KR20230145566A

KR20230145566A - 전파 반전을 이용한 반사 초음파 이미징

Info

Publication number: KR20230145566A
Application number: KR1020237025261A
Authority: KR
Inventors: 우라이 탈; 데이비드 토머 벤
Original assignee: 볼텍스 이미징 리미티드
Priority date: 2021-02-17
Filing date: 2022-01-18
Publication date: 2023-10-17
Also published as: US11559285B2; EP4294245A1; CN116600697A; US20220257217A1; IL302846A; WO2022175760A1; JP2024507315A

Abstract

의료용 초음파(US) 이미징 시스템(10)은 US 프로브(30) 및 프로세서(48)를 포함한다. US 프로브는 반사 기하학적 구조로 배열된 변환기(401, 402)의 어레이(50)를 포함하고, 프로브는 US파를 방출하고 환자의 신체 부위로부터 반사되는 반사된 초음파를 수신하도록 구성된다. 프로세서는 방출 및 반사된 US파에 반전 모델을 적용하여 환자의 신체 부위의 이미지를 생성하도록 구성된다.

Description

전파 반전을 이용한 반사 초음파 이미징

본 발명은 일반적으로 의료 이미징, 특히 정량적 초음파(US) 이미징에 관한 것이다.

특허 문헌과 과학 간행물에서 의료 US 이미징의 다양한 방법이 고려된다. 예를 들어, US 특허 출원 공개 2020/0008779는 초음파를 방출하고 수신하기 위한 초음파 변환기와 프로세서를 포함하는 의료용 초음파 시스템을 기술한다. 초음파 변환기는 프로세서와 전기적으로 연결되고, 프로세서는 초음파 변환기에 의해 방출되어 연구되는 조직에 의해 산란 및/또는 반사되는 초음파에 응답하여 초음파 변환기에 의해 수신되는 초음파의 대상이 되는 초음파 기반 단층 영상을 판정하도록 구성된다.

또 다른 예로 R. Pratt의 "의료용 초음파 단층 촬영: 탐사 지구물리학의 교훈"(Proceedings of the International Workshop on Medical Ultrasound Tomography, 2017년 11월 1-3일, 독일 슈파이어)라는 제하의 논문에서는 FWI(full-waveform inversion) 기반 의료용 초음파 전송 단층 촬영의 잠재적인 개선 사항에 대해 기술한다.

본 발명에 따르면 의료 이미징, 특히 정량적 초음파(US) 이미징을 제공할 수 있다.

이하에서 기술되는 본 발명의 일 실시예는 초음파(US) 프로브 및 프로세서를 포함하는 의료용 초음파 이미징 시스템을 제공한다. US 프로브는 반사 기하학적 구조로 배열된 변환기 어레이를 포함하고, 상기 프로브는 US파를 방출하고 환자의 신체 부위로부터 반사되는 반사된 초음파를 수신하도록 구성된다. 상기 프로세서는 방출 및 반사된 상기 US파에 반전 모델(inverse model)을 적용하여 상기 환자의 신체 부위의 이미지를 생성하도록 구성된다.

일부 실시예에서, 상기 반전 모델을 사용하여 이미지를 생성할 때, 상기 프로세서는 (i) 생리학적 조직 파라미터 및 (ii) 조직 경계 중 하나 이상을 추정하고 상기 이미지에 나타내도록 구성된다.

일부 실시예에서, 상기 생리학적 조직 파라미터는 상기 신체 부위 내의 국소 밀도, 국소 음속 및 국소 에너지 감쇠 중 하나를 포함한다.

일 실시예에서, 상기 반전 모델은 FWI(full-waveform inversion)이다. 다른 실시예에서, 상기 반전 모델은 RTM(reverse time migration)이다.

일부 실시예에서, 상기 프로세서는 상기 신체 부위에 대한 상기 프로브의 다수의 상이한 위치에서 방출 및 반사된 US파에 공동으로 상기 반전 모델을 적용하도록 구성된다.

일부 실시예에서, 상기 프로세서는 일련의 획득에서 상기 초음파를 방출 및 수신하도록 상기 프로브를 제어하도록 구성되며, 각각의 획득에서 하나 이상의 상기 변환기의 각각의 서브세트는 상기 초음파를 방출하고 상기 변환기 중 하나 이상의 다른 것들은 반사된 상기 초음파를 수신한다.

일 실시예에서, 상기 변환기의 서브세트는 미리 정의된 임계값보다 높은 신호 대 잡음비(SNR) 값을 산출하도록 선택된다.

다른 실시예에서, 상기 일련의 획득에서 선택된 상기 변환기의 서브세트는 2차원 다중 정적 기반을 형성한다.

또 다른 실시예에서, 상기 일련의 획득에서 선택된 상기 변환기의 서브세트는 2차원 Hadamard 기반을 형성한다.

일부 실시예에서, 상기 프로세서는 상기 반사된 US파에 저역 통과 필터링을 적용하고, 저역 통과 필터링된 반사 US파를 사용하여 상기 환자의 신체 부위의 최초 이미지를 생성하고, 후속 반전 모델 계산에서 최초 이미지를 사용하여, 상기 이미지를 생성하도록 구성된다.

일부 실시예에서, 상기 변환기의 어레이는 2차원이다.

일부 실시예에서, 상기 프로세서는 상기 프로브로부터 원격으로 위치한다.

본 발명의 또 다른 실시예에 따르면, 반사 기하학적 구조로 배열된 변환기 어레이를 포함하는 초음파(US) 프로브를 사용하여 US파를 방출하고 환자의 신체 부위로부터 반사된 반사 초음파를 수신하는 단계를 포함하는 의료용 US 이미징 방법이 추가로 제공된다. 방출 및 반사된 US파에 반전 모델을 적용하여 상기 환자의 신체 부위의 이미지를 생성한다.

