KR102773972B1 - 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법 - Google Patents
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Abstract
본 발명은 의료용 초음파 영상 시스템의 수신 집속 과정에서 채널 데이터를 2차원 푸리에 변환하고 스펙트럼 영역에서 계산한 가중치를 이용하여 부엽(side lobe)을 효과적으로 억제하고 초음파 영상의 화질을 개선시킬 수 있는 의료용 초음파 영상 시스템에서 스펙트럼의 주엽과 부엽의 거리 가중치를 이용하여 부엽을 억제하는 방법에 관한 것으로서, (a) 영상점에서 반사된 초음파 신호를 어레이 트랜스듀서의 수신소자에서 수신하고 채널 신호로서 출력하는 단계; (b) 상기 채널 신호를 각각 집속 지연하여 시간적으로 정렬하고 시간과 채널을 각각 축으로 하는 2차원 시간-채널 데이터로 생성하는 단계; (c) 상기 영상점에서 수신된 데이터에 소정 크기의 2차원 시간-채널 데이터 윈도우를 생성하고 상기 2차원 시간-채널 데이터 윈도우 내의 시간-채널 데이터를 푸리에 변환하는 단계; (d) 상기 2차원 시간-채널 데이터 윈도우 내의 스펙트럼에서 주엽 스펙트럼과 부엽 스펙트럼의 상대적 관계를 이용하여 가중치를 연산하는 단계; 및 (e) 상기 가중치를 이용하여 초음파 영상 픽셀을 보정하는 단계를 포함한다. 본 발명은 주엽의 폭을 주로 제어하는 필터와 부엽을 주로 억제하는 필터를 구성하며 2종류의 필터를 이용하여 주엽과 부엽을 억제한다.
Description
본 발명은 의료용 초음파 영상 시스템의 수신 집속 과정에서 채널 데이터를 2차원 푸리에 변환하고 스펙트럼 영역에서 계산한 가중치를 이용하여 부엽(side lobe)을 효과적으로 억제하고 초음파 영상의 화질을 개선시킬 수 있는 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법에 관한 것이다.
의료용 초음파 영상 진단장치는 초음파를 이용하여 병변을 진단하는 장치로서, 트랜스듀서(transducer)로 송신한 초음파 신호가 인체 내부에서 반사되면, 반사되는 신호를 수신 집속하며 초음파 신호의 크기를 소정 밝기의 이미지로 변환하여 영상화한다.
초음파 영상은 안전성과 실시간 영상이 가능한 장점에도 불구하고 다른 의료용 영상과 대비할 때 해상도가 낮다. 초음파 영상의 해상도를 높이기 위해 어레이 트랜스듀서(array transducer)를 이용하여 각 소자마다 송수신 시간을 조정하여 짧은 펄스 길이의 초음파를 집속함으로써 영상의 해상도를 증가시킨다.
수신 집속은 영상점에서 오는 신호가 모든 어레이의 소자에 동시에 도착한 것처럼 집속 지연 시간을 인가하여 신호의 크기를 증가시킨다. 이때 집속하고자 하는 영상점의 근처에서 오는 신호가 수신되어서 집속 과정에서 완전히 제거되지 않으면 영상점에 부엽(side lobe)을 만든다. 영상점에 점 반사체를 위치시키고 수신 집속을 하면, 점 반사체 위치에 큰 신호가 나타나는데 이것이 집속된 음장의 주엽(main lobe)에 의한 것이며, 영상점에 있는 점 반사체에서 가까운 곳에 있는 반사체에서 돌아온 신호는 수신 집속에 의하여 완전히 제거되지 않으면 주엽 근처에 부엽(side lobe)으로 나타난다.
도 1은 종래 의료용 초음파 영상의 신호처리 과정을 예시한 파형도이다. 도 1을 참조하면, 수신 집속하고자 하는 영상점에 반사체가 있을 경우, 수신 집속 시간 지연을 인가하면 모든 수신 소자에 신호가 도착하는 시간 차이가 보상된다. 수신 집속이 끝나면 신호들이 같은 위상으로 정렬되며, 이 신호들을 모두 더하면 가장 큰 신호가 얻어진다.
그러나 영상점 근처에 있는 반사체에서 신호가 수신되면, 수신 집속하여도 도착 시간 차이가 보상되지 않으므로 모든 채널의 신호가 더해지는 경우 일부 신호가 제거되지 않고 남는데 이것이 부엽이 된다. 부엽은 영상의 대조도를 떨어뜨려서 주변과 밝기 차이가 크게 차이가 나지 아니한 미세한 병변의 진단에 어려움을 가져온다.
종래의 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하기 위하여 사용되는 방법 중 하나는 수신 채널 신호에 창함수 가중치를 곱하는 아포다이제이션(apodization) 방법이다. 그러나 창함수 가중치 방법은 부엽을 억제시키지만 주엽의 폭을 증가시킴으로써 해상도가 떨어지는 문제점이 있다. 한편, 모든 영상점에 각각 다른 최적화된 창함수 가중치를 적용하여 주엽의 폭을 줄이면서 부엽을 억제하는 최소 분산 집속 방법이 도입되고 있다. 하지만, 최소분산 집속은 레이더와 같이 독립적인 점 반사체들에서 오는 신호를 구별하기 위한 방법으로서, 초음파 영상과 같이 반사체 밀도가 높은 영상에서는 스페클 패턴의 변형을 가져오고 계산량이 많아서 아직 널리 사용되지 못하고 있다.
아래의 특허문헌 1 및 2에서는 초음파 영상에서 부엽을 저감하는 방법을 제안하고 있지만, 각각의 수신 채널 데이터에 가중치를 적용하는 방식이기 때문에 부엽 저감을 위하여 과도한 연산이 수행되어야 하는 문제점이 있으며, 이러한 문제점은 채널의 수가 증가할수록 증가된다. 또한, 아래의 특허문헌 3에서는 초음파 영상의 화질을 개선하기 위하여 스페클 노이즈를 제거하기 위한 방법을 제안하고 있지만, 부엽과 격자엽을 효과적으로 제거하지 못하는 문제점이 있다.
본 발명은 어레이 트랜스듀서(array transducer)를 통해 수신한 채널 신호를 수신 집속하는 과정에서 영상점에서 온 채널 신호를 중심으로 시간과 채널을 축으로 하는 2차원 창을 설정하고, 창 안의 2차원 데이터를 푸리에 변환하여 스펙트럼을 계산하고, 스펙트럼 영역에서 주엽과 부엽의 신호 크기를 이용하여 가중치를 계산하고, 이 가중치를 영상에 곱함으로써, 부엽(side lobe)을 효과적으로 억제하고 초음파 영상의 화질을 개선시킬 수 있는 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법을 제공하는 것을 목적으로 한다.
