WO2016093413A1 - 불균일 산란체 영상 획득을 위한 초음파 영상 처리장치 및 방법 - Google Patents

불균일 산란체 영상 획득을 위한 초음파 영상 처리장치 및 방법 Download PDF

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WO2016093413A1
WO2016093413A1 PCT/KR2014/012435 KR2014012435W WO2016093413A1 WO 2016093413 A1 WO2016093413 A1 WO 2016093413A1 KR 2014012435 W KR2014012435 W KR 2014012435W WO 2016093413 A1 WO2016093413 A1 WO 2016093413A1
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WO
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image
scatterer
signal
side lobe
unit
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PCT/KR2014/012435
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Inventor
정목근
권성재
유도안
Original Assignee
주식회사 웨이전스
대진대학교 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
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0808—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings for diagnosis of the brain
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T5/00—Image enhancement or restoration

Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic image processing apparatus and method for obtaining a non-uniform scatterer image, and more particularly, to remove a side lobe signal from an ultrasound signal received through an array transducer, and to remove each side pixel of the scattered body image.
  • the present invention relates to an ultrasonic image processing apparatus and method for obtaining a non-uniform scatterer image which can contribute to accurate lesion diagnosis by grasping the distribution of the non-uniform scatterer through a process of binarizing the threshold value.
  • the medical ultrasound image transmits ultrasound to the human body and displays the magnitude of the signal reflected from the human tissue as brightness. These reflections are useful for observing the anatomical shape of the internal organs of the human body, primarily because different media occur at the interface of adjacent tissues.
  • Cancer or tumors are difficult to diagnose correctly by general ultrasound images that visualize and display the boundary of human tissue because the boundary of tissue is unclear.
  • Cancer or tumors may be active in the production of new cells, and the density of the cells may vary, and it is necessary to understand the distribution of scatterers present in the human tissues in order to detect such changes in human tissues. In other words, by imaging the scattering distribution unevenly present in the soft tissue or lesion tissue of the human body can improve the accuracy of lesion diagnosis.
  • An object of the present invention is to remove the side lobe components from the ultrasonic signal received through the transducer, and to display the image by performing a binarization process to select the scatterer image from which the side lobe was removed, the distribution characteristics of the non-uniform scatterers present in the human tissue
  • the present invention provides an ultrasonic image processing apparatus and method for easily obtaining a non-uniform scatterer image which can be easily identified and can also quantify and display the density of an image occupied by a strong scatterer.
  • the ultrasonic image processing apparatus for obtaining a non-uniform scatterer image according to an embodiment of the present invention, the array transducer for receiving the ultrasonic signal reflected from the scatterer of the human tissue at each receiving element;
  • An ultrasonic focusing unit configured to delay focusing so as to temporally align a signal received at each receiving element of the array transducer;
  • An image processor which removes the side lobe from the summation signal obtained by summing the signals focused by the ultrasound focusing unit and synthesizes the scatterer image from which the side lobe is removed;
  • a binarizing unit for binarizing each pixel of the scatterer image from which the side lobe has been removed by comparing the image brightness with a threshold value;
  • a scatterer image display unit displaying the scatterer image binarized by the binarization unit.
  • the scatterer image analyzer may include a scatterer image analyzer configured to quantify a strong scatterer corresponding to a pixel whose image brightness is greater than a threshold value in the scatterer image binarized by the binarizer, wherein the scatterer image analyzer is binarized by the binarizer. Counts the number of pixels whose image brightness is greater than a threshold, and provides information on the total number of the collected pixels to the scatterer image display unit, and the scatterer image display unit displays the provided pixel count information in numerical or percentage. Characterized in that.
  • the apparatus may further include a side lobe calculator configured to calculate a size of the side lobe signal using the spatial frequency of the side lobe signal included in the signal delayed by the ultrasonic focusing unit and the number of receiving elements.
  • the image processor may further include: The sublobe signal is removed by subtracting the magnitude of the sublobe signal calculated by the sublobe calculation unit from the summation signal obtained by summing the focused signals.
  • a method of processing an ultrasound image for obtaining a non-uniform scatterer image including: a signal receiving step of receiving ultrasonic signals reflected from a scatterer of human tissue at each receiving element of an array transducer; A signal focusing step of focusing delay to align each received signal received in the signal receiving step in time; A side lobe calculation step of calculating the magnitude of the side lobe signal using the spatial frequency of the side lobe signal included in the focused ultrasound signal delayed in the signal focusing step and the number of receiving elements; An image processing step of subtracting the sublobe signal by subtracting the calculated sublobe signal from the summation signal of the focused delayed signals and synthesizing the scatterer image using the summation signal from which the sublobe is removed; A binarization step of binarizing and comparing the image brightness and the threshold value with respect to each pixel of the scatterer image synthesized in the image processing step; And a display step of displaying the binarized scatterer image.
  • the distribution characteristics of the scatterers present in the human tissue can be easily identified by comparing the image brightness and the threshold value with each pixel of the scatterer image from which the side lobe has been removed, and then displaying the image.
  • the density of the scatterer image can be easily confirmed by counting pixels of a strong scatterer having an image brightness greater than a threshold and displaying the numerical values or percentages together. Accordingly, even when the interface of the tissue is unclear, such as a cancer or a tumor, which is difficult to diagnose due to the speckle that appears in the existing ultrasound image, the accuracy of lesion diagnosis can be improved.
  • FIG. 1 is a block diagram of an ultrasonic image processing apparatus for obtaining a non-uniform scatterer image according to the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram showing scatterer distribution in an ultrasonic sound field region, in which (a) is a scatterer distribution present in the main and sublobe regions, and (b) is a scatterer distribution in a region in which the sublobe is removed and the main lobe is narrowed. to be.
  • FIG. 3 is a view for explaining the sound field characteristics of a general ultrasonic focusing system.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating a shape in which a signal incident at an angle of FIG. 3 appears in a transducer.
  • FIG. 5 is a view for explaining a process for removing the side lobe from the ultrasonic signal according to the present invention.
  • FIG. 6 (a) is an ultrasound image of a general scatterer, (b) is an image of a sidelobe removed from (a) a scatterer image, and (c) is a scatterer image obtained by binarizing an image of (b) a sidelobe removed.
  • FIG. 7 is a flowchart illustrating an ultrasonic image processing method for obtaining a non-uniform scatterer image according to the present invention.
  • the present invention provides an array transducer 10, an ultrasonic focusing unit 20, a side lobe calculating unit 30, an image processing unit 40, a binarization unit 50, and a scatterer image display unit 60. ).