본 발명은 도면과 함께 실시예에 대한 다음의 상세한 설명으로부터 보다 완전하게 이해될 것이다:

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 평면 검출기 어레이를 구비하는 초음파(US) 프로브를 포함하는 의료용 US 반사 단층 촬영 시스템의 개략적인 도면이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 도 1의 US 반사 단층 이미징 시스템에 의해 사용되는 반사 기하학적 구조의 개략적인 도면이다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 도 1의 시스템에 의해 획득된 데이터 및 도 2에서 정의된 반사 기하학적 구조에 따라 적용된 FWI 재구성 알고리즘을 사용하여 US 이미지 FWI 재구성의 반복 프로세스를 개략적으로 설명하는 블록도이다.
도 4a 및 4b는 본 발명의 일 실시예에 따라 각각 도 1의 시스템에 의해 방출된 결과적인 US파의 구동 신호 스펙트럼 및 시뮬레이션된 스펙트럼을 나타내는 그래프들이다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른, 도 1의 US 프로브와 함께 사용되는 다중 정적 획득 모드의 개략적인 평면도이다.
도 6은 본 발명의 실시예에 따른, 도 1의 시스템에 의해 획득된 데이터 및 도 3의 FWI 재구성 알고리즘을 사용한 US 이미지 FWI 재구성을 위한 방법을 개략적으로 도시하는 흐름도이다.

개요

CT 및 MRI와 같은 단층 촬영 이미징 양식과 달리 초음파(US) 이미지는 일반적으로 본질적으로 지표일 뿐이다. US 이미징 세션의 임상적 유용성은 의미 있는 이미지를 획득할 수 있을 만큼 US 시스템을 잘 적용할 수 있는 사용자 전문성과 획득한 US 이미지를 해석할 수 있는 숙련된 방사선 전문의의 능력에 크게 좌우된다.

이러한 US 이미지 품질의 근본적인 원인은 소나와 유사한 이러한 이미지의 획득 및 재구성 방법에서 비롯된다. 그 결과, 이미지화되는 실제 해부학적 구조를 대부분 대표하는 프로토콜 기반 CT 및 MRI 검사와 달리 US 이미지는 임시 및 수동 방식으로 획득되며 주로 암시적이다. 매우 특정한 경우에만 US 이미지가 US 전송 단층 촬영 이미징 시스템에 의해 생성된 유방 US 이미지와 같이 CT 및 MRI와 같은 양식의 품질을 충족한다. 그러나 중요한 정보를 전달하는 US파를 획득하더라도 전송 기하학적 구조는 번거롭고 복부(abdomen)나 몸통과 같은 더 큰 신체 부위를 이미징하는 데 종종 비실용적이다.

이하에서 설명되는 본 발명의 실시예는 반사 기하학적 구조를 사용하여 인체의 단층 촬영 US 이미징을 위한 시스템, 방법 및 알고리즘을 제공한다. 이러한 방식으로 이미지화할 수 있는 신체 부위에는 예를 들어 복부, 골반 및 심장이 포함된다. 개시된 실시예 중 일부에서 핸드헬드 US 프로브는 개시된 재구성 알고리즘을 위해 그리고 이미지 획득의 프로토콜 기반 접근법과 함께 사용하기 위해 US파를 생성 및 검출하도록 최적화된다.

일부 실시예에서, 반사 기하학적 구조로 배열된 변환기 어레이를 포함하는 US 프로브를 포함하는 US 반사 단층 촬영 이미징 시스템이 제공되며, 프로브는 초음파를 방출하고 환자의 신체 부위로부터 반사되는 반사된 초음파를 수신하도록 구성된다. 시스템은 방출 및 반사된 초음파에 반전 모델을 적용함으로써 환자의 신체 부위의 이미지를 생성하도록 구성된 프로세서를 더 포함한다.

일 실시예에서, 이미지는 방출 및 반사된 초음파에 전체 파형 반전(FWI)을 적용함으로써 생성된 적어도 하나의 생리학적 조직 파라미터를 포함한다. 다른 실시예에서, 프로세서는 방출 및 반사된 초음파에 RTM(Reverse Time Migration) 모델을 적용하여 신체 부위의 이미지를 생성하도록 구성된다.

현재 맥락에서 "반사 기하학적 구조"라는 용어는 아래 도 2와 같이 이미지화된 신체에서 전파되는 동안 방출된 US파에 대해 적어도 90도 방향을 변경하는 US파만 고려하는 기하학적 구조를 의미한다. 이러한 속성을 가진 수신된 빔은 여기에서 "반사 반구"에 속하는 것으로 간주된다. 기존 US 프로브의 2차원 변환기 어레이는 일반적으로 이러한 반사 반구의 작은 부분만 캡처한다(예를 들어, 2π보다 상당히 작은 좁은 입체각(solid angle)을 포함). 따라서 반사 기하학적 구조는 반사 반구의 상당 부분에서 US파를 캡처하는 프로브의 사용을 허용한다. 개시된 반사 단층 촬영 이미징 시스템은 US 데이터를 획득하기 위해 이러한 반사된 US파를 사용할 수 있고, FWI를 사용하여 획득된 데이터로부터 이미지를 재구성할 수 있다.

프로브 설계의 경험 법칙에 따라, 역반사 방법을 사용하는 이미징 깊이는 프로브의 변환기 어레이의 어퍼처에 비례한다. 비율 계수는 일반적으로 2에서 0.5 사이에서 변하므로 임상 적용에 따라 2차원 어레이의 적어도 한 차원에서 5에서 15cm의 일반적인 범위에서 큰 어퍼처가 필요하다. 어레이가 1차원에서 더 긴 경우, 2차원 변환기 어레이는 장축 및 단축을 갖는 것으로 지칭된다(예를 들어, 직사각형 어레이에서).