또한, 본 발명은 주엽 스펙트럼의 크기와 부엽 스펙트럼의 크기 간의 상대성을 이용한 크기 가중치를 연산하여 초음파 영상을 보정함으로써, 주엽의 폭을 유지하면서 부엽을 주로 억제한 초음파 영상을 얻을 수 있도록 함에 다른 목적이 있다.
또한, 본 발명은 주엽 스펙트럼과 상기 부엽 스펙트럼 간의 거리를 이용한 거리 가중치를 연산하여 초음파 영상을 보정함으로써, 부엽이 억제된 상태에서 주엽의 폭이 조정된 초음파 영상을 얻을 수 있도록 함에 또 다른 목적이 있다.
본 발명의 일실시예에 따른 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법은, (a) 영상점에서 반사된 초음파 신호를 어레이 트랜스듀서의 수신소자에서 수신하고 채널 신호로서 출력하는 단계; (b) 상기 채널 신호를 각각 집속 지연하여 시간적으로 정렬하고 시간과 채널을 각각 축으로 하는 2차원 시간-채널 데이터로 생성하는 단계; (c) 상기 영상점에서 수신된 데이터에 소정 크기의 2차원 시간-채널 데이터 윈도우를 생성하고 상기 2차원 시간-채널 데이터 윈도우 내의 시간-채널 데이터를 푸리에 변환하는 단계; (d) 상기 2차원 시간-채널 데이터 윈도우 내의 스펙트럼에서 주엽 스펙트럼과 부엽 스펙트럼의 상대적 관계를 이용하여 가중치를 연산하는 단계; 및 (e) 상기 가중치를 이용하여 초음파 영상 픽셀을 보정하는 단계를 포함한다.
본 발명의 다른 실시예에 따른 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법은, 상기 2차원 시간-채널 데이터 윈도우의 크기는 수신 채널의 크기와 시간 축에서 샘플링한 데이터의 개수에 의해 규정된다.
본 발명의 또 다른 실시예에 따른 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법은, 상기 단계(d)는 상기 주엽 스펙트럼의 크기와 상기 부엽 스펙트럼의 크기를 이용하여 아래의 (수학식 1)에 의해 정의되는 크기 가중치(
)를 연산하는 단계이다.
(수학식 1)
여기서, 
는 스펙트럼 영역에서 주엽이 나타나는 위치의 한 화소의 크기값이며, 
는 부엽이 나타나는 영역에서 스펙트럼의 최대값이며, 
은 크기 가중치(
)의 특성을 조정할 수 있는 크기 척도값(scale factor)이다.
본 발명의 또 다른 실시예에 따른 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법은, 상기 단계(d)는 상기 주엽 스펙트럼과 상기 부엽 스펙트럼 간의 거리를 이용하여 아래의 (수학식 2)에 의해 정의되는 거리 가중치(
)를 연산하는 단계이다.
(수학식 2)
여기서, 
는 스펙트럼 영역에서 주엽 스펙트럼과 부엽 스펙트럼 사이의 거리이다. 
는 거리 가중치(
)의 특성을 조정할 수 있는 거리 척도값이다.
본 발명의 또 다른 실시예에 따른 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법은, 상기 단계(d)는, (d-1) 상기 주엽 스펙트럼의 크기와 상기 부엽 스펙트럼의 크기를 이용하여 아래의 (수학식 1)에 의해 정의되는 크기 가중치(
)를 연산하는 단계; 및 (d-2) 상기 주엽 스펙트럼과 상기 부엽 스펙트럼 간의 거리를 이용하여 아래의 (수학식 2)에 의해 정의되는 거리 가중치(
)를 연산하는 단계를 포함한다.
(수학식 1)
여기서, 
는 스펙트럼 영역에서 주엽이 나타나는 위치의 한 화소의 크기값이며, 
는 부엽이 나타나는 영역에서 스펙트럼의 최대값이며, 
은 크기 가중치(
)의 특성을 조정할 수 있는 크기 척도값(scale factor)이다.
(수학식 2)
여기서, 
는 스펙트럼 영역에서 주엽 스펙트럼과 부엽 스펙트럼 사이의 거리이다. 
는 거리 가중치(
)의 특성을 조정할 수 있는 거리 척도값이다.
본 발명의 또 다른 실시예에 따른 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법은, 상기 단계(e)는 아래의 (수학식 3)에 의해 상기 초음파 영상 픽셀을 보정하는 단계이다.
(수학식 3)
여기서, 
는 상기 단계(e)의 보정 처리 전의 영상의 화소이며, 
는 보정 처리 후의 영상의 화소이다.
본 발명의 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법에 따르면, 어레이 트랜스듀서(array transducer)를 통해 수신한 채널 신호를 수신 집속하는 과정에서 영상점에서 온 채널 신호를 중심으로 시간과 채널을 축으로 하는 2차원 창을 설정하고, 창 안의 2차원 데이터를 푸리에 변환하여 스펙트럼을 계산하고, 스펙트럼 영역에서 주엽과 부엽의 신호 크기를 이용하여 가중치를 계산하고, 이 가중치를 영상에 곱함으로써, 부엽(side lobe)을 효과적으로 억제하고 초음파 영상의 화질을 개선시킬 수 있다.
또한, 본 발명에 따르면, 주엽 스펙트럼의 크기와 부엽 스펙트럼의 크기 간의 상대성을 이용한 크기 가중치를 연산하여 초음파 영상을 보정함으로써, 주엽의 폭을 유지하면서 부엽을 주로 억제한 초음파 영상을 얻을 수 있다.
또한, 본 발명에 따르면, 주엽 스펙트럼과 상기 부엽 스펙트럼 간의 거리를 이용한 거리 가중치를 연산하여 초음파 영상을 보정함으로써, 부엽이 억제된 상태에서 주엽의 폭이 조정된 초음파 영상을 얻을 수 있다.
도 1은 종래 의료용 초음파 영상의 신호처리 과정을 예시한 파형도이다.
도 2는 본 발명을 구현하기 위한 초음파 영상 진단 장치의 일례를 보인 블록도이다.
도 3은 의료용 초음파 영상에서 부엽을 제거하는 방법을 예시한 흐름도이다.
도 4는 본 발명에서 가중치 처리를 한 결과를 이용하여 초음파 영상을 보정하는 방법을 예시한 흐름도이다.
도 5는 초음파 신호가 수신 어레이에 theta(θ)의 입사각을 가지고 수신되는 경우 수신 채널에 나타나는 신호의 모양을 예시한 파형도이다.
도 6은 입사각에 따른 초음파 신호의 모양과 2차원 푸리에 변환의 스펙트럼을 비교한 파형도로서, (a) 및 (c)는 영상점에서 돌아온 신호의 경우와 스펙트럼을 예시한 파형도이고, (b) 및 (d)는 부엽(side lobe) 혹은 격자엽(grating lobe) 신호의 경우 초음파 신호의 입사각에 따라 스펙트럼 영역이 회전하는 것을 예시한 파형도이다.