  • the array transducer 10 is configured by linearly arranging a plurality of receiving elements for transmitting an ultrasonic wave inside the human tissue and receiving a signal reflected from the tissue of the human body. Although configured (i.e., 128 channels), there is no need to specifically limit the number of receiving elements.
  • the ultrasound focusing unit 20 forms a scan line for forming an ultrasound image from channel signals received at each channel (receiving element) of the array transducer. Signals reflected from scatterers (ie, reflectors or image points) present in the tissues of the human body arrive at different times for each receiving element due to the arrangement position of the receiving elements. Applying a time delay to each of the channel signals results in a focusing delay that aligns in time as if these channel signals arrived at the same time.
  • a main lobe is formed based on a scan line direction, and side lobes are formed on both sides of the main lobe due to leakage of an ultrasonic signal.
  • speckles appear due to irregular reflection of signals reflected by non-uniform scatterers present in the main and side lobes.
  • a process of reducing the main lobe width and removing the side lobes of the ultrasound is required. Through this process, the smallest scatterer exists in the reduced localized region in the ultrasound transmission and reception sound field. The noise is reduced to easily distinguish signals reflected from each scatterer in the local region.
  • a sound field characteristic obtained in an image region of a general ultrasound focusing system is formed with a main lobe based on a scan line direction of each transducer and a side lobe due to leakage of an ultrasonic signal to both sides of the main lobe. side lobe) is formed.
  • the receiver when a signal enters the transducer in a direction having an angle adjacent to the scan line direction of the transducer, the receiver is incident on a different phase. Therefore, when a signal incident at an arbitrary angle of incidence is viewed from the transducer, it is represented by a signal having a specific frequency called a spatial frequency.
  • the spatial frequency may be represented by Equation 1 below, which is the direction in which the side lobe is formed. Differently depending on
  • D is the magnitude of the transducer
  • ⁇ is the center frequency of the ultrasonic wave
  • ⁇ is the angle of incidence of the ultrasonic signal with respect to the scan line.
  • Figure 4 illustrates the appearance of the ultrasonic signal incident on the transducer at an angle corresponding to the number of the horizontal axis in the sound field characteristics of the ultrasonic focusing system shown in Figure 3, which is incident at the first and second angles of FIG. It can be seen that the signal is a signal forming the main lobe.
  • the signal incident from the odd-numbered (3,5,7,... th) angle (hereinafter referred to as 'null direction') among the signals appearing on both sides of the main lobe has an even number (4) while the number of cycles is an integer. It can be seen that the number of cycles is non-integer for the signal incident at an angle of (6,8, ...)) (hereinafter, referred to as 'lobe direction').
  • the signal incident in the null direction is a signal having a spatial frequency of an integer CPA (cycle per aperture), and as described above, since the number of cycles is an integer, in the process of summing focus delayed channel signals as described below. Appears as zero (zero) so as not to form the noise of the side lobe in the image.
  • CPA cycle per aperture
  • the signal incident in the side lobe direction has a CPA of (integer +0.5) as the spatial frequency, as described above, since the number of cycles is non-integer, as described later, a half cycle ( Since half-cycle components are not removed, they act as noise in the side lobes in the image.
  • the channel signal received from the transducer removes the components of the signal having the spatial frequency forming the side lobe (the spatial frequency is 1.5 CPA for the first side lobe component and the 2.5 CPA for the second side lobe component).
  • the side lobe can be removed from the ultrasound image.
  • the sublobe component of the ultrasound image can be removed by using the formation principle of the sublobe. Specifically, the spatial frequency (ie, 1.5 CPA, 2.5 CPA, etc.) and the number of channels (ie, the number of receiving devices) ) Can be removed from the ultrasound image by subtracting the frequency component of the sublobe signal in the process of calculating the frequency component of the sublobe signal having the corresponding spatial frequency and summing the focused delayed channel signal.
  • the spatial frequency ie, 1.5 CPA, 2.5 CPA, etc.
  • the number of channels ie, the number of receiving devices
  • the waveform or magnitude of the signal received at the transducer can be calculated using any known frequency estimation technique, such as Fourier transform, which is an integer multiple of the frequency corresponding to the inverse of the signal length.
  • the magnitude of the frequency component can be accurately calculated, but the magnitude of the frequency component that is not an integer multiple cannot be accurately calculated due to the window effect due to finite length data.
  • the sublobe calculator 30 extends the length of the sublobe signal corresponding to the sublobe component to a length capable of frequency estimation by calculation according to a predetermined method, and expands the sublobe signal whose signal length is extended.
  • a method of calculating the magnitude of the corresponding side lobe signal using a frequency estimation method such as a Fourier transform is applied.
  • the sublobe calculator 30 inserts zero into at least one of the front end and the rear end of the sublobe signal, thereby extending the signal length of the sublobe signal such that the spatial frequency is the nearest positive integer.
  • the signal corresponding to the first sidelobe component shown in FIG. 3 or 4 has a spatial frequency of 1.5 CPA, as shown in FIG. 5 (a), so that the signal length is extended as shown in FIG. 5 (b).
  • the spatial frequency is 2 CPA
  • the length of the channel signal becomes an integer frequency signal
  • the frequency component of the spatial frequency 2 CPA can be accurately calculated by a frequency estimation method such as Fourier transform.
  • the length of the received signal is 30 D (that is, the number of receiver elements or the number of channels)
  • the length of the signal corresponding to the first side component is determined by the following [Equation 2]. The length can be extended.
  • the subleaf calculator 30 inserts zero into at least one of the front end part and the rear end part of the signal to adjust the extended signal length.
  • the sublobe calculator 30 uses a frequency estimation method such as a Fourier transform to determine the frequency component of the sublobe component (that is, at least one of the waveform or magnitude of the sublobe signal). Can be calculated.
  • a frequency estimation method such as a Fourier transform
  • the image processor 40 forms a single scan line by subtracting the frequency component of each sublobe signal calculated by the sublobe calculator 30 in the process of summing the signals delayed by the ultrasound focusing unit 20. To synthesize the scatterer image. In an embodiment, the image processor 40 subtracts the magnitude of the corresponding sublobe signal obtained by calculating the waveform of each sublobe signal in the process of adding the focused delayed signal.
  • the image processor 40 reduces the main leaf width of the scatterer image from which the side lobe has been removed, as shown in FIG. 2 (b), by applying a width variable weight in the calculation process to reduce the side lobe. It can increase the effect of reducing the width of the main lobe.
  • the width variable weight is set in advance so that the main leaf width of the scatterer image can be narrowed, and the scatterer can be easily distinguished from the finally obtained scatterer image by synthesizing the scatterer image according to the width variable weight.