"반전 모델"이라는 용어는 음압파(acoustic pressure wave)에 대한 파동 방정식이 주어진 매체 파라미터 및/또는 매체 경계를 찾는 것을 포함하는 FWI 및 RTM과 같은 공식적인 반전 모델의 클래스를 말하며, 예를 들어, 경계 조건으로서 작용하는 (프로브에서의) 방출 및 수신 파와 같은, 매체의 경계에서의 압력 파장필드의 일부 부분 측정을 사용한다. 일반적으로 FWI는 표준 방법으로는 달성할 수 없는 US 신호 파장의 절반에 해당하는 분해능에 도달할 수 있다.

일부 개시된 실시예에서, 프로세서는 파동 방정식을 풀고 해결된 파동필드 데이터를 파동필드 데이터의 실제 측정과 비교하는 절차를 반복적으로 적용함으로써 매체 파라미터(밀도, 음속, 탄성 등)를 계산하기 위한 FWI 알고리즘을 적용한다. 각 반복에서 이 비교는 결국 풀이된 파동필드와 실제 측정된 파동필드 사이의 잔류 오류가 0에 가까워지도록 매체 파라미터에 대한 작은 수정을 산출한다. 이 시점에서, 발견된 매체 파라미터는 측정된 파동필드 데이터를 잘 설명하고, 개시된 실시예에서 정량적 US 이미지를 생성하거나 B-모드 US 이미지와 같은 정성적 US 이미지의 이미지 품질을 향상시키는 데 사용될 수 있다.

본 발명의 다양한 실시예에서, 프로세서는 사용자에게 다양한 생리학적 조직 파라미터를 추정하고 시각화하기 위해 반사된 US 신호를 사용한다. 예는 국소 조직 밀도, 국소 음속, 국소 에너지 감쇠, 탄성 등을 포함한다.

일 실시예에서, 초음파 프로브는 종래의 현대 US 시스템에서 사용되는 것보다 적어도 한 자릿수 낮은 평균 주파수(예를 들어, 250KHz 대 2.5MHz 이상)를 갖는 광대역 US파를 생성하고 검출하도록 구성된다. 저역 통과 필터를 사용하여 프로브가 획득한 US 신호 스펙트럼의 저주파 테일(예를 들어, 100KHz 미만 주파수 테일)을 추출하고 분석한다. 프로세서는 FWI 알고리즘과 함께 US 신호의 저주파 테일을 사용하여 환자의 신체 부위의 최초 이미지를 생성한다. 최초 이미지를 기반으로 프로세서는 FWI 알고리즘과 함께 더 높은 US 주파수를 사용하여 FWI 알고리즘의 강력하고 정확한 수렴으로 전체 US 이미지를 얻는다.

다른 개시된 실시예에서, 프로세서는 소스 파동 필드(Ps)에 대한 파동 방정식을 풀기 위해 RTM 모델을 적용한다(파동 필드는 공간 및 시간의 모든 지점에서의 압력이고, 소스는 소스 이미터로부터 방출된 펄스를 의미한다). RTM 모델에는 (실제 프로브에서) 측정된 센서 데이터를 취하고 수신기를 이미터로 사용하여 수신된 신호를 시간을 거꾸로(backwards in time) 계산적으로 전파하는 것이 포함되고, 이 파동 필드는 Pr이라고 한다. (수학적으로 연산은 파동 방정식의 수반 연산자(adjoint operator)를 사용하여 "시간을 거꾸로" 신호를 계산적으로 실행한다.) 마지막으로 프로세서는 Ps와 Pr(시간 축을 따라)을 상호 연관시키고 시간 오프셋=0에서 상호 상관을 취한다. 이 이미지는 정량적이지 않을 수 있으며 주로 매체의 날카로운 모서리로 나타날 수 있다(b-모드 US와 유사한 속성이지만 정확도가 훨씬 더 높음). RTM 방법은 매질의 음속을 잘 추정할 수 있는 경우 특히 정확한 결과를 산출한다. 이 점에서도 RTM 방법은 모든 데이터를 사용하고 복잡한 파동 현상을 고려한다는 점을 제외하면 b-모드와 유사하다. 초음파 b-모드는 개시된 기술과 함께 사용될 수 있는 또 다른 알고리즘인 지구물리학에서의 Kirchhoff 마이그레이션과 더 유사하다.

다른 실시예에서, 개시된 프로브는 종래의 현대 US 시스템에서 일반적인 주파수 범위(예를 들어, 수 MHz 이상)에서 작동한다. 알고리즘 방법을 사용하여 프로세서는 여전히 강력하고 정확한 FWI 알고리즘 수렴으로 전체 US 이미지를 달성할 수 있다.

일부 실시예에서, 프로브가 사용자에 의해 이동되는 위치로부터와 같이, 프로브의 상이한 위치로부터의 획득이 결합된다. 이러한 방식으로 FWI 재구성 알고리즘을 사용하면 이미지의 신체 깊이, 공간 해상도 및 시야(FOV)를 높일 수 있다.

빔 형성 기술을 사용하여 입사 US 파동(즉, 프로브가 방출하는 US 빔)을 특정 신체 위치로 향하게 하는 기존 US 시스템과 달리, 개시된 기술은 넓은 시야를 동시에 커버하는 US 파동을 방출한다. 이를 위해, 일부 실시예에서 개시된 기술은 다중 정적 획득 모드에서 초음파 프로브 어레이를 사용한다. 다중 정적 획득 모드의 가장 단순한 형태에서, 하나의 변환기가 방출하는 동안 어레이의 나머지 변환기는 반사 신호를 수신한다. 대안적인 실시예에서, 개시된 기술은 프로브가 충분한 범위의 상이한 각도 및 거리에 걸쳐 타겟 체적을 조명하는 한, 빔형성된 신호 세트의 상부에서 사용될 수 있다.

