WO2013154229A1 - 평면파를 이용한 기능성 혈류 영상 생성 방법 및 장치 - Google Patents

평면파를 이용한 기능성 혈류 영상 생성 방법 및 장치 Download PDF

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WO2013154229A1
WO2013154229A1 PCT/KR2012/005169 KR2012005169W WO2013154229A1 WO 2013154229 A1 WO2013154229 A1 WO 2013154229A1 KR 2012005169 W KR2012005169 W KR 2012005169W WO 2013154229 A1 WO2013154229 A1 WO 2013154229A1
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WO
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blood flow
image point
image
generating
signal
Prior art date
Application number
PCT/KR2012/005169
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English (en)
French (fr)
Inventor
유양모
유재석
여선미
장진호
송태경
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서강대학교 산학협력단
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Publication date
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/06—Measuring blood flow
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/13—Tomography
    • A61B8/14—Echo-tomography
    • A61B8/145—Echo-tomography characterised by scanning multiple planes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/13—Tomography
    • A61B8/14—Echo-tomography

Definitions

  • the present invention relates to a functional blood flow image generating apparatus. More particularly, the functional blood flow using a plane wave showing a large number of samples to increase the accuracy of blood flow information analysis and displaying a color image on a two-dimensional cross section using blood flow characteristic indexes.
  • An image generating method and apparatus are provided.
  • Ultrasound medical imaging system is a device for non-invasive imaging and internal structure of the human body by using the information contained in the reflected signal after transmitting and receiving the ultrasound signal in the human body.
  • Ultrasound medical imaging apparatuses provide various types of clinical information. Among them, the Doppler imaging technique used to investigate blood flow information in the human body in real time is increasing in importance.
  • Ultrasonic Doppler systems have been widely used as an essential device for diagnosing diseases of the circulatory system because of recent rapid technological advances that can solve these problems and provide dynamic information over time in the bloodstream.
  • Functional blood flow imaging means not only imaging an anatomical signal, but also analyzing and quantifying the characteristics of the blood flow signal and displaying it as an index. Functional blood flow imaging differs from conventional anatomical imaging in that it images the functional aspects of what happens in the human body.
  • the biosignal provided is blood flow information calculated from the Doppler frequency. Since the number of ensemble transmission and reception processes is required to obtain the Doppler frequency, the frame rate of the color Doppler image is limited.
  • the frame rate of the color Doppler image is a sampling frequency of blood flow information. Sufficient blood flow information must be available for high accuracy of blood flow information analysis. In other words, the sampling rate should be high.
  • much research is being done, and commercialized equipment through an interleave technique provides color Doppler images with an average of 10-20 Hz in real time.
  • current commercially available equipment offers the ability to characterize blood flow only in spectral Doppler mode.
  • the spectral Doppler mode can only be analyzed in one range gate in one dimension. Therefore, the range of use is limited and it takes a lot of time to obtain information on a two-dimensional cross section in the clinic.
  • the first problem to be solved by the present invention is to obtain a large number of samples in order to improve the accuracy of blood flow information analysis, functional blood flow that can show a color image on a two-dimensional cross-section while taking a small time using the blood flow characteristics indicator It is to provide an image generating device.
  • the second problem to be solved by the present invention is to estimate the cardiac cycle using only the imaged signal without ECG signal, as well as to provide a two-dimensional image to identify the overall trend at a glance to reduce the time required for disease diagnosis and many samples It is to provide a functional blood flow imaging method that can improve the accuracy of channel diagnosis.
  • the present invention provides a computer-readable recording medium having recorded thereon a program for executing the above method on a computer.
  • the present invention to achieve the first object, a transducer for transmitting a plane wave to the object, and receiving the ultrasonic signal reflected from the object;
  • a reception beam focusing unit configured to beam-focus the ultrasonic signal by applying a reception time delay;
  • a quadrature demodulator for generating an in-phase component and an abnormal component from the beam focused signal;
  • a velocity calculator for calculating a blood flow velocity at an image point on a two-dimensional cross section from the in-phase component and the abnormal component;
  • a mapping unit to map the blood flow velocity to the image point;
  • a display configured to display a blood flow rate mapped to the image point.
  • the apparatus further includes a blood flow index generator configured to generate a blood flow index from the blood flow rate calculated at the image point, wherein the mapping unit maps the blood flow index to the image point, and the display unit displays the image. Blood flow indicators mapped to points may be displayed.
  • the apparatus may further include a variance calculator configured to calculate a variance of a power spectrum from the in-phase component and the abnormal component, wherein the mapping unit maps the variance to the image point, and the display unit displays a variance mapped to the image point. Can be.
  • a variance calculator configured to calculate a variance of a power spectrum from the in-phase component and the abnormal component, wherein the mapping unit maps the variance to the image point, and the display unit displays a variance mapped to the image point. Can be.
  • the apparatus may further include a Doppler frequency estimator for estimating an average frequency of the power spectrum generated from the in-phase component and the abnormal component, and the speed calculator may calculate the blood flow rate from the estimated average frequency.
  • the Doppler frequency estimator estimates the average frequency of the power spectrum in an autocorrelation method or cross-correlation method that can be calculated on a time axis.
  • a transducer for transmitting a plane wave to an object and receiving an ultrasonic signal reflected from the object;
  • a reception beam focusing unit configured to beam-focus the ultrasonic signal by applying a reception time delay;
  • a quadrature demodulator for generating an in-phase component and an abnormal component from the beam focused signal;
  • a velocity calculator for calculating a blood flow velocity at an image point on a two-dimensional cross section from the in-phase component and the abnormal component;
  • a blood flow index generator configured to generate a blood flow index from the blood flow rate calculated at the image point;
  • a mapping unit which maps the blood flow index to the image point;
  • a functional blood flow image generating apparatus including a display unit for displaying a blood flow index mapped to the image point.
  • the blood flow index generation unit includes: an envelope detection unit detecting an envelope from a blood flow rate stored in correspondence with the image point; A cardiac cycle detector for detecting one cardiac cycle signal by finding the at least two maximum values of the envelope by passing the envelope through a threshold filter; A maximum / minimum value detector for detecting a maximum value, a minimum value, or an average value from the detected cardiac cycle signal; And an indicator generator configured to generate a blood flow indicator using at least one of the maximum value, the minimum value, and the average value, wherein the indicator generator may transmit the generated blood flow indicator to the mapping unit.
  • the blood flow index may be representative of the resistance index and the pulse index, and various other blood flow indexes may be used.
  • the present invention to achieve the second object, the step of transmitting a plane wave to the object, and receiving the ultrasonic signal reflected from the object; Beam focusing the ultrasonic signal by applying a reception time delay; Generating an in-phase component and an abnormal component from the beam focused signal; Calculating a blood flow rate at an image point on a two-dimensional cross section from the in-phase component and the abnormal component; Mapping the blood flow rate to the image point; And it provides a functional blood flow image generating method comprising the step of displaying the blood flow rate mapped to the image point.
  • a method for transmitting a plane wave to an object and receiving an ultrasonic signal reflected from the object Beam focusing the ultrasonic signal by applying a reception time delay; Generating an in-phase component and an abnormal component from the beam focused signal; Calculating a blood flow rate at an image point on a two-dimensional cross section from the in-phase component and the abnormal component; Generating a blood flow indicator from the blood flow rate calculated at the image point; Mapping the blood flow indicator to the image point; And displaying a blood flow index mapped to the image point.
  • the present invention provides a computer-readable recording medium recording a program for executing the above-described functional blood flow image generating method on a computer.
  • a sufficient number of samples can be secured to increase the accuracy of blood flow information analysis, and color images can be displayed on a two-dimensional cross section while using a blood flow characteristic index for a small amount of time.
  • the cardiac cycle is estimated using only the imaged signal without an electrocardiogram signal, and since it is provided as a two-dimensional image, the overall trend is recognized at a glance, so that the time required for disease diagnosis and the number of samples are diagnosed. Can improve the accuracy.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating a concept of obtaining a functional blood flow index image.
  • FIG. 2 is a block diagram of a functional blood flow image generating apparatus according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 illustrates a general transmission beam focusing method and a plane wave transmission method according to the present invention.
  • FIG. 4 is a flowchart illustrating a functional blood flow index generation method according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a flowchart illustrating a blood flow rate and dispersion calculation method according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is a flowchart illustrating a blood flow index generation method according to an embodiment of the present invention.
  • FIG 7 illustrates signals at each stage of the blood flow index generation method according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 illustrates a blood flow velocity mapping method of a 2D color flow image.
  • FIG. 10 is a view showing a transmission and reception process of the functional blood flow image generating apparatus according to the present invention.
  • Functional blood flow image generating apparatus includes a transducer for transmitting a plane wave to the object, and receives the ultrasonic signal reflected from the object; A reception beam focusing unit configured to beam-focus the ultrasonic signal by applying a reception time delay; A quadrature demodulator for generating an in-phase component and an abnormal component from the beam focused signal; A velocity calculator for calculating a blood flow velocity at an image point on a two-dimensional cross section from the in-phase component and the abnormal component; A mapping unit to map the blood flow velocity to the image point; And a display configured to display a blood flow rate mapped to the image point.
  • the functional blood flow image referred to in the present invention will include a functional blood flow index image and a color Doppler image.
  • the functional blood flow index image is an image generated by analyzing the characteristics of blood flow of each image point from color Doppler images of several frames. At this time, one blood flow characteristic index is calculated based on the cardiac cycle.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating a concept of obtaining a functional blood flow index image.
  • the cardiac cycle signal in order to acquire a functional blood flow index image, first, it is necessary to check whether the cardiac cycle signal can be normally expressed without aliasing in the currently obtained color Doppler image. To verify this, Nyquist Sampling Theorm is used.
  • the frame rate of the color Doppler image uses a sampling frequency of the blood flow rate signal, and the heart rate per second may be assumed to be a dominant frequency of the signal.
  • a color Doppler image In a color Doppler image, a plurality of transmission and reception operations are performed to use the Doppler effect. This limits the frame rate in the color Doppler image, which means that the sampling frequency is limited. If the sampling frequency is limited, the frequency of the recoverable signal is also limited, so it is necessary to examine whether aliasing has occurred. If aliasing occurs, blood flow characteristics cannot be analyzed using only blood flow information provided in the color Doppler image, and blood flow velocity analysis should be performed after reconstructing the signal without aliasing using external signals such as an electrocardiogram.
  • the maximum heart rate of a person is 210 to 220 beats per minute for newborn babies. After that, as the person ages, the heart rate decreases. At the fastest pace, the heart beats at a frequency of about 3.67 Hz, about 220 times per minute.
  • the bandwidth of the signal is called BW (BandWidth), and when applied to the Nyquist sampling theory to confirm aliasing, it is necessary to have a sampling frequency of 7.34 (+ BW) Hz or higher so that aliasing does not occur. If the aliasing occurs, the viewing depth may be limited, and the aliasing may be removed by increasing the frame rate of the color Doppler image.
  • the heart rate In the average adult male, the heart rate is about 60 to 150 times, so it has a maximum frequency of 2.5 Hz. Since the frame rate in a typical color Doppler is 10 Hz to 20 Hz, it has a value four times larger than the main frequency, so it can be assumed that aliasing does not occur. Therefore, in the current color Doppler image, aliasing does not occur in the blood flow spectrum, and blood flow characteristics can be extracted by modeling the flow of blood flow normally. Therefore, it can be seen that aliasing does not occur at the frame rate of the color commercially available color Doppler image.
  • Functional blood flow image generating apparatus can obtain accurate Doppler index by obtaining sufficient blood flow velocity information in one cardiac cycle at a constant data acquisition rate, in particular by using a plane wave (Plain wave) have.
  • the frame rate of the Doppler video can be increased by using a method of generating one frame by transmitting and receiving once. Through this, a larger number of samples can be secured to calculate accurate blood flow indicators in blood vessels.