도 7은 스펙트럼 영역에서 주엽과 부엽의 크기 및 위치를 정의한 그래프이다.
도 8은 실험에 따라 측정된 주엽 스펙트럼과 부엽 스펙트럼을 예시한 도면이다.
도 9의 (a) 내지 (d)는 각각 송신을 한 점 집속하고 수신을 동적 집속 적용한 기존의 점확산 영상(a), 채널 데이터에서 해밍창 처리를 한 영상(b), 가중치 처리를 한 영상(c,d)를 나타내는 도면이다.
도 10은 주엽과 부엽의 크기를 비교하기 위하여 도 9에서 측방향 음장 크기를 구하여 도시한 그래프이다.
도 11 및 12는 크기 가중치(
)와 거리 가중치(
) 값에 따른 초음파 음장 특성을 비교한 그래프이다.
도 13은 2 mm 간격으로 있는 두 개의 점반사체를 구별하기 위한 영상이며 기존의 집속 영상(a), 해밍창 처리를 한 영상(b), 가중치 처리를 한 영상 (c, d)를 나타내는 도면이다.
도 14는 도 13에서 측방향 음장 크기를 구하여 도시한 그래프이다.
도 15의 (a)는 반사율이 다른 종양 팬텀을, (b)는 종양 및 배경 영역 내에서 이미지 품질을 평가하기 위한 창 위치를 나타내는 도면이다.
도 16에서 (a)는 송신 한 점 집속, 수신 동적 집속을 적용한 기존의 영상, (b)는 초음파 송수신 음장에서 주엽 신호만으로 만든 주엽 영상, (c)는 기존의 영상에 해밍창을 적용한 영상, (d)는 가중치 처리를 한 초음파 영상(
, 
), (e)는 가중치 처리를 한 초음파 영상(
, 
)이다.
도 17은 병변 경계에서 대조도를 확인하기 위하여 -20 dB의 밝기를 가지는 B 병변의 가운데를 지나는 가로축의 단면의 영상의 크기값을 비교한 그래프이다.
도 2는 본 발명을 구현하기 위한 초음파 영상 진단 장치의 일례를 보인 블록도이다.
도 3은 의료용 초음파 영상에서 부엽을 제거하는 방법을 예시한 흐름도이다.
도 4는 본 발명에서 가중치 처리를 한 결과를 이용하여 초음파 영상을 보정하는 방법을 예시한 흐름도이다.
도 5는 초음파 신호가 수신 어레이에 theta(θ)의 입사각을 가지고 수신되는 경우 수신 채널에 나타나는 신호의 모양을 예시한 파형도이다.
도 6은 입사각에 따른 초음파 신호의 모양과 2차원 푸리에 변환의 스펙트럼을 비교한 파형도로서, (a) 및 (c)는 영상점에서 돌아온 신호의 경우와 스펙트럼을 예시한 파형도이고, (b) 및 (d)는 부엽(side lobe) 혹은 격자엽(grating lobe) 신호의 경우 초음파 신호의 입사각에 따라 스펙트럼 영역이 회전하는 것을 예시한 파형도이다.
도 7은 스펙트럼 영역에서 주엽과 부엽의 크기 및 위치를 정의한 그래프이다.
도 8은 실험에 따라 측정된 주엽 스펙트럼과 부엽 스펙트럼을 예시한 도면이다.
도 9의 (a) 내지 (d)는 각각 송신을 한 점 집속하고 수신을 동적 집속 적용한 기존의 점확산 영상(a), 채널 데이터에서 해밍창 처리를 한 영상(b), 가중치 처리를 한 영상(c,d)를 나타내는 도면이다.
도 10은 주엽과 부엽의 크기를 비교하기 위하여 도 9에서 측방향 음장 크기를 구하여 도시한 그래프이다.
도 11 및 12는 크기 가중치(
도 13은 2 mm 간격으로 있는 두 개의 점반사체를 구별하기 위한 영상이며 기존의 집속 영상(a), 해밍창 처리를 한 영상(b), 가중치 처리를 한 영상 (c, d)를 나타내는 도면이다.
도 14는 도 13에서 측방향 음장 크기를 구하여 도시한 그래프이다.
도 15의 (a)는 반사율이 다른 종양 팬텀을, (b)는 종양 및 배경 영역 내에서 이미지 품질을 평가하기 위한 창 위치를 나타내는 도면이다.
도 16에서 (a)는 송신 한 점 집속, 수신 동적 집속을 적용한 기존의 영상, (b)는 초음파 송수신 음장에서 주엽 신호만으로 만든 주엽 영상, (c)는 기존의 영상에 해밍창을 적용한 영상, (d)는 가중치 처리를 한 초음파 영상(
도 17은 병변 경계에서 대조도를 확인하기 위하여 -20 dB의 밝기를 가지는 B 병변의 가운데를 지나는 가로축의 단면의 영상의 크기값을 비교한 그래프이다.
이하에서는 첨부된 도면을 참조하여 본 발명에 따른 구체적인 실시예가 설명된다. 그러나 이는 본 발명을 특정한 실시 형태에 대하여 한정하려는 것이 아니며, 본 발명의 사상 및 기술 범위에 포함되는 모든 변경, 균등물, 대체물을 포함하는 것으로 이해되어야 한다.
명세서 전체에 걸쳐 유사한 구성 및 동작을 갖는 부분에 대해서는 동일한 도면 부호를 붙였다. 그리고 본 발명에 첨부된 도면은 설명의 편의를 위한 것으로서, 그 형상과 상대적인 척도는 과장되거나 생략될 수 있다.
실시예를 구체적으로 설명함에 있어서, 중복되는 설명이나 당해 분야에서 자명한 기술에 대한 설명은 생략되었다. 또한, 이하의 설명에서 어떤 부분이 다른 구성요소를 "포함"한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 기재된 구성요소 외에 구성요소를 더 포함할 수 있는 것을 의미한다.
또한, 명세서에 기재된 "~부", "~기", "~모듈" 등의 용어는 적어도 하나의 기능이나 동작을 처리하는 단위를 의미하며, 이는 하드웨어나 소프트웨어 또는 하드웨어 및 소프트웨어의 결합으로 구현될 수 있다. 또한, 어떤 부분이 다른 부분과 전기적으로 연결되어 있다고 할 때, 이는 직접적으로 연결되어 있는 경우뿐만 아니라 그 중간에 다른 구성을 사이에 두고 연결되어 있는 경우도 포함한다.
제1, 제2 등과 같이 서수를 포함하는 용어는 다양한 구성요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 상기 구성요소들은 상기 용어들에 의해 한정되지는 않는다. 상기 용어들은 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하는 목적으로만 사용된다. 예를 들어, 본 발명의 권리 범위를 벗어나지 않으면서 제2 구성요소는 제1 구성요소로 명명될 수 있고, 유사하게 제1 구성요소도 제2 구성요소로 명명될 수 있다.
