WO2017171210A1 - 새로운 평면파 합성을 이용한 초음파 도플러 영상 장치 및 그 제어 방법 - Google Patents

새로운 평면파 합성을 이용한 초음파 도플러 영상 장치 및 그 제어 방법 Download PDF

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WO2017171210A1
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frame
ensemble
frames
incident
generating
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PCT/KR2017/000269
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유양모
강진범
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서강대학교산학협력단
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    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61B8/488—Diagnostic techniques involving Doppler signals
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    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging

Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic Doppler imaging apparatus and a control method thereof, and more particularly, to an ultrasonic Doppler imaging apparatus using a plane wave and a control method thereof.
  • the ultrasound medical imaging system is a device for non-invasively imaging the structure and characteristics of the human body by transmitting ultrasonic signals to human tissue and then using information included in the reflected signals.
  • Ultrasound medical imaging devices provide various types of clinical information. Among them, the Doppler imaging technique used to investigate blood flow information in the human body is increasing in importance.
  • the conventional focused beam method has a limited frame rate, and the estimation of the velocity of blood flow and the expression of blood flow are limited. Sensitivity tends to be lowered. This is because the frame rate is related to the number of PRF (Pulse Repetition Frequency) and ensemble (Ensemble) data, and in order to improve this, studies on increasing the frame rate and limiting conditions of the PRF are being conducted.
  • PRF Pulse Repetition Frequency
  • Ensemble Ensemble
  • the color Doppler imaging technique using plane-wave can acquire more blood flow ensemble data at a higher frame rate than the conventional focused beam method, and provides a relatively unlimited blood flow velocity estimation range. can do.
  • the transmission focus is not performed, there is a problem in that the resolution and sensitivity of the image are reduced.
  • an ultrasonic Doppler imaging technique that can obtain an image having high resolution and sensitivity, such as an angle compounding technique, and does not have a decrease in frame rate and a measurable blood flow rate.
  • the present invention has been made to solve the above-described problems, and an object of the present invention is to provide an ultrasonic Doppler imaging apparatus and a control method thereof capable of acquiring images of high resolution and sensitivity without limiting a measurable blood flow rate.
  • a method of controlling an ultrasound Doppler imaging apparatus which sequentially repeats a set number of plane waves and transmits the echo signals reflected from the object.
  • Receiving and obtaining an incident frame Generating a predetermined number of ensemble frames by synthesizing a variable number of incident frames at specific time difference intervals among the sequential incident frames corresponding to the plane waves; Repeating generating a next ensemble frame subsequent to the ensemble frame; And generating a Doppler image using the preset number of ensemble frames, and displaying the generated Doppler image, wherein the synthesis of the variable number of incident frames at the specific time difference intervals is a blood flow velocity to be estimated.
  • Ultrasonic Doppler images with high resolution and sensitivity can be obtained without degrading the frame rate and limiting the measurable blood flow rate.
  • the generating of the ensemble frame may include: generating a first ensemble frame by synthesizing a sequential incident frame corresponding to the plane wave; And generating the ensemble frame by synthesizing the incident frame at a time interval associated with a Doppler Pulse Repetition Frequency (PRF) corresponding to the blood flow velocity to be estimated among the incident frames constituting the first ensemble frame.
  • PRF Doppler Pulse Repetition Frequency
  • the generating of the next ensemble frame may include: generating a first ensemble frame by synthesizing a sequential incident frame corresponding to the plane wave; And generating the next ensemble frame by synthesizing the incident frame at the time interval among the incident frames constituting the first ensemble frame.
  • the generating of the next ensemble frame may include: generating a first ensemble frame by synthesizing a sequential incident frame corresponding to the plane wave; And generating the next ensemble frame by synthesizing the incident frame at a first time interval different from the time interval among the incident frames constituting the first ensemble frame.
  • the Doppler PRF sets a maximum PRF (PRF max ), which is an inverse of a pulse repetition time (PRT), which is a time interval for transmitting and receiving an ultrasonic signal to obtain data of one frame, in a time lag (L). It can be divided by.
  • PRF max a maximum PRF
  • PRT pulse repetition time
  • L time lag
  • the maximum number of ensemble frames (E max ) is the total number of incident frames (TF) obtained during a certain data acquisition time for one Doppler image frame, the predetermined number of incident frames (N angle ), And using the specific time lag L It can be determined as follows.
  • the time interval and the first time interval may be an integer multiple of the inverse of the maximum value PRF max of the Doppler PRF (n / PRF max ).
  • the integer value n corresponding to the integer multiple may be inversely proportional to the blood flow rate to be estimated.
  • the displaying of the Doppler image may include demodulating the predetermined number of ensemble frames; Applying autocorrelation to the demodulated ensemble frame; And generating the Doppler image by using the autocorrelation application result.
  • a computer readable recording medium having recorded thereon a program for executing at least one of the above described methods on a computer.
  • the ultrasound Doppler imaging apparatus for achieving the above object, sequentially transmits a set number of variable plane waves to the object, and receives the echo signal reflected by the plane wave to the incident frame Transmitting and receiving unit to obtain; Synthesizing a variable number of incidence frames at specific time difference intervals among the sequential incidence frames corresponding to the plane wave to generate a preset number of ensemble frames, and repeating generating the next ensemble frame subsequent to the ensemble frame.
  • a lag-specific ensemble frame generation unit A signal processor which generates a Doppler image using the preset number of ensemble frames; And a display unit displaying the generated Doppler image, wherein the synthesis of the variable number of incident frames at the specific time difference interval is determined based on the blood flow velocity to be estimated.
  • the lag ensemble frame generation unit may generate an ensemble frame by synthesizing the predetermined number of incidence frames among the sequential incidence frames corresponding to the plane wave, and the incidence constituting the first ensemble frame.
  • the ensemble frame may be generated by synthesizing the incident frame at a time interval associated with the Doppler pulse repetition frequency (PRF) corresponding to the blood flow rate to be estimated among frames.
  • PRF Doppler pulse repetition frequency
  • the lag ensemble frame generation unit may generate a first ensemble frame of the next ensemble frame by synthesizing a sequential incident frame corresponding to the plane wave, and configure a first ensemble frame of the next ensemble frame.
  • the next ensemble frame may be generated by synthesizing the incident frames at the time intervals of the incident frames.
  • the lag ensemble frame generation unit may generate a first ensemble frame of the next ensemble frame by synthesizing a sequential incident frame corresponding to the plane wave, and configure a first ensemble frame of the next ensemble frame.
  • the next ensemble frame may be generated by combining the incident frames at a first time interval different from the time interval among the incident frames.
  • the Doppler PRF sets a maximum PRF (PRF max ), which is an inverse of a pulse repetition time (PRT), which is a time interval for transmitting and receiving an ultrasonic signal to obtain data of one frame, in a time lag (L). It can be divided by.
  • PRF max a maximum PRF
  • PRT pulse repetition time
  • L time lag
  • the maximum number of ensemble frames (E max ) is the total number of incident frames (TF) obtained during a certain data acquisition time for one Doppler image frame, the predetermined number of incident frames (N angle ), And using the specific time lag L It can be determined as follows.
  • the I / Q demodulator for demodulating the predetermined number of ensemble frame; An autocorrelation unit applying autocorrelation to the demodulated ensemble frame; And a Doppler image generator configured to generate the Doppler image using the autocorrelation application result.
  • an ultrasound Doppler image having high resolution and sensitivity can be obtained without limiting the frame rate and limiting the blood flow rate.
  • FIG. 1 is a detailed block diagram of an ultrasonic Doppler imaging apparatus according to the present invention.
  • FIG. 2 illustrates a method of estimating various blood flow rates through plane wave synthesis according to a method of acquiring ultrasound data and a specific time lag according to the present invention.
  • 3 illustrates the maximum number of compositable frames according to the Doppler PRF in connection with the present invention.
  • FIG. 4 illustrates the probability density function of a received red blood cell signal according to the difference between the number of ensemble frames E and the number N of incident frames in relation to the present invention.
  • FIG. 5 illustrates a blood flow velocity estimation error according to the change in the number of ensemble frames according to the present invention.
  • FIG. 6 is a flowchart illustrating a control method of the ultrasonic Doppler imaging apparatus according to the present invention.
  • FIG. 7 shows the results of performing Doppler imaging of the general carotid artery (CCA) portion in human simulated phantom in relation to the present invention.
  • CCA general carotid artery
  • FIG. 8 illustrates the results in a carotid artery branching environment of phantoms with high blood flow rates in connection with the present invention.
  • FIG. 9 illustrates signal-to-clutter ratio (SCR) and root mean squared velocity error (RMSVE) values according to a specific time difference according to the present invention.
  • FIG. 10 illustrates an ultrasound image of the femoral blood vessel in the human body according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 11 illustrates blood flow imaging results according to changes in a specific time lag L.
  • ultrasonic Doppler imaging device 110 transceiver
  • the medical color Doppler imaging technique using plane-wave angle compounding has a high frame rate and can provide a relatively wide blood flow velocity estimation range compared to the conventional beam focusing method.
  • the number of frame composites must be increased, which leads to a decrease in the frame rate by the number of incident frames required.
  • the present invention provides a method for providing a Doppler image having a high frame rate, resolution, and sensitivity without limiting blood flow rate.