  • FIG. 2 is a block diagram of a functional blood flow image generating apparatus according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • the apparatus for generating a functional blood flow image includes a pulser 210, a transducer 220, a reception beam focusing unit 230, a DC removing filter unit 240, and a quadrature demodulation unit 250. , A Doppler unit 260, a blood flow index generator 270, a mapping unit 280, and a display unit 290.
  • the pulser 210 generates a plane wave and transmits it to the transducer 220.
  • a general plane wave will be described as an example.
  • One frame may be generated through one transmission and reception.
  • the SNR or resolution of the image is lower than that of the conventional focused image technique.
  • the plane wave transceiver can be easily implemented and can be used in a carotid artery, which requires a low depth, because it provides a high frame rate.
  • the SNR can be increased by increasing the transmit energy by 15 to 20 dB without increasing the transmit peak voltage.
  • Codes used in the coding excitation technique are Chirp, Golay, Barker, etc., and long codes must be used to improve SNR.
  • Barker code the longest length is 13 bits.
  • This filter When using the coded excitation technique, there is a need for a filter to decode a long coded signal at the receiving end.
  • This filter is called a decoding filter or a compression filter, and can be configured in the form of a matched filter or a mismatched filter.
  • the decoding filter is preferably located between the DC rejection filter section and the quadrature demodulation section.
  • a compounding technique may be used for plane wave transmission.
  • the compounding technique transmits and receives plane waves at various angles during transmission, and then synthesizes them to produce a single image. Since the compounding technique has to transmit and receive the plane wave several times, the frame rate is lowered by the number of times of synthesis. On the other hand, as the number of synthesis increases, the quality and reliability of the image increases, so tradeoff is necessary. Even when the compounding technique is used, the frame rate of several times to several tens of times as compared to the existing focused image technique is secured, thereby ensuring sufficient frame rate.
  • the transducer 220 transmits the plane wave received from the pulser 210 to the object, and receives the ultrasonic signal reflected from the object.
  • the reception beam focusing unit 230 focuses the ultrasound signal reflected by the object by applying a reception time delay. That is, the electrical signal generated from the pulser 210 is converted into an ultrasonic signal through a transducer to be transmitted and received into the object, and the received signal is applied with an appropriate reception time delay through the reception beam focusing unit 220. To focus the beam.
  • the DC removal filter unit 240 removes a DC component generated by an analog to digital converter (ADC).
  • ADC analog to digital converter
  • the quadrature demodulator 250 generates base phase in-phase components and in-phase components.
  • the generated in-phase component and the abnormal component can be used to detect the envelope and the Doppler component of the received signal.
  • the Doppler unit 260 calculates blood flow velocity and variance using baseband in phase and abnormal component signals.
  • the Doppler unit 260 acquires blood flow information at all image points on a two-dimensional cross section to be examined using burst pulse waves of a limited period. Thereafter, the mapping unit 280 may map the obtained blood flow information to a color, and the display unit 290 may display the mapped color on the screen in real time. At this time, the velocity information of the blood flow can be obtained by using the Doppler phenomenon between the ultrasound and moving red blood cells in the blood flow.
  • the Doppler unit 260 includes a clutter filtering unit 261, a Doppler frequency estimating unit 262, a speed calculating unit 263, and a variance calculating unit 264.
  • the clutter filtering unit 261 removes a signal reflected from a blood vessel wall or human tissue, not a signal reflected from a blood flow (red blood cells) to be measured using a clutter filter.
  • a clutter signal is a signal that exists in a very low band of the frequency spectrum.
  • the clutter filter may be designed using an infinite impulse response filter.
  • a clutter filter is necessary to reduce the error of the Doppler frequency estimation of blood flow by removing the clutter component.
  • the Doppler frequency estimator 262 estimates the average frequency in an autocorrelation method or a cross-correlation method that can calculate an average frequency of the received ultrasonic signal in an ensemble unit on a time axis.
  • the method of estimating the average frequency by the Doppler frequency estimator 262 will be described in detail with an autocorrelation method as an example.
  • the process of estimating the average frequency in the autocorrelation method that can calculate the average frequency of the power spectrum on the time axis is as follows.
  • S (f) is the Fourier transform of the autocorrelation function R ( ⁇ ) of z (t), and the relationship between these functions is
  • Equation 2 The following relations can be derived from Equation 2.
  • Equation 1 may be expressed as follows from Equations 6 and 7.
  • a ( ⁇ ) and ⁇ ( ⁇ ) have the following symmetry.
  • Equation 8 is rewritten as follows.
  • Equation 14 can be rewritten as follows.
  • Equation 15 an autocorrelation value having a time delay of one sample of i (k) signal and q (k) signal, which are in phase and abnormal input signals, is obtained, and then the phase of the calculated autocorrelation value is obtained. To match frequency The equation for obtaining is shown.
  • Equation 15 tan ⁇ 1 () is a phase value and thus has a value of ⁇ ⁇ + ⁇ .
  • estimated frequency It can be seen that has the following area.
  • the measurable Doppler frequency region is -PRF / 2 ⁇ f d ⁇ PRF / 2.
  • the speed calculator 263 estimates the speed of blood flow from the estimated Doppler frequency.
  • V [m / sec] is a range of 0.2 cm / sec to 2 m / sec.
  • the velocity of blood flow can be measured by estimating the Doppler shift frequency f D from the received signal.
  • the average frequency estimated by Equation 15 will be -PRF / 2 + kHz. That is, if the velocity of the blood flow in the forward direction corresponds to the Doppler frequency of 1/2 or more of the pulse repetition frequency (PRF), it will be assumed that the blood flow flows in the reverse direction. This phenomenon is called velocity aliasing. The reason for this phenomenon is explained by the Nyquist sampling theorem.
  • the variance calculator 264 calculates the variance of the power spectrum to estimate the degree of turbulence in the blood flow.
  • the degree of turbulence in the blood stream is a value proportional to the variance of the power spectrum.
  • the variance ⁇ 2 of the power spectrum is given by
  • Equation 19 The variance can be approximated as shown in Equation 19 in a similar manner to the process of obtaining Equation 12 by using A ( ⁇ ) to the second order power series.
  • Equation 15 Through the difference calculation and the sum operation of 1-lag auto correlation with time delay of 1 sample of i (k) signal and q (k) signal, which are the in-phase and abnormal input signals with sufficient clutter removal, The denominator and numerator of Equation 15 can be obtained.
  • the power of the signal may be obtained through operation of a zero-lag auto correlation that does not have a time delay of the in-phase and abnormal input signals. This is a value required for the output of the power Doppler expressing the power of the blood flow as the brightness of the screen and the calculation of Equation 19, and the variance calculator 264 is used to calculate the variance value.
  • the numerator, denominator, and power values are referred to below as N, D, and P, respectively.
  • the N, D, and P values obtained through the Doppler frequency estimator 262 are calculated by the speed calculator 263 in Equation 23 and the variance calculator 264 in order to obtain the velocity and variance of the blood flow. Will be calculated.
  • the blood flow indicator generator 270 generates the blood flow indicator by using the speed of the blood flow.
  • the speed calculator 263 uses the estimated blood flow rate. This is because the velocity of blood flow is appropriate to express relaxation-contraction, which is the movement of the heart.
  • the blood flow index generator 270 is a data buffer unit 271, an envelope detector 272, a low pass filter 273, a cardiac cycle detector 274, a maximum / minimum value detector 275, and an indicator calculator 276. It is composed.
  • the data buffer unit 271 stores the velocity of blood flow obtained at each point in the Doppler unit 260 through the data buffer.
  • the envelope detector 272 detects the envelope of the received signal by using envelope detection from the stored velocity of blood flow.
  • the low pass filter 273 removes the high frequency noise signal by passing the detected envelope signal through the low pass filter.
  • the cardiac cycle detector 274 finds a cardiac cycle of one of several cardiac cycles by finding the maximum value of the cardiac cycle signal that has passed through the low pass filter using a threshold filter.
  • the maximum / minimum value detector 275 detects a maximum value, a minimum value, and an average value in one cardiac cycle.
  • the index calculator 276 calculates a resistance index and a pulse index, which are functional blood flow indexes, and any blood flow index designated by the user.
  • the average velocity, maximum, and minimum values within one cardiac cycle are needed to obtain the pulse index (PI) and resistance index, which are typical functional blood flow indicators.
  • blood flow characteristic index may be calculated by synthesizing signals of cardiac cycles of various samples.
  • Pulse index (PI) quantifies the pulsation of the blood flow velocity waveform, and means the total vibration energy of the blood flow velocity waveform divided by the average velocity energy value. Pulse index (PI) is defined as
  • M is the average velocity within the cardiac cycle
  • a n is the size of the nth harmonic component.
  • S is the maximum velocity of the blood flow velocity waveform
  • D is the minimum value
  • M is the average velocity within one cardiac cycle.
  • the resistance indicator is used as an resistance indicator of blood circulation on the carotid artery, and is defined as follows.
  • S is the maximum velocity of the blood flow velocity waveform
  • D end is the height of the last value of the cardiac diastolic (dilator).
  • the RI value is 0 to 1.
  • the examinee may define D end as the minimum value of the waveform as in the pulse index. In this case, if there is a blur flowing back from the blood flow, D end has a negative value and therefore has a value greater than 1.
  • various indicators of blood flow characteristics such as S / D, D / S ratio, and constant flow ratio. These blood flow characteristic indicators are widely used for the diagnosis of diseases.
  • ICP IntraCranial Pressure
  • the mapping unit 280 may selectively map the velocity, dispersion value, and blood flow index of the blood flow obtained from each image point to each image point.
  • the sign of the phase has a positive value
  • the velocity of blood flow is in the reverse direction
  • the value is negative. Therefore, in the color mapping of blood flow velocity, if the sign of the phase is positive, it is determined in red, and if it is negative, it is determined in blue.
  • the magnitude of the phase is mapped to the magnitude of each corresponding color. Each color is 6 to 8 bits, and can be obtained by simply moving the bits.
  • the phase of the blood flow may be calculated by obtaining the phase of the ensemble signal, and the velocity may be estimated from the calculated ensemble signal, and the blood flow index may be calculated from the estimated velocity.
  • the variance maps to green, which can be implemented simply by moving bits in the same way.
  • the display unit 290 maps the pulse and resistance index values, which are the functional blood flow index values calculated for each image point, to color, and the color of the Doppler velocity (or phase) and dispersion values obtained at each image point. Is displayed.
  • an ensemble is generated while skipping a sample by using a plane wave B-mode image having a 7 to 8 kHz level, so that a frame rate of the color Doppler image is 2 to 3 kHz.
  • a frame rate of the color Doppler image is 2 to 3 kHz.
  • blood flow information at all image points constituting the frame needs to be obtained. Therefore, only a limited number of data of 8 to 16 data points are required for one image point, and the number of data is ensemble. It's called length.
  • FIG. 3 illustrates a general transmission beam focusing method and a plane wave transmission method according to the present invention.
  • the two-dimensional color Doppler system needs a large number of times to transmit and receive a Doppler frequency, thereby limiting the frame rate of the color Doppler image. Therefore, the time required to obtain one frame corresponds to the transmission / reception time of L (number of scan lines) * N (length of the ensemble). Therefore, a high sampling rate, that is, a frame rate of a color Doppler image, must be high for high accuracy of blood flow information analysis.
  • FIG. 4 is a flowchart illustrating a functional blood flow index generation method according to an embodiment of the present invention.
  • the functional blood flow index generation method according to the present embodiment includes the steps processed in time series by the blood flow index generation unit 270 illustrated in FIG. 2. Therefore, even if omitted below, the above descriptions of the blood flow index generation unit 270 shown in FIG. 2 are also applied to the functional blood flow index generation method according to the present embodiment.
  • the pulser 210 generates a plane wave
  • the transducer 220 transmits the generated plane wave to the object, and receives the ultrasonic signal reflected from the object.
  • the reception beam focusing unit 230 focuses the signal received by reflecting from the object by applying a reception time delay.