또는 Hadamard 시퀀스에서 획득을 실행하는 것(즉, 방출 변환기의 Hadamard 기반으로 이루어진 시퀀스로 US 방출을 적용하는 것)과 같이 더 높은 신호대 잡음비(SNR)를 제공할 수 있는 다중 정적 획득 모드와 등가인 모드가 사용될 수 있다. 프로세서는 알고리즘을 사용하여 Hadamard 시퀀스(또는 다른 적절한 시퀀스)를 더 단순한 다중 정적 시퀀스로 매핑할 수 있다. 일 실시예에서, 시퀀스는 임상 이미지를 생성하기에 충분한 것으로 간주되는 미리 정의된 임계값보다 높은 SNR 값을 산출하도록 선택된다.

반사 기하학적 구조에서 정량적 US 이미지를 생성할 수 있는 US 시스템 및 방법을 제공함으로써, 제한된 리소스로 고품질의 신뢰할 수 있는 의학적 이미지를 얻을 수 있으며 훨씬 더 번거로운 이미징 양식(예를 들어, CT 및 MRI) 및 관련 작업 흐름에 의해 달성되는 이미지 품질에 필적할 수 있는 이미지 품질을 가진다.

시스템 설명

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 평면 검출기 어레이(50)를 구비하는 핸드헬드 US 프로브(30)를 포함하는 의료용 초음파(US) 반사 단층 촬영 시스템(10)의 개략도이다.

US 이미징 시스템(10)은 US 프로브(30)가 케이블(44)에 의해 연결되는 인터페이스(46)를 포함하는 US 콘솔(40)을 포함한다. 콘솔(40)은 시스템 프로세서(48)를 더 포함한다.

인터페이스(46)는 전기 에너지를 케이블(44)을 통해 압전 US 변환기(100)의 어레이(50)로 전달하도록 구성되며, 이는 프로브(30)에 포함되고 인셋(25)에서 볼 수 있다. US 변환기(100)는 US 이미지의 앞서 언급한 반사 FWI 재구성을 가능하게 하도록 저주파 성분(예를 들어, <250kHz)을 가진 US 신호를 생성 및 검출하도록 조정된다. 그러나, 예로서 500KHz 또는 1MHz 이상의 중심 주파수를 갖는 US 신호를 생성 및 검출하도록 크기가 조정된 변환기를 사용하는 것을 포함하여 다른 변환기 설계가 사용될 수 있다.

예를 들어 공간 분해능을 높이기 위해 신호의 고주파 성분도 사용할 수 있다. 또한, 인터페이스(46)는 상술한 다중 정적 또는 다중 정적(동일한 형성 기준)과 등가이지만 더 높은 SNR을 가진 다른(예를 들어, Hadamard) 획득 모드에서 프로브의 하나 이상의 변환기에 전기 에너지를 전달하도록 프로세서에 의해 제어될 수 있다.

어레이(50)는 구동 에너지에 응답하여 US 빔을 생성하고 결과적인 US 에코를 검출한 다음 결과적인 전기 신호를 케이블(44) 및 인터페이스(46)를 통해 프로세서(48)로 전송하도록 구성된다. 프로세서(48)는 FWI 재구성을 적용함으로써 정량적 US 이미지를 생성하고 그를 모니터(49)에 표시하도록 구성된다.

도시된 실시예에서, 어레이(50)는 모서리가 절단된 정사각형 형상을 갖고 순전히 예로서 376개의 변환기(100)를 포함하고, 각각의 변환기는 50-100kHz 대역의 주파수에서 현저한 US 에너지를 방출하고 검출하는 것을 포함하는 250kHz의 중심 주파수로 US파를 방출하고 검출하도록 구성된다. 도시된 바와 같이, 프로브(30)는 모든 측면 방향에서 어레이의 거의 동일한 어퍼처를 갖는다.

단면(one-sided) 프로브(상술한 반사 기하학적 구조를 갖는 프로브)로부터의 데이터만을 사용하여 정량적 이미지를 획득하는 어려움이 주어지면, 개시된 반복적 재구성은 반복적 재구성의 수렴을 돕기 위해 가능한 가장 낮은 주파수에서 시작한다.

일반적으로, 프로세서(48)는 본 명세서에 기술된 기능을 수행하도록 소프트웨어로 프로그램된 범용 컴퓨터를 포함한다. 일부 실시예에서, 프로세서(48)는 GPU 세트와 같은 추가적인 프로세싱 자원을 포함한다. 프로세서(48)는 도 2에 설명된 것과 같은 US 이미지 FWI 재구성 알고리즘을 수행하는 소프트웨어를 메모리(49)로부터 업로드하도록 구성된다.

어레이(50)의 구성이 예로서 도시되어 있다. 어레이(50)의 다른 구성이 가능하다. 본 예에서, 어레이(50)는 평면형이다. 즉, 변환기(100)는 단일 평면에 놓여 있다. 변환기(100)는 직사각형 11 x 20 레이아웃으로 배열된다. 일례에서, 각각의 변환기(100)는 크기가 6mm x 6mm이다. 인접한 변환기의 중심 사이의 거리는(수평 또는 수직으로) 7mm이다. 다른 예에서, 376 변환기의 각 엘리먼트는 예를 들어 그러한 엘리먼트의 생산을 더 쉽게 하기 위해 다수의 서브 변환기(예를 들어, 2x2 또는 3x3)로 만들어지며, 여기서 주어진 변환기의 서브 변환기는 공통 배선을 사용하는 동일한 드라이브에 연결된다.