  • the ultrasound Doppler imaging apparatus 100 includes a transceiver 110, a lag ensemble frame generator 120, a signal processor 130, and a display 140.
  • the transceiver 110 may include a transducer 111, a pulser 112, and a beam former 113.
  • the pulser 112 supplies a drive signal to the transducer 111.
  • the pulser 112 may generate plane waves at regular periods.
  • the pulser 112 may control the transducer 111 to supply a plane wave driving signal to the conversion element included in the transducer 111 to transmit the plane wave to the object.
  • the flat 112 is a plane wave of different angles by the transducer 111 through a driving signal to which a delay value corresponding to each angle is applied. Can be controlled to be transmitted to the object.
  • the transducer 111 transmits ultrasound waves to the object and receives echo signals of the ultrasound waves reflected from the object.
  • the transducer 111 may include a plurality of conversion elements for converting an electrical signal into acoustic energy (or vice versa).
  • the plurality of conversion elements may be in the form of a one-dimensional array or may be in the form of a two-dimensional array.
  • the transducer 111 is a piezoelectric micromachined ultrasonic transducer (pMUT) for converting the ultrasonic signal and the electrical signal with a change in pressure while vibrating, and a capacitance for converting the ultrasonic signal and the electrical signal with a change in capacitance.
  • Capacitive Micromachined Ultrasonic Transducer (cMUT), Magnetic Micromachined Ultrasonic Transducer (mMUT), which converts ultrasonic and electrical signals by change of magnetic field, Converts Ultrasonic and Electrical Signals by changing optical characteristics Optical ultrasonic detection, etc. may be implemented.
  • the beam former 113 may perform transmission focusing or reception focusing on the ultrasonic signal. Specifically, the beam former 113 may focus the ultrasonic signal to a specific position by adjusting the driving timing when the transducer 111 transmits the ultrasonic signal.
  • the beam former 113 may add a time delay in consideration of the difference in the time when the echo signal reflected from the object reaches the transducer 111, and may acquire the incident frame by focusing the echo signal.
  • the beamformer 113 may convert an echo signal received from the transducer 111 into a digital signal, and perform beamforming (focusing) on the converted digital signal to obtain an incident frame.
  • the incident frame data obtained as described above may be stored in a storage unit (not shown).
  • the transceiver 110 may be implemented as an ultrasonic probe.
  • the transducer 111, the pulser 112 and the beam former 113 may all be included in the ultrasonic probe, only the transducer 111 is included in the ultrasonic probe and the pulser 112 and the beam former 113 are included. Is included in another configuration is also possible to implement the form of being connected to the transducer 111 through a connector or a network.
  • the transmission and reception unit 110 sequentially transmits a set number of variable plane waves to the object, and receives the echo signal reflected by the plane wave to obtain an incident frame.
  • the lag ensemble frame generator 120 may generate an ensemble frame by synthesizing the incident frame acquired by the beam former 113. Regarding the detailed operation of the lag ensemble frame generation unit 120, referring to FIGS. 2 to 3, as follows.
  • FIG. 2 illustrates a method of estimating various blood flow rates through plane wave synthesis according to a method of acquiring ultrasound data and a specific time lag according to the present invention.
  • blood flow images having various speeds according to phases of ensemble frames obtained by synthesizing a specific lag value from plane wave frame images obtained during the same time can be obtained. That is, as a specific lag value increases, a small number of frame images can be synthesized, thereby showing that a slow blood flow image can be obtained.
  • the lag ensemble frame generation unit 120 generates a predetermined number of ensemble frames by synthesizing a variable number of incident frames at specific time difference intervals among the sequential incident frames corresponding to the plane waves. . Also, the lag-specific ensemble frame generator 120 may repeat generating the next ensemble frame subsequent to the ensemble frame. In this case, the synthesis of the variable number of incident frames in the specific time difference interval is determined based on the blood flow velocity to be estimated.
  • the lag-specific ensemble frame generator 120 In relation to generating the ensemble frame, the lag-specific ensemble frame generator 120 generates an ensemble frame by synthesizing the predetermined number of incidence frames among sequential incidence frames corresponding to the plane waves. In addition, the lag-specific ensemble frame generation unit 120 of the incident frame constituting the first ensemble frame of the incident frame at a time interval associated with the Doppler Pulse Repetition Frequency (PRF) corresponding to the blood flow rate to be estimated Synthesis is performed to generate the ensemble frame.
  • PRF Doppler Pulse Repetition Frequency
  • a method of synthesizing a predetermined number of incident frames when generating an ensemble frame for generating a Doppler image includes determining a specific time lag L according to a blood flow rate to be estimated, that is, a Doppler PRF.
  • a predetermined number of incident frames are repeatedly synthesized, and a Doppler PRF capable of estimating blood flow velocity is determined. That is, the Doppler PRF is a value obtained by dividing a maximum PRF (PRF max ), which is an inverse of a pulse repetition time (PRT), which is a time interval for transmitting and receiving an ultrasonic signal to obtain data of one frame, by a specific time lag (L). It may be determined as in Equation 1 below.
  • Equation 1 the predetermined number of incident frames for generating the ensemble frame is changed according to the change of L value, and blood flow imaging representing various scales or speeds is possible.
  • the number of ensemble frames E is an important factor determining the frame rate, and the Doppler imaging is performed using the maximum ensemble frame for a constant data acquisition time.
  • the maximum number of ensemble frames (E max ) is the total number of incident frames (TF) obtained during a certain data acquisition time for one Doppler image frame, the number of preset incident frames (N angle ), and the It may be determined by using Equation 2 below using a specific time lag (L).
  • the following operation may be performed under the assumption that the blood flow rate is the same as the previously generated ensemble frame. That is, the lag ensemble frame generation unit 120 generates a first ensemble frame of the next ensemble frame by synthesizing a sequential incident frame corresponding to the plane wave, and constitutes a first ensemble frame of the next ensemble frame.
  • the next ensemble frame is generated by combining the incident frames at the time intervals of the incident frames.
  • the following operation may be performed under the assumption that the blood flow rate is different from the previously generated ensemble frame. That is, the lag ensemble frame generation unit 120 generates a first ensemble frame of the next ensemble frame by synthesizing a sequential incident frame corresponding to the plane wave, and constitutes a first ensemble frame of the next ensemble frame.
  • the next ensemble frame may be generated by synthesizing the incident frame at a first time interval different from the time interval among the incident frames. That is, when the part of the body sensed by the ultrasound probe is changed or the blood flow velocity estimation condition is changed, the time interval for synthesizing the incident frame may be adjusted based on the blood flow velocity to be estimated based on this.
  • FIG. 3 illustrates the maximum number of compositable frames according to the Doppler PRF in relation to the present invention.
  • a comparison graph of the conventional plane wave synthesis based Doppler imaging method (UDI-AC) and the proposed method (HDI-SAC) is shown.
  • the Doppler PRF should be increased as the blood flow rate to be estimated increases, but the conventional method reduces the maximum number of synthesized frames, causing a decrease in resolution and sensitivity.
  • the proposed method is able to maintain the maximum number of synthesized frames regardless of the blood flow rate to be estimated.
  • FIG. 4 illustrates the probability density function of the received red blood cell signal according to the difference between the number of ensemble frames E and the number N of incident frames in connection with the present invention. That is, as the number of ensemble frames decreases, the received signal tends to be dispersed, and thus, it may be efficient for estimating a low blood flow rate.
  • the maximum number of ensemble frames may be used as shown in Equation 2 without using the same number of ensemble frames as the number of incident frames.
  • blood flow velocity estimation is performed based on the maximum number of ensemble frames.
  • Figure 5 shows the blood flow velocity estimation error according to the change in the number of ensemble frame according to the present invention. That is, when the ensemble length is sufficiently large (for example, 15 or more), even when the maximum number of ensemble frames is small, very low blood flow velocity estimation error can be seen.
  • the frame rate derived using Equations 1 and 2 is determined as in Equation 3 below.
  • the signal processor 130 may include a demodulator 131, an autocorrelation unit 132, and a Doppler image generator 133.
  • the signal processor 130 may generate the Doppler image using a preset number of ensemble frames.
  • the Doppler image may include, for example, a color Doppler image indicating the direction and speed of blood flow or a Power Doppler image indicating the presence or absence of blood flow and the number of red blood cells, but is not limited thereto.
  • the demodulator 131 demodulates a predetermined number of ensemble frames.
  • the demodulator 131 may include a band pass filter to increase the signal-to-noise ratio of the ensemble frame signal.
  • the demodulator 131 may perform an orthogonal demodulation process to obtain a baseband in-phase component and an abnormal component for the ensemble frame signal.
  • the demodulator 131 may include a clutter filter for removing signal components reflected from tissue moving such as a blood vessel wall or heart muscle during ultrasound transmission and reception.
  • the autocorrelation unit 132 may apply auto correlation to the demodulated ensemble frame to calculate the velocity, power, and variance of the object. Details of calculating speed, power, and dispersion values of respective image points by applying autocorrelation to the baseband in-phase and abnormal components of the ensemble frame are not related to the gist of the present invention as described above in FIG.
  • the Doppler image generator 133 generates the Doppler image using the autocorrelation application result. That is, the Doppler image may be generated using at least one of the velocity, power, and dispersion values of the object calculated as a result of the autocorrelation application.
  • the display unit 140 displays the generated Doppler image.