  • the signal obtained by the scatterers existing in the main lobe region of the scatterer image formed by the image processor 40 has a weak signal component and a strong signal component.
  • a weak signal component For example, in the image shown in FIG. 6 (a), the image noise corresponding to the speckle appears as a whole before the side lobe was removed, but in the image of FIG. 6 (b), the speckle was reduced due to the removal of the side lobe component. Can be.
  • the strong signal component may be useful information for diagnosing the lesion, but since the weak signal component may act as an obstacle for diagnosing the lesion, the weak signal component needs to be removed.
  • the binarizing unit 50 binarizes the image brightness and the threshold value of each pixel of the scatterer image from which the side lobe is removed by the image processor 40. That is, if the image brightness of the pixel is greater than the threshold, it is determined as white. If the image brightness of the pixel is not greater than the threshold, it is determined as black.
  • the image brightness of each pixel may be divided into 0 to 255 levels, and the threshold value may be set in advance between 0 and 255 in order to display white or black according to the image brightness of the pixel.
  • the image display unit 60 then displays the image binarized by the binarization unit 50.
  • the strong signal component reflected and received from the strong scatterer as shown in FIG. 6 (c) using the above-described process may be displayed in white and other parts in black.
  • the binarized image shown in FIG. 6 (c) is useful for visually confirming the distribution of scatterers present in human tissue.
  • quantifying the number of pixels corresponding to the strong scatterer in order to know the density of the image occupied by the strong scatterer in the binarized image may be more useful for the user diagnosing the lesion.
  • the scatterer image analyzer 70 aggregates the number of pixels whose image brightness is greater than a threshold value in the binarization process of the scatterer image in the binarization unit 50, and calculates the total number of pixels. Information is provided to the image display unit 60.
  • the image display unit 60 may display the numerical value or the percentage based on the information about the aggregated pixels along with the binarized image, so that the user diagnosing the lesion may distribute the distribution of the strong scatterer through the binarized scatterer image. Not only can it be confirmed visually, but the density of an image occupied by a strong scatterer can be easily checked.
  • FIG. 7 is a flowchart illustrating an ultrasonic image processing method for obtaining a non-uniform scatterer image according to the present invention.
  • the array transducer 10 in which a plurality of receiving elements are linearly arranged, transmits ultrasonic waves inside the human tissue and receives ultrasonic signals reflected by non-uniform scatterers present in the human tissue.
  • the ultrasound focusing unit 20 forms a scan line for forming an ultrasound image from channel signals received by each receiving element of the array transducer. In this case, each receiving element arrives at a different time. By applying a time delay to each of the generated channel signals, a focusing delay is performed to align these channel signals in time as if they arrived at the same time (S100).
  • the sublobe calculator 30 extends the length of the sublobe signal corresponding to the sublobe component to a length capable of frequency estimation by arithmetic operation according to a predetermined method, and uses a frequency estimation method such as a Fourier transform on the sublobe signal having the extended signal length. Calculate the magnitude of the sublobe signal.
  • the sublobe calculator 30 inserts zero into at least one of the front end and the rear end of the sublobe signal, thereby extending the signal length of the sublobe signal so that the spatial frequency becomes the nearest positive integer.
  • the side lobe calculator 30 calculates a frequency component of the corresponding side lobe using a frequency estimation method such as a Fourier transform. That is, the side lobe calculator 30 calculates the magnitude of the delayed side lobe signal.
  • the image processor 40 forms a single scan line by subtracting the frequency component of each sublobe signal calculated by the sublobe calculator 30 in the process of summing the signals delayed by the ultrasound focusing unit 20. Then, the scatterer image from which the side lobe is removed is synthesized (S200). When the side lobe is removed, the main lobe width of the scatterer image can be reduced according to a predetermined width variable weight.
  • the signal obtained by the scatterers existing in the main lobe region of the scatterer image formed by the image processor 40 contains a weak signal component and a strong signal component (see FIG. 6 (a)). For this reason, it is necessary to selectively display scatterer images corresponding to strong scatterers useful for diagnosing lesions.
  • the binarizing unit 50 binarizes the image brightness and the threshold value of each pixel of the scatterer image from which the side lobe is removed by the image processor 40.
  • this scattered image it can be seen that the speckle is reduced as illustrated in FIG. 6 (b).
  • the image brightness of the pixel is greater than the threshold, it is determined as white, and if the image brightness of the pixel is not greater than the threshold, it is determined as black.
  • the image brightness of each pixel may be divided into 0 to 255 levels, and the threshold value may be set in advance between 0 and 255 in order to display white or black according to the image brightness of the pixel.
  • the binarized scatterer image is provided to the image display unit 60, and the image display unit 60 displays the binarized scatterer image. For example, as shown in FIG. 6 (c), the binarized image visually confirms the distribution of scatterers present in human tissue, thereby allowing a user diagnosing a lesion to easily confirm the distribution of scatterers image ( S300).
  • the scatterer image analyzer 70 aggregates the number of pixels corresponding to the strong scatterer so as to know the density of the image occupied by the strong scatterer in the binarized image. Information about the number of pixels is provided to the image display unit 60. That is, the scatterer image analyzer 70 aggregates the pixels of the strong scatterer whose image brightness is greater than the threshold and provides the image display unit 60 with information about the total number of the aggregated pixels (S400).
  • the image display unit 60 displays the number of pixels counted for the strong scatterer based on the information provided from the scatterer image analyzer 70 along with the binarized scatterer image in numerical values or percentages (S500).
  • a processing method of focusing the ultrasonic signal and delaying the ultrasonic wave and calculating the magnitude of the sidelobe signal included in the focused delayed signal is applied.
  • the side lobe removal method is performed by applying a minimum variance beamforming method.
  • the scattered body image from which the side lobes are removed can be used to diagnose lesions by using a non-uniform scatterer image obtained through binarization of each pixel.
  • the present invention can be used in the field of removing a speckle from an ultrasound image and obtaining a scatterer image that visualizes the distribution of scatterers present in human tissue in the process of processing an ultrasound signal.

