 '0.5 dB/cm', 근육(Muscle) 조직에서의 반사 계수는 '1.2 dB/cm'이다. 이러한 반사 계수들은 1 MHz의 주파수에 대한 것이다. 이러한 주파수에서 물의 감쇠 계수는 매우 낮으며, 다기관 유조직(간 등과 같은)은 중간이고, 근육은 다소 높은 값을 갖는다. 한편, 연부 조직에서 감쇠계 수의 값은 주파수 1 MHz에서 감사 계수는 0.5 ~ 1 dB/cm의 사이의 값을 갖는다.
연부조직에서의 감쇠는 초음파의 주파수와 밀접한 관계가 있다. 대부분의 경우에서 감쇠는 주파수에 거의 비례한다. 따라서, 조직에 대한 주파수 1 MHz에서의 감쇠 계수가 주어지면, 주파수가 2 MHz가 되면 감쇠 계수도 두 배가 되며, 5 MHz에서는 다섯 배가 된다. 주파수가 증가함에 따라 감쇠가 증가하며, 이로 인하여 조직으로의 초음파 침투가 얕아지는 결과를 가져온다. 즉, 가장 높은 초음파 주파수를 이용하여 영상을 얻을 때 가장 좋은 공간 분해능이 얻게 된다.
또한, 분석부(162)는 [수학식 2], [수학식 3]를 이용하여 대상체(인체)에 압력을 가했을 때 부피(V)의 변화율을 파악할 수 있으며, 이로 이해 강도(Stiffness)(B)를 파악할 수 있다.
수학식 2
Figure PCTKR2013004126-appb-M000002
(c: 음속, B: 강도, ρ: 매질의 밀도)
수학식 3
Figure PCTKR2013004126-appb-M000003
(B: 강도, ρ: 매질의 밀도, P: 파워, V: 부피. α: 감쇠 계수)
즉, 분석부(162)는 트랜스듀서(110)가 임펄스를 송신할 때 대상체와 같은 거리, 같은 위치, 같은 압력을 가한 상태에서 해당 임펄스에 대한 제 1 반사 신호를 분석할 때 대상체(인체)에 따른 밀도(ρ)를 파악할 수 있다.
또한, 분석부(162)는 [수학식 4]를 이용하여 반사 계수(R)를 파악할 수 있으며, 반사 계수(R)를 이용하여 대상체(예컨대, 인체)의 음향 임피던스(Z)를 파악한다.
수학식 4
Figure PCTKR2013004126-appb-M000004
(R: 반사계수, Pi: 입사된 음압진폭, Pr: 반사된 음압진폭, Z: 임피던스(Z1: 인접한 제 1 매질(인접면의 매질)의 음향 임피던스, Z2: 제 2 매질(경계면의 매질)에서의 음향 임피던스)
즉, 분석부(162)는 음향 임피던스를 파악한 후 초음파 송신(Tx) 신호의 산란을 예측할 수 있으며 산란을 예측한 후 노이즈(Noise)의 성분을 예측할 수 있다. 이러한 정보는, 최적화부(164)에서 수신 파라미터의 보상 시 이용될 수 있다. 이러한, 분석부(162)에서 대상체로 송신된 임펄스에 대응하는 제 1 반사 신호를 분석한 후 주파수에 따른 감쇠 및 임피던스에 의해 주파수 특성/펄스 모양이 바뀌게 되며, 각각의 주파수별 초음파 전달속도가 달라지게 된다. 이때, 주파수가 높은 성분일수록 전달속도가 빠르게 되므로, 분석부(162)는 대상체의 조직에 따른 경계면의 초음파 속도로 각 대상체(인체)에 따른 변화율을 파악할 수 있다.
또한, 분석부(162)는 임펄스에 대응하여 수신된 제 1 반사 신호의 중심 주파수(Center Frequency)와 주파수 변위(Frequency Displacement)를 통해 대상체 특성 정보를 파악한다. 분석부(162)는 시간축으로 음향 임피던스 정보를 획득하여 대상체의 비선형(Non-Linear) 성분을 예측한다. 분석부(162)는 제 1 반사 신호에 포함된 계수 정보 각각을 기본값과 비교하여 기본값 초과 또는 이하 여부를 확인한 기본값 초과 정보 또는 기본값 이하 정보를 포함하는 분석 결과 정보를 생성한다.
최적화부(164)는 분석부(162)로부터 수신된 분석 결과 정보에 근거하여 대상체로 송신할 초음파의 송신 파라미터(Tx Parameter)를 최적화하거나, 대상체로부터 초음파에 대응하여 수신된 제 2 반사 신호의 수신 파라미터(Rx Parameter)를 보상한다. 즉, 최적화부(164)는 분석부(162)로부터 수신된 분석 결과 정보에 포함된 계수 정보(반사 계수, 투과 계수, 음향 임피던스, 산란 계수, 감쇠 계수, 탄성 계수 및 온도 계수 등)마다 가중치(Weight)를 부여하여 합산 점수를 산출하고, 합산 점수에 따라 송신 파라미터 또는 수신 파라미터를 조절한다. 예컨대, 분석 결과에 포함된 계수 정보(반사 계수, 투과 계수, 음향 임피던스, 산란 계수, 감쇠 계수, 탄성 계수 및 온도 계수 등)마다 기 설정된 가중치를 적용한 후 가중치가 적용된 모든 계수를 합산한 합산 점수를 산출한 후 합산 점수에 해당하는 조건으로 송신 파라미터를 조절하거나 수신 파라미터를 조절할 수 있다. 또한, 최적화부(164)는 분석 결과 정보에 포함된 계수 정보 중 기본값 초과 정보에 해당하는 송신 파라미터 또는 수신 파라미터를 가중치만큼 감소시키도록 조절하거나, 계수 정보 중 기본값 이하 정보에 해당하는 송신 파라미터 또는 수신 파라미터를 가중치만큼 증가시키도록 조절한다.
최적화부(164)가 최적화하는 송신 파라미터는 다음과 같다. 즉, 최적화부(164)는 분석 결과 정보에 근거하여 초점 위치(Focal Point)에 따라 각각의 트랜스듀서 엘리먼트의 크기를 다르게 설정하는 아포다이제이션(Apodization) 파라미터, 초음파의 송신 개수를 결정하는 송신 버스트(Burst) 파라미터, 파형(Tx Waveform)의 중심 주파수를 선택하는 송신 주파수 선택 파라미터, 각 시간차 프레임(Frame)에 따른 수신 신호의 비중을 다르게 설정하여 실시간 이미지가 디스플레이되도록 하는 애퍼처 컴파운딩(Aperture Compounding) 파라미터 중 적어도 하나 이상의 송신 파라미터를 조절한다.