  • FIG. 6 illustrates a flowchart of a control method of the ultrasonic Doppler imaging apparatus according to the present invention.
  • the control method of the ultrasound Doppler imaging apparatus includes an incident frame acquisition step (S610), an ensemble frame generation step (S620), a next ensemble frame generation step (S630), and a Doppler image display step (S640).
  • the Doppler image display step S640 may include a frame demodulation step S641, an autocorrelation application step S642, and a Doppler image generation step S643.
  • a predetermined number of plane waves forming a set are sequentially and repeatedly transmitted to the object, and the plane wave receives an echo signal reflected from the object to obtain an incident frame.
  • a predetermined number of ensemble frames are generated by synthesizing a variable number of incidence frames at specific time difference intervals among the sequential incidence frames corresponding to the plane wave.
  • the synthesis of the variable number of incident frames in the specific time difference interval is determined based on the blood flow velocity to be estimated.
  • the generating of the ensemble frame may include generating a first ensemble frame by synthesizing a sequential incident frame corresponding to the plane wave; And generating the ensemble frame by synthesizing the incident frame at a time interval associated with a Doppler Pulse Repetition Frequency (PRF) corresponding to the blood flow velocity to be estimated among the incident frames constituting the first ensemble frame.
  • PRF Doppler Pulse Repetition Frequency
  • the Doppler PRF is a value obtained by dividing a maximum PRF (PRF max ), which is an inverse of PRT (Pulse Repetition Time), which is a time interval for transmitting and receiving an ultrasonic signal to obtain data of one frame, by a time lag (L).
  • Equation 2 Is determined as in Equation 1 above.
  • the maximum number (E max ) of the ensemble frames is the total number of incident frames (TF) obtained during a predetermined data acquisition time for one Doppler image frame, the number of preset incident frames (N angle ), and the specific time.
  • the difference (time lag, L) is used to determine Equation 2 above.
  • the next ensemble frame generation step (S630) is a step of generating a next ensemble frame subsequent to the ensemble frame.
  • the next ensemble frame generation step (S630) may include generating a first ensemble frame by synthesizing a sequential incident frame corresponding to the plane wave; And generating the next ensemble frame by synthesizing the incident frame at the time interval among the incident frames constituting the first ensemble frame.
  • the generating of the next ensemble frame may include generating the next ensemble frame by generating a first ensemble frame by synthesizing a sequential incident frame corresponding to the plane wave; And generating the next ensemble frame by synthesizing the incident frame at a first time interval different from the time interval among the incident frames constituting the first ensemble frame.
  • the time interval and the first time interval may be an integer multiple of the inverse of the maximum value (PRF max ) of the Doppler PRF (n / PRF max ).
  • the integer value n corresponding to the integer multiple may be inversely proportional to the blood flow rate to be estimated.
  • the Doppler image display step (S640) generates a Doppler image using the preset number of ensemble frames and displays the generated Doppler image.
  • the frame demodulating step (S641) demodulates the predetermined number of ensemble frames.
  • the autocorrelation applying step S642 applies autocorrelation to the demodulated ensemble frame.
  • the Doppler image generation step S643 generates the Doppler image by using the autocorrelation application result.
  • FIG. 7 illustrates the results of Doppler imaging of the total carotid artery (CCA) portion in the human simulated phantom in relation to the present invention.
  • the number of preset incident frames is 1, 3, 5, and 9 per column, and blood flow imaging of various scales is possible for each lag.
  • SCR signal-to-clutter ratio
  • RMSVE root mean squared velocity error
  • FIG. 9 illustrates signal-to-clutter ratio (SCR) and root mean squared velocity error (RMSVE) values according to a specific time difference according to the present invention.
  • SCR signal-to-clutter ratio
  • RMSVE root mean squared velocity error
  • the human experimental data were obtained by scanning the femoral vessels.
  • the femoral artery (Suprficial Femoral Artery (SFA)
  • the deep femoral artery (DFA)
  • the total femoral vein (Common Femoral Vein (CFV))
  • SFA Surface Femoral Artery
  • DFA deep femoral artery
  • CBV Common Femoral Vein
  • 10 illustrates an ultrasound image of the femoral blood vessel in the human body according to the embodiment of the present invention. That is, Figure 10 (a) shows a simultaneous PW spectrogram. 10 (b)-(d) show a color Doppler image corresponding to the instantaneous time in FIG. 10 (a) and show that sufficient hemodynamic information can be provided during contraction and relaxation of the heart. .
  • FIG. 11 illustrates blood flow imaging results according to changes in a specific time lag (L). Referring to FIG. 11, as a result showing that blood flow imaging at various scales is possible, it may suggest that qualitative analysis of blood flow may be possible.
  • the contents described in the ultrasound imaging apparatus and the method of controlling the ultrasound imaging apparatus according to the present invention may be cross-referenced and utilized.
  • an ultrasound Doppler image having high resolution and sensitivity can be obtained without limiting the frame rate and limiting the blood flow rate.
  • each component as well as the procedures and functions described herein may be implemented as separate software modules.
  • Each of the software modules may perform one or more functions and operations described herein.
  • Software code may be implemented in software applications written in a suitable programming language. The software code may be stored in a memory and executed by a controller or a processor.

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Abstract

본 발명에 따른 초음파 도플러 영상 장치의 제어 방법은, 한 세트를 이루는 기설정된 개수의 평면파를 순차적으로 반복하여 대상체로 송신하고, 상기 평면파가 상기 대상체에서 반사된 에코 신호를 수신하여 입사 프레임을 획득하는 단계; 상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임 중 특정 시간 차이 간격으로 가변 개수의 입사 프레임을 합성하여 기설정된 개수의 앙상블(ensemble) 프레임을 생성하는 단계; 상기 앙상블 프레임에 후속하는 다음 앙상블 프레임을 생성하는 단계를 반복하는 단계; 및 상기 기설정된 개수의 앙상블 프레임을 이용하여 도플러 영상을 생성하고, 상기 생성된 도플러 영상을 디스플레이하는 단계;를 포함하고, 상기 특정 시간 차이 간격으로 가변 개수의 입사 프레임의 합성은 추정하고자 하는 혈류 속도에 기반하여 결정되고, 프레임율의 저하와 측정 가능한 혈류 속도의 제한 없이 높은 해상도와 민감도를 가진 초음파 도플러 영상을 얻을 수 있다.

Description

새로운 평면파 합성을 이용한 초음파 도플러 영상 장치 및 그 제어 방법
본 발명은 초음파 도플러 영상 장치 및 그 제어 방법에 관한 것으로, 보다 상세하게는, 평면파를 이용한 초음파 도플러 영상 장치 및 그 제어 방법에 관한 것이다.
초음파 의료 영상 시스템은 인체 조직으로 초음파 신호를 송신한 후, 반사된 신호에 포함된 정보를 이용함으로써, 비침습적으로 인체 내부의 구조 및 특성을 영상화하는 장비이다. 초음파 의료 영상 장치는 다양한 형태의 임상 정보를 제공하고 있는데, 이 중에서 인체 내의 혈류 정보를 조사하기 위하여 사용되는 도플러 영상 기법은 그 중요성이 날로 증대되고 있다.
특히, 혈류의 방향과 속도에 관한 정보를 알수 있는 칼라 도플러 영상 기법의 경우, 기존의 포커스드 빔(focused beam)을 이용한 방법은 제한된 프레임 율(frame rate)을 가지며 혈류의 속도 추정 및 혈류 표현의 민감도가 저하되는 경향이 있다. 이는 프레임 율이 PRF(Pulse Repetition Frequency) 및 앙상블(Ensemble) 데이터의 개수와 연관이 있기 때문으로, 이를 개선하기 위해 프레임 율의 증가 및 PRF의 제한적 조건에 관한 연구가 진행되고 있다.
그 중 하나의 방법으로 평면파(Plane-wave)를 이용한 칼라 도플러 영상 기법은 기존의 포커스드 빔 방식에 비해 높은 프레임 율로 많은 혈류 앙상블 데이터를 획득할 수 있으며, 비교적 제한적이지 않은 혈류 속도 추정 범위를 제공할 수 있다. 그러나, 이 경우 송신 집속을 하지 않으므로 영상의 해상도 및 민감도가 저하되는 문제점이 있다.
이를 개선하기 위하여, 최근에는 수 개의 입사 프레임을 합성하여 하나의 앙상블 프레임을 구성하는 소위 앵글 컴파운딩 기법이라 불리우는 기법이 개발 및 이용이되고 있다. 하지만, 이 방법은 해상도 및 민감도의 개선이 가능한 반면, 하나의 앙상블 프레임을 합성하기 위해 필요한 입사 프레임의 개수 만큼 프레임 레이트가 감소되고, 측정 가능한 혈류 속도가 제한되게 된다.
이에 따라, 앵글 컴파운딩 기법과 같이 높은 해상도와 민감도를 가지는 영상을 얻을 수 있으면서, 프레임 율의 저하와 측정 가능한 혈류 속도의 제한이 없는 초음파 도플러 영상 기술에 대한 필요성이 대두된다.
본 발명은 상술한 문제점을 해결하기 위한 것으로, 본 발명의 목적은 측정 가능한 혈류 속도의 제한 없이 높은 해상도 및 민감도의 영상을 획득할 수 있는 초음파 도플러 영상 장치 및 그 제어 방법을 제공함에 있다.
