KR20110094756A - Method and apparatus of beamforming pixels for ultrasound imaging system - Google Patents

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KR20110094756A KR1020100014353A KR20100014353A KR20110094756A KR 20110094756 A KR20110094756 A KR 20110094756A KR 1020100014353 A KR1020100014353 A KR 1020100014353A KR 20100014353 A KR20100014353 A KR 20100014353A KR 20110094756 A KR20110094756 A KR 20110094756A
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Abstract

PURPOSE: A method for beam-forming pixels for an ultrasound image system and a device thereof are provided to eliminate an interpolation error which occurs when a scanning line is converted. CONSTITUTION: An array transducer(410) receives a reflected ultrasound signal. A beam former(420) obtains beam forming data of a pixel point by a transmission scanning line. A linear interpolation unit(430) outputs beam forming data which is linearly interpolated for the pixel point. An envelope detecting unit(440) detects an envelope. A log compressing unit(450) generates scanning line data which is displayed on an image device.

Description

초음파 영상 시스템의 화소점에 수신 집속하는 방법 및 장치{Method and apparatus of beamforming pixels for ultrasound imaging system}Method and apparatus for receiving focusing on pixel points of an ultrasound imaging system {Method and apparatus of beamforming pixels for ultrasound imaging system}

본 발명은 초음파 영상 시스템의 화소점에 수신 집속하는 방법 및 장치에 관한 것으로서, 더욱 상세하게는 초음파 영상 시스템의 화소점 위에 직접 수신 집속하여 주사선 변환할 때 발생하는 보간 에러를 제거하고, 구획화가 발생하는 것을 제거하는 초음파 영상 시스템의 화소점에 수신 집속하는 방법 및 장치에 관한 것이다.The present invention relates to a method and apparatus for receiving and focusing on a pixel point of an ultrasound imaging system, and more particularly, to remove interpolation errors that occur when scanning line conversion is performed by directly focusing on a pixel point of an ultrasound imaging system and segmentation occurs. A method and apparatus for receiving focusing on a pixel point of an ultrasonic imaging system that eliminates doing

초음파 의료 영상의 B(brightness)-모드는 다수의 주사선을 이용하여 인체 내부의 단면 영상을 구성하며, B-모드 영상에서는 화질과 프레임율이 성능의 지표가 된다. Brightness (B) -mode of an ultrasound medical image uses a plurality of scan lines to form a cross-sectional image of the inside of a human body, and in B-mode images, image quality and frame rate are indicators of performance.

초음파 의료 영상에서 초음파의 주사선 위치와 영상 장치의 화소 위치는 일치하지 않으므로 주사선 변환기를 통한 보간 과정을 거치며, 이 과정에서 발생한 보간 에러는 영상의 화질을 저하시킨다. 이를 개선하기 위한 방법이 화소단위 집속기법(display pixel based focusing, DPBF)이다. Since the position of the scan line of the ultrasound and the position of the pixel of the imaging device do not coincide in the ultrasound medical image, the interpolation process is performed through the scan line converter, and the interpolation error generated in this process deteriorates the image quality. A method for improving this is display pixel based focusing (DPBF).

화소단위 집속기법(display pixel based focusing, DPBF)은 영상 장치의 화소점 위에 직접 수신 집속하여 주사선 변환기를 사용할 때 발생하는 보간 에러를 제거하여 초음파 영상의 화질을 향상시킬 수 있다. 하지만 곡면배열 변환자와 위상배열 변환자를 사용할 경우, 관찰 깊이가 깊은 곳에서 구획화(pixelization) 현상이 나타나며, 프레임율의 향상을 위하여 주사선의 수를 줄여서 사용할 경우 구획화 현상이 더 심해지는 문제가 있다.Display pixel based focusing (DPBF) may improve the image quality of an ultrasound image by eliminating interpolation errors generated when using a scan line converter by directly receiving and focusing on a pixel point of an imaging apparatus. However, when the curved array and the phased array transducer are used, the pixelation phenomenon occurs at a deep depth of observation, and when the number of scanning lines is used to improve the frame rate, the partitioning phenomenon becomes more severe.

한편, B-모드 영상의 프레임율을 향상시키기 위해서는 단면을 구성하는 주사선의 수를 감소시키거나 관찰 깊이와 영역을 줄여야 한다. 관찰 깊이와 영역은 인체의 장기가 위치한 곳에 따라 조절할 수 있어야 하므로 관찰 깊이나 영역을 제한하여 프레임율을 높이는 것은 임상적으로 유용성이 떨어진다. 그러므로 프레임율의 향상을 위해서는 주사선의 수를 줄여야하지만, 일반적인 초음파 의료 영상에서 주사선의 수가 감소하는 경우 주사선 변환기의 보간 에러에 의해 영상의 왜곡이 더 심해지는 문제가 있다. 화소단위 집속기법 또한 위상배열 또는 곡면배열 변환자를 이용할 경우, 주사선의 수가 감소하면 구획화 현상이 발생하여 화질이 감소하는 문제가 있다. 따라서 화소단위 집속기법으로 위상배열 또는 곡면배열 변환자를 이용하여 수신 집속을 할 경우 주사선의 수가 감소하거나 관찰 깊이가 깊어지더라도 구획화 현상을 방지할 수 있는 방법이 필요하다.On the other hand, in order to improve the frame rate of the B-mode image, the number of scanning lines constituting the cross section should be reduced, or the depth and area of observation should be reduced. Observation depth and area should be adjusted according to where the organs of the human body are located, so it is not clinically useful to increase the frame rate by limiting the depth or area of observation. Therefore, in order to improve the frame rate, the number of scanning lines should be reduced. However, when the number of scanning lines is reduced in a general ultrasound medical image, the distortion of the image becomes more severe due to the interpolation error of the scanning line converter. In the pixel-based focusing technique, when a phased array or curved array transducer is used, when the number of scanning lines decreases, partitioning may occur and image quality may decrease. Therefore, when receiving focus using a phased array or curved array transducer using a pixel-based focusing technique, a method of preventing partitioning even if the number of scanning lines is reduced or the depth of observation is deepened is required.

따라서, 본 발명이 해결하고자 하는 첫 번째 과제는 관찰 깊이가 깊어지거나 주사선이 감소하는 경우에 발생하는 구획화 현상에 의한 영상의 왜곡을 줄이는 초음파 영상 시스템의 화소점에 수신 집속하는 방법을 제공하는 것이다.Accordingly, a first problem to be solved by the present invention is to provide a method of focusing on a pixel point of an ultrasound imaging system which reduces distortion of an image due to segmentation phenomenon that occurs when an observation depth is deepened or a scanning line is reduced.

본 발명이 해결하고자 하는 두 번째 과제는 관찰 깊이가 깊어지거나 주사선이 감소하는 경우에 발생하는 구획화 현상에 의한 영상의 왜곡을 줄이는 초음파 영상 시스템의 화소점에 수신 집속하는 장치를 제공하는 것이다.A second object of the present invention is to provide an apparatus for receiving and focusing on pixel points of an ultrasound imaging system that reduces distortion of an image due to segmentation phenomenon that occurs when an observation depth becomes deep or a scanning line decreases.

본 발명이 해결하고자 하는 세 번째 과제는 관찰 깊이가 깊어지거나 주사선이 감소하는 경우에 발생하는 구획화 현상에 의한 영상의 왜곡을 줄이는 초음파 영상 디스플레이 방법을 제공하는 것이다.A third object of the present invention is to provide an ultrasound image display method for reducing distortion of an image due to segmentation phenomenon that occurs when the depth of observation or the scanning line decreases.

본 발명이 해결하고자 하는 네 번째 과제는 관찰 깊이가 깊어지거나 주사선이 감소하는 경우에 발생하는 구획화 현상에 의한 영상의 왜곡을 줄이는 초음파 영상 시스템을 제공하는 것이다.A fourth object of the present invention is to provide an ultrasound imaging system that reduces distortion of an image due to segmentation phenomenon that occurs when the depth of observation becomes deeper or the scanning line decreases.

또한, 상기된 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록 매체를 제공하는 것이다.In addition, a computer readable recording medium having recorded thereon a program for executing the above method on a computer is provided.

본 발명은 상기 첫 번째 과제를 달성하기 위하여, 적어도 두 개 이상의 송신 주사선의 데이터를 이용하여 화소점의 빔집속 데이터를 상기 송신 주사선별로 획득하는 단계; 및 상기 각각의 송신 주사선과 상기 화소점 사이의 거리에 따라 상기 송신 주사선별로 획득한 상기 화소점의 빔집속 데이터를 선형 보간하는 단계를 포함하는 초음파 영상 시스템의 화소점에 수신 집속하는 방법을 제공한다.According to an aspect of the present invention, there is provided a method for obtaining the beam focusing data of a pixel point for each transmission scan line using data of at least two transmission scan lines to achieve the first object; And linearly interpolating beam focusing data of the pixel point obtained for each transmission scan line according to a distance between each transmission scan line and the pixel point. .

이때, 상기 화소점의 빔집속 데이터를 획득하는데 사용하는 송신 주사선은 상기 화소점에 가장 가까운 송신 주사선을 우선적으로 사용하는 것이 바람직하다.In this case, it is preferable to preferentially use the transmission scan line closest to the pixel point as the transmission scan line used to obtain the beam focusing data of the pixel point.

본 발명의 일 실시예에 의하면, 상기 선형 보간하는 단계는 상기 화소점과 상기 송신 주사선 간의 거리가 증가함에 따른 송신 에너지의 감소를 추가로 보상할 수 있다. According to an embodiment of the present invention, the linear interpolation may further compensate for a decrease in transmission energy as the distance between the pixel point and the transmission scan line increases.

또한, 상기 선형 보간시 두 개의 송신 주사선을 이용하는 경우, 상기 송신 에너지의 감소는 상기 두 개의 송신 주사선으로부터 동일한 거리에 있는 화소점에서 가장 큰 것이 바람직하다.In addition, when two transmission scan lines are used in the linear interpolation, the reduction of the transmission energy is preferably the greatest at the pixel points at the same distance from the two transmission scan lines.