  • the DC removal filter unit 240 removes the DC component generated by the ADC, and the quadrature demodulator 250 generates a baseband in phase component and a quadrature component.
  • the Doppler unit 260 calculates the velocity and dispersion of blood flow from the in-phase component and the abnormal component using an autocorrelation method or a cross correlation method.
  • the speed may be calculated using Equation 17 from the Doppler average frequency estimated by the Doppler frequency estimator 262 of the Doppler unit 260, and the Doppler phase may also be calculated.
  • the Doppler average frequency can be calculated from a limited number of sample data using auto-correlation using phase shift and cross-correlation using time shift.
  • cross-correlation has the advantage of overcoming blood flow rate limitations and increased axial resolution over auto-correlation, auto-correlation is performed on RF demodulated echo data. The disadvantage is that they need to be signaled quickly.
  • the blood flow index generator 270 generates the blood flow index using the speed of blood flow.
  • the mapping unit 280 maps the velocity, dispersion value, and blood flow index of the blood flow obtained from each image point to each image point.
  • the display unit 290 displays the result of mapping the pulse and resistance indicator values, which are the functional blood flow index values calculated for each image point, to the color, and the result of mapping the velocity and dispersion values obtained at each image point to the color. do.
  • FIG. 5 is a flowchart illustrating a blood flow rate and dispersion calculation method according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • the clutter filtering unit 261 is a signal that is reflected from a blood vessel wall or human tissue, rather than a signal reflected from blood flow (red blood cells) to be measured using a clutter filter, at right angle demodulator 250 ) Is removed from the in-phase component and quadrature output.
  • the Doppler frequency estimator 262 estimates the average Doppler frequency in an autocorrelation method or a cross-correlation method that can calculate an average frequency of the power spectrum on a time axis.
  • the speed calculator 263 calculates the speed of blood flow from the estimated Doppler frequency.
  • the calculated velocity of blood flow is delivered in 530 and 600 stages.
  • the variance calculator 264 calculates the variance of the power spectrum to estimate the degree of turbulence in the blood flow.
  • the calculated velocity and variance of the blood flow are transmitted in 450 steps.
  • FIG. 6 is a flowchart illustrating a blood flow index generation method according to an embodiment of the present invention.
  • step 600 the data buffer unit 271 stores the speed of blood flow obtained at each image point in the speed calculator 263 through the data buffer.
  • the envelope detector 272 detects an envelope of the received signal by using envelope detection from the stored velocity of blood flow.
  • the low pass filter 273 performs low pass filtering on the detected envelope.
  • the cardiac cycle detector 274 finds one cardiac cycle among several cardiac cycles by finding the maximum value of the cardiac cycle signal that has passed through the low pass filter using the threshold filter.
  • step 640 the maximum / minimum value detector 275 detects the maximum velocity, the minimum velocity, and the average velocity in one cardiac cycle.
  • the index calculator 276 calculates a resistance index and a pulse index that are functional blood flow indexes.
  • the calculated blood flow index is transmitted in 450 steps.
  • FIG 7 illustrates signals at each stage of the blood flow index generation method according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 7A illustrates an envelope signal detected in operation 610 of FIG. 6.
  • the envelope signal detected from the blood flow rate is the cardiac cycle signal.
  • FIG. 7B illustrates a low-pass filtered signal of the cardiac cycle signal of FIG. 7A and illustrates a process of detecting a maximum value among values corresponding to a threshold value or more. It can be seen that the cardiac cycle is between the detected maximum and maximum values.
  • Fig. 7 (c) shows detecting the minimum value and the average value between the detected maximum value and the maximum value.
  • the functional blood flow image generating apparatus provides a two-dimensional color Doppler image of 6 to 30 frames per second for spatial and temporal changes in blood flow.
  • the cross section of the image is composed of L scanlines, and each scan line is composed of M image pixels.
  • a total of L ⁇ M image points are formed.
  • Each image point is converted into colors according to the magnitude and direction of the average blood flow velocity at the corresponding position of the cross-sectional image and displayed on the screen. Black and white B-mode images appear at the image points determined to be without blood flow.
  • FIG. 9 illustrates a blood flow velocity mapping method of a 2D color flow image.
  • FIG. 9 a method of converting average velocity into color in a functional blood flow image generating apparatus according to the present invention is illustrated.
  • the magnitude of the velocity relative to the blood flow was divided into N divided into brightness, the forward blood flow is shown in red, and the backward blood flow is shown in blue.
  • Green is also used to indicate the degree of turbulence in the blood stream, which is useful for the diagnosis of circulatory diseases of the heart system.
  • FIG. 10 is a view showing a transmission and reception process of the functional blood flow image generating apparatus according to the present invention.
  • n n denotes the nth scan line.
  • the transmit waveform uses burst pulses, just like spectral Doppler.
  • the transmit burst number represents a transmission index for each scan line.
  • N transmission / reception processes are required for each scan line. Since data of all image points on the same scan line can be obtained in one transmission / reception, the time required to obtain one frame corresponds to the transmission / reception time of L (number of scan lines) ⁇ N (length of an ensemble). Therefore, the frame rate F of the color flow video can be obtained as follows.
  • the PRF is obtained by considering the time when the ultrasonic wave reciprocates with respect to the maximum depth Z max of the image as the inverse of the transmission period of the burst pulse.
  • the two-dimensional color flow imaging apparatus is preferably 8 to 16 times per scan line and 10 to 20 Hz frame rate.
  • the functional blood flow indicator imager has a much higher number of transmissions and receptions than the conventional Doppler color flow. That is, it is desirable to have a frame rate of the Doppler image of several tens to thousands of Hz by performing at least tens to thousands of times per second.
  • the frame rate of the real-time functional blood flow index image is set to be similar to the cardiac cycle because the value is generated for each cardiac cycle, and is usually expressed as an image of about 1 to 3 Hz. In order to improve the readability of the image, it is also possible to fill in the intermediate value to express.
  • Functional blood flow image generating apparatus provides the quantitative information on the two-dimensional plane by using the Doppler index (eg, resistance index, pulse index, etc.), the efficiency of diagnosing diseases of the heart and circulatory system Significantly improves.
  • Doppler index eg, resistance index, pulse index, etc.
  • Conventional color Doppler-based two-dimensional functional blood flow imaging techniques provide quantitative information by acquiring and synthesizing blood flow information of various cardiac cycles, but its accuracy is limited by nonuniformity and movement of data acquisition time.
  • the present invention discloses a method for imaging accurate blood flow characteristics using a Doppler index by securing sufficient blood flow velocity information within one heart cycle at a constant data acquisition rate using plane waves.
  • the method for generating a functional blood flow index image estimates the cardiac cycle by using the velocity of blood flow, and obtains one cardiac cycle from the estimated multiple cardiac cycles.
  • two-dimensional imaging may be performed in real time by calculating color Doppler index values for each image point on the two-dimensional image.
  • the present invention provides Doppler index values for all image points in the two-dimensional plane as compared to spectral Doppler, which was able to see blood flow index characteristics within one range gate. This can greatly improve the efficiency of disease diagnosis of the heart and circulatory system.
  • Embodiments of the present invention can 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.
  • 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.

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Abstract

본 발명은 평면파를 이용한 기능성 혈류 영상 생성 장치에 관한 것으로서 평면파를 대상체로 송신하고, 대상체에서 반사된 초음파 신호를 수신하는 트랜스듀서; 초음파 신호를 수신 시간 지연을 적용하여 빔 집속하는 수신 빔 집속부; 빔 집속된 신호로부터 동상 성분 및 이상 성분을 생성하는 직각 복조부; 동상 성분 및 이상 성분으로부터 2차원 단면상의 영상점에서의 혈류 속도를 계산하는 속도 계산부; 혈류 속도를 영상점에 맵핑하는 맵핑부; 및 영상점에 맵핑된 혈류 속도를 디스플레이하는 디스플레이부를 포함하는 것을 특징으로 하며, 혈류 정보 분석의 정확도를 높이기 위해 많은 샘플 수를 확보하고, 혈류 특성 지표를 이용하여 적은 시간을 소요하면서도 2차원 단면상에서 칼라 영상을 보여줄 수 있다.

Description

평면파를 이용한 기능성 혈류 영상 생성 방법 및 장치
본 발명은 기능성 혈류 영상 생성 장치에 관한 것으로서, 더욱 상세하게는 혈류 정보 분석의 정확도를 높이기 위해 많은 샘플 수를 확보하고, 혈류 특성 지표를 이용하여 2차원 단면상에서 칼라 영상을 보여주는 평면파를 이용한 기능성 혈류 영상 생성 방법 및 장치에 관한 것이다.
초음파 의료영상 시스템(ultrasound medical imaging system)은 인체 내에 초음파 신호를 송수신한 후, 반사된 신호에 포함된 정보를 이용함으로써, 비침습적으로 인체 내부의 구조 및 특성을 영상화하는 장비이다. 초음파 의료영상장치는 다양한 형태의 임상정보를 제공하고 있는데, 이 중에서 인체 내의 혈류정보를 실시간으로 조사하기 위하여 사용되는 도플러 영상기법은 그 중요성이 날로 증대되고 있다.
인체 내부의 혈류의 속도 및 변화, 1차원 또는 2차원적인 혈류의 분포, 혈관과 심장 내부의 단면 및 입체적인 형태에 대한 정량적인 정보는 심장 및 순환기 계통의 질병을 진단함에 있어서 매우 중요하다. 따라서, 다양한 방식으로 혈류에 대한 정보를 추출하는 기법들이 활발히 연구되고 있다.
그러나, 대부분의 방법이 인체 내부의 특정 위치에서의 혈류정보를 분리하여 관찰할 수 없다는 문제점을 지니고 있다. 초음파 도플러 시스템은 최근 급속한 기술적인 진보를 이루어, 이러한 문제를 해결하고 혈류의 시간에 따른 동적인 정보를 제공할 수 있기 때문에 순환기 계통의 질병 진단에 필수적인 기기로서 널리 사용되고 있다.
지난 수십 년간 기존 초음파 진단기기는 B-mode, Color flow, Doppler mode 기반으로 인체 내의 해부학적 구조를 보여주는 역할에 한정되어 있어, 질병을 진단하기 위해서는 해부학적 정보를 바탕으로 기능 검사를 수행해야 했다. 한편, 최근에는 기능성 혈류 영상(functional flow image) 기술이 많이 연구되고 있다. 기능성 혈류 영상이란 해부학적인 신호를 영상화하는 것뿐만 아니라, 혈류 신호의 특성을 분석한 뒤 정량화하여 지표로 나타내어 영상화하는 것을 의미한다. 기능성 혈류 영상은 인체 내에서 어떠한 현상이 발생하는지에 대한 기능적인 측면을 영상화하는 점에서 기존의 해부학적 영상과는 다르다.
생체 신호의 특성을 제대로 분석하기 위해서는 생체 신호에 대한 정확한 정보가 제공되어야 한다. 제공되는 생체 신호는 도플러 주파수로부터 계산된 혈류 정보이다. 도플러 주파수를 구하기 위해서는 앙상블 개수만큼의 송·수신과정이 필요하기 때문에, 칼라 도플러 영상의 프레임 레이트(Frame rate)가 제한되게 된다.
이때, 칼라 도플러 영상의 프레임 레이트는 혈류정보의 샘플링 주파수가 된다. 혈류 정보 분석의 높은 정확성을 위해서는 충분한 혈류정보가 있어야 한다. 즉, 샘플링 레이트(Sampling rate)가 높아야 한다. 이러한 제한을 극복하기 위해서 많은 연구가 이루어지고 있으며, 인터리브(Interleave)와 같은 기법을 통하여 상용화된 장비에서는 실시간으로 평균 10~20Hz의 칼라 도플러 영상을 제공하고 있다. 하지만 초당 10~20개 내외의 샘플로 한 심장 주기 내의 혈류 속도의 특성을 분석하기에는 한계점이 있다. 그렇기 때문에 현재 상용화된 장비에서는 스펙트럴 도플러 모드에서만 혈류의 특성을 분석하는 기능을 제공하고 있다. 하지만 스펙트럴 도플러 모드는 1차원 상의 하나의 레인지 게이트(Range Gate)에서만 분석이 가능하다. 따라서, 사용 범위가 제한되며 임상에서 2차원 단면상에서의 정보를 얻기 위해서는 많은 시간을 소요하게 된다.