상술한 목적을 달성하기 위한 본 발명에 따른 초음파 도플러 영상 장치의 제어 방법은, 한 세트를 이루는 기설정된 개수의 평면파를 순차적으로 반복하여 대상체로 송신하고, 상기 평면파가 상기 대상체에서 반사된 에코 신호를 수신하여 입사 프레임을 획득하는 단계; 상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임 중 특정 시간 차이 간격으로 가변 개수의 입사 프레임을 합성하여 기설정된 개수의 앙상블(ensemble) 프레임을 생성하는 단계; 상기 앙상블 프레임에 후속하는 다음 앙상블 프레임을 생성하는 단계를 반복하는 단계; 및 상기 기설정된 개수의 앙상블 프레임을 이용하여 도플러 영상을 생성하고, 상기 생성된 도플러 영상을 디스플레이하는 단계;를 포함하고, 상기 특정 시간 차이 간격으로 가변 개수의 입사 프레임의 합성은 추정하고자 하는 혈류 속도에 기반하여 결정되고, 프레임 율의 저하와 측정 가능한 혈류 속도의 제한 없이 높은 해상도와 민감도를 가진 초음파 도플러 영상을 얻을 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 앙상블 프레임을 생성하는 단계는, 상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임을 합성하여 제1앙상블 프레임을 생성하는 단계; 및 상기 제1앙상블 프레임을 구성하는 상기 입사 프레임 중 상기 추정하고자 하는 혈류 속도에 대응되는 도플러 PRF(Pulse Repetition Frequency)와 연관된 시간 간격으로 상기 입사 프레임의 합성을 수행하여 상기 앙상블 프레임을 생성하는 단계를 포함할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 다음 앙상블 프레임을 생성하는 단계는, 상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임을 합성하여 제1앙상블 프레임을 생성하는 단계; 및 상기 제1앙상블 프레임을 구성하는 상기 입사 프레임 중 상기 시간 간격으로 상기 입사 프레임의 합성을 수행하여 상기 다음 앙상블 프레임을 생성하는 단계를 포함할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 다음 앙상블 프레임을 생성하는 단계는, 상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임을 합성하여 제1앙상블 프레임을 생성하는 단계; 및 상기 제1앙상블 프레임을 구성하는 상기 입사 프레임 중 상기 시간 간격과 상이한 제1시간 간격으로 상기 입사 프레임의 합성을 수행하여 상기 다음 앙상블 프레임을 생성하는 단계를 포함할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 도플러 PRF는 한 프레임의 데이터를 얻기 위해 초음파 신호를 송수신하는 시간 간격인 PRT(Pulse Repetition Time)의 역수인 최대 PRF(PRF max)를 특정 시간 차이(time lag, L)로 나눈 값일 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 앙상블 프레임의 최대 개수(E max)는 하나의 도플러 영상 프레임을 위한 일정 데이터 획득 시간동안 얻어진 총 입사 프레임의 개수(TF), 기설정된 입사 프레임의 개수(Nangle), 및 상기 특정 시간 차이(time lag, L)를 이용하여
Figure PCTKR2017000269-appb-I000001
과 같이 결정될 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 시간 간격 및 상기 제1시간 간격은, 상기 도플러 PRF의 최대값(PRF max)의 역수의 정수배(n/PRF max)인 것을 특징으로 할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 정수배에 해당하는 정수값(n)은 상기 추정하고자 하는 혈류 속도에 반비례하는 것을 특징으로 할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 도플러 영상을 디스플레이하는 단계는, 상기 기설정된 개수의 앙상블 프레임을 복조하는 단계; 상기 복조된 앙상블 프레임에 자기 상관을 적용하는 단계; 및 상기 자기 상관 적용 결과를 이용하여 상기 도플러 영상을 생성하는 단계;를 포함하는 것을 특징으로 할 수 있다.
한편, 상기 기술된 방법 중 적어도 하나를 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체가 제공된다.
상술한 목적을 달성하기 위한 본 발명에 따른 초음파 도플러 영상 장치는, 한 세트를 이루는 가변 개수의 평면파를 순차적으로 반복하여 대상체로 송신하고, 상기 평면파가 상기 대상체에서 반사된 에코 신호를 수신하여 입사 프레임을 획득하는 송수신부; 상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임 중 특정 시간 차이 간격으로 가변 개수의 입사 프레임을 합성하여 기설정된 개수의 앙상블(ensemble) 프레임을 생성하고, 상기 앙상블 프레임에 후속하는 다음 앙상블 프레임을 생성하는 것을 반복하는 래그 별 앙상블 프레임 생성부; 상기 기설정된 개수의 앙상블 프레임을 이용하여 도플러 영상을 생성하는 신호 처리부; 및 상기 생성된 도플러 영상을 디스플레이하는 디스플레이부를 포함하고, 상기 특정 시간 차이 간격으로 가변 개수의 입사 프레임의 합성은 추정하고자 하는 혈류 속도에 기반하여 결정된다.
일 실시예에 따르면, 상기 래그 별 앙상블 프레임 생성부는, 상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임 중 상기 기설정된 개수의 입사 프레임을 합성하여 앙상블 프레임을 생성하고, 상기 제1앙상블 프레임을 구성하는 상기 입사 프레임 중 상기 추정하고자 하는 혈류 속도에 대응되는 도플러 PRF(Pulse Repetition Frequency)와 연관된 시간 간격으로 상기 입사 프레임의 합성을 수행하여 상기 앙상블 프레임을 생성할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 래그 별 앙상블 프레임 생성부는, 상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임을 합성하여 상기 다음 앙상블 프레임의 제1앙상블 프레임을 생성하고, 상기 다음 앙상블 프레임의 제1앙상블 프레임을 구성하는 상기 입사 프레임 중 상기 시간 간격으로 상기 입사 프레임의 합성을 수행하여 상기 다음 앙상블 프레임을 생성할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 래그 별 앙상블 프레임 생성부는, 상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임을 합성하여 상기 다음 앙상블 프레임의 제1앙상블 프레임을 생성하고, 상기 다음 앙상블 프레임의 제1앙상블 프레임을 구성하는 상기 입사 프레임 중 상기 시간 간격과 상이한 제1시간 간격으로 상기 입사 프레임의 합성을 수행하여 상기 다음 앙상블 프레임을 생성할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 도플러 PRF는 한 프레임의 데이터를 얻기 위해 초음파 신호를 송수신하는 시간 간격인 PRT(Pulse Repetition Time)의 역수인 최대 PRF(PRF max)를 특정 시간 차이(time lag, L)로 나눈 값일수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 앙상블 프레임의 최대 개수(E max)는 하나의 도플러 영상 프레임을 위한 일정 데이터 획득 시간동안 얻어진 총 입사 프레임의 개수(TF), 기설정된 입사 프레임의 개수(Nangle), 및 상기 특정 시간 차이(time lag, L)를 이용하여
Figure PCTKR2017000269-appb-I000002
과 같이 결정될 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 기설정된 개수의 앙상블 프레임을 복조하는 I/Q 복조부; 상기 복조된 앙상블 프레임에 자기 상관을 적용하는 자기상관부; 및 상기 자기 상관 적용 결과를 이용하여 상기 도플러 영상을 생성하는 도플러 영상 생성부를 더 포함할 수 있다.
본 발명의 실시 예들 중 적어도 하나에 따르면, 프레임 율의 저하와 측정 가능한 혈류 속도의 제한 없이 높은 해상도와 민감도를 가진 초음파 도플러 영상을 얻을 수 있다는 장점이 있다.
또한, 본 발명의 실시 예들 중 적어도 하나에 따르면, 합성 시 특정 시간 차이에 의해 낮은 혈류 속도부터 높은 혈류 속도까지 민감도의 저하 없이 고해상도 혈류 영상을 제공할 수 있다는 장점이 있다.
또한, 본 발명의 실시 예들 중 적어도 하나에 따르면, 높은 프레임율을 바탕으로 정성적, 정량적 분석이 가능하여 심혈관 질환을 평가할 때 매우 유용할 수 있다는 장점이 있다.
도 1은 본 발명에 따른 초음파 도플러 영상 장치의 상세 블록도를 도시한다.
도 2는 본 발명에 따른 초음파 데이터 획득 방법 및 이에 따른 특정 시간 차이(time lag, L)에 따른 평면파 합성을 통한 다양한 혈류 속도 추정 원리를 도시한다.
도 3은 본 발명과 관련하여, 도플러 PRF에 따른 최대 합성 가능한 프레임 개수를 도시한다.
도 4는 본 발명과 관련하여, 앙상블 프레임(E)의 개수와 입사 프레임의 개수(N)의 차이에 따라 수신된 적혈구 신호의 확률 밀도 함수를 도시한다.
도 5는 본 발명에 따른 앙상블 프레임의 개수 변화에 따른 혈류 속도 추정 오차를 도시한다.
도 6은 본 발명에 따른 초음파 도플러 영상 장치의 제어 방법의 흐름도를 도시한다.
도 7은 본 발명과 관련하여, 인체 모사 팬텀에서의 총경동맥(CCA) 부분의 도플러 영상화를 수행한 결과를 도시한다.
도 8은 본 발명과 관련하여, 높은 혈류 속도를 가지는 팬텀의 경동맥 분지 환경에서의 결과를 도시한다.