또한, 최적화부(164)가 보상하는 수신 파라미터는 다음과 같다. 즉, 최적화부(164)는 분석 결과 정보에 근거하여 시간축으로 수신 신호의 크기를 변화시키는 신호 크기 변화 파라미터, 이미지 처리에 필요한 필터(Filter)(예컨대, LPF(Low Pass Filter), HPF(High Pass Filter))를 선택하는 필터 선택 파라미터, 대상체에 따른 이미지 데이터를 설정하는 이미지 설정(Image Setting) 파라미터, 수신 파형(Rx Waveform)의 중심 주파수를 선택하는 수신 주파수 선택 파라미터 중 적어도 하나 이상의 수신 파라미터를 조절한다.
신호 처리부(170)는 빔 형성부(146)에서 집속된 수신 스캔라인의 반사 신호를 기저 대역 신호(Baseband Signals)로 변화시키고 직교 복조기(Quadrature Demodulator)를 사용해서 포락선(Envelope)을 검출하여 하나의 스캔라인에 대한 데이터를 얻는다. 또한, 신호 처리부(170)는 빔포머(140)에 의해 생성된 데이터를 디지털 신호로 처리한다.
주사 변환부(180)는 신호 처리부(170)에서 얻어진 데이터를 메모리에 기록하고, 데이터의 주사 방향을 디스플레이부(190)(즉, 모니터)의 픽셀 방향과 일치시키며, 해당 데이터를 디스플레이부(190)의 픽셀 위치로 매핑시킨다. 주사 변환부(180)는 초음파 영상 데이터를 소정의 스캔라인 표시형식의 디스플레이부(190)에서 사용되는 데이터 형식으로 변환한다.
주사 변환부(180)의 주된 역할은 일시적인 초음파 영상 데이터의 저장이다. 주사 변환부(180)는 트랜스듀서(110)로부터 반사 신호를 수신하고, 수신된 반사 신호를 내부 메모리(즉, 기억 장치) 내에 저장한다. 이후, 주사 변환부(180)는 반사 신호를 영상 데이터로 변환한 후 디스플레이부(190)로 출력되도록 한다. 이때, 영상 데이터는 B-모드 영상 데이터뿐만 아니라, M-모드 영상 데이터, 도플러 모드 영상 데이터, 컬러 플로우 모드 영상 데이터로도 변환 가능하다. 주사 변환부(180)가 정지모드가 아닐 경우 내부 메모리에 저장된 반사 신호는 계속해서 새로운 정보로 업데이트된다. 이때, 변환된 영상 데이터가 디스플레이부(190)에 출력됨과 동시에 실시간으로 다시 새롭게 업데이트된다. 반면에 정지 모드 상에서는 주사 작업이 중지되고 출력 기능만을 수행한다. 주사 변환부(180)의 주사 변환은 영상의 획득과 구현이 서로 다른 형식으로 이루어지기 때문에 필수적으로 수행되며, 초음파 영상 데이터는 디스플레이부(190) 상에서 출력된다. 이때, 반사 신호는 각각의 스캔 라인을 따라 주사 변환부(180)에 도달한다. 또한, 주사 변환부(180)의 메모리는 데이터를 기록하고 읽는 동안 다른 데이터 형식 사이에서 완충 역할을 한다. 주사 변환부(180)는 트랜스듀서(110)의 정보 형식과 속도로 반사 신호를 수신한다. 주사 변환부(180)는 반사 신호를 하나의 영상 데이터로 메모리에 기록한다. 영상 데이터는 주사 변환부(180)에 의해 디스플레이부(190)(즉, 모니터)를 위해 메모리로부터 불러들여지고 디스플레이부(190)의 수평 화상 주사에 일치되어 진다.
주사 변환부(180)의 메모리는 기 설정된 위치로부터 수신된 초음파 영상 데이터에 대해 멀티 비트(Multi-Bit) 저장 단위로 구성된 각 요소들의 매트릭스(Matrix)로 인식될 수 있다. 여기서, 디지털화된 요소를 픽셀이라 한다. 즉, 주사 변환부(180)의 메모리는 이러한 픽셀들의 매트릭스이다. 디스플레이부(190) 상에 출력되는 초음파 영상 데이터는 실제로 주사 변환부(180)의 메모리 내에 디지털 숫자들의 매트릭스 형태로 존재한다. 즉, 탐상이 이루어지는 동안, 반사 신호는 대상체의 위치에 따라 픽셀의 위치(주소)에 끼워 넣어진다. 주사 변환부(180)는 정확한 픽셀 주소를 산출하기 위해 반사 신호의 지연 시간과 트랜스듀서(110)의 빔 좌표를 이용한다.
이때, 주사 변환부(180)는 각 픽셀 위치 상에 반사 신호의 값을 표현하기 위해 최소 8비트 상에서 이용된다. 즉, 8비트가 각 위치에 256개의 진폭 레벨들을 갖는다. 이러한, 주사 변환부(180)의 메모리는 초음파가 관심 영역(ROI: Region Of Interest)을 탐상해 감에 따라 연속적으로 새로운 반사 신호 정보로 업데이트된다. 한편, 주사 변환부(180)의 영상 정지 기능은 반사 신호가 영상 기록뿐 아니라 사진, 디지털 정보 저장을 위해 메모리 상에 저장될 수 있다. 주사 변환부(180)의 메모리는 디스플레이부(190)의 휘도 세기를 조절하는데 필요한 신호를 공급하는 디지털-아날로그 변환기(DAC)로 픽셀 값들을 전달함으로써 출력된다.
디스플레이부(190)는 주사 변환부(180)에 의해 생성된 초음파 영상 데이터를 출력한다. 여기서, 초음파 영상 데이터는 B-모드 영상 또는 C-모드 영상을 포함하는 개념이다. 즉, B-모드 영상은 그레이 스케일 영상으로서, 대상체의 움직임을 나타내는 영상 모드를 말하며, C-모드 영상은 컬러 플로우 영상 모드를 말한다. 한편, BC-모드 영상(BC-Mode Image)은 도플러 효과(Doppler Effect)를 이용하여 혈류의 흐름이나 대상체의 움직임을 표시하는 영상 모드로서, B-모드 영상과 C-모드 영상을 동시에 제공하는 모드로서, 혈류 및 대상체의 움직임 정보와 함께 해부학적인 정보를 제공하는 영상 모드를 말한다. 즉, B-모드는 그레이 스케일의 영상으로서, 대상체의 움직임을 나타내는 영상 모드를 말하며, C-모드는 컬러 플로우 영상으로서, 혈류의 흐름이나 대상체의 움직임을 나타내는 영상 모드를 말한다. 한편, 초음파 의료 장치(100)는 B-모드 영상(B-Mode Image)과 컬러 플로우 영상(Color Flow Image)인 C-모드 영상(C-Mode Image)을 동시에 제공할 수 있는 장치이다.