따라서, 혈류 정보 분석의 정확도를 높이기 위해 많은 샘플 수를 확보하고, 혈류 특성을 혈류 특성 지표(flow Indices)를 이용하여 적은 시간을 소요하면서도 2차원 단면상에서 칼라 영상으로 보여주는 영상 기법이 필요한 실정이다.
따라서, 본 발명이 해결하고자 하는 첫 번째 과제는 혈류 정보 분석의 정확도를 높이기 위해 많은 샘플 수를 확보하고, 혈류 특성 지표를 이용하여 적은 시간을 소요하면서도 2차원 단면상에서 칼라 영상을 보여줄 수 있는 기능성 혈류 영상 생성 장치를 제공하는 것이다.
본 발명이 해결하고자 하는 두 번째 과제는 심전도 신호 없이 영상화된 신호만으로 심장 주기를 추정하고, 뿐만 아니라, 2차원 영상으로 제공이 되기 때문에 전체적인 경향을 한눈에 파악하여 질병 진단의 소요 시간 단축과 많은 샘플수로 진단의 정확도를 향상시켜 줄 수 있는 기능성 혈류 영상 생성 방법을 제공하는 것이다.
또한, 상기된 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록 매체를 제공하는데 있다.
본 발명은 상기 첫 번째 과제를 달성하기 위하여, 평면파를 대상체로 송신하고, 상기 대상체에서 반사된 초음파 신호를 수신하는 트랜스듀서; 상기 초음파 신호를 수신 시간 지연을 적용하여 빔 집속하는 수신 빔 집속부; 상기 빔 집속된 신호로부터 동상 성분 및 이상 성분을 생성하는 직각 복조부; 상기 동상 성분 및 상기 이상 성분으로부터 2차원 단면상의 영상점에서의 혈류 속도를 계산하는 속도 계산부; 상기 혈류 속도를 상기 영상점에 맵핑하는 맵핑부; 및 상기 영상점에 맵핑된 혈류 속도를 디스플레이하는 디스플레이부를 포함하는 기능성 혈류 영상 생성 장치를 제공한다.
본 발명의 일 실시 예에 의하면, 상기 영상점에서 계산된 혈류 속도로부터 혈류 지표를 생성하는 혈류 지표 생성부를 더 포함하고, 상기 맵핑부는 상기 혈류 지표를 상기 영상점에 맵핑하고, 상기 디스플레이부는 상기 영상점에 맵핑된 혈류 지표를 디스플레이할 수 있다.
또한, 상기 동상 성분 및 상기 이상 성분으로부터 파워 스펙트럼의 분산을 계산하는 분산 계산부를 더 포함하고, 상기 맵핑부는 상기 분산을 상기 영상점에 맵핑하고, 상기 디스플레이부는 상기 영상점에 맵핑된 분산을 디스플레이할 수 있다.
또한, 상기 동상 성분 및 상기 이상 성분으로부터 생성되는 파워 스펙트럼의 평균 주파수를 추정하는 도플러 주파수 추정부를 더 포함하고, 상기 속도 계산부는 상기 추정된 평균 주파수로부터 상기 혈류 속도를 계산할 수 있다. 이때, 상기 도플러 주파수 추정부는 상기 파워스펙트럼의 평균 주파수를 시간축에서 연산할 수 있는 자기상관방식 또는 상호상관방식으로 추정하는 것이 바람직하다.
본 발명은 상기 첫 번째 과제를 달성하기 위한 다른 예로서, 평면파를 대상체로 송신하고, 상기 대상체에서 반사된 초음파 신호를 수신하는 트랜스듀서; 상기 초음파 신호를 수신 시간 지연을 적용하여 빔 집속하는 수신 빔 집속부; 상기 빔 집속된 신호로부터 동상 성분 및 이상 성분을 생성하는 직각 복조부; 상기 동상 성분 및 상기 이상 성분으로부터 2차원 단면상의 영상점에서의 혈류 속도를 계산하는 속도 계산부; 상기 영상점에서 계산된 혈류 속도로부터 혈류 지표를 생성하는 혈류 지표 생성부; 상기 혈류 지표를 상기 영상점에 맵핑하는 맵핑부; 상기 영상점에 맵핑된 혈류 지표를 디스플레이하는 디스플레이부를 포함하는 기능성 혈류 영상 생성 장치를 제공한다.
본 발명의 다른 실시 예에 의하면, 상기 혈류 지표 생성부는, 상기 영상점에 대응하여 저장된 혈류 속도로부터 포락선을 검출하는 포락선 검출부; 상기 포락선을 문턱값 필터를 통과시켜 상기 포락선의 적어도 2개의 최대값을 찾아 하나의 심장주기 신호를 검출하는 심장주기 검출부; 상기 검출된 심장주기 신호로부터 최대값, 최소값, 또는 평균값을 검출하는 최대/최소값 검출부; 및 상기 최대값, 최소값, 또는 평균값 중 적어도 하나 이상을 이용하여 혈류 지표를 생성하는 지표 생성부를 포함하고, 상기 지표 생성부는 생성된 혈류지표를 상기 매핑부로 전달할 수 있다. 이때, 상기 혈류 지표는 저항지표와 맥박지표가 대표적이며, 그 외의 다양한 혈류 지표를 사용할 수 있다.
본 발명은 상기 두 번째 과제를 달성하기 위하여, 평면파를 대상체로 송신하고, 상기 대상체에서 반사된 초음파 신호를 수신하는 단계; 상기 초음파 신호를 수신 시간 지연을 적용하여 빔 집속하는 단계; 상기 빔 집속된 신호로부터 동상 성분 및 이상 성분을 생성하는 단계; 상기 동상 성분 및 상기 이상 성분으로부터 2차원 단면상의 영상점에서의 혈류 속도를 계산하는 단계; 상기 혈류 속도를 상기 영상점에 맵핑하는 단계; 및 상기 영상점에 맵핑된 혈류 속도를 디스플레이하는 단계를 포함하는 기능성 혈류 영상 생성 방법을 제공한다.
본 발명은 상기 두 번째 과제를 달성하기 위한 다른 예로서, 평면파를 대상체로 송신하고, 상기 대상체에서 반사된 초음파 신호를 수신하는 단계; 상기 초음파 신호를 수신 시간 지연을 적용하여 빔 집속하는 단계; 상기 빔 집속된 신호로부터 동상 성분 및 이상 성분을 생성하는 단계; 상기 동상 성분 및 상기 이상 성분으로부터 2차원 단면상의 영상점에서의 혈류 속도를 계산하는 단계; 상기 영상점에서 계산된 혈류 속도로부터 혈류 지표를 생성하는 단계; 상기 혈류 지표를 상기 영상점에 맵핑하는 단계; 및 상기 영상점에 맵핑된 혈류 지표를 디스플레이하는 단계를 포함하는 기능성 혈류 영상 생성 방법을 제공한다.
상기 다른 기술적 과제를 해결하기 위하여, 본 발명은 상기된 기능성 혈류 영상 생성 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록 매체를 제공한다.
본 발명에 따르면, 혈류 정보 분석의 정확도를 높이기 위해 충분한 샘플 수를 확보하고, 혈류 특성 지표를 이용하여 적은 시간을 소요하면서도 2차원 단면상에서 칼라 영상을 보여줄 수 있다. 또한, 본 발명에 따르면, 심전도 신호 없이 영상화된 신호만으로 심장 주기를 추정하고, 뿐만 아니라, 2차원 영상으로 제공이 되기 때문에 전체적인 경향을 한눈에 파악하여 질병 진단의 소요 시간 단축과 많은 샘플수로 진단의 정확도를 향상시켜 줄 수 있다.
도 1은 기능성 혈류 지표 영상을 획득하는 개념을 도시한 도면이다.
도 2는 본 발명의 바람직한 일 실시 예에 따른 기능성 혈류 영상 생성 장치의 구성도이다.
도 3은 일반적인 송신 빔집속 방법과 본 발명에 따른 평면파 송신 방법을 도시한 것이다.
도 4는 본 발명의 실시 예에 따른 기능성 혈류 지표 생성 방법의 흐름도이다.
도 5는 본 발명의 실시 예에 따른 혈류 속도 및 분산 계산 방법의 흐름도이다.
도 6은 본 발명의 실시 예에 따른 혈류 지표 생성 방법의 흐름도이다.
도 7은 본 발명의 실시 예에 따른 혈류 지표 생성 방법의 각 단계에서의 신호를 도시한 것이다.
도 8은 2 차원 칼라 플로우 영상의 구성을 도시한 것이다.
도 9는 2차원 칼라 플로우 영상의 혈류 속도 맵핑 방법을 도시한 것이다.
도 10은 본 발명에 따른 기능성 혈류 영상 생성 장치의 송·수신 과정을 보여주는 도면이다.
본 발명에 관한 구체적인 내용의 설명에 앞서 이해의 편의를 위해 본 발명이 해결하고자 하는 과제의 해결 방안의 개요 혹은 기술적 사상의 핵심을 우선 제시한다.
본 발명의 일 실시 예에 따른 기능성 혈류 영상 생성 장치는 평면파를 대상체로 송신하고, 상기 대상체에서 반사된 초음파 신호를 수신하는 트랜스듀서; 상기 초음파 신호를 수신 시간 지연을 적용하여 빔 집속하는 수신 빔 집속부; 상기 빔 집속된 신호로부터 동상 성분 및 이상 성분을 생성하는 직각 복조부; 상기 동상 성분 및 상기 이상 성분으로부터 2차원 단면상의 영상점에서의 혈류 속도를 계산하는 속도 계산부; 상기 혈류 속도를 상기 영상점에 맵핑하는 맵핑부; 및 상기 영상점에 맵핑된 혈류 속도를 디스플레이하는 디스플레이부를 포함한다.
이하 첨부된 도면을 참조하여 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 본 발명을 용이하게 실시할 수 있는 바람직한 실시 예를 상세히 설명한다. 그러나 이들 실시 예는 본 발명을 보다 구체적으로 설명하기 위한 것으로, 본 발명의 범위가 이에 의하여 제한되지 않는다는 것은 당업계의 통상의 지식을 가진 자에게 자명할 것이다.
본 발명이 해결하고자 하는 과제의 해결 방안을 명확하게 하기 위한 발명의 구성을 본 발명의 바람직한 실시 예에 근거하여 첨부 도면을 참조하여 상세히 설명하되, 도면의 구성요소들에 참조번호를 부여함에 있어서 동일 구성요소에 대해서는 비록 다른 도면상에 있더라도 동일 참조번호를 부여하였으며 당해 도면에 대한 설명시 필요한 경우 다른 도면의 구성요소를 인용할 수 있음을 미리 밝혀둔다. 아울러 본 발명의 바람직한 실시 예에 대한 동작 원리를 상세하게 설명함에 있어 본 발명과 관련된 공지 기능 혹은 구성에 대한 구체적인 설명 그리고 그 이외의 제반 사항이 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단되는 경우, 그 상세한 설명을 생략한다.
덧붙여, 명세서 전체에서, 어떤 부분이 다른 부분과 '연결'되어 있다고 할때, 이는 '직접적으로 연결'되어 있는 경우뿐만 아니라, 그 중간에 다른 소자를 사이에 두고 '간접적으로 연결'되어 있는 경우도 포함한다. 본 명세서에서, 단수형은 문구에서 특별히 언급하지 않는 한 복수형도 포함한다. 명세서에서 사용되는 "포함한다(comprises)" 또는 "포함하는(comprising)"은 언급된 구성요소, 단계, 동작, 또는 소자 외에 하나 이상의 다른 구성요소, 단계, 동작, 또는 소자의 존재 또는 추가를 배제하지 않는다.