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Abstract

본 발명은 어레이 트랜스듀서를 통하여 수신된 초음파 신호에서 부엽 신호를 제거하고, 부엽이 제거된 산란체 영상의 각 픽셀에 대하여 임계값과 비교하여 이치화하는 과정을 통하여 불균일 산란체의 분포를 파악함으로써 정확한 병변 진단에 기여할 수 있는 불균일 산란체 영상 획득을 위한 초음파 영상 처리장치 및 방법에 관한 것이다. 본 발명은 인체 조직의 산란체에서 반사된 초음파 신호를 각각의 수신소자에서 수신하는 어레이 트랜스듀서, 어레이 트랜스듀서 각각의 수신소자에 수신된 신호를 시간적으로 정렬하기 위하여 집속 지연하는 초음파 집속부, 초음파 집속부에서 집속 지연된 각각의 신호를 합산한 합산 신호에서 부엽을 제거하고 부엽이 제거된 산란체 영상을 합성하는 영상 처리부, 영상 처리부에서 부엽이 제거된 산란체 영상의 각 픽셀에 대하여 영상 밝기와 임계값을 비교하여 이치화하는 이치화부, 및 이치화부에 의해 이치화된 산란체 영상을 표시하는 산란체 영상 표시부를 포함하는 것을 특징으로 한다.

Description

불균일 산란체 영상 획득을 위한 초음파 영상 처리장치 및 방법
본 발명은 불균일 산란체 영상 획득을 위한 초음파 영상 처리장치 및 방법에 관한 것으로, 더욱 상세하게는 어레이 트랜스듀서를 통하여 수신된 초음파 신호에서 부엽 신호를 제거하고, 부엽이 제거된 산란체 영상의 각 픽셀에 대하여 임계값과 비교하여 이치화하는 과정을 통하여 불균일 산란체의 분포를 파악함으로써 정확한 병변 진단에 기여할 수 있는 불균일 산란체 영상 획득을 위한 초음파 영상 처리장치 및 방법에 관한 것이다.
의료용 초음파 영상은 초음파를 인체에 송신하고, 인체 조직에서 반사된 신호의 크기를 밝기로 나타내어 영상화한다. 이러한 반사 신호는 주로 특성이 다른 매질들이 인접한 조직의 경계면에서 일어나므로 인체 내부 장기의 해부학적인 모양을 관찰하는데 유용하다.
암이나 종양과 같은 병변은 조직의 경계가 불분명하여 인체 조직의 경계면을 시각화하여 표시하는 일반적인 초음파 영상에 의해서는 정확하게 병변을 진단하기 어렵다. 암이나 종양은 새로운 세포의 생성이 활발하여 세포의 밀도가 달라질 수 있는데, 이러한 인체 조직 내에서 일어나는 변화를 알아내려면 인체 조직 내에 존재하는 산란체 분포를 파악할 필요가 있다. 즉 인체의 연조직이나 병변 조직에 불균일하게 존재하는 산란체 분포를 영상화하면 병변 진단의 정확성을 높일 수 있다.
의료용 초음파 영상은 사용하는 주파수와 트랜스듀서의 특성에 따라서 달라진다. 또한 가간섭성 영상(coherent image)을 얻으므로 연조직과 같이 많은 산란체들이 불균일하게 분포하는 경우 스페클이라는 영상 노이즈가 발생하여 해상도를 저하시키기 때문에, 초음파 영상에서 스페클을 제거함과 아울러 초음파 신호를 영상 처리하는 과정에서 인체 조직 안에 존재하는 산란체의 분포를 시각화한 산란체 영상을 획득할 수 있는 초음파 영상 처리기술이 요구되고 있다.
본 발명의 목적은 트랜스듀서를 통하여 수신한 초음파 신호에서 부엽 성분을 제거하고, 부엽이 제거된 산란체 영상을 선별하기 위한 이치화 과정을 수행하여 영상 표시함으로써 인체 조직 안에 존재하는 불균일 산란체의 분포 특성을 용이하게 확인할 수 있고, 또한 강한 산란체가 차지하는 영상의 밀도를 계량화하여 표시할 수 있는 불균일 산란체 영상 획득을 위한 초음파 영상 처리장치 및 방법을 제공함에 있다.
상기 본 발명의 실시예에 따른 불균일 산란체 영상 획득을 위한 초음파 영상의 처리장치는, 인체 조직의 산란체에서 반사된 초음파 신호를 각각의 수신소자에서 수신하는 어레이 트랜스듀서; 상기 어레이 트랜스듀서 각각의 수신소자에 수신된 신호를 시간적으로 정렬하기 위하여 집속 지연하는 초음파 집속부; 상기 초음파 집속부에서 집속 지연된 각각의 신호를 합산한 합산 신호에서 부엽을 제거하고, 부엽이 제거된 산란체 영상을 합성하는 영상 처리부; 상기 영상 처리부에서 부엽이 제거된 산란체 영상의 각 픽셀에 대하여 영상 밝기와 임계값을 비교하여 이치화하는 이치화부; 및 상기 이치화부에 의해 이치화된 산란체 영상을 표시하는 산란체 영상 표시부;를 포함하는 것을 특징으로 한다.
또한, 상기 이치화부에서 이치화된 산란체 영상에서 영상 밝기가 임계값보다 큰 픽셀에 대응하는 강한 산란체를 계량화하는 산란체 영상 분석부를 포함하되, 상기 산란체 영상 분석부는 상기 이치화부에서 이치화하는 과정에서 영상 밝기가 임계값보다 큰 픽셀의 갯수를 집계하고, 집계된 픽셀의 총 갯수에 대한 정보를 상기 산란체 영상 표시부에 제공하고, 상기 산란체 영상 표시부는 제공된 픽셀 집계 정보를 수치 또는 백분율로 표시하는 것을 특징으로 한다.
또한, 상기 초음파 집속부에 의해 집속 지연된 신호에 포함된 부엽 신호의 공간주파수와 수신소자의 갯수를 이용하여 부엽 신호의 크기를 계산하는 부엽 계산부를 더 포함하고, 상기 영상 처리부는 상기 초음파 집속부에서 집속 지연된 각각의 신호를 합산한 합산 신호에서 상기 부엽 계산부에 의해 계산된 부엽 신호의 크기를 감산하여 부엽을 제거하는 것을 특징으로 한다.
상기 본 발명의 실시예에 따른 불균일 산란체 영상 획득을 위한 초음파 영상의 처리방법은, 인체 조직의 산란체에서 반사된 초음파 신호를 어레이 트랜스듀서 각각의 수신소자에서 수신하는 신호 수신단계; 상기 신호 수신단계에서 수신된 각각의 수신 신호를 시간적으로 정렬하기 위하여 집속 지연하는 신호 집속단계; 상기 신호 집속단계에서 집속 지연된 초음파 신호에 포함된 부엽 신호의 공간주파수와 수신소자의 갯수를 이용하여 부엽 신호의 크기를 계산하는 부엽 계산단계; 상기 집속 지연된 각각의 신호를 합산한 합산신호에서 상기 계산된 부엽 신호의 크기를 감산하여 부엽을 제거하고, 부엽이 제거된 합산신호를 이용하여 산란체 영상을 합성하는 영상 처리단계; 상기 영상 처리단계에서 합성된 산란체 영상의 각 픽셀에 대하여 영상 밝기와 임계값을 비교하여 이치화하는 이치화 단계; 및 상기 이치화된 산란체 영상을 표시하는 표시 단계;를 포함하는 것을 특징으로 한다.