한편, 초음파 의료 장치(100)는 사용자 입력부를 추가로 포함할 수 있으며, 사용자 입력부는 사용자의 조작 또는 입력에 의한 명령(Instruction)을 입력받는다. 여기서, 사용자 명령은 초음파 의료 장치(100)를 제어하기 위한 설정 명령 등이 될 수 있다.
도 2는 제 2 실시예에 따른 초음파 의료 장치의 신호 처리부를 개략적으로 나타낸 블럭 구성도이다.
제 2 실시예에 따른 신호 처리부(170)는 임의 파형 생성부(Arbitrary Waveform Generator)(210) 및 정규화부(220)를 포함한다. 제 2 실시예에서는 신호 처리부(170)가 임의 파형 생성부(210) 및 정규화부(220)만을 포함하는 것으로 기재하고 있으나 반드시 이에 한정되는 것은 아니며 제 2 실시예의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 신호 처리부(170)에 포함되는 구성 요소에 대하여 다양하게 수정 또는 변형하여 적용 가능할 것이다.
분석부(162)는 임펄스에 대응하여 수신된 제 1 반사 신호에 근거하여 트랜스듀서 엘리먼트에 대한 공진 주파수(Resonance Frequency) 특성을 파악한다. 여기서, 공진 주파수란 트랜스듀서(110)의 트랜스듀서 엘리먼트(압전소자)가지는 공진 주파수를 말한다. 이러한 공진 주파수에서 가장 효율적으로 전기적 에너지가 음향에너지로 변환되며, 그 역도 성립한다. 일반적으로 공진 주파수는 주로 트랜스듀서(110)의 압전소자의 두께로 설정될 수 있다. 예컨대, 두께가 얇은 압전소자는 높은 공진 주파수를 가지며, 두꺼운 압전소자는 낮은 공진 주파수로 설정될 수 있다. 트랜스듀서(110)는 압전소자의 공진 주파수나 또는 그에 가까운 주파수에서 동작하므로, 고주파용 트랜스듀서에 부착된 압전소자의 두께는 저주파용 트랜스듀서에 부착된 압전소자보다 두께가 더 얇다.
예컨대, 광대역 트랜스듀서는 하나의 주파수 이상에서 동작하도록 설계되며, 트랜스듀서를 사용할 때 방출되는 음파의 주파수를 초음파 의료 장치(100)의 자체에서 결정할 수 있다. 조작자는 초음파 의료 장치(100)의 선택 스위치를 이용하여 탐상에 사용할 주파수를 선택할 수 있는데, 초음파 의료 장치(100)의 발신기는 선택된 주파수를 만들어주기 위해 트랜스듀서(110)에 전가되는 전기적 펄스를 결정하게 된다. 이때, 수신기의 증폭기 또한 같은 주파수로 조정된다.
하지만, 트랜스듀서(110)의 압전소자의 두께로 설정된 공진 주파수는 송신 펄스의 주파수 특성에 따라 열 잡음(Thermal Noise)를 포함하고 있으므로, 제 2 실시예에 따른 분석부(162)는 임펄스에 대응하여 수신된 제 1 반사 신호에 근거하여 트랜스듀서 엘리먼트에 대한 공진 주파수를 정확하게 파악하는 것이다.
임의 파형 생성부(210)는 공진 주파수 특성이 반영된 임의 파형(Arbitrary Waveform)을 생성한다. 정규화부(220)는 임의 파형을 고속 푸리에 변환(FFT: Fast Fourier Transform)한 후 노멀라이제이션(Normalization)된 정규화 신호를 생성한다. 여기서, 고속 푸리에 변환(FFT)은 스펙트럴(Spectral) 분석으로서, 스펙트럴 분석은 복잡한 신호가 간단한 주파수 성분으로 분류되거나 분석된다. 이러한 스펙트럴 분석에 이용하는 가장 일반적인 방법이 푸리에 분석(Fourier Analysis)이다.
초음파 의료 장치(100)에서 스펙트럴 분석을 수행하기 위해 신호 처리부(170)에 포함된 정규화부(220)에서 고속 푸리에 변환(FFT)을 수행한다. 정규화부(220)는 시간의 함수로 표현된 복수의 주파수 성분을 도플러 신호로 나타낸다. 정규화부(220)는 이러한, 도플러 신호의 세그먼트를 약 1 - 5 ms로 잘게 연속적으로 나눈다. 이때, 신호의 세그먼트는 아날로그 디지털 컨버터(150)에서 디지털값으로 변환된 다음 정규화부(220)로 보내진다. 정규화부(220)는 몇 가지의 이산적인 주파수에서 각각의 상대적인 신호 값을 보여준 후 다른 신호 세그먼트를 작업하고, 연속적으로 나타낸다. 정규화부(220)에서 수행하는 고속 푸리에 변환 결과 수평축은 시간으로 나타나고, 전술한 신호의 세그먼트들에 대응한 작은 간격으로 나눠진다. 즉, 수직 축은 도플러 주파수나 반사체의 속도를 나타내며, 이산적인 주파수로 나누어서 저장된다. 수직 간격에서 저장된 값이 높을수록 주파수는 높다. 정규화부(220)는 세그먼트 사이에 주파수 분포를 표현하기 위한 그레이 농도나 밀도를 가진다. 신호의 세그먼트가 성공적으로 분류됨으로써 분석기는 연속적인 스펙트럼 표현이 가능하다. 정규화부(220)에서 수행되는 노멀라이제이션이란 언노멀라이제이션된 신호(고속 푸리에 변환된 신호)를 수치화하는 과정을 말한다. 즉, 노멀라이제이션은 언노멀라이제이션된 신호에 기준을 설정하고, 피크(Peak)를 파악하고, 'π'를 산출하는 과정을 말한다.
제 2 실시예에 따른 송신부(132)는 정규화부(220)로부터 수신된 정규화 신호에 근거하여 초음파를 생성한다. 즉, 제 2 실시예에 따른 송신부(132)는 정규화 신호에 근거한 초음파를 생성하는 펄서를 포함한다. 이후, 제 2 실시예에 따른 트랜스듀서(110)가 정규화 신호에 근거하여 생성된 초음파를 대상체로 송신하고, 대상체로부터 정규화 신호에 근거하여 생성된 초음파에 대응하는 제 2 반사 신호를 수신한다. 이후, 주사 변환부(180)는 정규화 신호에 근거하여 생성된 초음파에 대응하는 제 2 반사 신호를 수신하며, 제 2 반사 신호를 디스플레이하기 위한 (초음파) 영상 데이터로 변환하고, 구비된 디스플레이부 상의 영상 데이터가 나타나도록 한다.