본 발명은 상기 두 번째 과제를 달성하기 위하여, 적어도 두 개 이상의 송신 주사선의 데이터를 이용하여 화소점의 빔집속 데이터를 상기 송신 주사선별로 획득하는 빔포머; 및 상기 각각의 송신 주사선과 상기 화소점 사이의 거리에 따라 상기 송신 주사선별로 획득한 상기 화소점의 빔집속 데이터를 선형 보간하는 선형 보간부를 포함하는 초음파 영상 시스템의 화소점에 수신 집속하는 장치를 제공한다.The present invention provides a beamformer for obtaining beam focusing data of a pixel point for each transmission scan line using data of at least two transmission scan lines to achieve the second object. And a linear interpolation unit configured to linearly interpolate beam focusing data of the pixel points acquired for each transmission scan line according to a distance between the respective transmission scan lines and the pixel points. to provide.

본 발명은 상기 세 번째 과제를 달성하기 위하여, 초음파 신호를 관찰 영역에 적어도 두 번 이상 송신하고, 반사된 초음파 신호를 수신하는 단계; 상기 수신된 초음파 신호로부터 생성된 적어도 두 개 이상의 송신 주사선의 데이터를 이용하여 화소점의 빔집속 데이터를 상기 송신 주사선별로 획득하는 단계; 상기 각각의 송신 주사선과 상기 화소점 사이의 거리에 따라 상기 송신 주사선별로 획득한 상기 화소점의 빔집속 데이터를 선형 보간하는 단계; 상기 선형 보간한 결과를 기초로 하여 포락선을 검출하는 단계; 상기 검출된 포락선을 입력으로 하여 로그 압축을 하여 영상장치에 표시할 주사선 데이터를 생성하는 단계; 및 프레임을 구성하는 화소점들에 대한 주사선 데이터가 생성되면 영상장치에 디스플레이하는 단계를 포함하는 초음파 영상 디스플레이 방법을 제공한다. In order to achieve the third object, the present invention includes the steps of transmitting an ultrasonic signal to the observation area at least twice, and receiving the reflected ultrasonic signal; Obtaining beam focusing data of a pixel point for each transmission scan line by using data of at least two transmission scan lines generated from the received ultrasonic signal; Linearly interpolating the beam focusing data of the pixel point obtained for each transmission scan line according to the distance between each transmission scan line and the pixel point; Detecting an envelope based on the linear interpolated result; Generating scan line data to be displayed on an image device by performing log compression using the detected envelope as an input; And displaying scan line data on the pixel points constituting the frame on the imaging apparatus.

본 발명은 상기 네 번째 과제를 달성하기 위하여, 초음파 신호를 관찰 영역에 적어도 두 번 이상 송신하고, 반사된 초음파 신호를 수신하는 배열 변환자; 상기 수신된 초음파 신호로부터 생성된 적어도 두 개 이상의 송신 주사선의 데이터를 이용하여 화소점의 빔집속 데이터를 상기 송신 주사선별로 획득하는 빔포머; 상기 각각의 송신 주사선과 상기 화소점 사이의 거리에 따라 상기 송신 주사선별로 획득한 상기 화소점의 빔집속 데이터를 선형 보간하는 선형 보간부; 상기 선형 보간한 결과를 기초로 하여 포락선을 검출하는 포락선 검출부; 상기 검출된 포락선을 입력으로 하여 로그 압축을 하여 영상장치에 표시할 주사선 데이터를 생성하는 로그 압축부; 및 프레임을 구성하는 화소점들에 대한 주사선 데이터가 생성되면 영상장치에 디스플레이하는 디스플레이부를 포함하는 초음파 영상 시스템을 제공한다.In order to achieve the fourth object of the present invention, an array transducer for transmitting an ultrasonic signal to the observation region at least twice and receiving the reflected ultrasonic signal; A beamformer for obtaining beam focusing data of pixel points for each transmission scan line by using data of at least two transmission scan lines generated from the received ultrasonic signals; A linear interpolation unit for linearly interpolating the beam focusing data of the pixel points obtained for each transmission scan line according to the distance between each transmission scan line and the pixel point; An envelope detector configured to detect an envelope based on the linear interpolated result; A log compression unit configured to generate log line data to be displayed on an image device by performing log compression using the detected envelope as an input; And a display unit which displays the scan line data of the pixel points constituting the frame on the imaging apparatus.

또한, 상기된 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록 매체를 제공한다Also provided is a computer readable recording medium having recorded thereon a program for executing the above method on a computer.

본 발명에 따르면, 송신 주사선의 간격이 넓어지면서 발생하는 구획화 현상에 의한 영상의 왜곡을 줄일 수 있다. 또한, 본 발명에 따르면, 송신 주사선의 수를 줄이고 프레임율을 높일 때 증가하는 구획화를 제거하여 높은 프레임율로 구획화가 없는 영상을 얻을 수 있다.According to the present invention, it is possible to reduce the distortion of the image due to the partitioning phenomenon that occurs as the interval between the transmission scan lines becomes wider. Further, according to the present invention, an image having no segmentation can be obtained at a high frame rate by eliminating an increase in segmentation when reducing the number of transmission scan lines and increasing the frame rate.

도 1은 화소단위 집속기법의 원리를 나타낸 도면이다.
도 2는 화소단위 집속기법 기반의 초음파 의료 영상 시스템의 구성도이다.
도 3은 다차표본화 화소단위 집속기법 기반 초음파 의료 영상 시스템의 구성도이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 영상 시스템의 구성도를 나타낸 것이다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 영상 디스플레이 방법의 흐름도를 도시한 것이다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 영상 디스플레이 방법 중 선형 보간을 수행하는 방법의 흐름도를 보다 상세하게 나타낸 것이다.
도 7은 하나의 화소점 P를 구성하기 위하여 인접한 하나의 실제 송신 주사선 데이터만을 사용한 것을 나타낸 것이다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 영상 시스템의 화소점에 수신 집속하는 방법에서 하나의 화소점 P를 구성하기 위하여 인접한 두 개의 실제 송신 주사선 데이터를 이용하는 것을 나타낸 것이다.
도 9는 화소점에 인접한 두 개의 송신 주사선과 화소점 사이의 거리에 따라 선형 보간하는 방법을 설명하기 위한 도면이다.
도 10은 위상 배열 변환자를 연속 구경이라고 가정하고 음장 해석(wavefield analysis)을 하기 위한 송수신 모델이다.
도 11은 기본 송신 주사선과 화소점 사이의 거리를 연산하기 위한 도면이다.
도 12는 송신 주사선 위에 위치한 점과 그 점으로부터 멀어짐에 따라 송신 에너지가 감소되는 정도를 나타낸 것이다.
도 13은 PB의 보간계수 wbase, PS의 보간계수 wsub, 및 화소보상값을 거리 d에 따라 나타낸 그래프이다.
도 14는 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 영상 시스템의 일례이다. 1 is a view showing the principle of the pixel unit focusing method.
2 is a block diagram of an ultrasound medical imaging system based on pixel-based focusing.
3 is a block diagram of an ultrasound medical imaging system based on a multi-order sampling pixel unit focusing technique.
4 is a block diagram of an ultrasound imaging system according to an exemplary embodiment of the present invention.
5 is a flowchart illustrating an ultrasonic image display method according to an embodiment of the present invention.
FIG. 6 illustrates a flowchart of a method of performing linear interpolation in detail in an ultrasound image display method according to an embodiment of the present invention.
FIG. 7 shows that only one adjacent actual transmission scan line data is used to configure one pixel point P. FIG.
FIG. 8 illustrates the use of two adjacent transmission scan line data in order to configure one pixel point P in a method of focusing on pixel points in an ultrasound imaging system according to an exemplary embodiment of the present invention.
FIG. 9 is a diagram for describing a method of linear interpolation according to a distance between two transmission scan lines adjacent to a pixel point and a pixel point.
FIG. 10 is a transmission / reception model for performing wavefield analysis assuming a phase array transducer as a continuous aperture.
11 is a diagram for calculating a distance between a basic transmission scan line and a pixel point.
12 illustrates a point located on a transmission scan line and a degree of decrease in transmission energy as it moves away from the point.
13 is a graph showing the interpolation coefficient w base of P B , the interpolation coefficient w sub of P S , and the pixel compensation value according to the distance d.
14 is an example of an ultrasound imaging system according to an exemplary embodiment.

본 발명에 관한 구체적인 내용의 설명에 앞서 이해의 편의를 위해 본 발명이 해결하고자 하는 과제의 해결 방안의 개요 혹은 기술적 사상의 핵심을 우선 제시한다.Prior to the description of the specific contents of the present invention, for the convenience of understanding, the outline of the solution of the problem to be solved by the present invention or the core of the technical idea will be presented first.

화소단위 집속기법을 이용한 수신 집속시에 발생하는 구획화 현상을 제거하고 프레임율을 높일 수 있는 방법이 개시된다. 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 영상 시스템의 화소점에 수신 집속하는 방법은 하나의 화소점을 구성하기 위하여 인접한 두 개의 송신 주사선 데이터를 이용하여 각각 화소단위 집속을 수행하고, 이를 보간법을 이용하여 최종 화소의 값을 구한다. 또한 주사선의 수가 감소하거나 관찰 깊이가 깊어져 화소의 위치가 송신 주사선에서 멀어져 송신 에너지가 감소할 경우에 대한 보상값을 결정하는 방법을 포함한다.Disclosed is a method of eliminating segmentation phenomenon occurring at the time of focusing a pixel using a pixel unit focusing technique and increasing a frame rate. In the method of focusing on a pixel point of an ultrasound imaging system according to an exemplary embodiment of the present invention, in order to form a pixel point, pixel-based focusing is performed using two adjacent transmission scan line data, and the interpolation method is used. The value of the final pixel is obtained. The method also includes a method of determining a compensation value for the case where the number of scanning lines is reduced or the depth of observation is deep so that the position of the pixel is far from the transmission scanning line and the transmission energy is decreased.

이하, 바람직한 실시예를 들어 본 발명을 더욱 상세하게 설명한다. 그러나 이들 실시예는 본 발명을 보다 구체적으로 설명하기 위한 것으로, 본 발명의 범위가 이에 의하여 제한되지 않는다는 것은 당업계의 통상의 지식을 가진 자에게 자명할 것이다. Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to preferred examples. However, these examples are intended to illustrate the present invention in more detail, it will be apparent to those skilled in the art that the scope of the present invention is not limited thereby.

도 1은 화소단위 집속기법의 원리를 나타낸 도면이다.1 is a view showing the principle of the pixel unit focusing method.