또한, 상기 이치화된 산란체 영상에 대하여 상기 이치화부에 의해 이치화하는 과정에서 영상 밝기가 임계값보다 큰 픽셀의 갯수를 집계하는 분석 단계와, 집계된 픽셀의 총 갯수에 대한 정보를 영상 표시부에 제공하여 이치화된 영상과 함께 집계된 픽셀을 수치 또는 백분율로 표시하는 표시 단계를 포함하는 것을 특징으로 한다.
본 발명에 따르면 부엽이 제거된 산란체 영상의 각 픽셀에 대하여 영상 밝기와 임계값을 비교하여 이치화한 후 영상 표시함으로써 인체 조직 내에 존재하는 산란체의 분포 특성을 용이하게 확인할 수 있다. 또한 이치화 과정에서 영상 밝기가 임계값보다 큰 강한 산란체의 픽셀을 집계하여 수치 또는 백분율로 함께 표시함으로써 산란체 영상의 밀도를 용이하게 확인할 수 있다. 이에 따라 기존의 초음파 영상에서 나타나는 스페클로 인하여 진단에 어려움을 겪었던 암이나 종양 등과 같이 조직의 경계면이 불분명한 경우에도 병변 진단의 정확성을 높일 수 있다.
도 1은 본 발명에 따른 불균일 산란체 영상 획득을 위한 초음파 영상 처리장치의 구성도이다.
도 2는 초음파 음장 영역 내의 산란체 분포를 나타내는 도면으로, (a)는 주엽 영역과 부엽 영역에 존재하는 산란체 분포이고, (b)는 부엽이 제거되고 주엽의 폭이 좁아진 영역 내의 산란체 분포이다.
도 3은 일반적인 초음파 집속시스템의 음장 특성을 설명하기 위한 도면이다.
도 4는 도 3의 각도에서 입사된 신호가 트랜스듀서에 나타나는 모양을 나타낸 도면이다.
도 5는 본 발명에 따라 초음파 신호에서 부엽을 제거하기 위한 과정을 설명하기 위한 도면이다.
도 6 (a)는 일반적인 산란체의 초음파 영상이고, (b)는 (a) 산란체 영상에서 부엽을 제거한 영상이며, (c)는 (b)부엽 제거된 영상을 이치화한 산란체 영상이다.
도 7은 본 발명에 따른 불균일 산란체 영상 획득을 위한 초음파 영상 처리방법을 나타낸 흐름도이다.
이하 본 발명의 실시 예에 따른 불균일 산란체 영상 획득을 위한 초음파 영상 처리장치 및 방법을 첨부도면을 참조하여 상세히 설명한다.
도 1에 도시한 바와 같이, 본 발명은 어레이 트랜스듀서(10), 초음파 집속부(20), 부엽 계산부(30), 영상 처리부(40), 이치화부(50), 산란체 영상 표시부(60)를 포함한다.
어레이 트랜스듀서(10)는 인체 조직의 내부에 초음파를 송신하고 인체의 조직에서 반사된 신호를 수신하는 복수의 수신소자가 선형적으로 배열되어 구성하는데, 실시예에서는 128개의 수신소자를 선형 배열하여 구성(즉 채널수가 128개인 경우)하였으나, 수신소자의 갯수를 특정하게 제한할 필요는 없다.
초음파 집속부(20)는 어레이 트랜스듀서의 각 채널(수신소자)에서 수신된 채널 신호로부터 초음파 영상의 형성을 위한 주사선을 형성한다. 인체의 조직 내에 존재하는 산란체(즉 반사체 또는 영상점)에서 반사된 신호는 수신 소자의 배열 위치로 인하여 각각의 수신 소자마다 다른 시간에 도착하게 되는데, 이와 같이 도착 시간의 차이가 발생된 다수의 채널 신호 각각에 시간 지연을 인가함으로써 이들 채널 신호들이 동일한 시간에 도착한 것처럼 시간적으로 정렬하는 집속 지연(focusing delay)을 수행하게 된다.
도 2를 참고하여 초음파 음장 영역 안에 존재하는 산란체 분포를 설명한다.
일반적인 초음파 집속 시스템에서의 초음파 음장은 주사선(scan line) 방향을 기준으로 주엽(main lobe)이 형성되고 주엽 양측으로 초음파 신호의 누설로 인한 부엽(side lobe)이 형성된다. 도 2(a)와 같이 주엽과 부엽 안에 존재하는 불균일 산란체들에 의해 반사된 신호가 어레이 트랜스듀서에 불규칙하게 더해져서 스페클이 나타난다. 인체 조직 내의 산란체 분포를 영상화하기 위해서는 초음파의 주엽 폭을 줄이고 부엽을 제거하는 처리과정이 필요하고, 이 처리과정을 통하여 초음파 송수신 음장 내의 축소된 국부영역에 최소한의 산란체만 존재하게 함으로써 스페클 노이즈가 줄어들어 국부영역에 존재하는 각각의 산란체로부터 반사되어 오는 신호들을 용이하게 구별할 수 있게 된다.
도 3을 참고하여, 일반적인 초음파 집속 시스템의 영상 영역에서 얻어지는 음장 특성은 트랜스듀서 각각의 주사선(scan line) 방향을 기준으로 주엽(main lobe)이 형성되고 주엽 양측으로 초음파 신호의 누설로 인한 부엽(side lobe)이 형성된다.
이와 같이 트랜스듀서의 주사선 방향과 인접한 임의의 각도를 가지는 방향에서 신호가 트랜스듀서로 들어오면 수신 소자에는 각각 다른 위상으로 입사된다. 따라서 임의의 입사각도에 입사된 신호를 트랜스듀서에서 보면 공간주파수(spatial frequency)라고 하는 특정한 주파수를 가지는 신호로 나타나는데 이러한 공간주파수는 아래의 [수식 1]로 나타낼 수 있으며, 이는 부엽이 형성되는 방향에 따라 다르게 나타난다.
[수식 1]
Figure PCTKR2014012435-appb-I000001
여기서 D는 트랜스듀서의 크기, λ는 초음파의 중심주파수, θ는 주사선에 대한 초음파 신호의 입사각을 나타낸다.