즉, 제 2 실시예에 따른 초음파 의료 장치(100)의 임펄스 발생부(130)에서 임펄스를 생성하고, 트랜스듀서(110)에서 대상체로 임펄스를 송신한 후 임펄스에 대응하여 반사되는 제 1 반사 신호를 수신한다. 이후, 초음파 의료 장치(100)의 분석부(162)에서 제 1 반사 신호에 근거하여 트랜스듀서 엘리먼트에 대한 공진 주파수 특성을 파악하고, 임의 파형 생성부(210)에서 공진 주파수 특성이 반영된 임의 파형을 생성한 후 정규화부(220)에서 임의 파형을 노멀라이제이션한 정규화 신호를 생성하여 송신부(132)로 전송한다. 이후, 초음파 의료 장치(100)의 송신부(132)에서 정규화부(220)로부터 수신된 정규화 신호에 근거하여 초음파를 생성한다. 초음파 의료 장치(100)의 트랜스듀서(110)에서 정규화 신호에 근거하여 생성된 초음파를 대상체로 송신하고, 대상체로부터 정규화 신호에 근거하여 생성된 초음파에 대응하는 제 2 반사 신호를 수신한다. 이후, 초음파 의료 장치(100)의 주사 변환부(180)에서 2 반사 신호를 수신하며, 제 2 반사 신호를 디스플레이하기 위한 (초음파) 영상 데이터로 변환하고, 구비된 디스플레이부(190) 상의 영상 데이터가 나타나도록 한다. 즉, 정규화 신호에 근거하여 생성된 초음파에 트랜스듀서(110)의 트랜스듀서 엘리먼트의 공진 주파수 특성이 이미 반영되어 있으므로, 주사 변환부(180)에서 결과적으로 최적화된 (초음파) 영상 데이터가 생성되는 것이다.
도 3은 제 1 실시예에 따른 대상체(인체) 특성을 이용한 초음파 최적화 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
초음파 의료 장치(100)는 임펄스를 생성하여 대상체로 송신하고 대상체로부터 임펄스에 대응하여 반사되는 제 1 반사 신호를 수신한다(S310). 초음파 의료 장치(100)는 임펄스에 대응하여 수신된 제 1 반사 신호의 주파수 특성을 이용하여 대상체 특성 정보를 생성한다(S320). 단계 S320에서 초음파 의료 장치(100)는 제 1 반사 신호의 주파수 특성을 이용하여 반사 계수, 투과 계수, 음향 임피던스, 산란 계수, 감쇠 계수, 탄성 계수 및 온도 계수 중 적어도 하나 이상의 정보를 파악하고, 이를 대상체 특성 정보로 인식한다. 이때, 초음파 의료 장치(100)는 임펄스에 대응하여 수신된 제 1 반사 신호의 중심 주파수와 주파수 변위를 통해 대상체 특성 정보를 파악한다.
초음파 의료 장치(100)는 대상체 특성 정보를 기본값과 비교한 분석 결과 정보를 생성한다(S330). 단계 S330에서 초음파 의료 장치(100)는 제 1 반사 신호에 포함된 계수 정보 각각을 기본값과 비교하여 기본값 초과 또는 이하 여부를 확인한 기본값 초과 정보 또는 기본값 이하 정보를 포함하는 분석 결과 정보를 생성한다. 또한, 단계 S330에서 초음파 의료 장치(100)는 감쇠 계수(α), 초음파 이동거리(d) 및 주파수에 근거하여 대상체에 대한 감쇠량을 산출하며, 매질의 밀도(ρ)와 강도(B)에 근거하여 음속(c)을 산출하며, 반사된 음압진폭(Pr)과 입사된 음압진폭(Pi)의 비에 근거하여 반사 계수(R)를 산출한다. 이러한, 감쇠 계수(α), 초음파 이동거리(d), 주파수, 감쇠량, 매질의 밀도(ρ), 강도(B), 음속(c), 음압진폭(Pr), 음압진폭(Pi), 반사 계수(R)들은 초음파 의료 장치(100)에 의해 송신 파라미터를 최적화하거나 수신 파라미터를 보상의 판단을 위한 정보(분석 결과 정보)로 생성할 수 있다. 또한, 초음파 의료 장치(100)는 시간축으로 음향 임피던스 정보를 획득하여 대상체의 비선형 성분을 예측할 수 있다.
초음파 의료 장치(100)는 분석 결과 정보에 근거하여 대상체로 송신할 초음파의 송신 파라미터를 최적화할 필요가 있는지의 여부를 확인한다(S340). S340에서 초음파 의료 장치(100)는 분석 결과 정보에 포함된 계수 정보(반사 계수, 투과 계수, 음향 임피던스, 산란 계수, 감쇠 계수, 탄성 계수 및 온도 계수 등)마다 가중치를 부여하여 합산 점수를 산출하고, 합산 점수에 따라 송신 파라미터를 최적화할 필요가 있는지의 여부를 확인한다. 예컨대, 분석 결과에 포함된 계수 정보(반사 계수, 투과 계수, 음향 임피던스, 산란 계수, 감쇠 계수, 탄성 계수 및 온도 계수 등)마다 기 설정된 가중치를 적용한 후 가중치가 적용된 모든 계수를 합산한 합산 점수를 산출한 후 합산 점수에 해당하는 최적화 조건이 있는 경우, 송신 파라미터를 조절(최적화)할 수 있다.
단계 S340의 확인 결과, 송신 파라미터의 최적화가 필요한 경우, 초음파 의료 장치(100)는 송신 파라미터를 해당하는 조건에 따라 최적화한다(S350). 즉, S350에서 초음파 의료 장치(100)는 분석 결과 정보에 포함된 계수 정보 중 기본값 초과 정보에 해당하는 송신 파라미터를 가중치만큼 감소시키도록 조절하거나, 계수 정보 중 기본값 이하 정보에 해당하는 송신 파라미터를 가중치만큼 증가시키도록 조절한다. 이때, 초음파 의료 장치(100)는 분석 결과 정보에 근거하여 초점 위치에 따라 각각의 트랜스듀서 엘리먼트의 크기를 다르게 설정하는 아포다이제이션 파라미터, 초음파의 송신 개수를 결정하는 송신 버스트 파라미터, 파형의 중심 주파수를 선택하는 송신 주파수 선택 파라미터, 각 시간차 프레임에 따른 수신 신호의 비중을 다르게 설정하여 실시간 이미지가 디스플레이되도록 하는 애퍼처 컴파운딩 파라미터 중 적어도 하나 이상의 송신 파라미터를 조절한다.