도 9는 본 발명에 관련하여 특정 시간 차에 따른 SCR (signal-to-clutter ratio)과 RMSVE (root mean squared velocity error) 값을 도시한 것이다.
도 10은 본 발명의 실시 예에 따른 인체 내 대퇴혈관에서의 초음파 영상을 도시한다.
도 11은 특정 시간 차이(time lag, L)의 변화에 따른 혈류 영상화 결과를 도시한다.
<도면의 주요부분에 대한 부호의 설명>
100: 초음파 도플러 영상 장치 110: 송수신부
120: 래그 별 앙상블 프레임 생성부 130: 신호처리부
140: 디스플레이부
이하에서, 첨부된 도면을 이용하여 본 발명에 대하여 구체적으로 설명한다. 본 발명을 설명함에 있어서, 관련된 공지 기술에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단되는 경우 그 상세한 설명을 생략한다. 또한, 본 명세서의 설명 과정에서 이용되는 숫자(예를 들어, 제1, 제2 등)는 하나의 구성요소를 다른 구성요소와 구분하기 위한 식별기호에 불과하다.
상술한 본 발명의 특징 및 효과는 첨부된 도면과 관련한 다음의 상세한 설명을 통하여 보다 분명해 질 것이며, 그에 따라 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 본 발명의 기술적 사상을 용이하게 실시할 수 있을 것이다. 본 발명은 다양한 변경을 가할 수 있고 여러가지 형태를 가질 수 있는바, 특정 실시 예들을 도면에 예시하고 본문에 상세하게 설명하고자 한다. 그러나 이는 본 발명을 특정한 개시형태에 대해 한정하려는 것이 아니며, 본 발명의 사상 및 기술범위에 포함되는 모든 변경, 균등물 내지 대체물을 포함하는 것으로 이해되어야 한다. 본 명세서에서 사용한 용어는 단지 특정한 실시 예들을 설명하기 위해 사용된 것으로, 본 발명을 한정하려는 의도가 아니다.
본 발명은 다양한 변경을 가할 수 있고 여러 가지 실시예를 가질 수 있는바, 특정 실시예들을 도면에 예시하고 상세한 설명에 구체적으로 설명하고자 한다. 그러나 이는 본 발명을 특정한 실시 형태에 대해 한정하려는 것이 아니며, 본 발명의 사상 및 기술 범위에 포함되는 모든 변경, 균등물 내지 대체물을 포함하는 것으로 이해되어야 한다.
본 발명과 관련하여, 평면파 합성(plane-wave angle compounding)을 이용한 의료용 칼라 도플러 영상 기법은 기존의 빔 집속 방식에 비해 높은 프레임율(frame rate)을 가지며 비교적 넓은 혈류 속도 추정 범위를 제공할 수 있다. 하지만 높은 민감도의 혈류 영상을 획득하기 위하여 프레임 합성 개수를 증가시켜야 하며, 이는 필요한 입사 프레임의 개수만큼 프레임율의 저하를 가져온다. 본 발명에서는 혈류 속도의 제한 없이 높은 프레임율, 해상도, 민감도의 도플러 영상을 제공하는 방법을 제시한다.
이하 첨부된 도면을 참조하여 본 발명에 따른 새로운 평면파 합성을 이용한 초음파 도플러 영상 장치 및 그 제어 방법에 대하여 설명하면 다음과 같다.
도 1은 본 발명에 따른 초음파 도플러 영상 장치의 상세 블록도를 도시한다. 도 1을 참조하면, 상기 초음파 도플러 영상 장치(100)는 송수신부(110), 래그 별 앙상블 프레임 생성부(120), 신호 처리부(130) 및 디스플레이부(140)를 포함한다.
송수신부(110)는 트랜스듀서(111), 펄서(112) 및 빔 포머(113)를 포함할 수 있다. 펄서(112)는 트랜스듀서(111)에 구동 신호를 공급한다. 특히, 펄서(112)는 일정한 주기로 평면파를 발생시킬 수 있다. 구체적으로, 펄서(112)는 트랜스듀서(111)에 포함된 변환 소자에 평면파 구동 신호를 공급하여 대상체로 평면파를 송신하도록 트랜스듀서(111)를 제어할 수 있다.
또한, 서로 다른 각도를 갖는 복수의 평면파를 대상체로 송신하고자 하는 경우, 펼서(112)는 각각의 각도에 따른 지연(delay)값을 적용한 구동 신호를 통해 트랜스듀서(111)가 서로 다른 각도의 평면파를 대상체로 송신하도록 제어할 수 있다.
트랜스듀서(111)는 초음파를 대상체로 송신하고 대상체로부터 반사되는 초음파의 에코 신호를 수신한다. 트랜스듀서(111)는 전기적 신호를 음향 에너지로(또는, 반대로) 변환하는 복수의 변환 소자를 포함할 수 있다. 복수 개의 변환 소자는 1차원 어레이 형태일 수도 있고, 2차원 어레이 형태일 수도 있다.
이를 위해, 트랜스듀서(111)는 진동하면서 압력 변화로 초음파와 전기적 신호를 상호 변환시키는 압전형 트랜스듀서(piezoelectric micromachined ultrasonic transducer, pMUT), 정전 용량의 변화로 초음파와 전기적 신호를 상호 변환시키는 정전 용량형 트랜스듀서(capacitive micromachined ultrasonic transducer, cMUT), 자기장의 변화로 초음파와 전기적 신호를 상호 변환시키는 자기형 트랜스듀서(magnetic micromachined ultrasonic transducer, mMUT), 광학적 특성의 변화로 초음파와 전기적 신호를 상호 변환시키는 광학형 초음파 검출기(Optical ultrasonic detection) 등으로 구현될 수 있다.
빔 포머(113)는 초음파 신호에 대한 송신 집속 또는 수신 집속을 수행할 수 있다. 구체적으로, 빔 포머(113)는 트랜스듀서(111)가 초음파 신호를 송신할 때 구동 타이밍을 조절하여 특정 위치로 초음파 신호를 집속시킬 수 있다.
특히, 빔 포머(113)는 대상체에서 반사된 에코 신호가 트랜스듀서(111)에 도달하는 시간이 상이한 것을 감안하여 시간 지연을 가하고, 이를 통해 에코 신호를 집속하여 입사 프레임을 획득할 수 있다. 예를 들어, 빔 포머(113)는 트랜스듀서(111)로부터 수신되는 에코 신호를 디지털 신호로 변환시키고, 변환된 디지털 신호에 빔포밍(집속)을 수행하여 입사 프레임을 획득할 수 있다. 이와 같이 획득된 입사 프레임 데이터는 저장부(미도시)에 저장될 수도 있다.
한편, 송수신부(110)는 초음파 프로브로 구현될 수 있다. 이때, 트랜스듀서(111), 펄서(112) 및 빔 포머(113)가 모두 초음파 프로브에 포함될 수도 있고, 트랜스듀서(111)만 초음파 프로브의 내부에 포함되고 펄서(112) 및 빔 포머(113)는 다른 구성에 포함되어 커넥터 또는 네트워크를 통해 트랜스듀서(111)와 연결되는 형태의 구현도 가능함은 물론이다.
본 발명에서 상기 송수신부(110)는 한 세트를 이루는 가변 개수의 평면파를 순차적으로 반복하여 대상체로 송신하고, 상기 평면파가 상기 대상체에서 반사된 에코 신호를 수신하여 입사 프레임을 획득한다.
래그 별 앙상블 프레임 생성부(120)는 빔 포머(113)에서 획득된 입사 프레임을 합성하여 앙상블 프레임을 생성할 수 있다. 상기 래그 별 앙상블 프레임 생성부(120)에서의 상세 동작과 관련하여, 도 2 내지 도 3을 참조하면 다음과 같다.
도 2는 본 발명에 따른 초음파 데이터 획득 방법 및 이에 따른 특정 시간 차이(time lag, L)에 따른 평면파 합성을 통한 다양한 혈류 속도 추정 원리를 도시한다.
도 2의 (a)와 관련하여, 먼저 일정 시간 동안 기 설정된 개수의 평면파를 송신 후 수신된 프레임들이 메모리에 저장되면 추정하고자하는 혈류 속도에 대응되는 특정 시간 차이(래그) 간격으로 합성을 수행한다. 특히, 특정 시간 차이와 기설정된 입사 프레임의 개수가 같을 시 종래의 기술 방법과 같게 된다.
도 2의 (b)와 관련하여, 동일한 시간 동안 얻어진 평면파 프레임 영상들로부터 특정 래그값을 두고 합성하여 얻어진 앙상블 프레임들의 위상에 따른 다양한 속도의 혈류 영상을 얻을 수 있음을 보여주고 있다. 즉, 특정 래그값이 증가함에 따라 적은 개수의 프레임 영상들을 합성할 수 있어 느린 속도의 혈류 영상을 얻을 수 있음을 보여준다.
이와 관련하여, 상기 래그 별 앙상블 프레임 생성부(120)는 상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임 중 특정 시간 차이 간격으로 가변 개수의 입사 프레임을 합성하여 기설정된 개수의 앙상블(ensemble) 프레임을 생성한다. 또한, 상기 래그 별 앙상블 프레임 생성부(120)는 상기 앙상블 프레임에 후속하는 다음 앙상블 프레임을 생성하는 것을 반복할 수 있다. 이때, 상기 특정 시간 차이 간격으로 가변 개수의 입사 프레임의 합성은 추정하고자 하는 혈류 속도에 기반하여 결정된다.