이하, 본 발명에서 언급하는 기능성 혈류 영상은 기능성 혈류 지표 영상과 칼라 도플러 영상을 포함하기로 한다.
기능성 혈류 지표 영상은 여러 프레임의 칼라 도플러 영상으로부터 각 영상점의 혈류의 특성을 분석함으로써 생성되는 영상이다. 이때 심장 주기를 기준으로 하나의 혈류 특성 지표가 계산된다.
도 1은 기능성 혈류 지표 영상을 획득하는 개념을 도시한 도면이다.
도 1을 참조하면, 기능성 혈류 지표 영상을 획득하기 위해서는 첫 번째로, 현재 얻은 칼라 도플러 영상에서 에일리어싱(Aliasing)없이 정상적으로 심장 주기 신호를 표현할 수 있는지를 확인해야 한다. 이를 검증하기 위해서 나이퀴스트 샘플링 이론(Nyquist Sampling Theorm)을 이용한다. 칼라 도플러 영상의 프레임 레이트는 혈류 속도 신호의 샘플링 주파수(Sampling Frequency)를 이용하며, 초당 심장 박동 수는 신호의 주요 주파수(Dominant Frequency)라고 가정할 수 있다.
칼라 도플러 영상에서는 도플러 효과를 이용하기 위하여 여러 번의 송·수신을 거치게 된다. 이로 인하여 칼라 도플러 영상에서의 프레임 레이트가 제한되게 되는데 이는 샘플링 주파수가 제한되는 것을 의미한다. 샘플링 주파수가 제한되면 복원 가능한 신호의 주파수도 제한되기 때문에, 에일리어싱 발생 여부를 검토해야 한다. 만약 에일리어싱이 발생한다면, 칼라 도플러 영상에서 제공되는 혈류 정보만으로는 혈류의 특성 분석이 불가능하며, 심전도와 같이 외부 신호들을 이용하여 에일리어싱이 없는 신호로 복원한 뒤에 혈류 속도 분석이 이루어져야 한다.
사람의 최대 심장 박동 수는 갓 태어난 신생아는 분당 210~220회이며, 이 후 사람이 나이가 들수록 심장 박동수가 줄어든다. 최고로 빠르게 심장이 박동할 경우에는 분당 대략 220회로 3.67Hz의 주파수를 가진다. 신호의 대역폭을 BW(BandWidth)라고 하고, 에일리어싱 여부를 확인하기 위해 나이퀴스트 샘플링 이론에 적용시키면 7.34(+BW)Hz 이상의 샘플링 주파수를 가져야 에일리어싱이 발생하지 않음을 확인할 수 있다. 만약, 에일리어싱이 발생한 경우에는 시야 범위(View depth)를 제한을 두고, 칼라 도플러 영상의 프레임 레이트를 올려서 에일리어싱을 없앨 수 있다.
일반적인 성인 남성의 경우 심장 박동은 60~150회 정도이므로 최대 2.5Hz주파수를 갖는다. 일반적인 칼라 도플러에서의 프레임 레이트가 10Hz~20Hz이기 때문에 주요 주파수의 4배 이상의 값을 가지게 되므로 에일리어싱이 발생하지 않는다고 가정할 수 있다. 따라서 현재의 칼라 도플러 영상에서는 혈류 스펙트럼에서 에일리어싱이 발생하지 않고, 혈류의 흐름을 정상적으로 모델링하여 혈류 특성의 추출이 가능하다고 할 수 있다. 따라서, 현재 상용화된 칼라 도플러 영상의 프레임 레이트로는 에일리어싱은 발생하지 않는다고 볼 수 있다.
하지만, 이는 혈류에 이상이 없을 경우를 예로 든 것이며, 혈관장애 등을 가지게 될 경우, 국소적으로는 혈류 신호가 더 넓은 주파수 대역을 가지게 되는 경우도 발생을 할 수 있다. 따라서, 더욱 정확한 기능성 혈류 지표 정보를 취득하기 위해서는, 기존 상용화된 장비의 컬러 도플러 영상보다 높은 프레임 레이트(기능성 혈류 지표 영상의 샘플링 주파수)를 가지는 것이 바람직하다.
이하에서 설명할 본 발명의 일 실시 예에 따른 기능성 혈류 영상 생성 장치는 특히 평면파(Plain wave)를 이용하여 일정한 데이터 취득 속도로 하나의 심장 주기 내의 충분한 혈류 속도 정보를 확보하여 정확한 도플러 지표를 얻을 수 있다. 또한, 한번 송·수신하여 한 프레임을 만들어내는 방법을 사용함으로써, 도플러 영상의 프레임 레이트를 높일 수 있다. 이를 통하여, 보다 많은 수의 샘플 수를 확보하여 정확한 혈관 내의 기능성 혈류지표를 계산할 수 있다.
도 2는 본 발명의 바람직한 일 실시 예에 따른 기능성 혈류 영상 생성 장치의 구성도이다.
도 2를 참조하면, 본 실시 예에 따른 기능성 혈류 영상 생성 장치는 펄서(210), 트랜스듀서(220), 수신 빔집속부(230), DC 제거 필터부(240), 직각 복조부(250), 도플러부(260), 혈류 지표 생성부(270), 맵핑부(280) 및 디스플레이부(290)로 구성된다.
펄서(Pulser, 210)는 평면파(Plain wave)를 생성하여 트랜스듀서(220)로 전달한다.
우선 일반적인 평면파를 예를 들어 설명하면, 한 번의 송수신을 통하여 하나의 프레임을 생성할 수 있다. 그러나 기존의 집속 영상 기법과 비교하면 영상의 SNR이나 해상도가 떨어진다. 그러나, 평면파 송수신 장치를 간단하게 구현할 수 있으며, 높은 프레임 레이트를 제공하기 때문에 낮은 깊이를 요구하는 경동맥 등에서 사용할 수 있다.
한편, 평면파를 이용하면 송신 집속이 이루어지지 않기 때문에 SNR이 기존의 집속 영상 기법에 비하여 낮게 된다. 따라서, 깊은 깊이를 영상화하기 위하여 코드화 여기 기법을 이용할 수 있다.
코드화 여기 기법을 이용하면 송신 첨두 전압을 증가시키지 않고서도 송신 에너지를 15~20dB 정도 향상시켜 SNR이 높아지게 된다.
코드화 여기 기법에 사용하는 코드는 쳐프(Chirp), 골레이(Golay), 바커(Barker) 등이며, SNR을 향상시키기 위해서는 긴 길이의 코드를 사용해야 한다. 바커 코드의 경우 가장 긴 길이는 13bits의 길이를 갖는다.
코드화 여기 기법을 이용할 경우에, 수신단에 길게 코드화된 신호를 디코딩하는 필터가 필요하다. 이 필터를 디코딩 필터 또는 컴프레스 필터라고 하는데, Matched 필터나 Mismatched 필터 형태로 구성할 수 있다. 디코딩 필터는 DC 제거 필터부와 직각 복조부 사이에 위치하는 것이 바람직하다.
또한, 컴파운딩(compounding) 기법을 평면파 송신시에 이용할 수 있다. 컴파운딩 기법은 송신시 여러 각도로 평면파를 송수신한 뒤, 이를 합성하여 하나의 영상을 만들어 내는 것이다. 컴파운딩 기법은 여러 차례 평면파를 송수신하여 영상화를 하여야 하기 때문에 합성한 횟수만큼 프레임레이트는 떨어진다. 반면에 합성횟수가 늘어날수록 영상의 품질과 신뢰도는 높아지므로 트레이드오프가 필요하다. 컴파운딩 기법을 이용하더라도 기존의 집속 영상 기법에 비해서는 수배 내지 수십 배의 프레임레이트가 확보되므로 충분한 프레임레이트를 확보할 수 있다.
트랜스듀서(220)는 펄서(210)로부터 수신한 평면파를 대상체로 송신하고, 대상체에서 반사된 초음파 신호를 수신한다.
수신 빔 집속부(230)는 대상체에서 반사되어 수신된 초음파 신호를 수신 시간 지연을 적용하여 빔 집속을 한다. 즉, 펄서(210)에서 발생된 전기신호가 트랜스듀서(Transducer)를 통해 초음파 신호로 바뀌어 대상체 내로 송·수신 되게 되고, 수신된 신호는 수신 빔 집속부(220)를 통하여 적절한 수신 시간 지연을 적용하여 빔을 집속하게 된다.
DC 제거 필터부(240)는 ADC(analog to digital converter)에 의해 발생하는 DC 성분을 제거한다.
직각 복조부(250)는 기저 대역의 동상 성분(Inphase) 및 이상 성분(Quadrature)을 생성한다. 생성된 동상 성분과 이상 성분을 이용하여 수신 신호의 포락선 검출 및 도플러 성분을 검출할 수 있다.
도플러부(260)는 기저대역의 동상 및 이상 성분 신호를 이용하여 혈류 속도와 분산을 계산한다.
도플러부(260)는 제한된 주기의 버스트(burst) 펄스파를 사용하여 검사하고자 하는 이차원 단면상의 모든 영상점에서 혈류 정보를 획득한다. 이후, 맵핑부(280)는 획득한 혈류 정보를 칼라로 맵핑하고, 디스플레이부(290)가 맵핑된 칼라를 표시하여 실시간으로 화면에 표시할 수 있다. 이때, 혈류의 속도 정보는 초음파와 혈류 내의 움직이는 적혈구간의 도플러 현상을 이용하여 얻을 수 있게 된다.
도플러부(260)는 클러터 필터링부(261), 도플러 주파수 추정부(262), 속도 계산부(263) 및 분산 계산부(264)로 구성된다.
클러터 필터링부(Clutter Filtering, 261)는 클러터 필터를 이용하여 측정하고자 하는 혈류(적혈구)로부터 반사되어 오는 신호가 아닌, 혈관벽이나 인체조직으로부터 반사되어 오는 신호(Clutter)를 제거한다. 클러터 신호는 주파수 스펙트럼 상 매우 낮은 대역에서 존재하는 신호이다. 이때, 무한 임펄스 응답 필터(IIR Filter)를 이용하여 클러터 필터를 설계할 수 있다. 클러터 필터(Clutter Filter)는 클러터 성분을 제거하여 혈류의 도플러 주파수 추정의 오차를 줄이기 위해서 필요하다.
도플러 주파수 추정부(262)는 앙상블 단위의 수신된 초음파 신호의 평균 주파수를 시간축에서 연산할 수 있는 자기상관방식 또는 상호상관방식으로 평균주파수를 추정한다.
도플러 주파수 추정부(262)가 평균 주파수를 추정하는 방법을 자기상관방식을 예로 들어 상세히 살펴보면 다음과 같다.
도플러 주파수 추정부(262)의 입력이 z(k)=i(k)+jq(k)이라고 하면, 도플러 신호의 평균 주파수를 구하는 것은 z(k)의 파워 스펙트럼의 평균주파수를 구하는 것과 같다.
파워 스펙트럼의 평균 주파수를 시간축에서 연산할 수 있는 자기상관방식으로 평균주파수를 추정하는 과정은 다음과 같다.
가상적으로 z(k)에 해당하는 연속 시간함수를 z(t)=i(t)+jq(t)라고 하기로 한다. z(t)의 파워 스펙트럼을 S(f)로 표시하면, 구하고자 하는 평균주파수는 다음과 같다.
[규칙 제91조에 의한 정정 14.08.2012]　
Figure WO-DOC-MATHS-1
S(f)는 z(t)의 자기상관 함수 R(τ)의 푸리에(Fourier) 변환으로 이 함수들 사이의 관계는 다음과 같다.
[규칙 제91조에 의한 정정 14.08.2012]　
Figure WO-DOC-MATHS-2
[규칙 제91조에 의한 정정 14.08.2012]　
Figure WO-DOC-MATHS-3
[규칙 제91조에 의한 정정 14.08.2012]　
Figure WO-DOC-MATHS-4
[규칙 제91조에 의한 정정 14.08.2012]　
수학식 5
Figure WO-DOC-MATHS-5
수학식 2로부터 다음의 관계들을 유도할 수 있다.