도 2는 본 발명을 구현하기 위한 초음파 영상 진단장치의 일례를 보인 블록도이다. 도 2를 참조하면, 초음파 영상 진단장치는 어레이 트랜스듀서(array transducer, 100), 수신 집속부(200), 영상 처리부(300), 및 디스플레이 수단(400)을 포함하여 구성된다.
어레이 트랜스듀서(100)는 초음파를 송신하고 반사 신호를 수신하는 다수의 트랜스듀서(수신소자)를 선형적으로 배열한 유닛이다. 어레이 트랜스듀서(100)에 수신된 각 채널의 초음파 신호는 인체 내부의 장기에서 반사되어 돌아오는 스페큘러 신호(specular signal)와 불균일하게 분포하는 반사체들의 특성이 반영된 스페클 신호(speckle signal)로 나눌 수 있다.
수신 집속부(200)는 인체 내부의 장기에서 돌아온 신호를 지연시켜 수신 집속하고, 시간적으로 정렬하여 더하고, 복조하여 주사선을 형성한다. 스페큘러 신호는 모든 수신 채널에서 상관도가 높은 신호의 모양을 가지게 되며, 스페클 신호는 반사체들의 분포와 어레이 트랜스듀서의 위치에 따라 수신 채널에서 신호의 위상이 불규칙하게 더해져서 나타난다.
도 2를 참조하면, 수신 집속부(200)는 집속 지연부(210) 및 복조부(220)를 포함한다.
집속 지연부(210)는 반사체에 의해 반사된 신호가 어레이 트랜스듀서(100)에 도달하는 과정에서 도착 시간 차이가 발생된 다수의 채널 신호를 시간적으로 정렬시키기 위하여 채널별로 집속 지연(focusing delay)을 한다. 복조부(220)는 집속된 신호를 복조하여 출력한다.
영상 처리부(300)는 다수의 주사선을 합성하여 단위영상 프레임을 형성하며, 선택된 채널에 대응하는 단위영상 프레임들을 저장하고 도 3 이하에서 설명되는 영상 처리를 수행하여 초음파 영상을 생성한다. 초음파 영상은 디스플레이 수단(400)을 통해 표시된다.
도 3은 본 발명에 따라 의료용 초음파 영상에서 부엽을 억제하는 방법을 예시한 흐름도이다. 도 3을 참조하면, 본 발명에 따라 3가지 초음파 영상을 생성할 수 있다. 첫 번째는 기본적인 초음파 영상이고, 두 번째는 가중치 영상이고, 세 번째는 가중치 초음파 영상이다.
먼저, 채널 데이터를 생성하고(ST310), 이를 집속 지연하여 2차원 시간-채널 데이터를 생성한다(ST320). 다음으로, 영상점을 중심으로 소정 크기의 2차원 시간-채널 데이터 윈도우를 생성하고 2차원 시간-채널 데이터 윈도우 내의 신호를 모두 더한 뒤에 복조하여 초음파 영상을 생성한다(ST330).
가중치 영상은 2차원 시간-채널 데이터 윈도우 내의 시간-채널 데이터를 푸리에 변환하고(ST340), 그 결과값으로부터 가중치를 연산하여 가중치 영상을 생성한다(ST350). 가중치는 후술하는 바와 같이 2차원 시간-채널 데이터 윈도우 내의 주엽 스펙트럼의 크기와 부엽 스펙트럼의 크기를 이용하여 연산되는 크기 가중치와, 서로 간의 거리를 이용하여 연산되는 거리 가중치의 2가지 가중치가 이용될 수 있다. 본 발명에서 두 가중치는 독립적으로 또는 복합적으로 이용될 수 있다.
가중치 초음파 영상은 가중치 결과를 이용하여 초음파 영상을 보정하는 것으로서 얻어진다(ST360). 도 4를 참조하여 가중치 초음파 영상을 생성하는 과정을 좀 더 구체적으로 설명한다.
도 4는 본 발명에서 가중치 처리를 한 결과를 이용하여 초음파 영상을 보정하는 방법을 예시한 흐름도이다.
먼저, 도 2에 예시된 블록도에서 영상점으로부터 반사된 초음파 신호를 어레이 트랜스듀서(100)의 수신소자에서 수신하고 채널 신호로서 출력한다(ST410). 그리고 채널 신호를 각각 집속 지연하여 시간적으로 정렬하고 시간과 채널을 각각 축으로 하는 2차원 시간-채널 데이터로 생성한다(ST420).
다음으로, 영상점 주위에 소정 크기의 2차원 시간-채널 데이터 윈도우를 생성하고 2차원 시간-채널 데이터 윈도우 내의 시간-채널 데이터를 푸리에 변환한다(ST430). 그리고 전체 스펙트럼의 크기에 대비한 주엽 스펙트럼의 크기와 부엽 스펙트럼의 크기를 이용하여 크기 가중치를 계산한다(ST440).
한편, 초음파 신호의 부엽의 스펙트럼이 초음파 신호의 주엽 스펙트럼 근처에 위치하면 스펙트럼이 중첩되어 주엽의 크기를 계산할 때 오차가 발생할 수 있다. 본 발명에서는 이러한 오차를 보정하기 위해 거리 가중치를 더 계산할 수 있다. 스펙트럼 영역에서 주엽 스펙트럼 근처에 부엽 스펙트럼이 위치할 때, 주엽 스펙트럼의 위치와 부엽 스펙트럼의 최대치가 있는 위치까지의 거리에 따라 거리 가중치를 계산한다(ST450).
마지막으로 초음파 영상의 각 픽셀값에 크기 가중치나 거리 가중치를 곱하여, 또는, 크기 가중치와 거리 가중치를 모두 곱하여 초음파 영상 픽셀을 보정한다(ST460). 도 5 이하를 참조하여 각 단계별 상세 구성 및 작용과 시뮬레이션 결과를 설명한다.
수신 집속 지연 시간을 인가한 뒤에 수신된 채널 신호는, 원거리에서 신호가 돌아온 것처럼 모든 채널 신호의 위상이 정렬이 된다. 영상점에 가까운 곳의 반사체에서 신호가 돌아오면, 수신 집속 시간 지연이 인가된 뒤의 인접 채널의 신호는 입사각에 따라 위상차가 발생한다.