상기 앙상블 프레임 생성과 관련하여, 상기 래그 별 앙상블 프레임 생성부(120)는 상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임 중 상기 기설정된 개수의 입사 프레임을 합성하여 앙상블 프레임을 생성한다. 또한, 상기 래그 별 앙상블 프레임 생성부(120)는 상기 제1앙상블 프레임을 구성하는 상기 입사 프레임 중 상기 추정하고자 하는 혈류 속도에 대응되는 도플러 PRF(Pulse Repetition Frequency)와 연관된 시간 간격으로 상기 입사 프레임의 합성을 수행하여 상기 앙상블 프레임을 생성한다.
이와 관련하여, 본 발명에서 도플러 영상을 생성하기 위한 앙상블 프레임 생성 시 기설정된 개수의 입사 프레임을 합성하는 방법은 추정하고자 하는 혈류 속도, 즉, 도플러 PRF에 따라 특정 시간 차이(time lag, L)를 두고 반복적으로 기설정된 개수의 입사 프레임이 합성되어지며, 혈류 속도를 추정할 수 있는 도플러 PRF가 결정된다. 즉, 상기 도플러 PRF는 한 프레임의 데이터를 얻기 위해 초음파 신호를 송수신하는 시간 간격인 PRT(Pulse Repetition Time)의 역수인 최대 PRF(PRF max)를 특정 시간 차이(time lag, L)로 나눈 값으로 아래의 수학식 1과 같이 결정될 수 있다.
수학식 1
Figure PCTKR2017000269-appb-I000003
따라서 수학식 1과 같이 L 값의 변화에 따라 앙상블 프레임을 생성하기 위한 기설정된 개수의 입사 프레임이 바뀌게 되며 다양한 스케일 또는 속도를 표현하는 혈류 영상화가 가능하게 된다.
또한, 본 발명에서 앙상블 프레임(E)의 개수는 프레임율(frame rate)을 결정짓는 중요한 요소로서 일정한 데이터 획득 시간 동안 최대 앙상블 프레임을 이용하여 도플러 영상화를 수행하게 된다. 이와 관련하여, 상기 앙상블 프레임의 최대 개수(E max)는 하나의 도플러 영상 프레임을 위한 일정 데이터 획득 시간동안 얻어진 총 입사 프레임의 개수(TF), 기설정된 입사 프레임의 개수(Nangle), 및 상기 특정 시간 차이(time lag, L)을 이용하여 아래의 수학식 2와 같이 결정될 수 있다.
수학식 2
Figure PCTKR2017000269-appb-I000004
한편, 상기 다음 앙상블 프레임 생성과 관련하여, 이전에 생성된 앙상블 프레임과 혈류 속도가 동일하다는 가정하에 다음과 같은 동작을 수행할 수 있다. 즉, 상기 래그 별 앙상블 프레임 생성부(120)는 상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임을 합성하여 상기 다음 앙상블 프레임의 제1앙상블 프레임을 생성하고, 상기 다음 앙상블 프레임의 제1앙상블 프레임을 구성하는 상기 입사 프레임 중 상기 시간 간격으로 상기 입사 프레임의 합성을 수행하여 상기 다음 앙상블 프레임을 생성한다.
또한, 상기 다음 앙상블 프레임 생성과 관련하여, 이전에 생성된 앙상블 프레임과 혈류 속도가 상이하다는 가정하에 다음과 같은 동작을 수행할 수 있다. 즉, 상기 래그 별 앙상블 프레임 생성부(120)는 상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임을 합성하여 상기 다음 앙상블 프레임의 제1앙상블 프레임을 생성하고, 상기 다음 앙상블 프레임의 제1앙상블 프레임을 구성하는 상기 입사 프레임 중 상기 시간 간격과 상이한 제1시간 간격으로 상기 입사 프레임의 합성을 수행하여 상기 다음 앙상블 프레임을 생성할 수 있다. 즉, 초음파 프로브에 의해 센싱되는 신체의 부위가 변경되거나, 혈류 속도 추정 조건이 변경된 경우에는 이에 기반하여 추정하고자 하는 혈류 속도에 기반하여 입사 프레임의 합성을 위한 시간 간격을 조정할 수 있다.
한편, 도 3은 본 발명과 관련하여, 도플러 PRF에 따른 최대 합성 가능한 프레임 개수를 도시한다. 이와 관련하여, 기존의 평면파 합성 기반 도플러 영상 방법(UDI-AC)과 제안하는 방법(HDI-SAC)의 비교 그래프를 보여주고 있다. 추정하고자 하는 혈류 속도가 증가함에 따라 도플러 PRF는 함께 증가되어야 하지만 기존의 방법은 최대 합성 프레임 개수가 감소하여 해상도와 민감도의 저하를 야기 시킨다. 하지만 제안하는 방법은 추정하고자 하는 혈류 속도와 무관하게 최대 합성 프레임 개수를 유지할 수 있어 고해상도 혈류 영상화가 가능함을 보여주고 있다.
한편 전술된 앙상블 프레임(E)의 개수와 관련하여, 다음과 같은 점에 주목할 필요가 있다. 일반적인 도플러 영상화 방법에서 사용되는 앙상블 프레임의 개수(약 10개)를 이용하여 본 발명의 도플러 영상화를 수행할 시 L값과 기설정된 입사 프레임의 개수 N에 따라 적혈구로부터 수신된 신호의 확률 밀도 함수의 분산이 다르게 나타난다 (L=N 시 종래 기술의 방법). 이와 관련하여, 도 4는 본 발명과 관련하여, 앙상블 프레임(E)의 개수와 입사 프레임의 개수(N)의 차이에 따라 수신된 적혈구 신호의 확률 밀도 함수를 도시한다. 즉, 앙상블 프레임의 개수가 감소됨에 따라 수신된 신호가 분산되는 경향을 보이고, 이에 따라 낮은 혈류 속도의 추정에는 효율적일 수 있음을 보여준다.
따라서, 본 발명에서는 기존과 같이 입사 프레임의 개수와 동일한 앙상블 프레임 개수를 사용하지 않고, 수학식 2와 같이 최대 앙상블 프레임 개수를 이용할 수 있다. 상기 수학식 2와 같이 최대 앙상블 프레임 개수에 기반하여 혈류 속도 추정을 실시한다. 이와 관련하여, 도 5는 본 발명에 따른 앙상블 프레임의 개수 변화에 따른 혈류 속도 추정 오차를 도시한다. 즉, 앙상블 길이가 충분히 큰 경우(예를 들어, 15개 이상)에는 최대 앙상블 프레임의 개수가 작은 경우에도 매우 낮은 혈류 속도 추정 오차를 보임을 알 수 있다. 이와 관련하여, 수학식 1 및 수학식 2를 이용하여 유도된 프레임 레이트는 아래의 수학식 3과 같이 결정된다.
수학식 3
Figure PCTKR2017000269-appb-I000005
한편, 신호 처리부(130)는 복조부(131), 자기 상관부(132) 및 도플러 영상 생성부(133)을 포함할 수 있다. 신호 처리부(130)는 기설정된 개수의 앙상블 프레임을 이용하여 도플러 영상을 생성할 수 있다. 여기서, 도플러 영상은 예를 들어, 혈류의 방향 및 속도를 나타내는 컬러 도플러 영상이나 혈류의 유무나 적혈구의 수를 나타내는 파워 도플러 영상을 포함할 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다.
복조부(131)는 기설정된 개수의 앙상블 프레임을 복조한다. 예를 들어, 복조부(131)는 앙상블 프레임 신호의 신호 대 잡음비를 높이기 위해 대역 통과 필터를 포함할 수 있다. 또한, 복조부(131)는 앙상블 프레임 신호에 대한 기저 대역의 동상 성분 및 이상 성분을 얻기 위해 직각 복조 과정을 수행할 수 있다. 또한, 복조부(131)는 초음파 송수신 동안 혈관벽이나 심장 근육과 같이 움직이는 조직에서 반사되는 신호 성분을 제거하기 위한 클러터 필터를 포함할 수도 있다.
자기 상관부(132)는 복조된 앙상블 프레임에 자기 상관(auto correlation)을 적용하여 대상체의 속도, 파워, 분산 값을 산출할 수 있다. 앙상블 프레임의 기저대역 동상 및 이상 성분에 자기 상관을 적용하여 각 영상점의 속도, 파워, 분산 값을 산출하는 구체적인 내용은 도 2에서 전술한 바와 같이 본 발명의 요지와 무관하므로 설명을 생략한다.
도플러 영상 생성부(133)는 상기 자기 상관 적용 결과를 이용하여 상기 도플러 영상을 생성한다. 즉, 자기 상관 적용 결과 산출된 대상체의 속도, 파워 및 분산 값 중 적어도 하나를 이용하여 도플러 영상을 생성할 수 있다. 또한, 디스플레이부(140)는 상기 생성된 도플러 영상을 디스플레이한다.