한편, 도 4에서는 도 3에 도시한 초음파 집속 시스템의 음장 특성에서 가로축의 숫자에 해당하는 각도에서 입사된 초음파 신호가 트랜스듀서에 나타나는 모양을 도시하였는데, 도 3의 1,2번째 각도에서 입사되는 신호는 주엽을 형성하는 신호임을 알 수 있다.
또한 주엽의 양측으로 나타나는 신호 중 홀수 번째(3,5,7,…번째)의 각도(이하 'null 방향'이라 함)에서 입사되는 신호는 사이클(cycle)의 갯수가 정수인 반면에 짝수 번째(4,6,8,…번째)의 각도(이하 '부엽 방향'이라 함)에서 입사되는 신호는 사이클(cycle)의 갯수가 비정수임을 알 수 있다.
이때 null 방향에서 입사되는 신호는 공간주파수가 정수의 CPA(cycle per aperture)를 가지는 신호로서 전술한 바와 같이 사이클(cycle)의 갯수가 정수이기 때문에 후술하는 바와 같이 집속 지연된 채널 신호를 합산하는 과정에서 영(zero)으로 나타나 영상에서 부엽의 노이즈를 형성하지 않게 된다.
그러나 부엽 방향에서 입사되는 신호는 공간주파수가 (정수+0.5)의 CPA를 가지는 신호로서 전술한 바와 같이 사이클의 갯수가 비정수이기 때문에 후술하는 바와 같이 집속 지연된 채널신호를 합산하는 과정에서 반 사이클(half cycle)의 성분이 제거되지 않기 때문에 영상에서 부엽의 노이즈로 작용하게 된다.
따라서 트래스듀서에서 수신된 채널 신호 중에서 부엽을 형성하는 공간주파수(첫 번째 부엽 성분의 경우 공간주파수가 1.5 CPA, 두 번째 부엽 성분의 경우 공간주파수가 2.5 CPA 등)를 가지는 신호의 성분을 제거하게 되면 초음파 영상에서 부엽 성분을 제거할 수 있다.
이런 부엽의 형성 원리를 이용하여 초음파 영상의 부엽 성분을 제거할 수 있는데, 구체적으로는 미리 알고 있는 부엽 성분의 공간주파수(즉, 1.5 CPA, 2.5 CPA 등)와 채널수(즉, 수신소자의 갯수)를 이용하여 해당 공간주파수를 가지는 부엽신호의 주파수 성분을 계산하고, 집속 지연된 채널 신호를 합산하는 과정에서 부엽신호의 주파수 성분을 감산함으로써 초음파 영상에서 부엽 성분을 제거할 수 있다.
이와 같이 초음파 영상에서 부엽 성분을 제거하는 방법에 관련한 구체적인 기술 사항은 본 발명자가 제안한 선출원 특허(출원번호 제10-2014-0138034호, 2014.10. 14. 출원)에 상세히 기술되어 있으므로 이하에서는 간략하게 설명하기로 한다.
일반적으로 트랜스듀서에 수신된 신호의 파형 또는 크기는 푸리에 변환과 같은 공지된 어느 하나의 주파수 추정 기법을 이용하여 계산될 수 있는데, 이러한 주파수 추정 방법들은 신호 길이의 역에 해당하는 주파수의 정수배에 해당하는 주파수 성분의 크기는 정확히 계산할 수 있으나 정수배가 아닌 주파수 성분의 크기는 유한 길이의 데이터에 의한 윈도우 효과(window effect) 때문에 정확히 계산할 수 없게 된다.
이를 해결하기 위하여 본 발명에 따른 부엽 계산부(30)는 부엽 성분에 해당하는 부엽신호의 길이를 미리 정해진 방식에 따라 연산에 의해 주파수 추정이 가능한 길이로 확장하고, 신호 길이가 확장된 부엽신호를 푸리에 변환과 같은 주파수 추정 방법을 이용하여 해당 부엽신호의 크기를 연산하는 방식을 적용한다.
여기서 부엽 계산부(30)는 해당 부엽신호의 전단부 또는 후단부 중 적어도 어느 하나에 영(zero)을 삽입하여 공간주파수가 가장 인접한 양의 정수가 되도록 해당 부엽신호의 신호 길이를 확장하게 된다.
예를 들어 도 3 또는 도 4에 나타난 첫 번째 부엽성분에 해당하는 신호의 경우 도 5 (a)에서 보는 바와 같이 1.5 CPA의 공간주파수를 가지는 것이기 때문에 도 5 (b)와 같이 신호의 길이를 확장하여 공간주파수가 2 CPA가 되도록 하면 채널신호의 길이가 정수배 주파수 신호가 되기 때문에 푸리에 변환과 같은 주파수 추정 방법에 의하여 공간주파수 2 CPA의 주파수 성분을 정확히 계산할 수 있게 된다.
또한 부엽 계산부(30)는 실제 수신된 신호의 길이가 D(즉, 수신소자의 갯수 또는 채널수)이기 때문에 첫 번째 부엽성분에 해당하는 신호의 길이는 아래의 [수식 2]에 의하여 신호의 길이가 확장될 수 있다.
[수식 2]
Figure PCTKR2014012435-appb-I000002
이 경우 부엽계산부(30)는 도 6 (c)에서 알 수 있는 바와 같이 신호의 전단부 또는 후단부 중 적어도 어느 한쪽에 영(zero)을 삽입하여 확장된 신호 길이를 맞추게 된다.
이와 같은 방식에 따라 각 부엽신호의 길이가 연장되면 부엽 계산부(30)는 푸리에 변환과 같은 주파수 추정 방법을 이용하여 해당 부엽성분의 주파수 성분(즉, 부엽신호의 파형 또는 크기 중 적어도 어느 하나)을 계산할 수 있게 된다.
영상 처리부(40)는 초음파 집속부(20)에 의해 집속 지연된 신호를 합산하는 과정에서 부엽 계산부(30)에 의해 계산된 각 부엽신호의 주파수 성분을 감산하여 하나의 주사선을 형성하고, 이를 이용하여 산란체 영상을 합성하게 된다. 실시예에서는 영상 처리부(40)가 각 부엽신호의 파형을 계산하여 얻은 해당 부엽신호의 크기를 집속 지연된 신호의 합산과정에서 감산하게 된다.
이와 같이 부엽이 제거된 경우, 영상 처리부(40)는 부엽이 제거된 산란체 영상에 대해 도 2 (b)에서와 같이 주엽 폭이 줄어드는데, 부엽을 줄이기 위한 계산 과정에서 폭가변 가중치를 적용함으로써 주엽의 폭을 줄이는 효과를 증가시킬 수 있다. 즉, 산란체 영상의 주엽 폭이 좁아질 수 있도록 폭가변 가중치를 미리 설정해 두고, 이 폭가변 가중치에 따라 산란체 영상을 합성함으로써 최종적으로 얻어지는 산란체 영상에서 산란체를 용이하게 구별할 수 있다.