도 5는 초음파 신호가 수신 어레이에 theta(θ)의 입사각을 가지고 수신되는 경우 수신 채널에 나타나는 신호의 모양을 예시한 파형도로서, 공간주파수가 1인 경우의 입사각(θ)과 채널 신호의 모양을 예시하고 있다. 도 5에서 연속파 신호의 경우, 특정 시간에 나타나는 모든 채널의 신호는 채널 방향으로 공간주파수를 가지는 정현파로 모델링할 수 있다. 이때 입사각이 커질수록 인접한 채널 신호의 위상차가 커지며, 전체 수신 채널에 나타나는 정현파 신호의 공간주파수는 높아진다. 따라서 수신 채널 신호를 1차원 푸리에 변환하여 정현파의 공간주파수를 측정하면 부엽(side lobe)의 크기를 추정할 수 있다.
수신된 신호로부터 부엽을 구별하기 위해서, 단계 ST420에서와 같이 시간과 채널을 각각 축으로 하는 2차원 데이터로 정렬한다. 그리고 시간과 공간 축에서 스펙트럼을 계산하기 위하여 영상점에서 수신된 신호를 중심으로 일정한 시간 구간을 정하고 수신된 데이터에서 2차원의 시간-채널 데이터 윈도우를 설정한다. 윈도우 안의 시간-채널 데이터에서 영상점에서 돌아온 신호는 도 6의 (a)와 같이 입사각이 0이 되며, 2차원 푸리에 변환을 하면 스펙트럼은 초음파의 중심주파수 근처에 모여서 나타난다(도 6의 (c) 참조). 도 6에서 시간-채널 데이터 윈도우는 수직이 시간 축이며, 수평은 1차원 어레이 방향의 공간 축이다. 입사각을 가지고 수신된 시간-채널 데이터(도 6의 (b))의 2차원 스펙트럼은 도 6의 (d)와 같이 입사각만큼 회전하여 나타난다. 여기서 f x 는 공간주파수가 되며, f z 는 시간에 대한 주파수가 된다. 따라서 2차원 스펙트럼 영역에서 나타나는 신호의 위치에 따라 영상점에서 온 신호와 부엽 신호를 구별할 수 있다.
도 7은 스펙트럼 영역에서 주엽과 부엽의 크기 및 위치를 정의한 그래프이다. 도 7을 참조하면, 주파수 영역에서 주엽과 부엽의 스펙트럼이 나타나는 영역은 
축 방향에서 매우 좁고 
축 방향에서 길게 나타난다. 따라서 스펙트럼 값을 
축 방향으로 더하면 
축으로 1차원의 스펙트럼의 크기의 그래프를 구할 수 있다. 여기에서 미리 알고 있는 주엽이 나타나는 위치에서 주엽의 크기를 구하며, 부엽은 스펙트럼의 1차원 그래프에서 최대값이 나타나는 크기와 위치를 구할 수 있다.
채널 신호를 2차원 푸리에 변환을 하면 주엽의 신호는 초음파의 중심주파수를 알고 있으므로 특정한 위치에 스펙트럼이 나타난다. 따라서 주엽의 스펙트럼의 위치에 나타나는 주엽 신호의 크기를 알 수 있다. 부엽의 경우에도 점확산 함수의 영상에서 스펙트럼이 나타나는 위치가 일정한 영역 이내로 제한된다. 따라서 이 영역 안에서 부엽 스펙트럼의 크기를 구할 수 있다.
부엽이 나타나는 영역에 창을 형성하고 그 안의 값을 모두 더하여 부엽의 크기를 정하는 방법은 음장 특성에서 부엽의 크기를 줄이면서 주엽의 폭이 같이 줄어드는 효과가 있다. 한편, 주엽의 폭이 줄어들면 영상의 스페클을 크게 변형시키는 단점이 있으므로, 본 발명에서는 부엽의 크기를 부엽이 나타나는 영역에서 부엽 신호의 크기가 최대치 값을 찾아서 정하였다. 주엽과 부엽의 크기값을 이용하여 단계 ST440에서 언급된 크기 가중치(
)를 연산하는 것은 아래의 (수학식 1)에 의해 정의될 수 있다.
(수학식 1)
여기서, 
는 스펙트럼 영역에서 주엽이 나타나는 위치의 한 화소의 크기값이며, 
는 부엽이 나타나는 영역에서 스펙트럼의 최대값이며, 
은 크기 가중치(
)의 특성을 조정할 수 있는 크기 척도값(scale factor)이다.
크기 척도값(
)은 주엽 폭의 축소와 부엽의 억제 특성에 따라 실험적으로 결정될 수 있다. (수학식 1)에서 크기 가중치(
)는 부엽의 크기에 따라 0과 1 사이의 값을 갖는다.
초음파 신호의 부엽 스펙트럼이 초음파 신호의 주엽 스펙트럼 근처에 위치하면 스펙트럼이 중첩되어 주엽의 크기를 계산할 때 오차가 발생한다. 따라서 본 발명에서는 스펙트럼 영역에서 주엽 스펙트럼 근처에 부엽 스펙트럼이 위치할 때, 주엽 스펙트럼의 위치와 부엽 스펙트럼의 최대치가 있는 위치까지의 거리에 따라 거리 가중치를 주어서 도 7의 (b)에서와 같이 주엽 스펙트럼의 크기를 조정한다. 주엽과 부엽의 위치값을 이용하여 단계 ST450에서 언급된 거리 가중치(
)를 연산하는 것은 아래의 (수학식 2)에 의해 정의될 수 있다.
(수학식 2)
여기서, 
는 스펙트럼 영역에서 주엽 스펙트럼과 부엽 스펙트럼 사이의 거리이다. 
는 거리 가중치(
)의 특성을 조정할 수 있는 거리 척도값이다.
(수학식 2)에서 
값이 0이 되는 경우는 부엽이 없는 경우이며, 이때 거리 가중치(
)는 1이 된다. 주엽과 부엽 사이의 거리가 증가하면 거리 가중치(
) 값이 줄어든다. 따라서 부엽의 위치에 따라 거리 가중치(
)는 0과 1 사이의 값을 갖는다. 거리 가중치(
)는 부엽이 주엽에 가까운 위치에 있는 경우에 작용하여 주엽의 폭을 감소시킨다.
이제 크기 가중치(
)와 거리 가중치(
) 값을 영상의 한 화소 값에 곱해주면 부엽이 억제된 영상을 얻을 수 있다. 단계 ST460에서 언급된 바와 같은 초음파 영상 보정은 아래의 (수학식 3)에 의해 정의될 수 있다.
(수학식 3)
여기서, 
는 단계 ST460의 보정 처리 전의 영상의 화소이며, 
는 보정 처리 후의 영상의 화소이다.
본 발명에 따른 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법을 검증하기 위한 실험을 실시하였다. 64 채널 초음파 집속 시스템을 이용하여 병변이 있는 팬텀의 초음파 데이터를 합성하였다. 매질의 음속도는 1,500 m/s로 가정하고, 중심 초음파 주파수 5 MHz를 사용하여 다음의 (수학식 4)와 같은 초음파 광대역 펄스 신호를 사용하였다.