한편, 전술된 초음파 도플러 영상 장치를 참조하여, 본 발명에 따른 초음파 도플러 영상 장치의 제어 방법에 대하여 살펴보면 다음과 같다. 이와 관련하여, 도 6은 본 발명에 따른 초음파 도플러 영상 장치의 제어 방법의 흐름도를 도시한다. 상기 초음파 도플러 영상 장치의 제어 방법은 입사 프레임 획득 단계(S610), 앙상블 프레임 생성 단계(S620), 다음 앙상블 프레임 생성 단계(S630) 및 도플러 영상 표시 단계(S640)를 포함한다. 한편, 상기 도플러 영상 표시 단계(S640)는 프레임 복조 단계(S641), 자기 상관 적용 단계(S642) 및 도플러 영상 생성 단계(S643)을 포함할 수 있다.
상기 입사 프레임 획득 단계(S610)는 한 세트를 이루는 기설정된 개수의 평면파를 순차적으로 반복하여 대상체로 송신하고, 상기 평면파가 상기 대상체에서 반사된 에코 신호를 수신하여 입사 프레임을 획득한다.
상기 앙상블 프레임 생성 단계(S620)는 상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임 중 특정 시간 차이 간격으로 가변 개수의 입사 프레임을 합성하여 기설정된 개수의 앙상블(ensemble) 프레임을 생성한다. 이때, 상기 특정 시간 차이 간격으로 가변 개수의 입사 프레임의 합성은 추정하고자 하는 혈류 속도에 기반하여 결정된다.
이와 관련하여, 상기 앙상블 프레임 생성 단계(S620)는 상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임을 합성하여 제1앙상블 프레임을 생성하는 단계; 및 상기 제1앙상블 프레임을 구성하는 상기 입사 프레임 중 상기 추정하고자 하는 혈류 속도에 대응되는 도플러 PRF(Pulse Repetition Frequency)와 연관된 시간 간격으로 상기 입사 프레임의 합성을 수행하여 상기 앙상블 프레임을 생성하는 단계를 포함할 수 있다. 이때, 상기 도플러 PRF는 한 프레임의 데이터를 얻기 위해 초음파 신호를 송수신하는 시간 간격인 PRT(Pulse Repetition Time)의 역수인 최대 PRF(PRF max)를 특정 시간 차이(time lag, L)로 나눈 값으로, 전술된 수학식 1과 같이 결정된다. 한편, 상기 앙상블 프레임의 최대 개수(E max)는 하나의 도플러 영상 프레임을 위한 일정 데이터 획득 시간동안 얻어진 총 입사 프레임의 개수(TF), 기설정된 입사 프레임의 개수(Nangle), 및 상기 특정 시간 차이(time lag, L)를 이용하여 전술된 수학식 2와 같이 결정된다.
상기 다음 앙상블 프레임 생성 단계(S630)는 상기 앙상블 프레임에 후속하는 다음 앙상블 프레임을 생성하는 단계를 반복하는 단계이다. 이와 관련하여, 상기 다음 앙상블 프레임 생성 단계(S630)는 상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임을 합성하여 제1앙상블 프레임을 생성하는 단계; 및 상기 제1앙상블 프레임을 구성하는 상기 입사 프레임 중 상기 시간 간격으로 상기 입사 프레임의 합성을 수행하여 상기 다음 앙상블 프레임을 생성하는 단계를 포함할 수 있다.
한편, 상기 다음 앙상블 프레임 생성 단계(S630)는 상기 다음 앙상블 프레임을 생성하는 단계는, 상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임을 합성하여 제1앙상블 프레임을 생성하는 단계; 및 상기 제1앙상블 프레임을 구성하는 상기 입사 프레임 중 상기 시간 간격과 상이한 제1시간 간격으로 상기 입사 프레임의 합성을 수행하여 상기 다음 앙상블 프레임을 생성하는 단계를 포함할 수 있다. 이때, 상기 시간 간격 및 상기 제1시간 간격은, 상기 도플러 PRF의 최대값(PRF max)의 역수의 정수배(n/PRF max)인 것을 특징으로 할 수 있다. 한편, 상기 정수배에 해당하는 정수값(n)은 상기 추정하고자 하는 혈류 속도에 반비례하는 것을 특징으로 할 수 있다.
상기 도플러 영상 표시 단계(S640)는 상기 기설정된 개수의 앙상블 프레임을 이용하여 도플러 영상을 생성하고, 상기 생성된 도플러 영상을 디스플레이한다. 이때, 상기 프레임 복조 단계(S641)는 상기 상기 기설정된 개수의 앙상블 프레임을 복조한다. 상기 자기 상관 적용 단계(S642)는 상기 복조된 앙상블 프레임에 자기 상관을 적용한다. 또한, 도플러 영상 생성 단계(S643)는 상기 자기 상관 적용 결과를 이용하여 상기 도플러 영상을 생성한다.
한편, 전술된 도 2의 실시 예를 대상으로 제안된 도플러 영상화 방법의 성능을 평가하기 위하여 인체 혈관 모사 팬텀(Vessel mimicking phantom) 시험관 실험과 인체 내(in vivo) 실험을 수행하였다. 데이터 획득을 위한 평면파 송수신 조건 중 영상의 해상도와 대조도를 결정짓는 파라미터는 표1과 같다. 더불어 평면파 합성을 위한 파라미터와 제안하는 방법을 통해 래그 별 획득 가능한 도플러 PRF는 표2와 같다.
[규칙 제91조에 의한 정정 06.02.2017]　
Figure WO-DOC-TABLE-1
[규칙 제91조에 의한 정정 06.02.2017]　
Figure WO-DOC-TABLE-2
이러한 평면파 합성을 위한 파라미터와 제안하는 방법을 이용한 팬텀(phantom) 실험의 경우 직접 제작한 stenosis 50% 경동맥 모사 팬텀이 이용되었으며, 이는 총경동맥(CCA), 내경동맥(ICA), 외경동맥(ECA)로 구성된다. 이와 관련하여, 도 7은 본 발명과 관련하여, 인체 모사 팬텀에서의 총경동맥(CCA) 부분의 도플러 영상화를 수행한 결과를 도시한다. 도 7을 참조하면, 기설정된 입사 프레임의 개수는 열 별로 1, 3, 5, 9개이며 래그별로 다양한 스케일의 혈류 영상화가 가능한 것을 확인할 수 있다.
도 8은 본 발명과 관련하여, 높은 혈류 속도를 가지는 팬텀의 경동맥 분지 환경에서의 결과를 도시한다. 본 발명에서 제안하는 방법의 도8의 (c)와 (d)가 종래의 기술인 도 8의 (a)와 (b)보다 에일리어싱이 일어나지 않으면서 높은 민감도의 고해상도 혈류 영상화가 가능함을 보여주고 있다.
한편, 본 발명에서 제안하는 기술의 정량적 평가를 위하여 SCR (signal-to-clutter ratio)와 RMSVE (root mean squared velocity error)가 다음의 수학식 4, 5에 의해 측정되었다.
수학식 4
Figure PCTKR2017000269-appb-I000006
수학식 5
Figure PCTKR2017000269-appb-I000007
Figure PCTKR2017000269-appb-I000008
여기서 vmax는 혈관 튜브의 가운데에서의 최대 속도를 나타내며, rp는 혈관 튜브에서 방사 방향으로의 위치, R은 튜브의 반지름을 나타낸다. 또한, n은 데이터의 샘플수를 나타낸다. 이로써 측정한 기설정된 입사 프레임의 개수(N)과 특정 시간 차이(time Lag, L)별 결과를 그래프로 나타내면 아래 도 9와 같다. 도 9는 본 발명에 관련하여 특정 시간 차에 따른 SCR (signal-to-clutter ratio)과 RMSVE (root mean squared velocity error) 값을 도시한 것이다. 도 9(a)는 SCR을 측정한 결과이며, 도 9(b)는 RMSVE를 측정한 결과이다. 도 9를 참조하면, 상기 특정 시간 차이(time Lag, L)이 증가하여도 속도 오차의 변화가 거의 없음을 알 수 있다.
인체 내 실험 데이터는 대퇴혈관을 스캔하여 획득하였으며, 그 중 천부대퇴동맥(Suprficial Femoral Artery, SFA), 심부대퇴동맥(Deep Femoral Artery, DFA), 총 대퇴정맥(Common Femoral Vein, CFV)으로 구분되어 있다. 도 10은 본 발명의 실시 예에 따른 인체 내 대퇴혈관에서의 초음파 영상을 도시한다. 즉, 도 10(a)는 동시적인 PW 스펙트로그램을 보여주고 있다. 도 10(b)-(d)는 도 10(a)에서의 순간적인 시간에 해당하는 칼라 도플러 영상을 보여주고 있으며, 심장의 수축 및 이완 시 충분한 혈역학적 정보를 제공할 수 있음을 보여주고 있다.
한편, 도 11은 특정 시간 차이(time lag, L)의 변화에 따른 혈류 영상화 결과를 도시한다. 도 11을 참조하면, 다양한 스케일의 혈류 영상화가 가능함을 보여주는 결과로서 혈류의 정성적인 분석이 가능할 수 있음을 시사하고 있다.
전술된 바와 같이, 본 발명에 따른 초음파 영상 장치 및 상기 초음파 영상 장치의 제어 방법에서 기술된 내용들은 상호 참조되어 활용될 수 있다.
또한, 본 발명의 실시 예들 중 적어도 하나에 따르면, 합성 시 특정 시간 차이에 의해 낮은 혈류 속도부터 높은 혈류 속도까지 민감도의 저하 없이 고해상도 혈류 영상을 제공할 수 있다는 장점이 있다.