[규칙 제91조에 의한 정정 14.08.2012]　
수학식 6
Figure WO-DOC-MATHS-6
[규칙 제91조에 의한 정정 14.08.2012]　
수학식 7
Figure WO-DOC-MATHS-7
따라서, 수학식 1은 수학식 6과 수학식 7로부터 다음과 같이 표현될 수 있다.
[규칙 제91조에 의한 정정 14.08.2012]　
수학식 8
Figure WO-DOC-MATHS-8
이제 R(τ)를 다음과 같이 표현하면,
수학식 9
Figure PCTKR2012005169-appb-M000009
수학식 5로부터 다음의 관계가 성립한다.
수학식 10
Figure PCTKR2012005169-appb-M000010
즉, A(τ)와 Φ(τ)는 다음과 같은 대칭성을 갖는다.
[규칙 제91조에 의한 정정 14.08.2012]　
수학식 11
Figure WO-DOC-MATHS-11
이제, 수학식 9와 수학식 11을 이용하여 수학식 8을 다시 쓰면 다음과 같다.
[규칙 제91조에 의한 정정 14.08.2012]　
수학식 12
도플러 주파수 추정부(262)는 z(k)를 입력으로 사용하고, R(τ)도 τ=nT(T는 1/PRF)에서 정의되는 자기상관 함수(sequence)이므로 수학식 12를 계산할 수 없으며, 대신 그 근사값을 다음과 같이 이용한다.
[규칙 제91조에 의한 정정 14.08.2012]　
수학식 13
Figure WO-DOC-MATHS-13
이제 R(T)는 다음과 같이 정의되므로,
[규칙 제91조에 의한 정정 12.08.2012]　
수학식 14
Figure WO-DOC-MATHS-14
수학식 14는 다음과 같이 고쳐쓸 수 있다.
[규칙 제91조에 의한 정정 14.08.2012]　
수학식 15
Figure WO-DOC-MATHS-15
수학식 15를 참조하면, 동상 및 이상 입력신호인 i(k) 신호 및 q(k) 신호의 1개 샘플의 시간 지연을 갖는 자기 상관 값을 구한 뒤, 계산된 자기 상관 값의 위상을 구하여 실제 주파수에 매칭하기 위해
Figure PCTKR2012005169-appb-I000001
를 구하는 식을 나타내고 있다.
수학식 15에서 tan-1()은 위상 값이므로 -π~+π의 값을 가진다. 따라서 추정된 주파수
Figure PCTKR2012005169-appb-I000002
는 다음과 같은 영역을 가짐을 알 수 있다.
수학식 16
Figure PCTKR2012005169-appb-M000016
수학식 16에서부터 측정 가능한 도플러 주파수의 영역은 -PRF/2<fd<PRF/2임을 알 수 있다.
속도 계산부(263)는 추정된 도플러 주파수로부터 혈류의 속도를 추정한다.
혈관 내 혈액이 흐르는 방향에 대하여 어떤 각도(θ)로 초음파가 입사되고 혈구의 이동속도를 V[m/sec]라 하며 입사주파수 f0, 반사주파수 fr 그리고 초음파의 속도를 C[m/sec]라 하면 도플러 편향(Doppler shift) fD는 다음과 같이 근사값으로 주어진다.
수학식 17
Figure PCTKR2012005169-appb-M000017
음의 입사가 θ가 90o 가 되면 cos90o는 0 이 되므로 이 경우에는 도플러 편향 주파수는 측정되지 않는다. 여기서, 혈구의 이동속도를 V[m/sec]는 대게 0.2cm/sec ~ 2m/sec 의 범위를 갖는다. 초음파 도플러 시스템에서는 수신된 신호로부터 도플러 편이 주파수 fD를 추정함으로써, 혈류의 속도를 측정할 수 있다.
한편, 추정된 도플러 주파수 fd가 PRF/2+ㅿ일 경우에, 수학식 15에 의하여 추정되는 평균 주파수는 -PRF/2+ㅿ가 될 것이다. 즉, 정(forward) 방향의 혈류의 속도가 PRF (Pulse Repetition Frequency)의 1/2 이상의 도플러 주파수에 해당할 경우, 이 혈류는 역(reverse) 방향으로 흐르고 있다고 추정될 것이다. 이 현상을 속도 에일리어싱(velocity aliasing)이라고 부른다. 이러한 현상이 발생하는 이유는, 나이퀴스트 샘플링 이론(Nyquist sampling theorem)으로 설명된다.
분산 계산부(264)는 혈류의 난류화 정도를 추정하기 위하여 파워 스펙트럼의 분산을 계산한다.
이 혈류의 난류화 정도는 파워 스펙트럼의 분산에 비례하는 값이다. 파워 스펙트럼의 분산 σ2은 다음과 같이 주어진다.
수학식 18
Figure PCTKR2012005169-appb-M000018
A(τ)를 2차항까지 파워 시리즈(power series) 전개한 다음의 근사식을 이용하고 수학식 12를 얻는 과정과 유사한 방법으로 분산은 수학식 19와 같이 근사화할 수 있다.
수학식 19
Figure PCTKR2012005169-appb-M000019
이상에서 살펴본 자기 상관 방식을 이용한 속도 계산 및 분산 계산 방법의 다른 실시 예를 설명하기로 한다.
충분히 클러터가 제거된 동상 및 이상 입력신호인 i(k)신호 및 q(k)신호의 1개 샘플만큼의 시간 지연을 갖는 자기 상관(1-lag auto correlation)의 차 연산 및 합 연산을 통하여 수학식 15의 분모(denominator), 분자(numerator) 값을 얻을 수 있게 된다.
그리고, 동상 및 이상 입력 신호의 시간지연을 가지지 않는 자기 상관 값의 연산(0-lag auto correlation)을 통해서 신호의 파워를 구할 수 있다. 이는 혈류의 파워를 화면의 밝기로 표현하는 파워 도플러의 출력 및 수학식 19의 연산에 필요한 값으로써, 분산 계산부(264)가 분산값을 구하는데 쓰이게 된다. 이 분자, 분모 및 파워 값을 이하에서 각각 N, D, P로 표현하기로 한다.
수학식 20
Figure PCTKR2012005169-appb-M000020
수학식 21
Figure PCTKR2012005169-appb-M000021
수학식 22
Figure PCTKR2012005169-appb-M000022
도플러 주파수 추정부(262)를 통하여 구해진 N, D, P 값들은 혈류의 속도 및 분산 값을 구하기 위해 속도 계산부(263)에서 수학식 23의 연산을, 분산 계산부(264)에서 수학식 24의 연산을 하게 된다.
수학식 23
Figure PCTKR2012005169-appb-M000023
수학식 24
Figure PCTKR2012005169-appb-M000024
혈류 지표 생성부(270)는 혈류의 속도를 이용하여 혈류 지표를 생성한다. 심장 주기의 검출을 위해서 속도 계산부(263)에서 추정된 혈류의 속도를 이용한다. 혈류의 속도(Velocity)값은 심장의 움직임인 이완-수축을 표현하기에 적합하기 때문이다.
혈류 지표 생성부(270)는 데이터 버퍼부(271), 포락선 검출부(272), 저역통과필터(273), 심장 주기 검출부(274), 최대/최소값 검출부(275) 및 지표 계산부(276)로 구성된다.
데이터 버퍼부(271)는 도플러부(260)에서 각 지점에서 구해진 혈류의 속도를 데이터 버퍼를 통해 저장을 한다.
포락선 검출부(272)는 저장해 놓은 혈류의 속도로부터 포락선 검파(Envelop detection)를 이용하여 수신 신호의 포락선을 검출한다.
저역통과필터(273)는 검출된 포락선 신호를 저역 통과 필터에 통과시켜 고주파 노이즈 신호를 제거한다.
심장 주기 검출부(274)는 문턱 값 필터(Threshold Filter)를 이용하여 저역 통과 필터를 통과한 심장 주기 신호의 최대값을 찾아 여러 심장 사이클 중 하나의 심장주기 신호(Cardiac cycle)을 찾는다.
최대/최소값 검출부(275)는 하나의 심장 사이클 안에서 최대값, 최소값, 평균값을 검출한다.
지표 계산부(276)는 기능성 혈류 지표인 저항지표와 맥박지표 및 사용자가 지정한 임의의 혈류 지표를 계산한다. 대표적인 기능성 혈류 지표인 맥박 지표(Pulsatility Index, PI)와 저항 지표(Resistive)를 구하기 위해서는 하나의 심장 주기 내에서의 평균속도, 최대값, 최소값이 필요하다. 한편, 혈류의 특성 지표를 계산하기 위하여, 여러 샘플의 심장 주기의 신호를 합성하여 혈류 특성 지표를 계산할 수 있다.
맥박 지표(PI)는 혈류 속도 파형의 박동성을 정량화하여 나타낸 것으로, 혈류 속도 파형의 전체 진동 에너지를 평균 속도 에너지값으로 나눈 것을 의미한다. 맥박지수(PI)는 다음과 같이 정의된다.
수학식 25
Figure PCTKR2012005169-appb-M000025
M은 심장주기 내에서의 평균 속도를 말하고, an은 n번째 하모닉 성분의 크기를 의미한다. 하지만, 계산상의 어려움이 있기 때문에 다음과 같이 간단하게 다시 정의한다.
수학식 26
Figure PCTKR2012005169-appb-M000026
S는 혈류 속도 파형의 최대속도, D는 최소값을 의미하며, M은 하나의 심장 주기 내에서의 평균 속도를 의미한다. 상기 수학식들은 정확하게 같은 값을 가지지는 않지만 서로 상관관계를 가지고 있다.
저항 지표는 경동맥 상의 혈액 순환의 저항성 지표로 사용되며, 다음과 같이 정의된다.
수학식 27
Figure PCTKR2012005169-appb-M000027
S는 혈류 속도 파형의 최대속도, Dend는 심장 이완기(확장기)의 마지막 값의 높이를 의미한다. 이 경우 RI값은 0~1의 값을 가지게 된다. 또한 검시자에 따라 Dend를 맥박지표에서와 마찬가지로 파형의 최소값으로 정의하는 경우도 있다. 이 경우에는 혈류에서 역류하는 흐림이 있을 경우 Dend가 음의 값을 가지게 되므로 1보다 큰 값을 가지게 된다. 이 밖에도 S/D와 D/S 비율, 고정 유속 비율(Constant Flow Ratio)등 다양한 혈류 특성 지표가 있다. 이러한, 혈류 특성 지표는 질병의 진단에 많이 활용되고 있다. 예를 들면 혈관 협착증(Stenosis)이 있을 경우에 혈류 속도의 증가와 함께 맥박지표가 증가하게 되며, 두개골 내 압력(IntraCranial Pressure, ICP)이 증가하는 경우는 혈류의 속도는 감소하고, 맥박지표는 증가하게 된다. 그 외에도 임상에서 질병 진단의 기준으로 혈류 특성 지표가 다양하게 사용되고 있다.
맵핑부(280)는 각 영상점에서 구해진 혈류의 속도와 분산값 및 혈류 지표를 선택적으로 각 영상점에 맵핑할 수 있다. 이때, 혈류의 속도가 정방향이면, 위상의 부호가 +값을 갖고, 혈류의 속도가 역방향이면 -값을 갖는다. 따라서, 혈류 속도의 칼라 맵핑시에 위상의 부호가 양이면 빨간색으로 결정하고, 음이면 파란색으로 결정한다. 위상의 크기를 각 해당색의 크기에 맵핑하는데 각각의 색은 6∼8 비트로 되어 있으므로 간단히 비트 이동을 통해서 구할 수 있다. 혈류의 위상은 앙상블 신호의 위상을 구함으로써, 산출될 수 있으며, 산출된 앙상블 신호로부터 속도를 추정하고, 추정된 속도로부터 혈류 지표를 계산할 수도 있다. 분산값은 녹색으로 맵핑하는데 같은 식의 비트 이동으로 간단히 구현 가능하다.