화소단위 집속기법(display pixel based focusing, DPBF)은 주사선 상에 초음파를 송신 고정 집속하고, 수신시에는 영상 장치의 각 화소 위치에 가장 가까운 하나의 주사선 데이터를 이용하여 화소점에 집속하는 기법이다. Display pixel based focusing (DPBF) is a technique for transmitting and focusing ultrasound waves on a scanning line and focusing on pixel points using one scan line data closest to each pixel position of an imaging device.

도 1을 참조하면, 화소점 P에 가장 가까운 L번째 송신 주사선을 사용하며, 포락선 검출을 위하여 가상 주사선 위의 화소점 P를 포함한 Q개의 집속점에 대하여 연산한다. 여기서 Q는 포락선 검출에서 사용하는 필터 탭 수이다. 화소단위 집속기법은 주사선 변환기를 사용하지 않아 시스템의 복잡도가 감소하고, 그에 따른 보간 에러도 제거할 수 있다. Read zoom 또는 write zoom의 확대 영상을 위한 추가적인 하드웨어 부담이 없이도 최적의 영상을 얻을 수 있고, 선형배열 변환자를 사용하는 경우 송신 주사선의 수를 감소시켜도 주사선 변환기를 사용한 영상에 비하여 화질 저하가 거의 없다는 장점이 있다. Referring to FIG. 1, the L-th transmission scan line closest to the pixel point P is used, and the Q focus points including the pixel point P on the virtual scan line are calculated to detect the envelope. Where Q is the number of filter taps used in envelope detection. The pixel focusing technique does not use the scanning line converter, thereby reducing the complexity of the system and eliminating the interpolation error. Optimal image can be obtained without additional hardware burden for magnified image of read zoom or write zoom, and there is almost no deterioration in image quality compared to the image using scan line converter when using linear array converter. There is this.

도 2는 화소단위 집속기법 기반의 초음파 의료 영상 시스템의 구성도이다.2 is a block diagram of an ultrasound medical imaging system based on pixel-based focusing.

도 2를 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 의료 영상 시스템은 배열 변환자(210), 빔포머(220), 포락선 검출기(230), 로그 압축기(240), 및 디스플레이부(250)로 구성된다.2, an ultrasound medical imaging system according to an embodiment of the present invention includes an array transducer 210, a beamformer 220, an envelope detector 230, a log compressor 240, and a display unit 250. It consists of.

배열 변환자(210)는 전기 신호를 초음파 신호로 바꾸어 송신하고, 반사 물체로부터 반사되는 초음파 신호를 수신하여 전기 신호로 변환한다. 배열 변환자(210)는 초음파 변환 방식에 따라 자기변형 초음파 변환자(magnetic deformation ultrasonic transducer)와 압전 초음파 변환자(piezoelectric ultrasound transducer)를 포함한다. 또한 곡면배열 변환자와 위상 배열 변환자를 포함한다.The array transducer 210 converts the electrical signal into an ultrasonic signal and transmits the electrical signal. The array transducer 210 receives the ultrasonic signal reflected from the reflective object and converts the electrical signal into an electrical signal. The array transducer 210 includes a magnetic deformation ultrasonic transducer and a piezoelectric ultrasonic transducer according to an ultrasonic transformation method. It also includes a surface array transformer and a phased array transformer.

빔포머(220)는 반사된 초음파 신호를 수신한 후, 각 수신 소자별로 적절한 지연과정을 거쳐 합성하여 최종적으로 집속 신호를 얻는 과정인 빔집속을 수행한다.After receiving the reflected ultrasonic signal, the beamformer 220 performs beam focusing, which is a process of finally obtaining a focused signal by synthesizing through an appropriate delay process for each receiving element.

빔포머(220)는 배열 변환자(210)로부터 수신한 전기 신호를 4f0로 표본화한후 다시 4배 보간하고, ILPF탭의 보간 필터(저역 통과 필터)를 거쳐 16f0 해상도로 빔집속한다. 빔포머(220)는 포락선 검출기(230)로 출력시 16f0 해상도의 집속 신호를 4f0 해상도의 집속 신호로 변환하여 출력한다.The beamformer 220 samples the electrical signal received from the array transformer 210 to 4f 0 and then interpolates 4 times again, and beam-focussing at 16f 0 resolution through an interpolation filter (low pass filter) of the I LPF tap. When output to the envelope detector 230, the beamformer 220 converts a focused signal of 16f 0 resolution into a focused signal of 4f 0 resolution and outputs the focused signal.

한편, 빔포머(220)에서 계산해야 하는 집속점 수 NP는 수학식 1을 이용하여 계산할 수 있다.Meanwhile, the number of focal points NP to be calculated by the beamformer 220 may be calculated using Equation 1.

Figure pat00001
Figure pat00001

여기서, α는 실제 초음파 영상이 화면을 차지하는 비율 0<α≤1, Kx는 X축 화소 개수, Ky는 Y축 화소 개수, Q는 포락선 검출에서 사용하는 필터 탭 수이다. Where α is the ratio 0 <α≤1 where the actual ultrasound image occupies the screen, K x is the number of X-axis pixels, K y is the number of Y-axis pixels, and Q is the number of filter taps used for envelope detection.

포락선 검출기(230)는 빔포머(220)의 집속 신호를 수신하고, 집속 신호의 포락선(envelope)를 검출한다. 도 2에 도시된 포락선 검출기(230)는 직각 복조기를 이용하여 포락선을 검출하는 예를 도시하고 있다.The envelope detector 230 receives a focus signal of the beamformer 220 and detects an envelope of the focus signal. The envelope detector 230 illustrated in FIG. 2 illustrates an example of detecting an envelope using a quadrature demodulator.

로그 압축기(240)는 검출된 포락선을 로그 압축한다.The log compressor 240 log compresses the detected envelope.

디스플레이부(250)는 로그 압축된 신호를 디스플레이한다.The display unit 250 displays a log compressed signal.

도 3은 다차표본화 화소단위 집속기법 기반 초음파 의료 영상 시스템의 구성도이다.3 is a block diagram of an ultrasound medical imaging system based on a multi-order sampling pixel unit focusing technique.

도 3을 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 의료 영상 시스템은 배열 변환자(310), 빔포머(320), 포락선 검출기(330), 로그 압축기(340), 및 디스플레이부(350)로 구성된다. 배열 변환자(310), 로그 압축기(340), 및 디스플레이부(350)는 도 2에서 설명한 내용과 동일하므로 이하에서는 포락선 검출기에 대하여 설명하기로 한다.Referring to FIG. 3, an ultrasound medical imaging system according to an embodiment of the present invention includes an array transducer 310, a beamformer 320, an envelope detector 330, a log compressor 340, and a display 350. It consists of. Since the array converter 310, the log compressor 340, and the display 350 are the same as described with reference to FIG. 2, an envelope detector will be described below.

빔포머(320)는 저역 통과 필터를 사용하는 빔포머(220)와는 달리 대역 통과 필터를 이용한다. IBPF는 빔포머에서 사용하는 대역 통과 필터의 탭 수를 의미한다.The beamformer 320 uses a band pass filter, unlike the beamformer 220 using a low pass filter. I BPF refers to the number of taps of the band pass filter used in the beamformer.

포락선 검출기(330)는 다차표본화 화소단위 집속기법을 이용하여 집속 신호의 포락선(envelope)를 검출한다.The envelope detector 330 detects an envelope of the focused signal using a multi-order sampling pixel unit focusing technique.

다차표본화 화소단위 집속기법(multi-order sampling display pixel based focusing, MOS-DPBF)은 도 2에 도시된 화소단위 집속기법보다 적은 수의 표본(2∼5개)으로 포락선을 검출한다. 따라서 다차표본화 화소단위 집속기법을 이용하면 가상 주사선 위의 추가 화소점의 수를 줄일 수 있다. T가 다차표본화 화소단위 집속기법에서 사용하는 표본수이면, 빔포머(320)에서 계산해야 하는 집속점 수 NP는 다음의 수학식 2를 이용하여 계산된다.Multi-order sampling display pixel based focusing (MOS-DPBF) detects an envelope with fewer samples (2 to 5) than the pixel-based focusing method shown in FIG. Therefore, the number of additional pixel points on the virtual scan line can be reduced by using the multi-order sampling pixel unit focusing technique. If T is the number of samples used in the multi-order sampling pixel unit focusing technique, the number of focusing points NP to be calculated by the beamformer 320 is calculated using Equation 2 below.

Figure pat00002
Figure pat00002

수학식 2에서와 같이 T는 도 2의 화소단위 집속기법의 포락선 검출기(230)에서 사용되는 필터 탭 수인 Q보다 작으므로 빔포머(320)에서 처리해야하는 화소점의 수 NP가 수학식 2와 같이 줄어들어 연산량이 감소된다. 여기서 α는 초음파 영상이 화면을 차지하는 비율(0<α≤1), Kx는 X축 화소 개수, Ky는 Y축 화소 개수이다.As shown in Equation 2, since T is smaller than Q, which is the number of filter taps used in the envelope detector 230 of the pixel unit focusing method of FIG. 2, the number NP of pixel points to be processed in the beamformer 320 is represented by Equation 2 This reduces the amount of computation. Where α is the ratio of the ultrasound image to the screen (0 <α≤1), K x is the number of X-axis pixels, and K y is the number of Y-axis pixels.

도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 영상 시스템의 구성도를 나타낸 것이다.4 is a block diagram of an ultrasound imaging system according to an exemplary embodiment of the present invention.

도 4를 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 영상 시스템은 배열 변환자(410), 빔포머(420), 선형 보간부(430), 포락선 검출부(440), 로그 압축부(450), 및 디스플레이부(460)로 구성된다.4, an ultrasound imaging system according to an embodiment of the present invention includes an array transducer 410, a beamformer 420, a linear interpolator 430, an envelope detector 440, and a log compression unit 450. , And the display unit 460.

배열 변환자(410)는 초음파 신호를 관찰 영역에 적어도 두 번 이상 송신하고, 반사된 초음파 신호를 수신한다. The array transducer 410 transmits the ultrasonic signal to the observation area at least twice, and receives the reflected ultrasonic signal.

빔포머(420)는 수신된 초음파 신호로부터 생성된 적어도 두 개 이상의 송신 주사선의 데이터를 이용하여 화소점의 빔집속 데이터를 송신 주사선별로 획득한다. 이때, 화소점의 빔집속 데이터를 획득하는데 사용하는 송신 주사선은 화소점에 가장 가까운 송신 주사선을 우선적으로 사용하는 것이 바람직하다. The beamformer 420 obtains beam focusing data of pixel points for each transmission scan line by using data of at least two transmission scan lines generated from the received ultrasonic signal. In this case, it is preferable to preferentially use the transmission scan line closest to the pixel point as the transmission scan line used to obtain the beam focusing data of the pixel point.