초음파 의료 장치(100)는 대상체로부터 초음파에 대응하여 수신된 제 2 반사 신호의 수신 파라미터를 보상할 필요가 있는지의 여부를 확인한다(S360). S360에서 초음파 의료 장치(100)는 분석 결과 정보에 포함된 계수 정보(반사 계수, 투과 계수, 음향 임피던스, 산란 계수, 감쇠 계수, 탄성 계수 및 온도 계수 등)마다 가중치를 부여하여 합산 점수를 산출하고, 합산 점수에 따라 수신 파라미터를 보상할 필요가 있는지의 여부를 확인한다. 예컨대, 분석 결과에 포함된 계수 정보(반사 계수, 투과 계수, 음향 임피던스, 산란 계수, 감쇠 계수, 탄성 계수 및 온도 계수 등)마다 기 설정된 가중치를 적용한 후 가중치가 적용된 모든 계수를 합산한 합산 점수를 산출한 후 합산 점수에 해당하는 보상 조건이 있는 경우, 수신 파라미터를 조절(보상)할 수 있다.
단계 S360의 확인 결과, 수신 파라미터의 보상이 필요한 경우, 초음파 의료 장치(100)는 수신 파라미터를 해당되는 조건에 따라 보상한다(S370). 즉, S370에서 초음파 의료 장치(100)는 분석 결과 정보에 포함된 계수 정보 중 기본값 초과 정보에 해당하는 수신 파라미터를 가중치만큼 감소시키도록 조절하거나, 계수 정보 중 기본값 이하 정보에 해당하는 수신 파라미터를 가중치만큼 증가시키도록 조절한다. 이때, 초음파 의료 장치(100)는 분석 결과 정보에 근거하여 시간축으로 수신 신호의 크기를 변화시키는 신호 크기 변화 파라미터, 이미지 처리에 필요한 필터(예컨대, LPF, HPF)를 선택하는 필터 선택 파라미터, 대상체에 따른 이미지 데이터를 설정하는 이미지 설정 파라미터, 수신 파형의 중심 주파수를 선택하는 수신 주파수 선택 파라미터 중 적어도 하나 이상의 수신 파라미터를 조절한다.
도 3에서는 단계 S310 내지 단계 S370을 순차적으로 실행하는 것으로 기재하고 있으나, 이는 제 1 실시예의 기술 사상을 예시적으로 설명한 것에 불과한 것으로서, 제 1 실시예가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 제 1 실시예의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 도 3에 기재된 순서를 변경하여 실행하거나 단계 S310 내지 단계 S370 중 하나 이상의 단계를 병렬적으로 실행하는 것으로 다양하게 수정 및 변형하여 적용 가능할 것이므로, 도 3는 시계열적인 순서로 한정되는 것은 아니다.
전술한 바와 같이 도 3에 기재된 제 1 실시예에 따른 대상체(인체) 특성을 이용한 초음파 최적화 방법은 프로그램으로 구현되고 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체에 기록될 수 있다. 제 1 실시예에 따른 대상체(인체) 특성을 이용한 초음파 최적화 방법을 구현하기 위한 프로그램이 기록되고 컴퓨터가 읽을 수 있는 기록매체는 컴퓨터 시스템에 의하여 읽혀질 수 있는 데이터가 저장되는 모든 종류의 기록장치를 포함한다. 이러한 컴퓨터가 읽을 수 있는 기록매체의 예로는 ROM, RAM, CD-ROM, 자기 테이프, 플로피디스크, 광 데이터 저장장치 등이 있으며, 또한 캐리어 웨이브(예를 들어, 인터넷을 통한 전송)의 형태로 구현되는 것도 포함한다. 또한 컴퓨터가 읽을 수 있는 기록매체는 네트워크로 연결된 컴퓨터 시스템에 분산되어, 분산방식으로 컴퓨터가 읽을 수 있는 코드가 저장되고 실행될 수도 있다. 또한, 제 1 실시예를 구현하기 위한 기능적인(Functional) 프로그램, 코드 및 코드 세그먼트들은 제 1 실시예가 속하는 기술분야의 프로그래머들에 의해 용이하게 추론될 수 있을 것이다.
도 4는 제 2 실시예에 따른 공진 주파수 특성을 이용한 초음파 최적화 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
초음파 의료 장치(100)는 임펄스를 생성하여 대상체로 송신하고 대상체로부터 임펄스에 대응하여 반사되는 제 1 반사 신호를 수신한다(S410). 초음파 의료 장치(100)는 임펄스에 대응하여 수신된 제 1 반사 신호의 주파수 특성을 이용하여 공진 주파수 특성을 파악한다(S420).
초음파 의료 장치(100)는 공진 주파수 특성이 반영된 임의 파형을 생성한다(S430). 초음파 의료 장치(100)는 임의 파형을 고속 푸리에 변환(FFT)한 후 노멀라이제이션된 정규화 신호를 생성한다(S440). 초음파 의료 장치(100)는 정규화 신호에 근거하여 초음파를 생성한다(S450).
초음파 의료 장치(100)는 정규화 신호에 근거하여 생성된 초음파를 대상체로 송신하고, 대상체로부터 정규화 신호에 근거하여 생성된 초음파에 대응하는 제 2 반사 신호를 수신한다(S460). 초음파 의료 장치(100)는 제 2 반사 신호를 수신하며, 제 2 반사 신호를 디스플레이하기 위한 영상 데이터로 변환하고, 구비된 디스플레이부 상의 영상 데이터가 나타나도록 한다(S470). 즉, 초음파 의료 장치(100)는 정규화 신호에 근거하여 생성된 초음파에 트랜스듀서(110)의 트랜스듀서 엘리먼트의 공진 주파수 특성이 이미 반영되어 있으므로, 주사 변환부(180)에서 결과적으로 최적화된 (초음파) 영상 데이터가 생성되는 것이다.
도 4에서는 단계 S410 내지 단계 S470을 순차적으로 실행하는 것으로 기재하고 있으나, 이는 제 2 실시예의 기술 사상을 예시적으로 설명한 것에 불과한 것으로서, 제 2 실시예가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 제 2 실시예의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 도 4에 기재된 순서를 변경하여 실행하거나 단계 S410 내지 단계 S470 중 하나 이상의 단계를 병렬적으로 실행하는 것으로 다양하게 수정 및 변형하여 적용 가능할 것이므로, 도 4는 시계열적인 순서로 한정되는 것은 아니다.
도 5는 제 1, 2 실시예에 따른 임펄스를 이용하여 대상체(인체) 특성 또는 공진 주파수 특성을 획득하는 방법을 설명하기 위한 도면이다.