또한, 본 발명의 실시 예들 중 적어도 하나에 따르면, 높은 프레임율을 바탕으로 정성적, 정량적 분석이 가능하여 심혈관 질환을 평가할 때 매우 유용할 수 있다는 장점이 있다.
본 발명의 실시 예들 중 적어도 하나에 따르면, 프레임 율의 저하와 측정 가능한 혈류 속도의 제한 없이 높은 해상도와 민감도를 가진 초음파 도플러 영상을 얻을 수 있다는 장점이 있다.
한편, 본 발명에 따른 초음파 영상 장치 및 상기 초음파 영상 장치의 제어 방법에서 소프트웨어적인 구현에 의하면, 본 명세서에서 설명되는 절차 및 기능 뿐만 아니라 각각의 구성 요소들은 별도의 소프트웨어 모듈로도 구현될 수 있다. 상기 소프트웨어 모듈들 각각은 본 명세서에서 설명되는 하나 이상의 기능 및 작동을 수행할 수 있다. 적절한 프로그램 언어로 쓰여진 소프트웨어 어플리케이션으로 소프트웨어 코드가 구현될 수 있다. 상기 소프트웨어 코드는 메모리에 저장되고, 제어부(controller) 또는 프로세서(processor)에 의해 실행될 수 있다.

Claims (17)

  1. 초음파 도플러 영상 장치의 제어 방법에 있어서,
    한 세트를 이루는 기설정된 개수의 평면파를 순차적으로 반복하여 대상체로 송신하고, 상기 평면파가 상기 대상체에서 반사된 에코 신호를 수신하여 입사 프레임을 획득하는 단계;
    상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임 중 특정 시간 차이 간격으로 가변 개수의 입사 프레임을 합성하여 기설정된 개수의 앙상블(ensemble) 프레임을 생성하는 단계;
    상기 앙상블 프레임에 후속하는 다음 앙상블 프레임을 생성하는 단계를 반복하는 단계; 및
    상기 기설정된 개수의 앙상블 프레임을 이용하여 도플러 영상을 생성하고, 상기 생성된 도플러 영상을 디스플레이하는 단계;를 포함하고,
    상기 특정 시간 차이 간격으로 가변 개수의 입사 프레임의 합성은 추정하고자 하는 혈류 속도에 기반하여 결정되는, 제어 방법.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 앙상블 프레임을 생성하는 단계는,
    상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임을 합성하여 제1앙상블 프레임을 생성하는 단계; 및
    상기 제1앙상블 프레임을 구성하는 상기 입사 프레임 중 상기 추정하고자 하는 혈류 속도에 대응되는 도플러 PRF(Pulse Repetition Frequency)와 연관된 시간 간격으로 상기 입사 프레임의 합성을 수행하여 상기 앙상블 프레임을 생성하는 단계를 포함하는, 제어 방법.
  3. 제2항에 있어서,
    상기 다음 앙상블 프레임을 생성하는 단계는,
    상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임을 합성하여 제1앙상블 프레임을 생성하는 단계; 및
    상기 제1앙상블 프레임을 구성하는 상기 입사 프레임 중 상기 시간 간격으로 상기 입사 프레임의 합성을 수행하여 상기 다음 앙상블 프레임을 생성하는 단계를 포함하는, 제어 방법.
  4. 제2항에 있어서,
    상기 다음 앙상블 프레임을 생성하는 단계는,
    상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임을 합성하여 제1앙상블 프레임을 생성하는 단계; 및
    상기 제1앙상블 프레임을 구성하는 상기 입사 프레임 중 상기 시간 간격과 상이한 제1시간 간격으로 상기 입사 프레임의 합성을 수행하여 상기 다음 앙상블 프레임을 생성하는 단계를 포함하는, 제어 방법.
  5. 제2항에 있어서,
    상기 도플러 PRF는 한 프레임의 데이터를 얻기 위해 초음파 신호를 송수신하는 시간 간격인 PRT(Pulse Repetition Time)의 역수인 최대 PRF(PRF max)를 특정 시간 차이(time lag, L)로 나눈 값인, 제어 방법.
  6. 제5항에 있어서,
    상기 앙상블 프레임의 최대 개수(E max)는 하나의 도플러 영상 프레임을 위한 일정 데이터 획득 시간동안 얻어진 총 입사 프레임의 개수(TF), 기설정된 입사 프레임의 개수(Nangle), 및 상기 특정 시간 차이(time lag, L)를 이용하여
    Figure PCTKR2017000269-appb-I000009
    과 같이 결정되는, 제어 방법.
  7. 제5항에 있어서,
    상기 시간 간격 및 상기 제1시간 간격은,
    상기 도플러 PRF의 최대값(PRF max)의 역수의 정수배(n/PRF max)인 것을 특징으로 하는, 제어방법.
  8. 제7항에 있어서,
    상기 정수배에 해당하는 정수값(n)은 상기 추정하고자 하는 혈류 속도에 반비례하는, 제어방법.
  9. 제1항에 있어서,
    상기 도플러 영상을 디스플레이하는 단계는,
    상기 기설정된 개수의 앙상블 프레임을 복조하는 단계;
    상기 복조된 앙상블 프레임에 자기 상관을 적용하는 단계; 및
    상기 자기 상관 적용 결과를 이용하여 상기 도플러 영상을 생성하는 단계;를 포함하는 것을 특징으로 하는, 제어 방법.
  10. 제 1 항 내지 제 9 항 중에 어느 한 항의 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체.
  11. 초음파 도플러 영상 장치에 있어서,
    한 세트를 이루는 가변 개수의 평면파를 순차적으로 반복하여 대상체로 송신하고, 상기 평면파가 상기 대상체에서 반사된 에코 신호를 수신하여 입사 프레임을 획득하는 송수신부;
    상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임 중 특정 시간 차이 간격으로 가변 개수의 입사 프레임을 합성하여 기설정된 개수의 앙상블(ensemble) 프레임을 생성하고, 상기 앙상블 프레임에 후속하는 다음 앙상블 프레임을 생성하는 것을 반복하는 래그 별 앙상블 프레임 생성부;
    상기 기설정된 개수의 앙상블 프레임을 이용하여 도플러 영상을 생성하는 신호 처리부; 및
    상기 생성된 도플러 영상을 디스플레이하는 디스플레이부를 포함하고,
    상기 특정 시간 차이 간격으로 가변 개수의 입사 프레임의 합성은 추정하고자 하는 혈류 속도에 기반하여 결정되는, 초음파 도플러 영상 장치.
  12. 제11항에 있어서,
    상기 래그 별 앙상블 프레임 생성부는,
    상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임 중 상기 기설정된 개수의 입사 프레임을 합성하여 앙상블 프레임을 생성하고,
    상기 제1앙상블 프레임을 구성하는 상기 입사 프레임 중 상기 추정하고자 하는 혈류 속도에 대응되는 도플러 PRF(Pulse Repetition Frequency)와 연관된 시간 간격으로 상기 입사 프레임의 합성을 수행하여 상기 앙상블 프레임을 생성하는, 초음파 도플러 영상 장치.
  13. 제12항에 있어서,
    상기 래그 별 앙상블 프레임 생성부는,
    상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임을 합성하여 상기 다음 앙상블 프레임의 제1앙상블 프레임을 생성하고,
    상기 다음 앙상블 프레임의 제1앙상블 프레임을 구성하는 상기 입사 프레임 중 상기 시간 간격으로 상기 입사 프레임의 합성을 수행하여 상기 다음 앙상블 프레임을 생성하는, 초음파 도플러 영상 장치.
  14. 제12항에 있어서,
    상기 래그 별 앙상블 프레임 생성부는,
    상기 평면파에 대응되는 순차적인 입사 프레임을 합성하여 상기 다음 앙상블 프레임의 제1앙상블 프레임을 생성하고,
    상기 다음 앙상블 프레임의 제1앙상블 프레임을 구성하는 상기 입사 프레임 중 상기 시간 간격과 상이한 제1시간 간격으로 상기 입사 프레임의 합성을 수행하여 상기 다음 앙상블 프레임을 생성하는, 초음파 도플러 영상 장치.
  15. 제12항에 있어서,
    상기 도플러 PRF는 한 프레임의 데이터를 얻기 위해 초음파 신호를 송수신하는 시간 간격인 PRT(Pulse Repetition Time)의 역수인 최대 PRF(PRF max)를 특정 시간 차이(time lag, L)로 나눈 값인, 초음파 도플러 영상 장치.
  16. 제15항에 있어서,
    상기 앙상블 프레임의 최대 개수(E max)는 하나의 도플러 영상 프레임을 위한 일정 데이터 획득 시간동안 얻어진 총 입사 프레임의 개수(TF), 기설정된 입사 프레임의 개수(Nangle), 및 상기 특정 시간 차이(time lag, L)를 이용하여
    Figure PCTKR2017000269-appb-I000010
    과 같이 결정되는, 초음파 도플러 영상 장치.
  17. 제11항에 있어서,
    상기 기설정된 개수의 앙상블 프레임을 복조하는 I/Q 복조부;
    상기 복조된 앙상블 프레임에 자기 상관을 적용하는 자기상관부; 및
    상기 자기 상관 적용 결과를 이용하여 상기 도플러 영상을 생성하는 도플러 영상 생성부를 더 포함하는, 초음파 도플러 영상 장치.
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