더욱 상세하게는 상기 화소점에 가장 가까이 있는 두 개의 송신 주사선의 데이터를 이용하여 상기 화소점의 빔집속 데이터를 상기 송신 주사선별로 획득한다. 또한 다중영역조합을 이용하는 경우 빔포머(420)는 프레임 내의 송신 주사선에 대하여 2개 이상의 송신 집속점을 선정하고, 각 송신 집속점에 대하여 프레임을 구성하는 화소점들의 빔집속 데이터를 화소점들 각각에 인접한 송신 주사선 별로 획득할 수 있다.More specifically, beam focusing data of the pixel point is obtained for each transmission scan line by using data of two transmission scan lines closest to the pixel point. In addition, when the multi-domain combination is used, the beamformer 420 selects two or more transmission focusing points with respect to the transmission scan line in the frame, and for each of the transmission focusing points, beam beaming data of the pixel points constituting the frame. It can be obtained for each transmission scan line adjacent to.

선형 보간부(430)는 각각의 송신 주사선과 화소점 사이의 거리에 따라 송신 주사선별로 획득한 화소점의 빔집속 데이터를 선형 보간한다. 또한 화소점과 송신 주사선 사이의 거리가 증가함에 따른 송신 에너지의 감소를 추가로 보상할 수 있다. 특히 송신 에너지의 감소는 화소점에 인접한 두 개의 송신 주사선으로부터 동일한 거리에 있는 화소점에서 가장 큰 것이 바람직하다.The linear interpolator 430 linearly interpolates the beam focusing data of the pixel points acquired for each transmission scan line according to the distance between each transmission scan line and the pixel point. In addition, a decrease in transmission energy as the distance between the pixel point and the transmission scan line is increased may be further compensated. In particular, the reduction of the transmission energy is preferably the greatest at the pixel point at the same distance from two transmission scan lines adjacent to the pixel point.

선형 보간부(430)는 화소점에 대해서 선형 보간된 빔집속 데이터를 출력한다.The linear interpolation unit 430 outputs beam focused data linearly interpolated with respect to the pixel point.

포락선 검출부(440)는 선형 보간부(430)로부터 빔집속 데이터를 수신하고, 포락선(envelope)를 검출한다. The envelope detector 440 receives beam focusing data from the linear interpolator 430, and detects an envelope.

로그 압축부(450)는 검출된 포락선을 입력으로 하여 로그 압축을 하여 영상장치에 표시할 주사선 데이터를 생성한다.The log compression unit 450 generates log line data to be displayed on the imaging apparatus by performing log compression using the detected envelope as an input.

디스플레이부(250)는 프레임을 구성하는 화소점들에 대한 주사선 데이터가 생성되면 영상장치에 디스플레이한다.The display unit 250 displays scan line data on the pixel points constituting the frame on the image device.

도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 영상 디스플레이 방법의 흐름도를 도시한 것이다. 5 is a flowchart illustrating an ultrasonic image display method according to an embodiment of the present invention.

510 단계에서 초음파 영상 시스템은 전기 신호를 초음파 신호로 바꾸어 관찰 영역에 송신하고, 반사되는 초음파 신호를 수신하여 전기 신호로 변환한다. 이때, 초음파 신호를 관찰 영역에 적어도 두 번 이상 송신하고, 각 송신별로 반사된 초음파 신호를 수신하는 것이 바람직하다.In operation 510, the ultrasound imaging system converts the electric signal into an ultrasound signal and transmits the ultrasound signal to the observation area, and receives the reflected ultrasound signal into an electric signal. In this case, it is preferable to transmit the ultrasonic signal to the observation area at least twice and to receive the ultrasonic signal reflected for each transmission.

520 단계에서 초음파 영상 시스템은 변환된 전기 신호를 이용하여 송신 주사선별로 화소점의 빔집속 데이터를 획득한다. 즉, 초음파 영상 시스템은 수신된 초음파 신호로부터 생성된 적어도 두 개 이상의 송신 주사선의 데이터를 이용하여 화소점의 빔집속 데이터를 상기 송신 주사선별로 획득한다. 이때, 화소점의 빔집속 데이터를 획득하는데 사용하는 송신 주사선은 화소점에 가장 가까운 송신 주사선을 우선적으로 사용한다.In operation 520, the ultrasound imaging system acquires beam focusing data of pixel points for each transmission scan line using the converted electrical signal. That is, the ultrasound imaging system obtains beam focusing data of pixel points for each transmission scan line by using data of at least two transmission scan lines generated from the received ultrasound signal. In this case, the transmission scan line used to obtain the beam focusing data of the pixel point preferentially uses the transmission scan line closest to the pixel point.

530 단계에서 초음파 영상 시스템은 각각의 송신 주사선과 화소점 사이의 거리에 따라 송신 주사선별로 획득한 화소점의 빔집속 데이터를 선형 보간한다. 또한 화소점과 송신 주사선 사이의 거리에 따른 송신 에너지 감소의 보상을 추가로 수행할 수 있다. In operation 530, the ultrasound imaging system linearly interpolates the beam focusing data of the pixel points acquired for each transmission scan line according to the distance between each transmission scan line and the pixel point. In addition, compensation of a reduction in transmission energy according to the distance between the pixel point and the transmission scan line may be further performed.

540 단계에서 초음파 영상 시스템은 530 단계에서 선형 보간된 빔집속 데이터를 수신하고, 포락선(envelope)를 검출한다.In operation 540, the ultrasound imaging system receives linearly interpolated beam focusing data and detects an envelope in operation 530.

550 단계에서 초음파 영상 시스템은 검출된 포락선을 로그 압축한다.In operation 550, the ultrasound imaging system compresses the detected envelope.

560 단계에서 초음파 영상 시스템은 로그 압축된 신호를 디스플레이한다.In operation 560, the ultrasound imaging system displays a log compressed signal.

도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 영상 디스플레이 방법 중 선형 보간을 수행하는 방법의 흐름도를 보다 상세하게 나타낸 것이다.FIG. 6 illustrates a flowchart of a method of performing linear interpolation in detail in an ultrasound image display method according to an embodiment of the present invention.

610 단계에서 초음파 영상 시스템은 화소점의 빔집속 데이터를 화소점에 인접한 송신 주사선 별로 획득한다.In operation 610, the ultrasound imaging system acquires beam focusing data of the pixel point for each transmission scan line adjacent to the pixel point.

620 단계에서 초음파 영상 시스템은 화소점과 송신 주사선 사이의 거리에 따라 송신 주사선 별 화소점의 빔집속 데이터를 선형 보간한다.In operation 620, the ultrasound imaging system linearly interpolates the beam focusing data of the pixel point of each transmission scan line according to the distance between the pixel point and the transmission scan line.

630 단계에서 초음파 영상 시스템은 화소점과 송신 주사선 사이의 거리 증가에 따른 송신 에너지의 감소를 보상한다. 이때, 송신 에너지의 감소는 화소점에 인접한 두 개의 송신 주사선으로부터 동일한 거리에 있는 화소점에서 가장 큰 것이 바람직하다.In operation 630, the ultrasound imaging system compensates for a decrease in transmission energy according to an increase in the distance between the pixel point and the transmission scan line. In this case, it is preferable that the reduction of the transmission energy is the greatest at the pixel point at the same distance from two transmission scan lines adjacent to the pixel point.

640 단계에서 초음파 영상 시스템은 620 단계에서 선형 보간되고, 630 단계에서 송신 에너지가 보상된 빔집속 데이터를 출력한다.In operation 640, the ultrasound imaging system linearly interpolates in operation 620, and outputs beam focus data whose transmission energy is compensated in operation 630.

도 7은 하나의 화소점 P를 구성하기 위하여 인접한 하나의 실제 송신 주사선 데이터만을 사용한 것을 나타낸 것이다.FIG. 7 shows that only one adjacent actual transmission scan line data is used to configure one pixel point P. FIG.

도 7을 참조하면, 지연시간을 계산할 때의 화소점 P와 배열 변환자의 좌표가 도시되어 있다.Referring to FIG. 7, the coordinates of the pixel point P and the array transformer when calculating the delay time are shown.

ZTX는 송신시의 송신 주사선에 위치한 배열 변환자(xt,yt)로부터 해당 화소점 P(xi,yj)까지의 거리이다. ZRX는 화소점 P(xi,yj)에서부터 초음파를 수신하는 배열 변환자(xr,yr)까지의 거리이다. 수신 집속시의 지연시간은 다음의 수학식 3과 같이 계산된다. 수학식 3을 이용하여 계산된 지연시간을 실제 송신 주사선의 데이터에 적용함으로써, 화소점 P에 빔집속을 수행할 수 있다.Z TX is the distance from the array transducers (x t , y t ) located at the transmission scan line at the time of transmission to the pixel point P (x i , y j ). Z RX is the distance from the pixel point P (x i , y j ) to the array transducers (x r , y r ) that receive ultrasound. The delay time during reception focusing is calculated as in Equation 3 below. By applying the delay time calculated using Equation 3 to the data of the actual transmission scan line, beam focusing may be performed at the pixel point P. FIG.

Figure pat00003
Figure pat00003

c는 초음파의 속도이며 1540m/s의 값을 갖는다. 그러나 c가 항상 1540m/s의 값을 갖는 것은 아니며, 초음파가 진행하는 매질에 따라 그 값은 달라질 수 있다. ZTX와 ZRX는 수학식 4를 이용하여 계산할 수 있다.c is the speed of the ultrasonic wave and has a value of 1540 m / s. However, c does not always have a value of 1540 m / s, and the value may vary depending on the medium in which the ultrasound proceeds. Z TX and Z RX can be calculated using Equation 4.

Figure pat00004
Figure pat00004

수학식 4에서 xi와 yj는 화소점 P의 위치, xt와 yt는 송신 주사선에 위치한 배열 변환자의 위치, xr와 yr은 수신 배열 변환자의 위치이다. 각각의 배열 변환자의 위치는 수학식 5를 이용하여 계산할 수 있다.In Equation 4, x i and y j are the positions of the pixel points P, x t and y t are the positions of the array transformer located on the transmission scan line, and x r and y r are the positions of the receiving array transformer. The position of each array transformer can be calculated using Equation 5.