초음파 의료 장치(100)의 임펄스 발생부(130)는 임펄스를 생성한다. 이때, 임펄스 발생부(130)는 임펄스를 송신부(132)로 전달하거나 송수신 스위치(120)의 제어에 의해 트랜스듀서(110)로 직접 임펄스를 인가하여, 트랜스듀서(110)의 각각의 트랜스듀서 엘리먼트에서 임펄스가 출력되도록 한다. 즉, 초음파 의료 장치(100)의 트랜스듀서(110)는 대상체로 임펄스를 송신하고, 대상체로부터 임펄스에 대응하는 제 1 반사 신호를 수신한다. 이후, 초음파 의료 장치(100)의 분석부(162)는 트랜스듀서(110)의 트랜스듀서 엘리먼트의 공진 주파수 특성을 찾아 그대로 초음파 생성에 적용한다.
도 5의 (a)에 도시된 바와 같이, 조작자가 '테스트 모드(Test Mode)' 또는 '대상체(인체) 특성 파악 모드'를 선택하는 경우 초음파 의료 장치(100)는 트랜스듀서(110)의 트랜스듀서 엘리먼트의 공진 주파수 특성을 파악하기 위해 임펄스를 대상체로 송신한다. 도 5의 (b)에 도시된 바와 같이, 초음파 의료 장치(100)는 대상체로부터 임펄스에 대응하는 제 1 반사 신호를 수신하여 아날로그-디지털 컨버팅한 후 메모리에 저장한다
도 6은 제 2 실시예에 따른 공진 주파수를 이용하여 실시간 이미지를 획득하기 위한 송신 펄서를 나타낸 도면이다.
조작자가 '실시간 모드(Live Mode)'를 선택하는 경우, 초음파 의료 장치(100)는 임펄스에 대응되어 수신된 제 1 반사 신호를 분석하여 획득한 최상의 공진 주파수를 이용하여 실시간 이미지(Live Image)를 위한 초음파를 생성한다. 즉, 도 6에 도시된 바와 같이, 초음파 의료 장치(100)는 임펄스에 대응하여 수신된 제 1 반사 신호에 근거하여 트랜스듀서 엘리먼트에 대한 공진 주파수 특성을 파악한다. 초음파 의료 장치(100)는 임의 파형 생성부(210)를 이용하여 공진 주파수 특성이 반영된 임의 파형을 생성한다. 즉, 트랜스듀서(110)의 최상의 공진 주파수 특성을 찾아 그 주파수로 대상체로 송신하는 초음파를 생성하여 초음파 영상 데이터가 생성되도록 한다.
이때, 초음파 의료 장치(100)는 트랜스듀서(110)의 트랜스듀서 엘리먼트의 특성에 정확히 맞는 공진 주파수 특성을 찾아 결과적으로 초음파 영상 데이터를 생성하는 데 이용하고자 하는 것이다. 또한, 트랜스듀서(110)의 트랜스듀서 엘리먼트의 특성에 맞는 정확한 공진 주파수를 획득하고, 이를 이용하여 초음파 영상 데이터를 생성하면, 트랜스듀서(110)에서 생기는 열 잡음도 최소화할 수 있으며, 더 높은 송신 파워(Tx Power)를 대상체(인체)에 가할 수 있어 투과율(Penetration)이 좋아 지게 된다.
도 7은 제 2 실시예에 따른 주파수 변위를 위한 임의 파형을 생성하기 위한 신호 처리 과정을 나타낸 도면이다.
도 7에 도시된 바와 같이, 초음파 의료 장치(100)는 정규화부(220)를 이용하여 임의 파형을 고속 푸리에 변환(FFT)한 후 노멀라이제이션된 정규화 신호를 생성한다. 즉, 초음파 의료 장치(100)의 정규화부(220)는 공진 주파수 특성이 반영된 임의 파형을 생성한 후 최상의 주파수 변위를 위해 고속 푸리에 변환(FFT)를 이용하는 것이다. 초음파 의료 장치(100)는 제 1 반사 신호에 근거하여 최상의 공진 주파수 특성을 찾아 낸 후 고속 푸리에 변환(FFT)과 노멀라이제이션을 주파수 변경이 가능하다. 초음파 의료 장치(100)는 전술한 신호 처리 과정을 수행하여 고주파 이미지(Harmonic Image)를 형성하기 위한 이상적인 초음파를 생성할 수 있는 것이다.
즉, 초음파 의료 장치(100)는 임펄스 발생부(130)에서 임펄스를 생성하면, 트랜스듀서(110)에서 대상체로 임펄스를 송신하고 임펄스에 대응하여 반사되는 제 1 반사 신호를 수신한다. 이후, 분석부(162)에서 제 1 반사 신호에 근거하여 트랜스듀서 엘리먼트에 대한 공진 주파수 특성을 파악하고, 임의 파형 생성부(210)에서 공진 주파수 특성이 반영된 임의 파형을 생성한 후 정규화부(220)에서 임의 파형을 노멀라이제이션한 정규화 신호를 생성하여 송신부(132)로 전송한다. 이후, 송신부(132)에서 정규화부(220)로부터 수신된 정규화 신호에 근거하여 초음파를 생성하고, 트랜스듀서(110)에서 정규화 신호에 근거하여 생성된 초음파를 대상체로 송신하고, 대상체로부터 정규화 신호에 근거하여 생성된 초음파에 대응하는 제 2 반사 신호를 수신한다. 이후, 초음파 의료 장치(100)는 제 2 반사 신호를 디스플레이하기 위한 영상 데이터로 변환하고, 구비된 디스플레이부 상의 영상 데이터가 나타나도록 한다. 즉, 정규화 신호에 근거하여 생성된 초음파에 트랜스듀서(110)의 트랜스듀서 엘리먼트의 공진 주파수 특성이 이미 반영되어 있으므로, 주사 변환부(180)에서 변환된 영상 데이터가 최적화되는 것이다.
도 8은 제 1 실시예에 따른 대상체(인체) 특성을 이용하여 송신 파라미터를 최적화하거나 수신 파라미터를 보상하는 과정을 나타낸 도면이다.
도 8에 도시된 바와 같이, 초음파 의료 장치(100)는 각각 다른 계수를 가지고 있는 대상체(인체) 특성을 파악하고 이를 분석한다. 이때, 초음파 의료 장치(100)는 대상체(인체)의 특성을 파악하기 위해 대상체로 임펄스를 송신한 후 임펄스에 대응하는 제 1 반사 신호를 분석(예컨대, 신호대잡음비(SNR: Signal to Noise Ratio), 중심 주파수 또는 주파수 변위가 높은 곳을 찾아)하여 송신 파라미터를 최적화 한다. 여기서, 초음파 의료 장치(100)가 최적화할 수 있는 송신 파라미터는 도 8에 도시된 바와 같이, 초점 위치에 따라 각각의 트랜스듀서 엘리먼트의 크기를 다르게 설정하는 아포다이제이션 파라미터, 초음파의 송신 개수를 결정하는 송신 버스트 파라미터, 송신 파형의 중심 주파수를 선택하는 송신 주파수 선택 파라미터, 각 시간차 프레임에 따른 수신 신호의 비중을 다르게 설정하여 실시간 이미지가 디스플레이되도록 하는 애퍼처 컴파운딩 파라미터 중 적어도 하나 이상의 파라미터가 될 수 있다.