(수학식 4)
여기서, 배열 소자의 폭은 초음파 중심주파수의 한 파장 길이이며, 펄스의 시간 폭을 결정하는 파라미터 "
"를 사용하였다. 모든 시뮬레이션은 MATLAB(The MathWorks, Natick, MA, USA)을 이용하여 프로그래밍하고 PC에서 수행하였다.
40 mm 깊이에 점반사체를 배치하고 송신집속 깊이를 30 mm로 하여 점반사체 영상을 컴퓨터 시뮬레이션에서 합성하였다. 5 MHz의 중심 주파수를 가지는 64 채널 선형 트랜스듀서를 이용한 집속 시스템에서 64 채널의 수신집속지연이 인가된 RF 데이터를 합성하였다. RF의 채널 데이터에서 주엽이 나타나는 신호와 부엽이 나타나는 위치의 신호를 선택하여 2차원 스펙트럼을 비교하였다.
도 8은 실험에 따라 측정된 주엽 스펙트럼과 부엽 스펙트럼을 예시한 도면이다. 도 8의 (a), (b)는 주엽의 채널 신호와 스펙트럼이다. 실수의 RF 데이터를 이용하여 푸리에 변환을 하였으므로 스펙트럼은 상하 대칭으로 나타난다. 2차원 시간-채널 데이터에 2차원 해밍 윈도우를 곱하여 푸리에 변환을 하여 스펙트럼의 전력이 집중되도록 하였다. 주엽의 스펙트럼이 나타나는 위치는 이론적으로 일정한 위치에 나타나므로 해당 위치의 값들을 구하면 주엽 신호의 크기를 계산할 수 있다.
도 8의 (c), (d)는 부엽의 채널 신호와 스펙트럼이다. 이를 참조하면, 부엽 신호가 입사각을 가지면 부엽 신호의 스펙트럼도 입사 각도만큼 회전하고 있다. 따라서 부엽 스펙트럼은 주엽이 나타나는 위치에서 멀어진다.
도 9의 (a) 내지 (d)는 각각 송신을 한 점 집속하고 수신을 동적 집속 적용한 기존의 점확산 영상(a), 채널 데이터에서 해밍창 처리를 한 영상(b), 가중치 처리를 한 영상(c,d)를 나타내는 도면이다.
가중치는 (수학식 1)과 (수학식 2)를 계산하여 (수학식 3)에 의해 초음파 영상에 곱하였으며, (c)에서 "
"과 "
"을 적용하였고, (d)에서 "
"과 "
"을 적용하였다. 도 9의 (c)에서 부엽의 크기가 크게 줄어들었지만 주엽의 폭은 기존의 영상과 비슷하게 유지하고 있음을 확인할 수 있다. 도 9의 (d)에서는 부엽의 크기가 매우 억제되면서 동시에 주엽의 폭 역시 크게 줄어든 것을 확인할 수 있다.
도 10은 주엽과 부엽의 크기를 비교하기 위하여 도 9에서 측방향 음장 크기를 구하여 도시한 그래프이다. 해밍창 영상(점선)은 부엽이 줄어드는 대신에 주엽의 폭이 커지는 단점이 있다. 가중치를 적용한 것(장점선)은 주엽의 폭을 유지하면서 부엽의 크기가 크게 줄어들었다. 주엽의 폭이 크게 줄어든 경우(장-단점선) 영상의 해상도가 증가하지만, 초음파 영상에서 스페클 특성을 크게 바꾸므로 유용한 특성은 아니다.
가중치의 계산은 다음의 과정을 거친다. 64 채널 데이터의 시간 축에서 샘플의 개수 8개를, 8배 보간하여 64 샘플을 사용하였다. 64x64 크기의 2차원 데이터에서 2차원 해밍창을 곱한 뒤에 2차원 푸리에 변환을 적용하였다. 64x64 크기의 스펙트럼 영역에서 주엽과 부엽의 스펙트럼이 나타나는 위치에 17x3 크기의 창을 설정하고 
축 방향으로 값을 더하여 17개의 1차원 데이터를 얻었다. 이 데이터를 4배 보간한 뒤에 주엽과 부엽의 최대 크기와 위치를 계산하였다.
도 11 및 12는 크기 가중치(
)와 거리 가중치(
) 값에 따른 초음파 음장 특성을 비교한 그래프이다. 도 11은 "
"로 하고, 
의 값의 변화에 따른 특성을 나타내고 있다. 주엽의 폭이 큰 변화 없이 부엽 크기의 억제 특성이 변화하는 것을 확인할 수 있다. 도 12는 "
"로 하고 
의 값의 변화에 따른 특성을 나타내고 있다. 부엽이 억제되면서 주엽의 폭도 감소한다. 주엽의 폭이 크게 감소하면 초음파 영상에서 스페클 특성이 크게 변하므로, 주엽의 폭의 큰 변화 없이 부엽만 크게 감소하는 특성이 필요하다. 따라서 두 가중치에서 거리와 크기의 척도 값을 조정하여 그 특성을 얻어야 한다. 본 컴퓨터 시뮬레이션에서는 영상의 화질을 관찰하면서 실험적으로 결정하였다.
여러 개의 반사체가 있는 경우 해상도 향상을 관찰하기 위하여 두 개의 반사체 영상을 얻었다. 도 13은 2 mm 간격으로 있는 두 개의 점반사체를 구별하기 위한 영상이며 기존의 집속 영상(a), 해밍창 처리를 한 영상(b), 가중치 처리를 한 영상 (c, d)를 나타내는 도면이다. 가중치에서 척도값은 스페클의 큰 변화 없이 영상의 해상도가 증가하도록 화질을 관찰하여 도 13의 (c)에서 각각 
과 
을 적용하였다. 도 11의 (d)는 두 개의 반사체를 영상에서 구별하기 위하여 
과 
을 적용하였다.
도 14는 도 13에서 측방향 음장 크기를 구하여 도시한 그래프이다. 측방향 음장 특성에서 가중치를 곱한 그래프(장점선)가 주엽의 폭의 큰 변화 없이 부엽이 크게 억제되고 있으며 두 개의 반사체를 구별할 수 있는 정도로 해상도가 증가된 것을 확인할 수 있다. 부엽이 크게 감소한 경우(장-단점선)는 동시에 주엽의 폭이 크게 좁아져서 두 개의 반사체를 구별하기 용이하다.
초음파 영상 시스템의 화질은 점확산 함수 영상에서 주엽의 폭과 부엽의 크기로 평가한다. 보통의 초음파 영상은 다수의 점반사체에서 반사된 신호가 중첩되어 스페클 영상이 나타나므로 스페클을 기반으로 하는 평가 기준이 필요하다. 영상의 화질 개선을 평가하는 기준은 보통 (수학식 5)의 contrast ratio(CR), 또는 (수학식 6)의 contrast to noise ratio(CNR)을 사용한다.