Figure pat00005
Figure pat00005

여기서 θmax는 배열 변환자를 이용하여 관찰하는 최대 각도, θt는 송신 주사선이 이루는 각도, θij는 가상 주사선이 이루는 각도, xA와 yA는 정점의 위치이다. R은 정점으로부터 화소점 P까지의 거리이며 수학식 6을 이용하여 계산할 수 있다. 여기서 l은 포락선 검출에 필요한 Q개의 집속점에 따른 인덱스이며 J=(Q-1)/2이다.Where θ max is the maximum angle observed using the array transducer, θ t is the angle formed by the transmission scan line, θ ij is the angle formed by the virtual scan line, and x A and y A are the positions of the vertices. R is the distance from the vertex to the pixel point P and can be calculated using Equation 6. Where l is the index according to the Q focal points required for envelope detection and J = (Q-1) / 2.

Figure pat00006
Figure pat00006

도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 영상 시스템의 화소점에 수신 집속하는 방법에서 하나의 화소점 P를 구성하기 위하여 인접한 두 개의 실제 송신 주사선 데이터를 이용하는 것을 나타낸 것이다.FIG. 8 illustrates the use of two adjacent transmission scan line data in order to configure one pixel point P in a method of focusing on pixel points in an ultrasound imaging system according to an exemplary embodiment of the present invention.

도 7에서는 하나의 화소점 P를 구성하기 위하여 인접한 하나의 실제 송신 주사선 데이터만을 사용한 반면, 도 8에서는 인접한 두 개의 실제 송신 주사선 데이터를 이용한다.In FIG. 7, only one adjacent actual transmission scan line data is used to form one pixel point P, while in FIG. 8, two adjacent actual transmission scan line data are used.

화소점에 가장 가까운 주사선을 기본 송신 주사선(L번째 송신 주사선), 그 다음으로 가까운 주사선을 보조 송신 주사선(L+1번째 송신 주사선)이라고 정의한다. 기본 송신 주사선 데이터를 사용하여 얻은 빔집속 데이터를 PB, 보조 송신 주사선 데이터를 사용하여 얻은 빔집속 데이터를 PS라고 정의하며, PB와 PS는 같은 화소점에 위치한다. 배열 변환자의 형태에 따라 화소점에 인접한 두 개 송신 주사선의 데이터에 각각의 시간 지연 값을 적용하여 빔집속된 데이터 PB와 PS를 얻는다. 그 후, 이 데이터들을 각 송신 주사선과 화소점 사이의 거리에 따라 선형 보간한다.The scan line closest to the pixel point is defined as the basic transmission scan line (Lth transmission scan line), and the next closest scan line is defined as the auxiliary transmission scan line (L + 1th transmission scan line). To the beam focusing data obtained by using the default transmission scan line data beam focusing data obtained using P B, auxiliary data, and transmitting the scan line is defined as P S, P B and P S is located at the same pixel point. The beam-focused data P B and P S are obtained by applying the respective time delay values to the data of two transmission scan lines adjacent to the pixel point according to the shape of the array transformer. Then, the data are linearly interpolated according to the distance between each transmission scan line and the pixel point.

도 9는 화소점에 인접한 두 개의 송신 주사선과 화소점 사이의 거리에 따라 선형 보간하는 방법을 설명하기 위한 도면이다.FIG. 9 is a diagram for describing a method of linear interpolation according to a distance between two transmission scan lines adjacent to a pixel point and a pixel point.

도 9를 참조하면, 가상 주사선 위의 화소점 P와 기본 송신 주사선이 이루는 각을 θB, P와 보조 송신 주사선이 이루는 각을 θS, 기본 송신 주사선과 보조 송신 주사선이 이루는 각 Δθ라고 정의한다. θb, θs, Δθ를 이용하여 화소점 P의 빔집속 데이터를 수학식 7과 같이 선형 보간하여 얻는다.Referring to FIG. 9, the angle formed by the pixel point P on the virtual scan line and the basic transmission scan line is defined as θ B , and the angle formed by P and the auxiliary transmission scan line is defined as θ S , and the angle Δθ formed by the basic transmission scan line and the auxiliary transmission scan line. . The beam focusing data of the pixel point P is obtained by linear interpolation as shown in Equation 7 using θ b , θ s , and Δθ.

Figure pat00007
Figure pat00007

선형 보간 과정은 주사선 변환기에서 사용되는 여러 과정의 보간 연산을 최소한으로 사용한 것이다. 보간 과정은 영상에서 구획화가 발생하는 것을 제거해 주는 역할을 한다.The linear interpolation process uses the minimum number of interpolation operations used in the scanning line converter. The interpolation process removes segmentation from the image.

수학식 7과 같은 과정을 거쳐 선형 보간된 화소점 P의 데이터는 신호처리를 거쳐 영상 장치로 나타난다. 여기서는 편의상 하나의 화소점만을 나타내었지만, 실제 구현에서는 포락선 검출을 위하여 가상 주사선 위에 부가적으로 필요한 Q개의 데이터를 모두 연산하여야 한다. 여기서 Q는 포락선 검출에서 사용하는 필터 탭 수이다.The data of the pixel point P linearly interpolated through the process as shown in Equation 7 is represented by an image device through signal processing. Although only one pixel point is shown here for convenience, in actual implementation, all additional Q data needed on the virtual scanning line should be calculated for the envelope detection. Where Q is the number of filter taps used in envelope detection.

주사선의 수를 일반적인 화소단위 집속기법의 절반을 사용한 경우에는 송신 주사선 사이의 간격이 넓어져 화소점 P가 송신 주사선으로부터 멀어진다. 위상배열 변환자나 곡면배열 변환자를 사용한 영상의 경우, 관찰 깊이가 깊은 곳에서는 화소점의 위치가 송신 주사선에서 멀어진다. 이때, 송신 주사선에서 먼 곳에 위치한 화소는 송신 에너지의 감소 때문에 해당 화소의 값이 송신 주사선 위의 화소보다 작아지게 된다. 선형 보간만을 이용하는 경우 두 개의 송신 주사선으로부터 같은 거리에 위치한 화소들은 송신 주사선에 가까운 화소들에 비하여 어두운 영상을 구성한다. 그 결과, 구획화 현상은 제거되지만 밝은 부분과 어두운 부분이 서로 대비되어 송신 주사선에 가까운 화소들을 따라 영상에 원하지 않는 줄의 형태가 나타나 영상이 왜곡된다. 특히 이러한 현상은 위상배열 변환자에서 두드러지며, 이는 위상배열 변환자가 곡면배열 변환자에 비하여 주사선의 수가 적기 때문이다. 따라서 주사선과 화소점 사이의 거리에 따른 선형 보간 외에 송신 에너지의 감소를 고려한 보상이 필요하다. 여기서 송신 에너지의 감소 정도에 따라 어느 정도의 보상이 필요한지를 송수신 빔패턴을 이용하여 추정할 수 있다. 이하에서는 화소점의 위치가 송신 주사선에서 멀어짐에 따른 송신 에너지의 감소를 보상하는 방법에 대하여 상세히 살펴보기로 한다.When the number of scanning lines is used half of the general pixel unit focusing technique, the interval between transmission scanning lines is widened, and the pixel point P is far from the transmission scanning lines. In the case of an image using a phased array transducer or a curved array transducer, the position of the pixel point is far from the transmission scan line at a deep viewing depth. In this case, a pixel located far from the transmission scan line has a smaller value than the pixel on the transmission scan line due to a decrease in transmission energy. When only linear interpolation is used, pixels located at the same distance from two transmission scan lines constitute a darker image than pixels closer to the transmission scan line. As a result, the partitioning phenomenon is eliminated, but the bright and dark portions are contrasted with each other, resulting in the appearance of unwanted lines in the image along the pixels near the transmission scan line, thereby distorting the image. In particular, this phenomenon is prominent in the phased array transducer because the phased array transducer has fewer scan lines than the curved array transducer. Therefore, in addition to linear interpolation according to the distance between the scan line and the pixel point, compensation considering the reduction of transmission energy is required. In this case, it is possible to estimate how much compensation is required according to the degree of reduction of the transmission energy using the transmission / reception beam pattern. Hereinafter, a method of compensating for a decrease in transmission energy as the position of the pixel point moves away from the transmission scan line will be described in detail.

도 10은 위상 배열 변환자를 연속 구경이라고 가정하고 음장 해석(wavefield analysis)을 하기 위한 송수신 모델이다.FIG. 10 is a transmission / reception model for performing wavefield analysis assuming a phase array transducer as a continuous aperture.

송신 집속점(xf, zf)에 초음파를 집속하였을 때, 임의의 화소점(x,z)에서의 빔패턴

Figure pat00008
은 레일리 스칼라 회절 공식에 의해 수학식 8과 같이 표현된다.Beam patterns at arbitrary pixel points (x, z) when ultrasound is focused at the transmission focus points (x f , z f )
Figure pat00008
Is expressed by Equation 8 by the Rayleigh scalar diffraction formula.

Figure pat00009
Figure pat00009

프레넬 근사를 적용하여 정리하면 수학식 9와 같이 정리된다. 여기서 p(x0)는 배열 변환자의 구경을 나타내는 함수이다.When the Fresnel approximation is applied and arranged, it is arranged as in Equation (9). Where p (x 0 ) is a function representing the aperture of the array transform.

Figure pat00010
Figure pat00010

여기서 k=2π/λ 이고, 송수신 시의 관찰 평면을 송신 집속점이 위치하는 곳으로 하면 수학식 10에서 R0=rf이 된다. 따라서 송수신 빔패턴은 모두 수학식 10과 같이 표현될 수 있다.If k = 2π / λ, and the observation plane at the time of transmission / reception is a place where the transmission focal point is located, then R 0 = r f in equation (10). Therefore, both the transmission and reception beam patterns may be expressed as in Equation 10.

Figure pat00011
Figure pat00011

수학식 10에서 송수신 빔패턴은 변환자 구경의 푸리에 변환(Fourier transform) 형태가 되며, 배열 변환자가 폭이 D인 구형 함수(rectangular fuction)로 표현되면 수학식 11과 같이 송수신 빔패턴을 표현할 수 있다.In Equation 10, the transmit / receive beam pattern becomes a Fourier transform form of the transducer aperture, and when the array transformer is expressed as a rectangular fuction having a width of D, the transmit / receive beam pattern may be expressed as shown in Equation (11). .