따라서 어레이의 전체 어퍼처 크기는 14cm이다. 대안의 실시예에서, 어레이(50)는 신체 표면에 일치하도록 약간 구부러지거나 가요성 재료로 만들어질 수 있다. 어레이(50)는 임의의 다른 적절한 형상, 예를 들어 직사각형, 원형 또는 타원형, 및 임의의 적절한 레이아웃의 임의의 적절한 수의 변환기를 가질 수 있다.

일 실시예에서, 개별 변환기(100)의 치수는 매우 낮은 주파수(예를 들어, <50kHz)를 포함하여 더 적은 US 파워를 방출하고 검출하는 능력을 추가하는 것과 같이 어레이(50) 검출 능력을 최적화하기 위해, 즉, 프로브 감도를 높이고 및/또는 방출된 US 신호의 대역폭을 더 높은 주파수(예를 들어, >1MHz)로 증가시키 위해 어레이(50)에 걸쳐 변할 수 있다.

도 1은 하나의 예시적인 시스템 레이아웃을 도시하지만, 개시된 발명의 실시예는 다른 방식으로 실현될 수 있다. 예를 들어, 일 실시예에서, 전체 시스템(예를 들어, 프로브, 케이블 및 프로세서)은 모두 하나의 핸드헬드 장치에 장착된다. 다른 실시예에서, 프로세서(48)는 예를 들어 네트워크를 가로질러 프로브로부터 멀리 떨어져 위치한다. 프로세서는 클라우드 컴퓨팅 네트워크, 또는 재구성을 수행하고 재구성된 이미지를 미리 정의된 수신처(예를 들어, US 절차의 위치에서 보기 위해 디스플레이(49)로 다시)로 보내는 일부 오프-프레미스 컴퓨팅 리소스에서 실현될 수 있다.

US 단층 촬영을 위한 반사 기하학적 구조

도 2는 본 발명의 실시예에 따라 도 1의 US 반사 단층 촬영 시스템(10)에 의해 적어도 부분적으로 사용되는 반사 기하학적 구조의 개략적인 그림이다. 상술한 바와 같이, 반사 기하학적 구조에 기초한 FWI 처리는 개시된 반사 단층 촬영 시스템이 US 신호를 획득하기 위해 적용할 수 있는 반사 반구(68)의 상당한 부분을 캡처하는 프로브의 사용을 허용한다.

도 2는 예로서 (x축을 정의할 수 있는) 방향(62)으로 프로브에 의해 방출되는 하나의 빔을 도시한다. 개시된 실시예, 특히 사용된 FWI 알고리즘은 반사 반구에 속하는 프로브에 의해 수신된 빔만을 고려한다. 이러한 빔(예를 들어, 빔(64))은 90도 이하의 상보각(66, θ)을 형성하며, 이는 반사된 US 파가 입사 방향에 대해 적어도 90도 방향으로 변경되었음을 의미한다. 그렇지 않으면, 그러한 빔 방향은 투과 반구(70)에 속한다. 투과 반구(70)에 떨어지는 빔은 일반적으로 개시된 FWI 알고리즘에 의해 고려되지 않는다.

상술한 바와 같이, 통상적인 US 프로브의 2차원 변환기 어레이는 일반적으로 반사 반구의 일부만을 포착한다. 따라서, 도 2의 정의는 개시된 FWI 기반 US 반사 단층 촬영 방법과 함께 사용하기 위한 더 많은 가능한 프로브 설계를 포함한다.

FWI 재구성을 이용한 반사 US 단층 촬영 이미징

개시된 섹션은 US 반사 데이터로부터 인체 일부의 단층 이미지를 재구성하기 위한 FWI 반복 알고리즘을 제공한다. 이러한 이미지를 정확하게 재구성하기 위해 신체는 음향 흡수가 형태의 주파수 파워 법칙을 따르는 손실 매질로서 모델링되고, 여기서 은 흡수 비례 계수이며, 은 시간 주파수이고 y는 멱법칙 지수(power law exponent)이며 경우에 따라 일정하고 1.5와 같다고 가정할 수 있다.

반사 및 산란 신호를 생성하는 상이한 조직 유형의 음향 임피던스 차이와 같은 음향 대비 속성에만 기반하여 이미지를 재구성하는 FWI 모델 기능 위에 유한 흡수 기능을 추가한다. 그러나 일부 경우에는 =0으로 가정하여 모델에서 매체 흡수를 여전히 무시할 수 있다.

개시된 모델은, 모델링 전송 US 단층 촬영을 개시하는, "Time domain reconstructon of sound speed and attenuation in ultrasound computed tomography using full wave inversion,"(2017년 3월 발간, The Journal of the Acoustical Society of America, 141(3), p. 1595)이라는 제하의 M. Perez-Liva 등의 논문에 따른다.

이 매체에서 음파의 선형 전파는 r과 시간 t의 함수로서 음압파 p(r,t)에 대한 분수 라플라시안 파동 방정식으로 기술할 수 있다.

여기서 S(r,t)는 소스 항(즉, 프로브로부터의 US 방출)이고 c는 매체에서의 음속(일반적으로 평균 1530m/초)이다. 마지막 두 항은 음향 흡수 및 분산을 설명하고, 여기서 τ₁ 및 τ₂는 , 로 주어진다. 선행 수학식에서, c 및 은 공간 위치 r의 함수로서 변할 수 있다.