(수학식 5)
(수학식 6)
여기에서 
는 각각 병변 영역 내의 밝기 평균, 병변 주변의 배경 밝기의 평균, 병변 내 밝기의 표준편차, 배경 밝기의 표준편차이다. 
은 병변과 배경의 밝기 차이를 나타내며, 
은 배경의 평균적인 밝기를 제거하고 병변과 배경의 밝기 차이를 수치화한 것이다.
컴퓨터로 스페클 팬텀에서의 초음파 신호를 만들기 위해서는 초음파 집속 시스템의 점확산 함수의 해상도 영역 안에서 점반사체의 분포 밀도가 일정 이상의 큰 값을 가지도록 해야 한다. 불균일한 점반사체가 충분히 분포하는 영역을 초음파 영상에서 관찰하면 복조된 신호의 진폭은 레일리히(Rayleigh) 분포 함수를 가진다. 이를 위해서는 송신 음장의 진폭을 가우시안 함수로 모델링하면, 점확산 함수의 주엽 영역에서 축방향으로 4
길이 안에 5개 이상의 반사체가 존재해야 한다.
도 15의 (a)는 반사율이 다른 종양 팬텀을, (b)는 종양 및 배경 영역 내에서 이미지 품질을 평가하기 위한 창 위치를 나타내는 도면이다. 도 15의 종양 팬텀은 균일한 스페클 패턴의 영역 안에 6개의 병변이 4 mm의 직경을 가지며, 배경 밝기에 대하여 영역 안의 밝기가 왼쪽부터 -30, -20, -10, 10, 20, 30 dB의 차이가 나도록 하였다. 영상 영역의 크기는 50x10 mm이다. 영상 영역 안에 4만 개의 점 반사체가 불균일하게 위치하도록 배치하고 64 채널의 송신과 64 채널의 수신 신호를 컴퓨터로 합성하였다. 초음파 해상도 영역 안에서 60개 정도의 반사체가 들어간다. 송수신 집속 과정에서 주엽의 반사 신호와 부엽의 반사 신호를 분리하고, 주엽 신호만 이용하여 합성한 주엽 영상(main lobe image)을 화질을 평가하기 위한 기준 영상으로 사용하였다. 도 15에서 서로 다른 반사도를 지닌 6개의 병변과 왼쪽 3개의 저반사성 병변에서 CR, CNR을 계산하기 위한 영역의 위치를 표시하였다.
도 16에서 (a)는 송신 한 점 집속, 수신 동적 집속을 적용한 기존의 영상, (b)는 초음파 송수신 음장에서 주엽 신호만으로 만든 주엽 영상, (c)는 기존의 영상에 해밍창을 적용한 영상, (d)는 가중치 처리를 한 초음파 영상(
, 
), (e)는 가중치 처리를 한 초음파 영상(
, 
)이다. 대부분의 부엽 억제를 위한 신호처리를 적용하면 영상의 평균 밝기가 어두워지며 스페클의 텍스트 특성이 왜곡된다. 따라서 영상에서 병변 진단의 용이함 관점에서 평가하기 위하여 영상의 배경 밝기가 신호처리하기 전의 밝기와 유사하고 스페클의 왜곡이 크지 않도록 가중치값을 실험적으로 정하였다.
도 16의 (b)에 나타난 초음파 음장에서 주엽 신호만으로 만든 영상은 부엽이 없으므로 병변 내부가 잘 나타나지만, 기존의 영상은 왼쪽의 A, B, C 영역의 병변의 경계에서 만들어지는 부엽이 저반사성 병변 내부로 퍼지므로, 부엽 때문에 병변의 경계를 기준으로 병변의 내부의 밝기가 모두 비슷하게 나타난다. 해밍창 처리를 한 영상에서는 병변 내부에 부엽이 억제되어 병변의 경계가 뚜렷이 나타난다. 그러나 스페클의 얼룩의 크기가 커져 있고 영상 왼쪽의 점반사체를 보면 주엽의 폭이 기존의 영상보다 넓어져 해상도가 떨어짐을 알 수 있다. 영상의 오른쪽의 고반사성 병변의 경우 도 15의 (b)의 주엽 영상에서보다 병변의 경계가 퍼져서 나타난다. 도 16의 (d)와 (e)의 가중치 처리를 한 영상은 스페클 패턴이 기존의 영상과 비슷하면서 스페클 패턴의 알갱이 모양의 밝은 얼룩 영역 사이의 검은 부분이 더 검게 나타나서 부엽 억제 효과가 있음을 알 수 있다. 점 반사체 옆으로 어두운 가로 줄이 길게 나타나는데, 이는 점반사체의 측면으로 나타나는 부엽을 크게 억제하기 때문이다. 고반사성 병변의 경우에도 부엽 억제 효과 때문에 경계의 주변이 더욱 어둡게 나타난다. 도 16의 (d)와 (e)의 영상에서 가중치를 조정하면 영상의 특성을 바꿀 수 있음을 알 수 있다.
도 17은 병변 경계에서 대조도를 확인하기 위하여 -20 dB의 밝기를 가지는 B 병변의 가운데를 지나는 가로축의 단면의 영상의 크기값을 비교한 그래프이다. 기존의 영상(실선)의 경우 병변의 경계에서 발생한 부엽이 병변 내부로 들어와서 병변 내부에서의 밝기가 가장 큰 값을 가지며, 해밍창 처리를 한 영상(장점선)의 경우 부엽은 억제되지만, 병변의 경계가 안으로 가장 많이 들어와 있어서 해상도 저하가 있음을 알 수 있다. 가중치 처리를 한 초음파 영상(
, 
)(장-단점선)의 경우 병변의 경계에서 기울기가 가장 크고, 병변 내부의 밝기값도 가장 작게 나타나서 대조도가 크게 증가했음을 알 수 있다.
아래의 표 1은 저반사성 병변 A, B, C에 대하여 CR, CNR 값을 정리하였다. 기존의 영상(도 16의 (a))에서 모든 병변에서 비슷한 CR 값이 나왔다. 이것은 병변내부의 반사도와 상관없이 병변 경계의 부엽의 크기에 의하여 결정되기 때문이다. 부엽 억제 처리를 한 모든 영상에서 CR이 증가하여 병변의 구별이 용이해짐을 확인할 수 있다. 도 16의 (d)와 (e)의 가중치 처리 영상은 3개의 병변이 10 dB 이상의 대조도 차이를 나타낸다. 그리고 가중치 처리 영상은 주엽 영상보다 큰 CR 값을 나타낸다. CNR의 경우에도 모두 개선되고 있음을 보여주고 있다.