Figure pat00012
Figure pat00012

여기서 구경 D가 M개의 배열 변환자로 이루어져 있으며, 하나의 배열 변환자의 크기가 그레이팅 로브를 제거할 수 있는 최대 크기인 λ/2라고 가정한다. 이때 x와 xf는 R0에 대하여 수학식 12와 같이 표현할 수 있다.Here, it is assumed that the aperture D is composed of M array transformers, and that the size of one array transformer is λ / 2, which is the maximum size to remove the grating lobe. In this case, x and x f may be expressed as Equation 12 with respect to R 0 .

Figure pat00013
Figure pat00013

수학식 12를 수학식 11에 대입하면 수학식 13과 같이 정리할 수 있다.Substituting Equation 12 into Equation 11 may be arranged as in Equation 13.

Figure pat00014
Figure pat00014

송신 주사선 위에서는 θ와 θ0가 같은 값을 가져 sinc함수의 입력은 항상 0이 된다. 송신 주사선에서 멀어지는 경우에는 θ와 θ0가 차이가 나므로 sinc함수의 결과가 1보다 작은 값을 가지게 된다. 따라서 송신 주사선 위에 화소가 위치하지 않은 경우 송신 에너지의 감소를 보상하여야 함을 알 수 있다.On the transmission scan line, θ and θ 0 have the same value, so the input of the sinc function is always zero. In the case of moving away from the transmission scan line, θ and θ 0 are different, so the result of the sinc function is smaller than 1. Therefore, it can be seen that the reduction of the transmission energy should be compensated if the pixel is not positioned on the transmission scan line.

도 11은 기본 송신 주사선과 화소점 사이의 거리를 연산하기 위한 도면이다.11 is a diagram for calculating a distance between a basic transmission scan line and a pixel point.

위상배열 변환자를 사용하여 90˚의 관찰각도를 64개의 송신 주사선을 사용한 경우, 송신 주사선 사이의 각은 1.429˚이다. 두 주사선과 같은 거리만큼 떨어진 화소에서 송신 에너지의 감소가 가장 클 것이므로, 화소가 송신 주사선 위에 위치한 경우와 송신 주사선에서 0.714˚까지 떨어진 거리에 위치한 경우에 대하여 감소된 정도를 비교하면 보상값을 추정할 수 있다. 기본 송신 주사선과 화소점 사이의 거리는 다음의 수학식 14를 이용하여 계산할 수 있다.When 64 transmission scan lines are used for a 90 degree observation angle using a phased array transducer, the angle between transmission scan lines is 1.429 degrees. Since the decrease in the transmission energy is greatest in the pixels that are separated by the same distance as the two scan lines, the compensation value can be estimated by comparing the reduced degree for the case where the pixel is located on the transmission scan line and the distance that is located up to 0.714 ° from the transmission scan line. Can be. The distance between the basic transmission scan line and the pixel point may be calculated using Equation 14 below.

Figure pat00015
Figure pat00015

수학식 14의 d는 기본 송신 주사선과 화소 P사이의 거리를 정규화한 값이며, 0과 1사이의 값을 가진다. d가 0인 경우는 송신 주사선 위에 위치한 경우이며, d가 1인 경우는 두 개의 송신 주사선 사이에 위치한 경우이다.D in Equation 14 is a normalized distance between the basic transmission scan line and the pixel P, and has a value between 0 and 1. FIG. If d is 0, it is located on the transmission scan line, and if d is 1, it is located between two transmission scan lines.

도 12는 송신 주사선 위에 위치한 점과 그 점으로부터 멀어짐에 따라 송신 에너지가 감소되는 정도를 나타낸 것이다.12 illustrates a point located on a transmission scan line and a degree of decrease in transmission energy as it moves away from the point.

도 12를 참조하면, 각각의 송신 주사선 위에 위치한 점과 그 점으로부터 0.714˚까지 멀어지는 경우에 MATLAB을 이용하여 송신 에너지가 감소되는 정도를 나타내는 감쇄값 α를 수학식 15를 이용하여 조사한 결과이다. 수학식 15에서 겹부호는 화소의 위치에 따라 결정된다. 화소가 기본 송신 주사선보다 편향이 더 많이 된 곳에 위치한 경우 +가 되며, 반대의 경우 -가 된다.Referring to FIG. 12, the attenuation value α representing the point located on each transmission scan line and the extent to which the transmission energy is reduced by using MATLAB when moving away from the point to 0.714 ° is investigated using Equation 15. FIG. In equation (15), the overlap code is determined according to the position of the pixel. If the pixel is located where there is more deflection than the basic transmission scan line, it becomes +, and vice versa.

Figure pat00016
Figure pat00016

도 12를 참조하면, 편향이 가장 적은 경우 송신 주사선에 위치한 화소점과 송신 주사선에서 0.714˚만큼 떨어진 화소점의 크기 차이는 -2.37dB(0.75배)이다. 편향이 많은 경우는 크기 차이가 줄어들어 -1.15dB(0.876배)에 가까워진다. 따라서 송신 주사선의 편향각에 따라서 필요한 보상값이 달라진다. Referring to FIG. 12, when the deflection is the smallest, the size difference between the pixel point positioned on the transmission scan line and the pixel point separated by 0.714 ° from the transmission scan line is -2.37 dB (0.75 times). In the case of large deflections, the magnitude difference is reduced to near -1.15 dB (0.876 times). Therefore, the required compensation value varies depending on the deflection angle of the transmission scan line.

도 8 내지 도 12에서 상세히 살펴본 바와 같이 가상의 주사선 위에 있는 화소점 P의 데이터는 화소점 P에 인접한 송신 주사선을 이용한 선형 보간과 송신 주사선 편향에 따른 에너지 감소를 고려하여 연산된다.As described in detail with reference to FIGS. 8 to 12, the data of the pixel point P on the virtual scan line is calculated in consideration of linear interpolation using the transmission scan line adjacent to the pixel point P and energy reduction due to transmission scan line deflection.

두 개의 점을 이용한 선형보간은 각각의 값에 곱하여지는 계수의 합이 1이 되도록 한다. 여기에 송신 주사선의 편향과 송신 주사선과 화소간의 거리에 따른 보상값을 고려하여야 하며 이를 화소보상값(pixel gain)이라고 정의한다. 송신 주사선 편향에 따른 에너지의 감소에 따른 보상을 고려하면 수학식 16과 같은 보간식을 얻게 된다. Linear interpolation using two points results in the sum of the coefficients multiplied by each value being one. Here, the compensation value according to the deflection of the transmission scan line and the distance between the transmission scan line and the pixel should be considered, and this is defined as a pixel gain. In consideration of the compensation due to the reduction of the energy due to the transmission scan line deflection, an interpolation equation is obtained.

Figure pat00017
Figure pat00017

여기서 wbase와 wsub는 d를 이용하여 수학식 16과 같이 정의된다. 화소보상값은 송신 에너지 감소에 따른 보상값이다. 화소보상값은 송신 주사선에서 감쇄값 α의 역수와 d를 이용하였다. d=0인 경우 화소보상값은 1이 되며, d=1인 경우 1/α가 된다. 이때 α는 d=1일 때 수학식 14를 이용하여 구한 값이다. Here, w base and w sub are defined as in Equation 16 using d. The pixel compensation value is a compensation value according to a decrease in transmission energy. As the pixel compensation value, the inverse of the attenuation value α and d are used in the transmission scan line. When d = 0, the pixel compensation value is 1, and when d = 1, 1 / α. Α is a value obtained by using Equation 14 when d = 1.

도 13은 PB의 보간계수 wbase, PS의 보간계수 wsub, 및 화소보상값을 거리 d에 따라 나타낸 그래프이다.13 is a graph showing the interpolation coefficient w base of P B , the interpolation coefficient w sub of P S , and the pixel compensation value according to the distance d.

실제 영상에서는 송신 집속점 이후에 빔이 퍼지면서 감쇄값이 작아져 필요한 보상값이 달라진다. 따라서 송신 집속점 외의 영역에서는 송신 집속점에서 구한 보상값보다 좀 더 작은 값을 사용하여야 하며, 송신 집속점에서 구한 보상값을 사용한 경우, 송신 주사선 사이에서 과도한 보상에 의해 세로줄 형태의 잡음이 발생한다. 따라서 영상을 구성하는 경우에는 이 점을 고려하여 보상값을 조절하여야 한다.In the real image, the beam spreads after the transmission focus point, and the attenuation value becomes smaller, so that the required compensation value is changed. Therefore, in the area other than the transmission focusing point, a smaller value than the compensation value obtained at the transmission focusing point should be used. When using the compensation value obtained at the transmission focusing point, vertical noise occurs due to excessive compensation between the transmission scan lines. . Therefore, the compensation value should be adjusted in consideration of this point when constructing an image.

이상에서 살펴본 본 발명의 일 실시예에 따른 화소단위 집속기법은 송신 주사선의 간격이 넓어지면서 발생하는 구획화 현상에 의한 영상의 왜곡을 줄이기 위한 방법이다. 송신 주사선의 간격이 넓어질 때 발생하는 구획화 현상에 의한 영상의 왜곡을 줄이게 되면, 송신 주사선의 수를 줄여 프레임율을 높일 때도 구획화를 제거할 수 있게 되어 높은 프레임율로 구획화가 없는 영상을 얻을 수 있다.The pixel focusing method according to an exemplary embodiment of the present invention described above is a method for reducing distortion of an image due to a partitioning phenomenon that occurs when a distance between transmission scan lines is widened. By reducing the distortion of the image due to the partitioning phenomenon that occurs when the interval of the transmission scan lines becomes wider, the partitioning can be removed even when the frame rate is increased by reducing the number of transmission scan lines, so that an image without partitioning can be obtained at a high frame rate. have.

도 14는 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 영상 시스템의 일례이다. 14 is an example of an ultrasound imaging system according to an exemplary embodiment.