도 3은 본 발명의 일 실시예에 따라, 도 1의 시스템(10)에 의해 획득된 데이터 및 도 2에 정의된 반사 기하학적 구조에 따라 적용된 FWI 재구성 알고리즘(200)을 사용하여 US 이미지 FWI 재구성의 반복 프로세스를 개략적으로 설명하는 블록도이다. 일반적으로, 프로세서(48)는 메모리(49)로부터 알고리즘(200)을 업로드하고, 수학식 1을 반복적으로 풀이하여 US 반사 데이터(산란 포함)로부터 신체 일부의 정량적 단층 이미지를 생성하도록 US 절차 동안 알고리즘(200)을 실행한다. 정량 단층 이미지는 국소 밀도, 국소 음속, 국소 에너지 감쇠 영상 중 하나 이상일 수 있다.

도 3에 도시된 바와 같이, 어레이(50)와 같은 US 프로브 어레이로의 반사로부터 획득된 측정된 센서 데이터(202)는 선택적으로 전처리되고(201) FWI 반복 알고리즘(200)으로 입력된다.

알고리즘을 실행하는 프로세서는 측정된 센서 데이터(202)를 모델링된 센서 데이터(206)와 비교한다(204). 데이터 사이의 차이가 주어진 임계값 미만인 경우, 예를 들어 L₂ 메트릭 또는 도착 시간의 부적합 수준 또는 다른 적절한 메트릭에 의해 정의된 바와 같이, 정지 기준이 충족되면(단계(205)에서), 프로세스가 중지되고 현재 이미지(214)가 최종 출력 이미지(216)가 된다. 중지 기준이 충족되지 않으면 반복 계산이 데이터 사이의 차이의 후방 프로젝션 단계(212)로 계속되어, 모델링된 매체 파라미터(예를 들어, 감쇠, 음속)를 업데이트하고 새로운 이미지(214)를 생성하고, 그로부터 음향 모델(208)은 수학식 1을 이용하여 모델링된 데이터(206)의 새로운 세트를 생성하도록 한다.

도 3에 도시된 특정 실시예에 도시된 바와 같이, 반복 계산의 시작에서, 모델(208)은 균일한 매체(예를 들어, 물)로 인한 균일한 값과 같은 사소한 이미지 데이터(210)로 공급된다.

도 3에 표시된 예시적 도면은 순전히 개념을 명확하게 하기 위해 선택되었다. 도 3은 본 발명의 실시예와 관련된 부분만을 도시한 것이다. 예를 들어 교정과 같은 세부 단계는 단순화를 위해 생략되었다.

일부 경우에, 알고리즘(200)이 예를 들어 원격 재구성 및 이미지 처리 콘솔에 의해 오프라인으로 실행된다.

다른 실시예에서, 개시된 기술은 매체의 FWI 계산 속성에 기초하여 더 높은 품질 및 해상도인 정성적 이미지(초음파 b-모드와 같은)를 생성하기 위해 정량적 이미지를 제시하는 것 외에 사용된다.

도 4a 및 4b는 본 발명의 실시예에 따라 각각 도 1의 시스템에 의해 방출된 결과적인 US파의 구동 신호 스펙트럼(65) 및 시뮬레이션된 스펙트럼(75)을 보여주는 그래프이다.

도 3a에서 볼 수 있듯이, 도 2의 반복적인 FWI 모델은 더 낮은 주파수로부터의 데이터를 이용하고 재구성 반복동안 점차적으로 데이터 주파수를 증가시킴으로써 더 잘 수렴되기 때문에, 구동 신호 스펙트럼은 넓게(예를 들어, 0.5MHz보다 큰 범위) 만들어진다. 특히 주파수가 낮으면 FWI 모델이 전역 최소값에 가깝게 빠르게 수렴할 수 있다. 더 높은 주파수는 재구성된 이미지의 공간 해상도를 증가시킨다.

도 3b, 특히 인셋(45)은 방출된 US파의 피크 스펙트럼 밀도가 250KHz이고 파동 에너지의 상당 부분이 200KHz 미만 및 300KHz 초과의 꼬리에 있음을 보여준다. 프로브(30)의 변환기(100)는 이러한 US 방출 및 검출 프로파일을 달성하도록 설계된다. 특히 변환기 엘리먼트의 두께와 조성 재료 및 이를 둘러싼 정합 층이 이를 위해 최적화된다.

다중 정적 획득

도 5는 본 발명의 실시예에 따른, 도 1의 US 프로브와 함께 사용되는 다중 정적 획득 모드의 개략적인 평면도이다. 도시된 실시예에서, 임의의 주어진 획득 시간 창에서, 변환기 어레이(50) 중 하나, 예를 들어 변환기(401)가 방출하는 반면, 나머지 변환기, 예를 들어 변환기(402)는 결과 신호를 수신한다. 이 프로세스는 송신기 역할을 하는 변환기 어레이(50)의 각각으로 반복된다. 어레이(50)가 376개의 변환기를 갖는 본 예시에서, 수신된 신호는 텐서로서 배열될 수 있다. 수신된 신호 텐서의 크기는 일반적으로 S x R x TS이고, 여기서 S는 소스 이미터의 수이고, R은 수신기의 수이고, TS는 A/D 샘플링된 시간 단계의 수이다. 방출이 여러 번, 예를 들어 N번 수행되는 경우, 각 변환기당 SNR을 증가시키기 위해 N개의 텐서의 세트가 얻어진다. 예를 들어, 획득 장치의 채널 수가 제한되어 있으면, 스캔을 반복적으로, 즉 동일한 방출을 다수회(예를 들어, N번) 수행할 수 있고, 여기서, 매번 프로세서는 모든 엘리먼트로부터 수신된 신호를 수집하기 위해 수신 채널 멀티플렉서 설정을 변경한다.