디스플레이부(290)는 각 영상점에 대해 계산된 기능성 혈류 지표인 맥박 지표와 저항지표 값을 칼라로 맵핑한 결과 및 각 영상점에서 구해진 도플러 속도(또는 위상)와 분산값을 칼라로 맵핑한 결과를 디스플레이한다.
본 발명에서는 7~8 kHz 정도를 갖는 평면파 B-모드 영상을 이용하여, 샘플을 건너뛰면서 앙상블을 만들어 칼라 도플러 영상에서 프레임 레이트(Frame rate)가 2~3 kHz를 갖도록 하였다. 한편, 이차원 칼라 플로우 시스템에서는 프레임을 구성하는 모든 영상점에서의 혈류 정보를 구해야 하므로 한 영상점(Pixel) 대하여 8~16 개로 제한된 수의 데이터만을 이용해야 하는데, 이 데이터의 개수를 앙상블(ensemble) 길이라고 부른다.
도 3은 일반적인 송신 빔집속 방법과 본 발명에 따른 평면파 송신 방법을 도시한 것이다.
도 3(a)에 도시된 일반적인 송신 빔집속 방법에 따르면, 이차원 칼라 도플러 시스템이 도플러 주파수를 구하기 위해서는 많은 횟수의 송·수신에 많은 시간이 소요되어 칼라 도플러 영상의 프레임 레이트가 제한되게 된다. 따라서, 한 프레임을 얻기 위해서 소요되는 시간은 L(주사선 수)*N(앙상블의 길이)번의 송·수신 시간에 해당한다. 따라서, 혈류 정보 분석의 높은 정확성을 위해서는 높은 샘플링 레이트, 즉 칼라 도플러 영상의 프레임 레이트가 높아야 한다.
상용화된 장비에서는 실시간으로 10~20Hz의 칼라 도플러 영상을 제공하고 있다. 하지만 초당 10~20개 내외의 샘플로는 한 심장 주기내의 혈류 속도의 특성을 분석하기에는 부족하다. 기존의 2차원 기능성 혈류 영상 기법은 적은 샘플 개수로부터 보다 정확한 심장 주기를 복원하기가 어렵기 때문에, 여러 심장 주기의 혈류 정보를 취득한 후 이를 합성하는 방법으로 정량적인 정보를 제공하였다.
하지만, 이는 데이터 취득 시간이 불균일하고, 움직임에 의해 그 정확성이 제한된다. 도 2(a)에서 보듯이 일반적인 송수신 빔 집속을 할 경우 한 번의 송·수신을 통하여 하나의 주사선(N)을 얻기 때문에 한 프레임을 얻기 위해서는 송·수신을 N번 반복해야 한다.
하지만, 도 3(b)에 도시된 평면파(Plane Wave)를 이용하면, 한번의 송·수신 과정을 통하여 한 프레임을 얻는다. 도 3(a)와 비교하였을 때, N배만큼의 프레임 레이트가 향상된다. 즉, 평면파를 이용하여 칼라 도플러 영상의 높은 프레임 레이트 즉, 샘플링 레이트를 높여 하나의 심장 주기 내의 충분한 혈류 속도 정보를 확보하여 정확한 도플러 지표를 얻을 수 있다. 하지만 단순한 평면파를 이용할 경우, 신호대잡음비가 떨어지기 때문에 추정된 결과의 신뢰도가 떨어질 수 있다. 이를 보완하기 위해서 바커코드(Barker Code)와 같은 코드 여기 기법(Code Excitation)이나 영상 합성 기법(Compounding) 등과 같은 기술을 보완하여 사용하는 것이 바람직하다.
도 4는 본 발명의 실시 예에 따른 기능성 혈류 지표 생성 방법의 흐름도이다.
도 4를 참조하면, 본 실시 예에 따른 기능성 혈류 지표 생성 방법은 도 2에 도시된 혈류 지표 생성부(270)에서 시계열적으로 처리되는 단계들로 구성된다. 따라서, 이하 생략된 내용이라 하더라도 도 2에 도시된 혈류 지표 생성부(270)에 관하여 이상에서 기술된 내용은 본 실시 예에 따른 기능성 혈류 지표 생성 방법에도 적용된다.
400 단계에서 펄서(210)는 평면파(Plain wave)를 생성하고, 트랜스듀서(220)는 생성된 평면파를 대상체로 송신하고, 상기 대상체에서 반사된 초음파 신호를 수신한다.
410 단계에서 수신 빔 집속부(230)는 대상체에서 반사되어 수신된 신호를 수신 시간 지연을 적용하여 빔 집속을 한다.
420 단계에서 DC 제거 필터부(240)는 ADC에 의해 발생하는 DC 성분을 제거하고, 직각 복조부(250)는 기저 대역의 동상 성분(Inphase) 및 이상 성분(Quadrature)을 생성한다.
430 단계에서 도플러부(260)는 자기 상관 방식 또는 상호 상관 방식을 이용하여 상기 동상 성분 및 상기 이상 성분으로부터 혈류의 속도와 분산을 계산한다.
도플러부(260)의 도플러 주파수 추정부(262)가 추정한 도플러 평균 주파수로부터 수학식 17을 이용하여 속도를 계산할 수 있으며, 도플러 위상 역시 계산할 수 있다.
각 영상점에서 혈류의 속도 정보를 검출하기 위해서 사용되는 데이터의 개수가 매우 적기 때문에, 혈류의 도플러 평균 주파수를 추정하는 기법의 높은 효율성은 대단히 중요하다. 제한된 개수의 샘플 데이터들로부터 도플러 평균 주파수를 구하는 방법은 위상 이동(phase shift)을 이용한 자기 상관(auto-correlation) 방식과 시간 이동 time shift)을 이용한 상호 상관 (cross-correlation) 방식이 있다. 상호 상관 방식이 자기 상관 방식에 비해 혈류 속도 제한의 극복 및 축방향 해상도 증가라는 장점이 있지만, 자기 상관 방식이 RF 복조된 에코 데이터에서 이루어지는데 반해 상호 상관 방식은 RF 데이터상에서 처리되므로 훨씬 더 많은 데이터들을 빠르게 신호 처리해야 한다는 단점이 있다.
440 단계에서 혈류 지표 생성부(270)는 혈류의 속도를 이용하여 혈류 지표를 생성한다.
450 단계에서 맵핑부(280)는 각 영상점에서 구해진 혈류의 속도와 분산값 및 혈류 지표를 각 영상점에 맵핑한다.
460 단계에서 디스플레이부(290)는 각 영상점에 대해 계산된 기능성 혈류 지표인 맥박 지표와 저항지표 값을 칼라로 맵핑한 결과 및 각 영상점에서 구해진 속도와 분산값을 칼라로 맵핑한 결과를 디스플레이한다.
도 5는 본 발명의 실시 예에 따른 혈류 속도 및 분산 계산 방법의 흐름도이다.
500 단계에서 클러터 필터링부(261)는 클러터 필터를 이용하여 측정하고자 하는 혈류(적혈구)로부터 반사되어 오는 신호가 아닌, 혈관벽이나 인체조직으로부터 반사되어 오는 신호(Clutter)를 직각 복조부(250)가 출력한 동상 성분 및 이상 성분(Quadrature)으로부터 제거한다.
510 단계에서 도플러 주파수 추정부(262)는 파워 스펙트럼의 평균 주파수를 시간축에서 연산할 수 있는 자기상관방식 또는 상호상관방식으로 평균 도플러 주파수를 추정한다.
520 단계에서 속도 계산부(263)는 추정된 도플러 주파수로부터 혈류의 속도를 계산한다. 계산된 혈류의 속도는 530 단계와 600 단계로 전달된다.
530 단계에서 분산 계산부(264)는 혈류의 난류화 정도를 추정하기 위하여 파워 스펙트럼의 분산을 계산한다. 계산된 혈류의 속도와 분산은 450 단계로 전달된다.
도 6은 본 발명의 실시 예에 따른 혈류 지표 생성 방법의 흐름도이다.
600 단계에서 데이터 버퍼부(271)는 속도 계산부(263)에서 각 영상점에서 구해진 혈류의 속도를 데이터 버퍼를 통해 저장을 한다.
610 단계에서 포락선 검출부(272)는 저장해 놓은 혈류의 속도로부터 포락선 검파(Envelop detection)를 이용하여 수신 신호의 포락선을 검출한다.
620 단계에서 저역통과필터(273)는 검출된 포락선을 저역통과 필터링한다.
630 단계에서 심장 주기 검출부(274)는 문턱 값 필터를 이용하여 저역 통과 필터를 통과한 심장 주기 신호의 최대값을 찾아 여러 심장 사이클 중 하나의 심장 사이클을 찾는다.
640 단계에서 최대/최소값 검출부(275)는 하나의 심장 사이클 안에서 최대속도, 최소속도, 평균속도를 검출한다.
650 단계에서 지표 계산부(276)는 기능성 혈류 지표인 저항지표와 맥박지표를 계산한다. 계산된 혈류지표는 450 단계로 전달된다.
도 7은 본 발명의 실시 예에 따른 혈류 지표 생성 방법의 각 단계에서의 신호를 도시한 것이다.
도 7(a)는 도 6의 610 단계에서 검출된 포락선 신호를 도시한 것이다. 혈류 속도로부터 검출된 포락선 신호는 심장 주기 신호이다.
도 7(b)는 도 7(a)의 심장 주기 신호를 저역통과 필터링한 신호를 도시한 것으로, 문턱값 이상에 해당하는 값들 중에서 최대값을 검출하는 과정을 도시한 것이다. 검출된 최대값과 최대값 사이가 심장 주기라고 볼 수 있다.
도 7(c)는 검출된 최대값과 최대값 사이에서 최소값과 평균값을 검출하는 것을 나타낸 것이다.
도 8은 2 차원 칼라 플로우 영상의 구성을 도시한 것이다.
본 발명에 따른 기능성 혈류 영상 생성 장치는 혈류의 공간적, 시간적 변화를 초당 6~30 프레임의 2 차원 칼라 도플러 영상을 제공한다.
도 8을 참조하면, 영상의 단면은 L 개의 주사선(scanline)들로 구성되어 있으며, 각 주사선은 M 개의 영상점(pixel)들로 구성되어 있다. 이 단면 영상의 경우 총 L×M 개의 영상점들로 구성된다. 각 영상점은 단면 영상의 해당하는 위치에서 평균 혈류 속도의 크기와 방향에 따른 색으로 변환되어 화면에 표시된다. 혈류가 없다고 판단되는 영상점에서는 흑백의 B-mode 영상이 나타나게 된다.
도 9는 2차원 칼라 플로우 영상의 혈류 속도 맵핑 방법을 도시한 것이다.
도 9를 참조하면, 본 발명에 따른 기능성 혈류 영상 생성 장치에서 평균 속도를 색상으로 변환하는 방법을 보여주고 있다. 혈류에 대한 속도의 크기를 N 등분하여 명도로 나누었고, 전방향 혈류는 빨간색으로 후방향 혈류는 파란색으로 표시하고 있다. 또한, 혈류의 난류화(turbulence) 정도를 나타내기 위하여 녹색을 사용하는데, 이 정보는 심장 계통의 순환기 질병의 진단에 유용하게 사용된다.
도 10은 본 발명에 따른 기능성 혈류 영상 생성 장치의 송·수신 과정을 보여주는 도면이다.
ln은 n 번째 주사선(scan line)을 표시한다. 이때 송신 파형은 스펙트럴 도플러와 마찬가지로 버스트 펄스를 사용한다.