배열 변환자(transducer)를 사용하여 수신된 데이터는 ADC를 거쳐 표본화된다. 하나의 화소점을 구성하기 위하여 두 개의 송신 주사선 데이터를 사용하므로, 스캔라인 버퍼0과 스캔라인 버퍼1은 각각 주사선 데이터 1개씩을 저장하여야 한다. 빔포머(Display Pixel Beamformer)는 beamforming pixel map LUT를 참조하여 수신된 송신 주사선으로 필요한 화소점들을 구성한다. 이 LUT(Look Up Table)는 빔포머 내부에 로직으로 구현할 수도 있다. 선형 보간을 위하여 빔포머의 출력에 wbase와 wsub를 곱한 후 더한다. wbase와 wsub를 LPF 이후의 I와 Q 데이터에 곱하는 것도 가능할 것이다. 이후에는 수학식 16에서와 알 수 있는 바와 같이 선형 보간된 데이터에 화소 보상값을 곱하여 집속 데이터(sumout data)를 생성한다. 집속 데이터는 직각복조와 포락선 검출, 로그 압축을 거쳐 한 프레임을 저장하는 메모리에 기록된다. 프레임 메모리에 기록할 때는 display pixel map LUT에 기록된 주소를 참조하여 저장하며, 한 프레임이 완성되면 디스플레이 장치에 영상을 표시한다. 여기서 주사선 데이터를 저장할 메모리와 프레임 메모리, LUT들의 크기는 각각 수학식 17과 같다. ADC의 출력이 12bit, 영상장치에 보여주기 위한 하나의 데이터를 8bit로 가정하였다. Data received using an array transducer is sampled via an ADC. Since two transmission scan line data are used to configure one pixel point, scan line buffer 0 and scan line buffer 1 should each store one scan line data. The display pixel beamformer configures pixel points necessary for the received transmission scan line with reference to the beamforming pixel map LUT. This look up table (LUT) can also be implemented in logic inside the beamformer. For linear interpolation, the output of the beamformer is multiplied by w base and w sub and then added. It would also be possible to multiply w base and w sub by I and Q data after LPF. Subsequently, as shown in Equation 16, the linear interpolated data is multiplied by the pixel compensation value to generate focus data. The focused data is recorded in a memory that stores one frame through quadrature demodulation, envelope detection, and log compression. When writing to the frame memory, the address is recorded by referring to the address recorded in the display pixel map LUT. When one frame is completed, the image is displayed on the display device. The size of the memory, frame memory, and LUTs to store the scan line data is shown in Equation 17, respectively. It is assumed that the output of the ADC is 12 bits and one bit of data to be displayed on the imager is 8 bits.

Figure pat00018
Figure pat00018

여기서 Kx는 X축 화소 개수, Ky는 Y축 화소 개수, M은 채널 수, V는 한 주사선의 최대 데이터 수, A는 하나의 송신 주사선 데이터로 계산되는 최대 화소의 개수이다. A의 값은 표시하는 관찰영역의 크기와 화면을 구성하는 화소의 개수, 배열 변환자의 종류에 따라 변화하는 값이다.Here, K x is the number of X-axis pixels, K y is the number of Y-axis pixels, M is the number of channels, V is the maximum number of data of one scan line, and A is the maximum number of pixels calculated from one transmission scan line data. The value of A varies depending on the size of the viewing area to be displayed, the number of pixels constituting the screen, and the type of array transducer.

본 발명의 실시예에 따르면, 모사 실험으로 곡면배열 변환자와 위상배열 변환자를 사용한 경우, 주사선 변환기를 사용하는 일반적인 빔집속 영상이나 화소단위 집속기법에 비하여 선명하며 구획화가 없는 영상을 더 높은 프레임율로 얻을 수 있다. According to an embodiment of the present invention, when a curved array and a phased array transducer are used in simulation, the frame rate is higher than that of a general beam-focusing image or a pixel-based focusing technique using a scanning line converter. Can be obtained.

한편, 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 영상장치의 화소점에 수신 집속하는 방법을 다른 초음파 의료 영상 기법인 다중 영역 조합과 펄스 반전 영상과 함께 사용하여 화질을 개선할 수 있다. 그러나 이에 한정되지 아니하며, 송신 회수에 따라 프레임율이 감소하는 경우에는 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 영상장치의 화소점에 수신 집속하는 방법을 적용하여 화질을 개선할 수 있을 것이다.Meanwhile, a method of focusing reception on a pixel point of an ultrasound imaging apparatus according to an exemplary embodiment of the present invention may be used in combination with another ultrasound medical imaging technique, a multi-region combination and a pulse inversion image, to improve image quality. However, the present invention is not limited thereto, and when the frame rate decreases according to the number of transmissions, image quality may be improved by applying a method of focusing reception to pixel points of the ultrasonic imaging apparatus according to an exemplary embodiment.

다중영역조합은 한 프레임 내에 2개 이상의 송신 집속점을 갖기 때문에 영상의 해상도가 증가하는 방법이다. 따라서 다중영역조합된 영상을 얻기 위해서는 한 주사선에 대한 송수신의 회수를 송신 집속점의 수만큼 늘려야한다. 그러나 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 영상장치의 화소점에 수신 집속하는 방법을 다중영역조합(Multi-zone blending)에 적용하여 프레임율의 감소 없이 화질을 개선할 수 있다. Multi-domain combining is a method of increasing the resolution of an image because it has two or more transmission focus points in one frame. Therefore, in order to obtain a multi-domain combined image, the number of transmissions and receptions for one scan line must be increased by the number of transmission focal points. However, the method of focusing reception on the pixel point of the ultrasound imaging apparatus according to an embodiment of the present invention may be applied to multi-zone blending to improve image quality without reducing the frame rate.

펄스 반전 영상과 같이 하나의 수신 주사선을 구성하기 위하여 송신을 두 번 반복하는 경우에도 프레임율의 감소가 없도록 구현할 수 있다. 펄스 반전 기법은 인체의 비선형성을 이용하여 고조파 성분을 얻어 영상으로 보여주기 위한 것으로 펄스 반전 영상은 같은 송신 집속점에 위상이 반대인 송신 신호를 두 번 송신하고 수신된 데이터를 합하여 f0성분을 제거하고 2f0성분만을 남기는 방법이다. 만약 기존의 펄스 반전 영상 기법에서 사용한 송신 주사선의 수를 절반으로 줄이고 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 영상장치의 화소점에 수신 집속하는 방법으로 영상을 구성하면, 하나의 송신 주사선마다 두 번의 송수신을 하여도 프레임율을 떨어뜨리지 않으므로 송신 주사선 수의 감소에 의한 화질 저하를 막을 수 있다.Like the pulse inverted image, even if the transmission is repeated twice to form one reception scan line, the frame rate can be reduced. The pulse reversal technique is used to obtain harmonic components by using nonlinearity of the human body and show them as images. The pulse inverted image transmits two out of phase signals to the same transmission focal point and sums the received data to add f 0 components. It removes and leaves only 2f 0 component. If the image is configured by reducing the number of transmission scan lines used in the conventional pulse inversion imaging technique by half and focusing on the pixel point of the ultrasound imaging apparatus according to an embodiment of the present invention, two transmission / reception operations are performed for each transmission scan line. Since the frame rate is not lowered even if the quality is reduced, the deterioration in image quality due to the decrease in the number of transmission scan lines can be prevented.

따라서 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 영상장치의 화소점에 수신 집속하는 방법은 주사선 변환기에 의한 영상의 왜곡을 제거하고, 구획화 문제를 해결하여 영상의 해상도를 높이는 것과 동시에 프레임율도 향상시킬 수 있다. 특히 본 발명의 일 실시예에 따른 초음파 영상장치의 화소점에 수신 집속하는 방법을 이용하면 심장과 같이 움직임이 많은 장기를 보다 자세하게 관찰할 수 있을 것이다.Therefore, the method of focusing on the pixel point of the ultrasound imaging apparatus according to an embodiment of the present invention may remove distortion of the image by the scanning line converter, solve the segmentation problem, and increase the resolution of the image and at the same time improve the frame rate. . In particular, by using the method of receiving focusing on the pixel point of the ultrasound imaging apparatus according to an embodiment of the present invention, it is possible to observe in more detail an organ having a lot of movement such as a heart.

본 발명의 실시예들은 다양한 컴퓨터 수단을 통하여 수행될 수 있는 프로그램 명령 형태로 구현되어 컴퓨터 판독 가능 매체에 기록될 수 있다. 상기 컴퓨터 판독 가능 매체는 프로그램 명령, 데이터 파일, 데이터 구조 등을 단독으로 또는 조합하여 포함할 수 있다. 상기 매체에 기록되는 프로그램 명령은 본 발명을 위하여 특별히 설계되고 구성된 것들이거나 컴퓨터 소프트웨어 당업자에게 공지되어 사용 가능한 것일 수도 있다. 컴퓨터 판독 가능 기록 매체의 예에는 하드 디스크, 플로피 디스크 및 자기 테이프와 같은 자기 매체(magnetic media), CD-ROM, DVD와 같은 광기록 매체(optical media), 플롭티컬 디스크(floptical disk)와 같은 자기-광 매체(magneto-optical media), 및 롬(ROM), 램(RAM), 플래시 메모리 등과 같은 프로그램 명령을 저장하고 수행하도록 특별히 구성된 하드웨어 장치가 포함된다. 프로그램 명령의 예에는 컴파일러에 의해 만들어지는 것과 같은 기계어 코드뿐만 아니라 인터프리터 등을 사용해서 컴퓨터에 의해서 실행될 수 있는 고급 언어 코드를 포함한다. 상기된 하드웨어 장치는 본 발명의 동작을 수행하기 위해 하나 이상의 소프트웨어 모듈로서 작동하도록 구성될 수 있으며, 그 역도 마찬가지이다.Embodiments of the present invention may be implemented in the form of program instructions that can be executed by various computer means and recorded in a computer readable medium. The computer readable medium may include program instructions, data files, data structures, etc. alone or in combination. Program instructions recorded on the media may be those specially designed and constructed for the purposes of the present invention, or they may be of the kind well-known and available to those having skill in the computer software arts. Examples of computer-readable recording media include magnetic media such as hard disks, floppy disks, and magnetic tape, optical media such as CD-ROMs, DVDs, and magnetic disks, such as floppy disks. Magneto-optical media, and hardware devices specifically configured to store and execute program instructions, such as ROM, RAM, flash memory, and the like. Examples of program instructions include not only machine code generated by a compiler, but also high-level language code that can be executed by a computer using an interpreter or the like. The hardware device described above may be configured to operate as one or more software modules to perform the operations of the present invention, and vice versa.

이제까지 본 발명에 대하여 그 바람직한 실시예들을 중심으로 살펴보았다. 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명이 본 발명의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 변형된 형태로 구현될 수 있음을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 개시된 실시예들은 한정적인 관점이 아니라 설명적인 관점에서 고려되어야 한다. 본 발명의 범위는 전술한 설명이 아니라 특허청구범위에 나타나 있으며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 차이점은 본 발명에 포함된 것으로 해석되어야 할 것이다.So far I looked at the center of the preferred embodiment for the present invention. Those skilled in the art will appreciate that the present invention can be implemented in a modified form without departing from the essential features of the present invention. Therefore, the disclosed embodiments should be considered in an illustrative rather than a restrictive sense. The scope of the present invention is shown in the claims rather than the foregoing description, and all differences within the scope will be construed as being included in the present invention.