또한, 초음파 의료 장치(100)는 대상체(인체)의 특성을 파악하기 위해 대상체로 임펄스를 송신한 후 임펄스에 대응하는 제 1 반사 신호를 분석(예컨대, 신호대잡음비(SNR), 중심 주파수 또는 주파수 변위가 높은 곳을 찾아)하여 수신 파라미터를 보상한다. 여기서, 초음파 의료 장치(100)가 보상할 수 있는 수신 파라미터는 도 8에 도시된 바와 같이, 분석 결과 정보에 근거하여 시간축으로 수신 신호의 크기를 변화시키는 신호 크기 변화 파라미터, 이미지 처리에 필요한 필터(예컨대, LPF, HPF)를 선택하는 필터 선택 파라미터, 대상체에 따른 이미지 데이터를 설정하는 이미지 설정 파라미터, 수신 파형의 중심 주파수를 선택하는 수신 주파수 선택 파라미터 중 적어도 하나 이상의 파라미터가 될 수 있다.
도 9는 제 1 실시예에 따른 대상체(인체) 특성에 따른 시스템을 나타낸 도면이다.
도 9에 도시된 바와 같이, 초음파 의료 장치(100)는 조작자의 조작에 의해 제어 패널(Control Panel)에 환자의 '신체 정보'를 선택하거나 기입할 수 있다. 즉, 초음파 의료 장치(100)는 환자의 '신체 정보'에 '대상체 특성 정보'를 생성할 수 있다.
한편, 초음파 의료 장치(100)는 특정 대상체(환자)에 대해 누적된 대상체 특성 정보를 데이터베이스화 후 이를 기준치로 설정할 수 있다. 예컨대, 초음파 의료 장치(100)는 조작자의 조작에 의해 환자의 신체 정보에 해당하는 '성별 정보', '나이 정보', '키 정보' 및 '몸무게 정보' 중 적어도 하나 이상의 정보를 입력받고, 해당 신체 정보에 대한 최적의 초음파 영상 데이터가 출력될 때의 송신 파라미터 또는 수신 파라미터를 추출하여 데이터베이스화하고, 유사한 신체 정보끼리 누적한 평균값을 기준치로 설정할 수 있다.
이상의 설명은 본 실시예의 기술 사상을 예시적으로 설명한 것에 불과한 것으로서, 본 실시예가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 본 실시예의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 다양한 수정 및 변형이 가능할 것이다. 따라서, 본 실시예들은 본 실시예의 기술 사상을 한정하기 위한 것이 아니라 설명하기 위한 것이고, 이러한 실시예에 의하여 본 실시예의 기술 사상의 범위가 한정되는 것은 아니다. 본 실시예의 보호 범위는 아래의 청구범위에 의하여 해석되어야 하며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 기술 사상은 본 실시예의 권리범위에 포함되는 것으로 해석되어야 할 것이다.
(부호의 설명)
100: 초음파 의료 장치
110: 트랜스듀서 120: 송수신 스위치
130: 임펄스 발생부
132: 송신부 134: 수신부
140: 빔포머 150: 아날로그 디지털 컨버터
162: 분석부 164: 최적화부
170: 신호 처리부 180: 주사 변환부
190: 디스플레이부
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본 특허출원은 2013년 05월 09일 한국에 출원한 특허출원번호 제 10-2013-0052724 호에 대해 미국 특허법 119(a)조(35 U.S.C § 119(a))에 따라 우선권을 주장하면, 그 모든 내용은 참고문헌으로 본 특허출원에 병합된다. 아울러, 본 특허출원은 미국 이외에 국가에 대해서도 위와 동일한 이유로 우선권을 주장하면 그 모든 내용은 참고문헌으로 본 특허출원에 병합된다.

Claims (18)

  1. 임펄스(Impulse)를 생성하는 임펄스 발생부(Impulse Generator);
    대상체로 상기 임펄스를 송신하고 상기 임펄스에 대응하여 반사되는 제 1 반사 신호를 수신하는 트랜스듀서(Transducer);
    상기 제 1 반사 신호의 주파수 특성을 이용하여 대상체 특성 정보를 생성한 후 상기 대상체 특성 정보를 기본값(Default)과 비교한 분석 결과 정보를 생성하는 분석부; 및
    상기 분석 결과 정보에 근거하여 상기 대상체로 송신할 초음파의 송신 파라미터(Tx Parameter)를 최적화하거나, 상기 대상체로부터 상기 초음파에 대응하여 수신된 제 2 반사 신호의 수신 파라미터(Rx Parameter)를 보상하는 최적화부
    를 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 분석부는,
    상기 제 1 반사 신호의 주파수 특성을 이용하여 반사 계수(Reflection Coefficient), 투과 계수(Transmission Coefficient), 음향 임피던스(Acoustic Impedance), 산란 계수(Scattering Coefficient), 감쇠 계수(Attenuation Coefficient), 탄성 계수(Modulus of Elasticity) 및 온도 계수(Temperature Coefficient) 중 적어도 하나 이상의 정보를 파악하고, 이를 상기 대상체 특성 정보로 인식하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  3. 제 2 항에 있어서,
    상기 분석부는,
    상기 감쇠 계수(α), 초음파 이동거리(d) 및 주파수에 근거하여 상기 대상체에 대한 감쇠량을 산출하며, 매질의 밀도(ρ)와 강도(B)에 근거하여 음속(c)을 산출하며, 반사된 음압진폭(Pr)과 입사된 음압진폭(Pi)의 비에 근거하여 상기 반사 계수(R)를 산출하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  4. 제 2 항에 있어서,
    상기 분석부는,
    시간축으로 상기 음향 임피던스 정보를 획득하여 상기 대상체의 비선형(Non-Linear) 성분을 예측하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 분석부는,
    상기 제 1 반사 신호의 중심 주파수(Center Frequency)와 주파수 변위(Frequency Displacement)를 통해 상기 대상체 특성 정보를 파악하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  6. 제 1 항에 있어서,
    상기 분석부는,
    상기 제 1 반사 신호에 포함된 계수 정보 각각을 상기 기본값과 비교하여 기본값 초과 또는 이하 여부를 확인한 기본값 초과 정보 또는 기본값 이하 정보를 포함하는 상기 분석 결과 정보를 생성하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 최적화부는,
    상기 분석 결과 정보에 근거하여 초점 위치(Focal Point)에 따라 각각의 트랜스듀서 엘리먼트의 크기를 다르게 설정하는 아포다이제이션(Apodization) 파라미터, 상기 초음파의 송신 개수를 결정하는 송신 버스트(Burst) 파라미터, 송신 파형(Tx Waveform)의 중심 주파수를 선택하는 송신 주파수 선택 파라미터, 각 시간차 프레임(Frame)에 따른 수신 신호의 비중을 다르게 설정하여 실시간 이미지가 디스플레이되도록 하는 애퍼처 컴파운딩(Aperture Compounding) 파라미터 중 적어도 하나 이상의 상기 송신 파라미터를 조절하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  8. 제 1 항에 있어서,