영상 처리부(40)에서 형성된 산란체 영상의 주엽 영역에 존재하는 산란체들에 의해 얻어지는 신호는 약한 신호 성분과 강한 신호 성분이 혼재되어 있다. 예를 들어 도 6 (a)에 나타난 영상은 부엽이 제거되기 이전으로 스페클에 해당하는 영상 노이즈가 전체적으로 나타나고 있으나 도 6 (b)의 영상에는 부엽 성분의 제거됨으로 인하여 스페클이 줄어들었음을 알 수 있다. 그런데 도 6 (b) 영상에서 강한 신호 성분은 병변 진단에 유용한 정보가 되지만 약한 신호 성분은 병변 진단에 방해 요소로 작용될 수 있기 때문에, 약한 신호 성분을 제거할 필요가 있다.
이를 해결하기 위하여, 이치화부(50)는 영상 처리부(40)에서 부엽이 제거된 산란체 영상의 각 픽셀에 대하여 영상 밝기와 임계값을 비교하여 이치화한다. 즉, 해당 픽셀의 영상 밝기가 임계값보다 크면 백색으로 결정하고 해당 픽셀의 영상 밝기가 임계값보다 크지 않으면 흑색으로 결정한다. 여기서 각 픽셀의 영상 밝기는 0 ~ 255 레벨로 구분할 수 있으며 임계값은 해당 픽셀의 영상 밝기에 따라 백색 또는 흑색으로 구분하여 표시하기 위하여 0 과 255 사이에서 미리 설정할 수 있다.
그런 다음 영상 표시부(60)는 이치화부(50)에 의해 이치화된 영상을 표시한다. 예를 들어 상술한 처리 과정을 이용하여 도 6 (c)와 같이 강한 산란체에서 반사되어 수신한 강한 신호 성분은 백색으로 표시되고 다른 부분은 흑색으로 표시할 수 있다.
도 6 (c)에 나타난 이치화된 영상은 인체 조직 안에 존재하는 산란체의 분포를 시각적으로 확인하는데 유용하다. 이에 더하여 이치화된 영상에서 강한 산란체가 차지하는 영상의 밀도를 알 수 있도록 강한 산란체에 대응하는 픽셀 갯수를 계량화하여 나타내면 병변 진단하는 사용자 입장에서 더욱 유용할 수 있다.
이를 해결하기 위하여 산란체 영상 분석부(70)는 이치화부(50)에서 산란체 영상에 대하여 이치화하는 과정에서 영상 밝기가 임계값보다 큰 픽셀의 갯수를 집계하고, 집계된 픽셀의 총 갯수에 대한 정보를 영상 표시부(60)에 제공한다.
그러면 영상 표시부(60)는 이치화된 영상과 함께 집계된 픽셀에 대한 정보를 바탕으로 수치 또는 백분율로 표시할 수 있고, 이로써 병변 진단하는 사용자는 이치화된 산란체 영상을 통하여 강한 산란체에 대한 분포를 시각적으로 확인할 수 있을 뿐만 아니라 강한 산란체가 차지하는 영상의 밀도를 용이하게 확인할 수 있다.
도 7은 본 발명에 따른 불균일 산란체 영상 획득을 위한 초음파 영상 처리방법을 나타낸 흐름도이다.
복수의 수신소자가 선형적으로 배열되어 구성되는 어레이 트랜스듀서(10)는 인체 조직의 내부에 초음파를 송신하고, 인체 조직 내부에 존재하는 불균일 산란체에 의해 반사되는 초음파 신호를 수신한다. 초음파 집속부(20)는 어레이 트랜스듀서의 각 수신소자에서 수신된 채널 신호로부터 초음파 영상을 형성하기 위한 주사선을 형성하는데, 이때 각각의 수신소자마다 다른 시간에 도착하게 되는데 이와 같이 도착 시간의 차이가 발생된 다수의 채널 신호 각각에 시간 지연을 인가함으로써 이들 채널 신호들이 동일한 시간에 도착한 것처럼 시간적으로 정렬하는 집속 지연(focusing delay)을 수행한다(S100).
부엽 계산부(30)는 부엽 성분에 해당하는 부엽신호의 길이를 미리 정해진 방식에 따라 연산에 의해 주파수 추정이 가능한 길이로 확장하고, 신호 길이가 확장된 부엽신호를 푸리에 변환과 같은 주파수 추정 방법을 이용하여 해당 부엽신호의 크기를 연산한다. 여기서 부엽 계산부(30)는 해당 부엽신호의 전단부 또는 후단부 중 적어도 어느 한쪽에 영(zero)을 삽입하여 공간주파수가 가장 인접한 양의 정수가 되도록 해당 부엽신호의 신호 길이를 확장하게 된다. 이후 부엽 계산부(30)는 푸리에 변환과 같은 주파수 추정 방법을 이용하여 해당 부엽성분의 주파수 성분을 계산한다. 즉 부엽 계산부(30)는 집속 지연한 부엽 신호의 크기를 계산한다.
영상 처리부(40)는 초음파 집속부(20)에 의해 집속 지연된 신호를 합산하는 과정에서 부엽 계산부(30)에 의해 계산된 각 부엽신호의 주파수 성분을 감산하여 하나의 주사선을 형성하고, 이를 이용하여 부엽 성분이 제거된 산란체 영상을 합성하게 된다(S200). 부엽이 제거된 경우 미리 설정된 폭가변 가중치에 따라 산란체 영상의 주엽 폭을 줄일 수 있다.
이렇게 영상 처리부(40)에서 형성된 산란체 영상의 주엽 영역에 존재하는 산란체들에 의해 얻어지는 신호는 약한 신호 성분과 강한 신호 성분이 혼재되어 있다(도 6 (a) 참조). 이 때문에 병변 진단에 유용한 강한 산란체에 대응한 산란체 영상을 선별적으로 표시할 필요가 있다.
이를 해결하기 위하여 이치화부(50)는 영상 처리부(40)에서 부엽이 제거된 산란체 영상의 각 픽셀에 대하여 영상 밝기와 임계값을 비교하여 이치화한다. 이렇게 이치화한 산란체 영상는 도 6(b)에 예시한 바와 같이 스페클이 줄어들었음을 알 수 있다.