일반적으로 도 5에 설명된 다중 정적 획득 모드와 동일한 획득 모드가 있을 수 있다. 예를 들어 주어진 획득에서, 하나 이상의 변환기(예를 들어, 전체 행 또는 열, 또는 기타 적절한 변환기의 서브세트)를 사용하여 US파를 방출할 수 있다. 동시에, 하나 이상의 다른 변환기(예를 들어, 나머지 모든 변환기)가 수신 모드에 있다. 그러나 일반적으로 모든 변환기가 사용되는데, 이는 방출 엘리먼트가 짧은 펄스 방출을 마친 직후에 수신기가 되는 데 제한이 없기 때문이다. 상술한 변환기의 Hadamard 기준을 적용하는 것과 같이 단일 변환기 이상을 동시에 사용하는 것과 관련된 다른 시퀀싱을 고려할 수 있다.

일부 실시예에서, 변환기의 어레이(50)는 어레이(50)가 넓은 범위의 방향에 걸쳐 매체에 더 많은 파워를 전달할 수 있게 하는 방식으로 여기된다. 예를 들어 어레이는 다중 정적 레이아웃으로 여기될 수 있다. 또 다른 예로서, 어레이는 2차원 Hadamard 기반 또는 다른 2차원 기반(예를 들어, Haar)을 사용하여 여기되고 결국 더 높은 SNR로 전달되는 다중 정적 등가 파워를 달성한다. 그럼에도 불구하고, 상술한 바와 같이, 프로브가 충분히 상이한 각도 및 거리에 걸쳐 타겟 체적을 조명하는 한, 빔포밍된 신호 세트 위에 개시된 기술에 의해 FWI를 사용하는 데에는 제한이 없다.

예를 들어, 시스템(10)의 프로세서는 프로브(30)를 제어하여 주어진 방출 및 각각의 획득 시퀀스에서 작동하도록 구성될 수 있으며, 여기서 프로세서는 주어진 방출 및 반사된 US파 시퀀스를 사용하여 획득 시퀀스를 하나 이상의 변환기가 방출된 US 파로 모델링되고 모든 변환기가 반사된 US 파를 획득하도록 모델링되는 다중 정적 획득 모드(일반적으로 파동을 전송한 변환기는 수신기가 될 수 있다(전송 펄스 종료 직후))로 변환한다. 다중 정적 획득 모드를 사용하여 프로세서는 환자의 신체 부위의 이미지를 생성한다. 특히, 주어진 방출 및 각각의 획득 시퀀스는 2차원 Hadamard 기준으로 정의될 수 있다.

개시된 획득 모드는 FWI 재구성에 특히 유용하며 확장된 FOV 및 이미징 깊이를 제공할 수 있다.

반사시 US 이미지 FWI 재구성 방법

도 6은 본 발명의 실시예에 따라, 도 1의 시스템 및 도 3의 FWI 재구성 알고리즘에 의해 획득된 데이터를 사용하는 US 이미지 FWI 재구성을 위한 방법을 개략적으로 도시하는 흐름도이다. 프로세스는 측정 데이터 수신 단계(302)에서 프로세서(48)가 환자의 신체 부위로부터 반사된 초음파 프로브(30)로부터 반사된 초음파를 수신하는 것으로 시작한다.

다음으로, US 이미지 생성 단계(304)에서, 프로세서(48)는 방출되고 반사된 초음파에 전체 파형 반전을 적용함으로써 적어도 하나의 생리학적 조직 파라미터를 포함하는 환자의 신체 부위의 이미지를 생성한다. 단계(304)는 교정과 같은 전처리 단계를 포함할 수 있다.

마지막으로, 이미지 제시 단계(306)에서, 프로세서는 적어도 하나의 생리학적 조직 파라미터의 하나 이상의 정량적 US 이미지를 제시한다. 이러한 이미지는 신체 부위 내에서의 국소 밀도, 국소 음속 및 국소 에너지 감쇠 중 하나일 수 있다.

도 3에 표시된 예시적 흐름도는 순전히 개념을 명확하게 하기 위해 선택되었다. 특히 이미지의 획득 및 재구성과 관련된 수많은 하위 단계는 프레젠테이션의 단순성을 위해 생략되었다.

여기에 설명된 실시예는 주로 반사 의료 초음파를 다루지만, 여기에 설명된 방법 및 시스템은 비파괴 검사와 같은 다른 응용 분야에서도 사용될 수 있다.

따라서, 위에서 설명된 실시예는 예로서 인용되었으며, 본 발명은 위에서 특별히 도시되고 설명된 것에 제한되지 않는다는 것이 이해될 것이다. 오히려, 본 발명의 범위는 상술한 다양한 특징의 조합 및 하위 조합뿐만 아니라, 상술한 설명을 읽을 때 당업자가 생각할 수 있고 선행 기술에 개시되지 않은 변형 및 수정을 모두 포함한다. 본 특허 출원에서 참조로 포함된 문서는 본 명세서에서 명시적으로 또는 암시적으로 만들어진 정의와 충돌하는 방식으로 이러한 포함된 문서에서 임의의 용어가 정의된 경우를 제외하고는 출원의 통합 부분으로 간주되어야 하고, 본 명세서의 정의만 고려되어야 한다.