    상기 최적화부는,
    상기 분석 결과 정보에 근거하여 시간축으로 수신 신호의 크기를 변화시키는 신호 크기 변화 파라미터, 이미지 처리에 필요한 필터(Filter)를 선택하는 필터 선택 파라미터, 상기 대상체에 따른 이미지 데이터를 설정하는 이미지 설정(Image Setting) 파라미터, 수신 파형(Rx Waveform)의 중심 주파수를 선택하는 수신 주파수 선택 파라미터 중 적어도 하나 이상의 상기 수신 파라미터를 조절하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  9. 제 1 항에 있어서,
    상기 최적화부는,
    상기 분석 결과 정보에 포함된 계수 정보 마다 가중치(Weight)를 부여하여 합산 점수를 산출하고, 상기 합산 점수에 따라 상기 송신 파라미터 또는 상기 수신 파라미터를 조절하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  10. 제 1 항에 있어서,
    상기 최적화부는,
    상기 분석 결과 정보에 포함된 계수 정보 중 기본값 초과 정보에 해당하는 상기 송신 파라미터 또는 상기 수신 파라미터를 가중치만큼 감소시키도록 조절하거나, 상기 계수 정보 중 기본값 이하 정보에 해당하는 상기 송신 파라미터 또는 상기 수신 파라미터를 가중치만큼 증가시키도록 조절하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  11. 제 1 항에 있어서,
    상기 분석부는 상기 제 1 반사 신호에 근거하여 트랜스듀서 엘리먼트에 대한 공진 주파수(Resonance Frequency) 특성을 파악하며,
    상기 공진 주파수 특성이 반영된 임의 파형(Arbitrary Waveform)을 생성하는 신호 처리부; 및
    상기 임의 파형에 근거하여 상기 초음파를 생성하는 송신부
    를 추가로 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  12. 제 11 항에 있어서,
    상기 신호 처리부는,
    상기 공진 주파수 특성이 반영된 상기 임의 파형을 생성하는 임의 파형 생성부(Arbitrary Waveform Generator); 및
    상기 임의 파형을 고속 푸리에 변환(FFT)한 후 노멀라이제이션(Normalization)된 정규화 신호를 생성하는 정규화부
    를 포함하며, 상기 송신부는 상기 정규화 신호에 근거하여 상기 초음파를 생성하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  13. 제 12 항에 있어서,
    상기 트랜스듀서에 의해 상기 초음파를 대상체로 송신한 후 상기 제 2 반사 신호를 수신하며, 상기 제 2 반사 신호를 디스플레이(Display)하기 위한 영상 데이터로 변환하고, 구비된 디스플레이부 상의 상기 영상 데이터가 나타나도록 하는 주사 변환부(Scan Converter)
    를 추가로 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  14. 임펄스를 생성하는 임펄스 발생부;
    대상체로 상기 임펄스를 송신하고 상기 임펄스에 대응하여 반사되는 제 1 반사 신호를 수신하는 트랜스듀서;
    상기 제 1 반사 신호에 근거하여 트랜스듀서 엘리먼트에 대한 공진 주파수 특성을 파악하는 분석부;
    상기 공진 주파수 특성이 반영된 임의 파형을 생성한 후 상기 임의 파형을 노멀라이제이션한 정규화 신호를 생성하는 신호 처리부;
    상기 정규화 신호에 근거하여 초음파를 생성하는 송신부; 및
    상기 대상체로부터 상기 초음파에 대응하여 수신된 제 2 반사 신호를 디스플레이하기 위한 영상 데이터로 변환하고, 구비된 디스플레이부 상의 상기 영상 데이터가 나타나도록 하는 주사 변환부
    를 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 진단 장치.
  15. 초음파 의료 장치가 초음파를 최적화하는 방법에 있어서,
    임펄스를 생성하는 임펄스 발생 과정;
    대상체로 상기 임펄스를 송신하고 상기 임펄스에 대응하여 반사되는 제 1 반사 신호를 수신하는 송수신 과정;
    상기 제 1 반사 신호의 주파수 특성을 이용하여 대상체 특성 정보를 생성한 후 상기 대상체 특성 정보를 기본값과 비교한 분석 결과 정보를 생성하는 분석 과정; 및
    상기 분석 결과 정보에 근거하여 상기 대상체로 송신할 초음파의 송신 파라미터를 최적화하거나, 상기 대상체로부터 상기 초음파에 대응하여 수신된 제 2 반사 신호의 수신 파라미터를 보상하는 최적화 과정
    을 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 최적화 방법.
  16. 제 15 항에 있어서,
    상기 분석 과정은,
    상기 제 1 반사 신호의 주파수 특성을 이용하여 반사 계수(Reflection Coefficient), 투과 계수(Transmission Coefficient), 음향 임피던스(Acoustic Impedance), 산란 계수(Scattering Coefficient), 감쇠 계수(Attenuation Coefficient), 탄성 계수(Modulus of Elasticity) 및 온도 계수(Temperature Coefficient) 중 적어도 하나 이상의 정보를 파악하고, 이를 상기 대상체 특성 정보로 인식하는 과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 최적화 방법.
  17. 제 15 항에 있어서,
    상기 최적화 과정은,
    상기 분석 결과 정보에 포함된 계수 정보 마다 가중치(Weight)를 부여하여 합산 점수를 산출하고, 상기 합산 점수에 따라 상기 송신 파라미터 또는 상기 수신 파라미터를 조절하는 과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 최적화 방법.
  18. 초음파 의료 장치가 초음파를 최적화하는 방법에 있어서,
    임펄스를 생성하는 임펄스 발생 과정;
    대상체로 상기 임펄스를 송신하고 상기 임펄스에 대응하여 반사되는 제 1 반사 신호를 수신하는 송수신 과정;
    상기 제 1 반사 신호에 근거하여 트랜스듀서 엘리먼트에 대한 공진 주파수 특성을 파악하는 분석 과정;
    상기 공진 주파수 특성이 반영된 임의 파형을 생성한 후 상기 임의 파형을 노멀라이제이션한 정규화 신호를 생성하는 신호 처리 과정;
    상기 정규화 신호에 근거하여 초음파를 생성하는 초음파 생성 과정; 및
    상기 대상체로 상기 초음파를 송신하는 송신 과정
    을 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 최적화 방법.
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