구체적으로 설명하면, 해당 픽셀의 영상 밝기가 임계값보다 크면 백색으로 결정하고 해당 픽셀의 영상 밝기가 임계값보다 크지 않으면 흑색으로 결정한다. 여기서 각 픽셀의 영상 밝기는 0 ~ 255 레벨로 구분할 수 있으며 임계값은 해당 픽셀의 영상 밝기에 따라 백색 또는 흑색으로 구분하여 표시하기 위하여 0과 255 사이에서 미리 설정할 수 있다. 이치화된 산란체 영상은 영상 표시부(60)에 제공되고 영상 표시부(60)는 이치화된 산란체 영상을 표시한다. 예를 들어 도 6(c)에 나타낸 바와 같이 이치화된 영상은 인체 조직 안에 존재하는 산란체의 분포를 시각적으로 확인할 수 있고, 이로써 병변 진단하는 사용자가 산란체 영상의 분포를 용이하게 확인할 수 있다(S300).
이와 같은 산란체 영상의 표시 과정에 더하여, 산란체 영상 분석부(70)는 이치화하된 영상에서 강한 산란체가 차지하는 영상의 밀도를 알 수 있도록 강한 산란체에 대응하는 픽셀 갯수를 집계하고, 집계된 픽셀의 갯수에 대한 정보를 영상 표시부(60)에 제공한다. 즉, 산란체 영상 분석부(70)는 영상 밝기가 임계값보다 큰 강한 산란체의 픽셀을 집계하고, 집계된 픽셀의 총 갯수에 대한 정보를 영상 표시부(60)에 제공한다(S400).
그러면 영상 표시부(60)는 이치화된 산란체 영상과 함께 산란체 영상 분석부(70)로부터 제공받은 정보를 바탕으로 강한 산란체에 대하여 집계된 픽셀 갯수를 수치 또는 백분율로 표시한다(S500).
이상 설명한 실시예에서는 초음파 신호를 집속 지연하고, 집속 지연된 신호에 포함된 부엽 신호의 크기를 계산하여 부엽 제거하는 처리방법을 적용한다. 그러나 본 발명에 따른 불균일 산란체 영상 획득에 있어서 부엽 제거 방법이 특정하게 제한될 필요는 없으며, 스페클 노이즈를 줄일 수 있는 공지된 기술로서 최소분산 빔포밍(minimum variance beamforming) 방법을 적용하여 부엽 제거하고, 이렇게 부엽이 제거된 산란체 영상을 대상으로 각 픽셀에 대하여 이치화 과정을 통하여 획득한 불균일 산란체 영상을 이용하여 병변 진단에 활용할 수 있게 된다.
본 발명은 초음파 영상에서 스페클을 제거함과 아울러 초음파 신호를 영상 처리하는 과정에서 인체 조직 안에 존재하는 산란체의 분포를 시각화한 산란체 영상을 획득하여 병변 진단에 활용하는 분야에 사용할 수 있다.

Claims (5)

  1. 인체 조직의 산란체에서 반사된 초음파 신호를 각각의 수신소자에서 수신하는 어레이 트랜스듀서;
    상기 어레이 트랜스듀서 각각의 수신소자에 수신된 신호를 시간적으로 정렬하기 위하여 집속 지연하는 초음파 집속부;
    상기 초음파 집속부에서 집속 지연된 각각의 신호를 합산한 합산 신호에서 부엽을 제거하고, 부엽이 제거된 산란체 영상을 합성하는 영상 처리부;
    상기 영상 처리부에서 부엽이 제거된 산란체 영상의 각 픽셀에 대하여 영상 밝기와 임계값을 비교하여 이치화하는 이치화부; 및
    상기 이치화부에 의해 이치화된 산란체 영상을 표시하는 산란체 영상 표시부;를 포함하는 것을 특징으로 하는 불균일 산란체 영상 획득을 위한 초음파 영상의 처리장치.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 이치화부에서 이치화된 산란체 영상에서 영상 밝기가 임계값보다 큰 픽셀에 대응하는 강한 산란체를 계량화하는 산란체 영상 분석부를 포함하되,
    상기 산란체 영상 분석부는 상기 이치화부에서 이치화하는 과정에서 영상 밝기가 임계값보다 큰 픽셀의 갯수를 집계하고, 집계된 픽셀의 총 갯수에 대한 정보를 상기 산란체 영상 표시부에 제공하고,
    상기 산란체 영상 표시부는 제공된 픽셀 집계 정보를 수치 또는 백분율로 표시하는 것을 특징으로 하는 불균일 산란체 영상 획득을 위한 초음파 영상의 처리장치.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 초음파 집속부에 의해 집속 지연된 신호에 포함된 부엽 신호의 공간주파수와 수신소자의 갯수를 이용하여 부엽 신호의 크기를 계산하는 부엽 계산부를 더 포함하고,
    상기 영상 처리부는 상기 초음파 집속부에서 집속 지연된 각각의 신호를 합산한 합산 신호에서 상기 부엽 계산부에 의해 계산된 부엽 신호의 크기를 감산하여 부엽을 제거하는 것을 특징으로 하는 불균일 산란체 영상 획득을 위한 초음파 영상의 처리장치.
  4. 인체 조직의 산란체에서 반사된 초음파 신호를 어레이 트랜스듀서 각각의 수신소자에서 수신하는 신호 수신단계;
    상기 신호 수신단계에서 수신된 각각의 수신 신호를 시간적으로 정렬하기 위하여 집속 지연하는 신호 집속단계;
    상기 신호 집속단계에서 집속 지연된 초음파 신호에 포함된 부엽 신호의 공간주파수와 수신소자의 갯수를 이용하여 부엽 신호의 크기를 계산하는 부엽 계산단계;
    상기 집속 지연된 각각의 신호를 합산한 합산신호에서 상기 계산된 부엽 신호의 크기를 감산하여 부엽을 제거하고, 부엽이 제거된 합산신호를 이용하여 산란체 영상을 합성하는 영상 처리단계;
    상기 영상 처리단계에서 합성된 산란체 영상의 각 픽셀에 대하여 영상 밝기와 임계값을 비교하여 이치화하는 이치화 단계;
    상기 이치화된 산란체 영상을 표시하는 표시 단계;를 포함하는 것을 특징으로 하는 불균일 산란체 영상 획득을 위한 초음파 영상의 처리방법.
  5. 제4항에 있어서,
    상기 이치화된 산란체 영상에 대하여 상기 이치화부에 의해 이치화하는 과정에서 영상 밝기가 임계값보다 큰 픽셀의 갯수를 집계하는 분석 단계와, 집계된 픽셀의 총 갯수에 대한 정보를 영상 표시부에 제공하여 이치화된 영상과 함께 집계된 픽셀을 수치 또는 백분율로 표시하는 표시 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 불균일 산란체 영상 획득을 위한 초음파 영상의 처리방법.
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