여기서 transmit burst 수는 각 주사선에 대한 송신 인덱스를 나타낸다. 도 10에서 보듯이, 각 주사선 마다 N 번씩의 송·수신 과정이 필요함을 알 수 있다. 한번의 송·수신시 같은 주사선상의 모든 영상점들의 데이터를 구할 수 있으므로, 한 프레임을 얻기 위해서 소요되는 시간은 L(주사선의 수)×N(앙상블의 길이)번의 송·수신 시간에 해당한다. 따라서, 칼라 플로우 영상의 프레임 레이트(frame rate) F는 다음과 같이 구할 수 있다.
수학식 28
Figure PCTKR2012005169-appb-M000028
여기서, PRF는 버스트 펄스의 송신 주기의 역수로서 영상의 최대 깊이(Zmax)에 대해 초음파가 왕복하는 시간을 고려해서 구해진다.
수학식 29
Figure PCTKR2012005169-appb-M000029
임상에서 요구되는 높은 프레임 레이트를 얻기 위해서는 PRF를 높이든지 또는 주사선의 개수나 한 주사선당 송·수신의 횟수 즉, 앙상블 길이를 줄여야 함을 알 수 있다. 그러나 PRF를 높이면 관찰할 수 있는 영상의 최대 깊이가 얕아지게 되고, 주사선 수를 감소시키면 측방향 폭이 한정되며, 송·수신의 횟수를 줄이면 혈류 속도 추정 시 오차가 커지게 된다. 따라서 이러한 제한 때문에 이차원 칼라 플로우 영상 장치는 주사선당 송·수신 횟수는 8~16 회, 프레임 레이트는 10~20Hz 정도가 바람직하다.
또한 기능성 혈류 지표 영상 장치는 송-수신 횟수가 기존의 도플러 칼라 플로우에 비해 월등히 높다. 즉, 초당 수십~수천회 이상 수행을 하여 수십~수천Hz 의 도플러 영상의 프레임 레이트를 가지는 것이 바람직하다. 이때, 실시간 기능성 혈류 지표 영상의 프레임 레이트는 심장주기마다 값이 나오기 때문에, 심장주기와 비슷하게 설정이 되며, 보통 1~3Hz 정도의 영상으로 표현이 된다. 영상의 가독성을 올리기 위해서, 중간의 값을 채워넣어 표현하는 방식도 가능하다.
본 발명에 따른 기능성 혈류 영상 생성 장치는 혈류의 특성을 도플러 지표(예, 저항 지표, 맥박 지표 등)를 이용하여 2차원 평면에 대한 정량적인 정보를 제공하여, 심장 및 순환기 계통의 질병 진단의 효율을 크게 향상시켜준다. 기존의 칼라 도플러 기반의 2차원 기능성 혈류 영상 기법은 여러 심장 주기의 혈류 정보를 취득한 후 이를 합성함으로써 정량적인 정보를 제공하였지만, 이는 데이터 취득 시간의 불균일 및 움직임에 의해 그 정확성이 제한된다.
그러나 본 발명에서는 평면파(Plane wave)를 이용하여 일정한 데이터 취득 속도로 하나의 심장 주기 내의 충분한 혈류 속도 정보를 고속으로 확보하여 정확한 혈류의 특성을 도플러 지표를 이용하여 영상화하는 방법을 개시하였다.
또한, 본 발명에 따른 기능성 혈류 지표 영상 생성 방법은 혈류의 속도를 이용하여 심장의 주기를 추정하였으며, 추정된 여러 심장 주기에서 하나의 심장 주기를 얻을 수 있다. 뿐만 아니라 2차원 영상 위의 각 영상점마다의 도플러 지표값을 계산하여 칼라를 맵핑시켜 실시간으로 2차원 영상화할 수 있다.
이로 인해, 하나의 레인지 게이트 안에서의 혈류 지표 특성을 볼 수 있었던 스펙트럴 도플러에 비해 본 발명은 2차원 평면의 모든 영상점에 대해 도플러 지표 값을 제공한다. 이로 인해, 심장 및 순환기 계통의 질병 진단의 효율을 크게 향상 시킬 수 있다.
본 발명의 실시 예들은 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.
이상과 같이 본 발명에서는 구체적인 구성 요소 등과 같은 특정 사항들과 한정된 실시 예 및 도면에 의해 설명되었으나 이는 본 발명의 보다 전반적인 이해를 돕기 위해서 제공된 것일 뿐, 본 발명은 상기의 실시 예에 한정되는 것은 아니며, 본 발명이 속하는 분야에서 통상적인 지식을 가진 자라면 이러한 기재로부터 다양한 수정 및 변형이 가능하다. 따라서, 본 발명의 사상은 설명된 실시 예에 국한되어 정해져서는 아니되며, 후술하는 특허청구범위뿐 아니라 이 특허청구범위와 균등하거나 등가적 변형이 있는 모든 것들은 본 발명 사상의 범주에 속한다고 할 것이다.

Claims (14)

  1. 평면파를 대상체로 송신하고, 상기 대상체에서 반사된 초음파 신호를 수신하는 트랜스듀서;
    상기 초음파 신호를 수신 시간 지연을 적용하여 빔 집속하는 수신 빔 집속부;
    상기 빔 집속된 신호로부터 동상 성분 및 이상 성분을 생성하는 직각 복조부;
    상기 동상 성분 및 상기 이상 성분으로부터 2차원 단면상의 영상점에서의 혈류 속도를 계산하는 속도 계산부;
    상기 혈류 속도를 상기 영상점에 맵핑하는 맵핑부; 및
    상기 영상점에 맵핑된 혈류 속도를 디스플레이하는 디스플레이부를 포함하는 기능성 혈류 영상 생성 장치.
  2. 제1 항에 있어서,
    상기 영상점에서 계산된 혈류 속도로부터 혈류 지표를 생성하는 혈류 지표 생성부를 더 포함하고,
    상기 맵핑부는 상기 혈류 지표를 상기 영상점에 맵핑하고,
    상기 디스플레이부는 상기 영상점에 맵핑된 혈류 지표를 디스플레이하는 것을 특징으로 하는 기능성 혈류 영상 생성 장치.
  3. 제1 항에 있어서,
    상기 동상 성분 및 상기 이상 성분으로부터 파워 스펙트럼의 분산을 계산하는 분산 계산부를 더 포함하고,
    상기 맵핑부는 상기 분산을 상기 영상점에 맵핑하고,
    상기 디스플레이부는 상기 영상점에 맵핑된 분산을 디스플레이하는 것을 특징으로 하는 기능성 혈류 영상 생성 장치.
  4. 제1 항에 있어서,
    상기 동상 성분 및 상기 이상 성분으로부터 생성되는 파워 스펙트럼의 평균 주파수를 추정하는 도플러 주파수 추정부를 더 포함하고,
    상기 속도 계산부는 상기 추정된 평균 주파수로부터 상기 혈류 속도를 계산하는 것을 특징으로 하는 기능성 혈류 영상 생성 장치.
  5. 제4 항에 있어서,
    상기 도플러 주파수 추정부는 상기 파워 스펙트럼의 평균 주파수를 시간축에서 연산할 수 있는 자기상관방식 또는 상호상관방식으로 추정하는 것을 특징으로 하는 기능성 혈류 영상 생성 장치.
  6. 평면파를 대상체로 송신하고, 상기 대상체에서 반사된 초음파 신호를 수신하는 트랜스듀서;
    상기 초음파 신호를 수신 시간 지연을 적용하여 빔 집속하는 수신 빔 집속부;
    상기 빔 집속된 신호로부터 동상 성분 및 이상 성분을 생성하는 직각 복조부;
    상기 동상 성분 및 상기 이상 성분으로부터 2차원 단면상의 영상점에서의 혈류 속도를 계산하는 속도 계산부;
    상기 영상점에서 계산된 혈류 속도로부터 혈류 지표를 생성하는 혈류 지표 생성부;
    상기 혈류 지표를 상기 영상점에 맵핑하는 맵핑부; 및
    상기 영상점에 맵핑된 혈류 지표를 디스플레이하는 디스플레이부를 포함하는 기능성 혈류 영상 생성 장치.
  7. 제6 항에 있어서,
    상기 혈류 지표 생성부는,
    상기 영상점에 대응하여 저장된 혈류 속도로부터 포락선을 검출하는 포락선 검출부;
    상기 포락선을 문턱값 필터를 통과시켜 상기 포락선의 적어도 2개의 최대값을 찾아 하나의 심장주기 신호를 검출하는 심장주기 검출부;
    상기 검출된 심장주기 신호로부터 최대값, 최소값, 또는 평균값을 검출하는 최대/최소값 검출부; 및
    상기 최대값, 최소값, 또는 평균값 중 적어도 하나 이상을 이용하여 혈류 지표를 생성하는 지표 생성부를 포함하고,
    상기 지표 생성부는 생성된 혈류지표를 상기 매핑부로 전달하는 것을 특징으로 하는 기능성 혈류 영상 생성 장치.
  8. 제6 항에 있어서,
    상기 혈류 지표는 저항지표와 맥박지표인 것을 특징으로 하는 기능성 혈류 영상 생성 장치.
  9. 평면파를 대상체로 송신하고, 상기 대상체에서 반사된 초음파 신호를 수신하는 단계;
    상기 초음파 신호를 수신 시간 지연을 적용하여 빔 집속하는 단계;
    상기 빔 집속된 신호로부터 동상 성분 및 이상 성분을 생성하는 단계;
    상기 동상 성분 및 상기 이상 성분으로부터 2차원 단면상의 영상점에서의 혈류 속도를 계산하는 단계;
    상기 혈류 속도를 상기 영상점에 맵핑하는 단계; 및
    상기 영상점에 맵핑된 혈류 속도를 디스플레이하는 단계를 포함하는 기능성 혈류 영상 생성 방법.
  10. 제9 항에 있어서,
    상기 영상점에서 계산된 혈류 속도로부터 혈류 지표를 생성하는 단계를 더 포함하고,
    상기 영상점에 맵핑하는 단계는,
    상기 혈류 지표를 상기 영상점에 맵핑하는 것을 특징으로 하고,
    상기 디스플레이하는 단계는,
    상기 영상점에 맵핑된 혈류 지표를 디스플레이하는 것을 특징으로 하는 기능성 혈류 영상 생성 방법.
  11. 제9 항에 있어서,
    상기 동상 성분 및 상기 이상 성분으로부터 생성되는 파워 스펙트럼의 평균 주파수를 추정하는 단계를 더 포함하고,
    상기 혈류 속도를 계산하는 단계는,
    상기 추정된 평균 주파수로부터 상기 혈류 속도를 계산하는 것을 특징으로 하는 기능성 혈류 영상 생성 방법.
  12. 평면파를 대상체로 송신하고, 상기 대상체에서 반사된 초음파 신호를 수신하는 단계;
    상기 초음파 신호를 수신 시간 지연을 적용하여 빔 집속하는 단계;
    상기 빔 집속된 신호로부터 동상 성분 및 이상 성분을 생성하는 단계;
    상기 동상 성분 및 상기 이상 성분으로부터 2차원 단면상의 영상점에서의 혈류 속도를 계산하는 단계;
    상기 영상점에서 계산된 혈류 속도로부터 혈류 지표를 생성하는 단계;
    상기 혈류 지표를 상기 영상점에 맵핑하는 단계; 및
    상기 영상점에 맵핑된 혈류 지표를 디스플레이하는 단계를 포함하는 기능성 혈류 영상 생성 방법.
  13. 제12 항에 있어서,
    상기 혈류 지표를 생성하는 단계는,
    상기 영상점에 대응하여 저장된 혈류 속도로부터 포락선을 검출하는 단계;
    상기 포락선을 문턱값 필터를 통과시켜 상기 포락선의 적어도 2개의 최대값을 찾아 하나의 심장주기 신호를 검출하는 단계;
    상기 검출된 심장주기 신호로부터 최대값, 최소값, 또는 평균값을 검출하는 단계; 및
    상기 최대값, 최소값, 또는 평균값 중 적어도 하나 이상을 이용하여 혈류 지표를 생성하는 단계를 포함하는 기능성 혈류 영상 생성 방법.
  14. 제 9 항 내지 제 13 항 중에 어느 한 항의 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체.
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