Claims

의료용 초음파(US) 이미징 시스템으로서:
US파를 방출하고 환자의 신체 부위로부터 반사되는 반사 초음파를 수신하도록 구성된, 반사 기하학적 구조로 배열된 변환기 어레이를 포함하는 US 프로브; 및
방출 및 반사된 상기 US파에 반전 모델(inverse model)을 적용하여 상기 환자의 신체 부위의 이미지를 생성하도록 구성된 프로세서;
를 포함하는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파 이미징 시스템.
제1항에 있어서, 상기 반전 모델을 이용하여 상기 이미지를 생성할 때, 상기 프로세서는 (i) 생리학적 조직 파라미터 및 (ii) 조직 경계 중 하나 이상을 추정하여 상기 이미지에 표시하도록 구성되는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파 이미징 시스템.
제2항에 있어서, 상기 생리학적 조직 파라미터는 상기 신체 부위 내에서의 국소 밀도, 국소 음속 및 국소 에너지 감쇠 중 하나를 포함하는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파 이미징 시스템.
제1항에 있어서, 상기 반전 모델은 FWI(full-waveform inversion)인 것을 특징으로 하는 의료용 초음파 이미징 시스템.
제1항에 있어서, 상기 반전 모델은 RTM(Reverse Time Migration)인 것을 특징으로 하는 의료용 초음파 이미징 시스템.
제1항 내지 제5항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 프로세서는 상기 신체 부위에 대해 상기 프로브의 다수의 상이한 위치에서 방출되고 반사되는 US파에 공동으로 상기 반전 모델을 적용하도록 구성되는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파 이미징 시스템.
제1항 내지 제5항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 프로세서는 일련의 획득에서 상기 프로브를 제어하여 상기 초음파를 방출하고 수신하도록 구성되고, 각각의 획득에서 상기 변환기 중의 하나 이상의 각각의 서브세트는 상기 초음파를 방출하고 하나 이상의 다른 변환기는 반사된 상기 초음파를 수신하는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파 이미징 시스템.
제7항에 있어서, 상기 변환기의 서브세트는 미리 정의된 임계값보다 높은 신호 대 잡음비(SNR) 값을 생성하도록 선택되는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파 이미징 시스템.
제7항에 있어서, 상기 일련의 획득에서 선택된 상기 변환기의 서브세트는 2차원 다중 정적 기반을 형성하는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파 이미징 시스템.
제7항에 있어서, 상기 일련의 획득에서 선택된 상기 변환기의 서브세트는 2차원 Hadamard 기반을 형성하는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파 이미징 시스템.
제1항 내지 제5항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 프로세서는 반사된 US파에 저역 통과 필터링을 적용하여 저역 통과 필터링된 반사 US파를 사용하여 상기 환자의 신체 부위의 최초 이미지를 생성하고, 후속 반전 모델 계산에서 상기 최초 이미지를 사용하여 상기 이미지를 생성하도록 구성되는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파 이미징 시스템.
제1항 내지 제5항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 변환기 어레이는 2차원인 것을 특징으로 하는 의료용 초음파 이미징 시스템.
제1항 내지 제5항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 프로세서는 상기 프로브로부터 원격으로 있는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파 이미징 시스템.
의료용 초음파(US) 이미징 방법으로서:
반사 기하학적 구조로 배열된 변환기 어레이를 포함하고, US파를 방출하고 환자의 신체 부위로부터 반사되는 반사된 초음파를 수신하는 US 프로브를 사용하는 단계; 및
방출 및 반사된 상기 US파에 반전 모델을 적용하여 상기 환자의 신체 부위의 이미지를 생성하는 단계;
를 포함하는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파(US) 이미징 방법.
제14항에 있어서, 상기 이미지를 생성하는 단계는: (i) 생리학적 조직 파라미터 및 (ii) 조직 경계 중 하나 이상을 추정하여 상기 이미지에 표시하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파(US) 이미징 방법.
제15항에 있어서, 상기 적어도 하나의 생리학적 조직 파라미터는 상기 신체 부위 내에서의 국소 밀도, 국소 음속 및 국소 에너지 감쇠 중 하나를 포함하는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파(US) 이미징 방법.
제14항에 있어서, 상기 반전 모델은 FWI(full-waveform inversion)인 것을 특징으로 하는 의료용 초음파(US) 이미징 방법.
제14항에 있어서, 상기 반전 모델은 RTM(Reverse Time Migration)인 것을 특징으로 하는 의료용 초음파(US) 이미징 방법.
제14항 내지 제18항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 반전 모델을 적용하는 단계는 상기 신체 부위에 대해 상기 프로브의 다수의 상이한 위치에서 방출되고 반사되는 US파에 상기 반전 모델을 공동으로 적용하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파(US) 이미징 방법.
제14항 내지 제18항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 초음파를 방출하고 수신하는 단계는 일련의 획득을 수행하는 단계, 각각의 획득에서 하나 이상의 상기 변환기의 각각의 서브세트에 의해 상기 초음파를 방출하는 단계 및 하나 이상의 다른 변환기에 의해 반사된 초음파를 수신하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파(US) 이미징 방법.
제20항에 있어서, 미리 정의된 임계값보다 높은 신호 대 잡음비(SNR) 값을 산출하도록 하는 상기 변환기의 서브세트를 선택하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파(US) 이미징 방법.
제20항에 있어서, 상기 일련의 획득에서 선택된 상기 변환기의 서브세트는 2차원 다중 정적 기반을 형성하는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파(US) 이미징 방법.
제20항에 있어서, 상기 일련의 획득에서 선택된 상기 변환기의 서브세트는 2차원 Hadamard 기반을 형성하는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파(US) 이미징 방법.
제14항 내지 제18항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 반전 모델을 적용하는 단계는 상기 반사된 US파에 저역 통과 필터링을 적용하는 단계, 저역 통과 필터링된 상기 반사 US파를 이용하여 상기 환자의 신체 부위의 최초 이미지를 생성하는 단계, 및 후속 반전 모델 계산에서 상기 최초 이미지를 사용하여 상기 이미지를 생성하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파(US) 이미징 방법.
제15항에 있어서, 상기 변환기의 어레이는 2차원인 것을 특징으로 하는 의료용 초음파(US) 이미징 방법.
제15항에 있어서, 상기 이미지를 생성하는 단계는 상기 프로브로부터 원격으로 수행되는 것을 특징으로 하는 의료용 초음파(US) 이미징 방법.