본 발명의 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법에 따라, 초음파 의료 영상 시스템에서 수신된 채널 데이터에 수신 집속을 적용한 뒤에 2차원 푸리에 변환하여 얻은 2차원 스펙트럼 영역에서 주엽과 부엽 신호의 크기와 위치를 계산하였다. 주엽과 부엽 스펙트럼의 크기의 비율과 주엽과 부엽의 최대값이 나타나는 위치와 거리를 계산하여 크기 가중치(
)와 거리 가중치(
)를 정의하였다. 부엽을 억제하는 여러 방법이 연구되었으나, 주엽의 폭을 고려하지 않고 부엽만 억제하는 방법은 초음파 영상과 같이 반사체의 밀도가 큰 영상에서 스페클 패턴의 변형을 일으켜서 병변 진단에 용이하지 않다는 것을 확인하였다. 하지만 본 발명에서와 같이 크기 가중치(
)와 거리 가중치(
)를 이용하여 초음파 영상을 보정할 경우, 크기 가중치(
)는 주로 부엽을 억제하며, 거리 가중치(
)는 주엽의 폭을 줄여주는 특성이 있는 것을 확인하였다. 여기서 각 가중치 값과 
및 
의 척도값을 실험적으로 결정할 수 있음을 확인하였다. 또한, 컴퓨터 시뮬레이션을 통해 2mm의 간격을 지닌 두 개의 점반사체에서 주엽의 해상도와 부엽의 대조도롤 조정할 수 있음을 확인하였다. 또한, 6개의 서로 다른 밝기 차를 지닌 종양 팬텀들은 스페클 특성을 기존의 영상과 크게 바꾸지 않으면서 해상도와 대조도를 증가시킬 수 있다는 것을 확인하였다.
본 발명에서 제안하는 방법은 주엽의 폭을 주로 제어하는 필터와 부엽을 주로 억제하는 필터로 구성하고, 2종류의 필터를 이용하여 주엽과 부엽을 효과적으로 억제한다.
위에서 개시된 발명은 기본적인 사상을 훼손하지 않는 범위 내에서 다양한 변형예가 가능하다. 즉, 위의 실시예들은 모두 예시적으로 해석되어야 하며, 한정적으로 해석되지 않는다. 따라서 본 발명의 보호범위는 상술한 실시예가 아니라 첨부된 청구항에 따라 정해져야 하며, 첨부된 청구항에 한정된 구성요소를 균등물로 치환한 경우 이는 본 발명의 보호범위에 속하는 것으로 보아야 한다.
100 : 어레이 트랜스듀서 200 : 수신 집속부
210 : 집속 지연부 220 : 채널 선택부
230 : 복조부 300 : 영상 처리부
400 : 디스플레이 수단
210 : 집속 지연부 220 : 채널 선택부
230 : 복조부 300 : 영상 처리부
400 : 디스플레이 수단
Claims (6)
- (a) 영상점에서 반사된 초음파 신호를 어레이 트랜스듀서의 수신소자에서 수신하고 채널 신호로서 출력하는 단계;
(b) 상기 채널 신호를 각각 집속 지연하여 시간적으로 정렬하고 시간과 채널을 각각 축으로 하는 2차원 시간-채널 데이터로 생성하는 단계;
(c) 상기 영상점에서 수신된 데이터에 소정 크기의 2차원 시간-채널 데이터 윈도우를 생성하고 상기 2차원 시간-채널 데이터 윈도우 내의 시간-채널 데이터를 푸리에 변환하는 단계;
(d) 상기 2차원 시간-채널 데이터 윈도우 내의 스펙트럼에서 주엽 스펙트럼과 부엽 스펙트럼의 상대적 관계를 이용하여 가중치를 연산하는 단계; 및
(e) 상기 가중치를 이용하여 초음파 영상 픽셀을 보정하는 단계
를 포함하는 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법.
- 제1항에 있어서,
상기 2차원 시간-채널 데이터 윈도우의 크기는 수신 채널의 크기와 시간 축에서 샘플링한 데이터의 개수에 의해 규정되는 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법.
- 제1항에 있어서,
상기 단계(d)는 상기 주엽 스펙트럼의 크기와 상기 부엽 스펙트럼의 크기를 이용하여 아래의 (수학식 1)에 의해 정의되는 크기 가중치()를 연산하는 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법.
(수학식 1)
여기서,는 스펙트럼 영역에서 주엽이 나타나는 위치의 한 화소의 크기값이며,
는 부엽이 나타나는 영역에서 스펙트럼의 최대값이며,
은 크기 가중치(
)의 특성을 조정할 수 있는 크기 척도값(scale factor)이다.
- 제1항에 있어서,
상기 단계(d)는 상기 주엽 스펙트럼과 상기 부엽 스펙트럼 간의 거리를 이용하여 아래의 (수학식 2)에 의해 정의되는 거리 가중치()를 연산하는 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법.
(수학식 2)
여기서,는 스펙트럼 영역에서 주엽 스펙트럼과 부엽 스펙트럼 사이의 거리이다.
는 거리 가중치(
)의 특성을 조정할 수 있는 거리 척도값이다.
- 제1항에 있어서,
상기 단계(d)는,
(d-1) 상기 주엽 스펙트럼의 크기와 상기 부엽 스펙트럼의 크기를 이용하여 아래의 (수학식 1)에 의해 정의되는 크기 가중치()를 연산하는 단계; 및
(d-2) 상기 주엽 스펙트럼과 상기 부엽 스펙트럼 간의 거리를 이용하여 아래의 (수학식 2)에 의해 정의되는 거리 가중치()를 연산하는 단계
를 포함하는 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법.
(수학식 1)
여기서,는 스펙트럼 영역에서 주엽이 나타나는 위치의 한 화소의 크기값이며,
는 부엽이 나타나는 영역에서 스펙트럼의 최대값이며,
은 크기 가중치(
)의 특성을 조정할 수 있는 크기 척도값(scale factor)이다.
(수학식 2)
여기서,는 스펙트럼 영역에서 주엽 스펙트럼과 부엽 스펙트럼 사이의 거리이다.
는 거리 가중치(
)의 특성을 조정할 수 있는 거리 척도값이다.
- 제5항에 있어서,
상기 단계(e)는 아래의 (수학식 3)에 의해 상기 초음파 영상 픽셀을 보정하는 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법.
(수학식 3)
여기서,는 상기 단계(e)의 보정 처리 전의 영상의 화소이며,
는 보정 처리 후의 영상의 화소이다.
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR1020230034650A KR102773972B1 (ko) | 2023-03-16 | 2023-03-16 | 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법 |
Applications Claiming Priority (1)
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|---|---|---|---|
| KR1020230034650A KR102773972B1 (ko) | 2023-03-16 | 2023-03-16 | 의료용 초음파 영상 시스템에서 부엽을 억제하는 방법 |
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| KR101552427B1 (ko) | 2014-03-04 | 2015-09-11 | 대진대학교 산학협력단 | 초음파 영상의 스페클 저감장치 |
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