Claims (17)

적어도 두 개 이상의 송신 주사선의 데이터를 이용하여 화소점의 빔집속 데이터를 상기 송신 주사선별로 획득하는 단계; 및
상기 각각의 송신 주사선과 상기 화소점 사이의 거리에 따라 상기 송신 주사선별로 획득한 상기 화소점의 빔집속 데이터를 선형 보간하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 영상 시스템의 화소점에 수신 집속하는 방법.Obtaining beam focusing data of a pixel point for each transmission scan line using data of at least two transmission scan lines; And
And linearly interpolating the beam focusing data of the pixel points acquired for each transmission scan line according to the distance between the respective transmission scan lines and the pixel points. . 제 1 항에 있어서,
상기 화소점의 빔집속 데이터를 획득하는데 사용하는 송신 주사선은 상기 화소점에 가장 가까운 송신 주사선을 우선적으로 사용하는 것을 특징으로 하는 초음파 영상 시스템의 화소점에 수신 집속하는 방법.The method of claim 1,
And a transmission scan line used to obtain beam focusing data of the pixel point preferentially uses a transmission scan line closest to the pixel point. 제 1 항에 있어서,
상기 선형 보간하는 단계는
상기 화소점과 상기 송신 주사선 간의 거리가 증가함에 따른 송신 에너지의 감소를 보상하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 영상 시스템의 화소점에 수신 집속하는 방법.The method of claim 1,
The linear interpolation
And compensating for a decrease in transmission energy as the distance between the pixel point and the transmission scan line is increased. 제 3 항에 있어서,
상기 선형 보간시 두 개의 송신 주사선을 이용하는 경우,
상기 송신 에너지의 감소는 상기 두 개의 송신 주사선으로부터 동일한 거리에 있는 화소점에서 가장 큰 것을 특징으로 하는 초음파 영상 시스템의 화소점에 수신 집속하는 방법.The method of claim 3, wherein
When using two transmission scan lines in the linear interpolation,
And wherein the reduction in transmission energy is greatest at pixel points that are at the same distance from the two transmission scan lines. 초음파 신호를 관찰 영역에 적어도 두 번 이상 송신하고, 반사된 초음파 신호를 수신하는 단계;
상기 수신된 초음파 신호로부터 생성된 적어도 두 개 이상의 송신 주사선의 데이터를 이용하여 화소점의 빔집속 데이터를 상기 송신 주사선별로 획득하는 단계;
상기 각각의 송신 주사선과 상기 화소점 사이의 거리에 따라 상기 송신 주사선별로 획득한 상기 화소점의 빔집속 데이터를 선형 보간하는 단계;
상기 선형 보간한 결과를 기초로 하여 포락선을 검출하는 단계;
상기 검출된 포락선을 입력으로 하여 로그 압축을 하여 영상장치에 표시할 주사선 데이터를 생성하는 단계; 및
프레임을 구성하는 화소점들에 대한 주사선 데이터가 생성되면 영상장치에 디스플레이하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 영상 디스플레이 방법.Transmitting at least two ultrasonic signals to the observation area and receiving the reflected ultrasonic signals;
Obtaining beam focusing data of a pixel point for each transmission scan line by using data of at least two transmission scan lines generated from the received ultrasonic signal;
Linearly interpolating the beam focusing data of the pixel point obtained for each transmission scan line according to the distance between each transmission scan line and the pixel point;
Detecting an envelope based on the linear interpolated result;
Generating scan line data to be displayed on an image device by performing log compression using the detected envelope as an input; And
And displaying the scan line data on the pixel points constituting the frame on the imaging apparatus. 제 5 항에 있어서,
상기 화소점의 빔집속 데이터를 획득하는데 사용하는 송신 주사선은 상기 화소점에 가장 가까운 송신 주사선을 우선적으로 사용하는 것을 특징으로 하는 초음파 영상 디스플레이 방법.The method of claim 5, wherein
And a transmission scan line used to obtain beam focusing data of the pixel point preferentially uses a transmission scan line closest to the pixel point. 제 5 항에 있어서,
상기 선형 보간하는 단계는
상기 화소점과 상기 송신 주사선 간의 거리가 증가함에 따른 송신 에너지의 감소를 보상하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 영상 디스플레이 방법.The method of claim 5, wherein
The linear interpolation
And compensating for a decrease in transmission energy as the distance between the pixel point and the transmission scan line increases. 제 7 항에 있어서,
상기 선형 보간시 두 개의 송신 주사선을 이용하는 경우,
상기 송신 에너지의 감소는 상기 두 개의 송신 주사선으로부터 동일한 거리에 있는 화소점에서 가장 큰 것을 특징으로 하는 초음파 영상 디스플레이 방법.The method of claim 7, wherein
When using two transmission scan lines in the linear interpolation,
And the reduction in transmission energy is greatest at pixel points that are at the same distance from the two transmission scan lines. 적어도 두 개 이상의 송신 주사선의 데이터를 이용하여 화소점의 빔집속 데이터를 상기 송신 주사선별로 획득하는 빔포머; 및
상기 각각의 송신 주사선과 상기 화소점 사이의 거리에 따라 상기 송신 주사선별로 획득한 상기 화소점의 빔집속 데이터를 선형 보간하는 선형 보간부를 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 영상 시스템의 화소점에 수신 집속하는 장치.A beamformer for obtaining beam focusing data of pixel points for each transmission scan line by using data of at least two transmission scan lines; And
And a linear interpolation unit for linearly interpolating the beam focusing data of the pixel points acquired for each transmission scan line according to the distance between the respective transmission scan lines and the pixel points. Belonging device. 제 9 항에 있어서,
상기 화소점의 빔집속 데이터를 획득하는데 사용하는 송신 주사선은 상기 화소점에 가장 가까운 송신 주사선을 우선적으로 사용하는 것을 특징으로 하는 초음파 영상 시스템의 화소점에 수신 집속하는 장치.The method of claim 9,
And a transmission scanning line used to obtain beam focusing data of the pixel point preferentially uses a transmission scanning line closest to the pixel point. 제 9 항에 있어서,
상기 선형 보간부는
상기 화소점과 상기 송신 주사선 간의 거리가 증가함에 따른 송신 에너지의 감소를 보상하는 것을 특징으로 하는 초음파 영상 시스템의 화소점에 수신 집속하는 장치.The method of claim 9,
The linear interpolation unit
And focusing on the pixel point of the ultrasound imaging system, wherein the reduction in transmission energy is compensated for as the distance between the pixel point and the transmission scan line increases. 제 11 항에 있어서,
상기 선형 보간부가 두 개의 송신 주사선을 이용하는 경우,
상기 송신 에너지의 감소는 상기 두 개의 송신 주사선으로부터 동일한 거리에 있는 화소점에서 가장 큰 것을 특징으로 하는 초음파 영상 시스템의 화소점에 수신 집속하는 장치.The method of claim 11,
When the linear interpolator uses two transmission scan lines,
And the reduction of the transmission energy is greatest at the pixel point at the same distance from the two transmission scan lines. 초음파 신호를 관찰 영역에 적어도 두 번 이상 송신하고, 반사된 초음파 신호를 수신하는 배열 변환자;
상기 수신된 초음파 신호로부터 생성된 적어도 두 개 이상의 송신 주사선의 데이터를 이용하여 화소점의 빔집속 데이터를 상기 송신 주사선별로 획득하는 빔포머;
상기 각각의 송신 주사선과 상기 화소점 사이의 거리에 따라 상기 송신 주사선별로 획득한 상기 화소점의 빔집속 데이터를 선형 보간하는 선형 보간부;
상기 선형 보간한 결과를 기초로 하여 포락선을 검출하는 포락선 검출부;
상기 검출된 포락선을 입력으로 하여 로그 압축을 하여 영상장치에 표시할 주사선 데이터를 생성하는 로그 압축부; 및
프레임을 구성하는 화소점들에 대한 주사선 데이터가 생성되면 영상장치에 디스플레이하는 디스플레이부를 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 영상 시스템.An array transducer for transmitting the ultrasonic signal to the observation area at least twice and receiving the reflected ultrasonic signal;
A beamformer for obtaining beam focusing data of pixel points for each transmission scan line by using data of at least two transmission scan lines generated from the received ultrasonic signals;
A linear interpolation unit for linearly interpolating the beam focusing data of the pixel points obtained for each transmission scan line according to the distance between each transmission scan line and the pixel point;
An envelope detector configured to detect an envelope based on the linear interpolated result;
A log compression unit configured to generate log line data to be displayed on an image device by performing log compression using the detected envelope as an input; And
And a display unit which displays the scan line data of the pixel points constituting the frame on the imaging apparatus. 제 13 항에 있어서,
상기 화소점의 빔집속 데이터를 획득하는데 사용하는 송신 주사선은 상기 화소점에 가장 가까운 송신 주사선을 우선적으로 사용하는 것을 특징으로 하는 초음파 영상 시스템.The method of claim 13,
The transmission scanning line used to obtain the beam focusing data of the pixel point preferentially uses the transmission scanning line closest to the pixel point. 제 13 항에 있어서,
상기 선형 보간부는
상기 화소점과 상기 송신 주사선 간의 거리가 증가함에 따른 송신 에너지의 감소를 보상하는 것을 특징으로 하는 초음파 영상 시스템.The method of claim 13,
The linear interpolation unit
And a reduction in transmission energy as the distance between the pixel point and the transmission scan line increases. 제 15 항에 있어서,
상기 선형 보간부가 두 개의 송신 주사선을 이용하는 경우,
상기 송신 에너지의 감소는 상기 두 개의 송신 주사선으로부터 동일한 거리에 있는 화소점에서 가장 큰 것을 특징으로 하는 초음파 영상 시스템.The method of claim 15,
When the linear interpolator uses two transmission scan lines,
And the reduction in transmission energy is greatest at pixel points that are at the same distance from the two transmission scan lines. 제 1 항 내지 제 8 항 중에 어느 한 항의 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체.A non-transitory computer-readable recording medium having recorded thereon a program for executing the method of claim 1.
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