WO2014133208A1 - 초점 보상 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치 - Google Patents

초점 보상 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치 Download PDF

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ultrasound
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손건호
강국진
김대승
김명덕
전석환
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    • G01S15/899—Combination of imaging systems with ancillary equipment

Definitions

  • the present embodiment relates to a focus compensation method and an ultrasonic medical device therefor. More specifically, when focusing high intensity ultrasound below a predetermined output value on an object (a patient's affected part) and determining that a difference has occurred between the object's focus position and the actual ultrasound focusing point using a reflection signal, the focal position corresponding to the difference
  • the present invention relates to a focus compensation method for compensating a distance of an ultrasound medical apparatus and a ultrasound compensation device therefor.
  • High-intensity focused ultrasound is commonly used to treat (process) biological tissues such as cancer, tumors and lesions. That is, the treatment method using high-intensity ultrasound is a method in which the living tissue is necrotic using heat generated by focusing and transmitting high-intensity ultrasound in one place. At this time, the high-intensity ultrasound should be adjusted to avoid harming healthy biological tissues, and the treatment (treatment) by the high-intensity ultrasound can avoid the incision process due to surgery.
  • ultrasound for image acquisition is transmitted to the biological tissue to be treated, and the high intensity ultrasound is transmitted to the biological tissue after acquiring an image using the echo signal reflected by the ultrasound signal. If a difference occurs between the focal position to be treated in the device and the position where the actual high-intensity ultrasound is focused, there is a problem that the biological tissue outside the focal position to be treated is damaged.
  • the present embodiment focuses high-intensity ultrasound waves below a predetermined output value on an object (a patient's affected part), and when it is determined that a difference occurs between an object's focus position and an actual ultrasound focusing point by using a reflection signal, the focal position corresponding to the difference
  • the main object of the present invention is to provide a focus compensation method for compensating a distance of an ultrasound medical apparatus and a ultrasound compensation device therefor.
  • an imaging transducer operative to transmit a first imaging ultrasound wave to an object and receive a first echo signal reflected from the object to form a first received signal;
  • a signal processor configured to form a first imaging image based on the first received signal and to output the first imaging image to a display unit;
  • a user input unit configured to receive focus position information on the first imaging image;
  • a therapeutic transducer configured to transmit high intensity ultrasonic waves below a preset output value to a focal position point corresponding to the focal position information;
  • a focusing position extraction unit for extracting actual focusing position information by using a change amount of the second imaging image formed based on the second imaging ultrasound transmitted when the high intensity ultrasound reaches the focal position point;
  • a compensation unit extracting a compensation value based on the focus position information and the actual focusing position information and then reflecting the compensation value to the focus position information.
  • the method of compensating the focus by the ultrasound medical apparatus transmitting the first imaging ultrasound to the object and receiving the first echo signal reflected from the object to form a first received signal Forming a first received signal operable to operate; A first image processing step of causing a first imaging image to be formed based on the first received signal, and outputting the first imaging image to a display unit; A focus position input process of receiving focus position information on the first imaging image; A high intensity ultrasonic wave transmitting step of transmitting high intensity ultrasonic waves below a preset output value to a focus position point corresponding to the focus position information; An actual focusing position extraction process of extracting actual focusing position information by using a change amount of the second imaging image formed based on the second imaging ultrasonic wave transmitted when the high intensity ultrasound reaches the focal position point; And a compensation process of extracting a compensation value based on the focus position information and the actual focusing position information, and then reflecting the compensation value to the focus position information.
  • high-intensity ultrasound that is less than a preset output value when focusing on high-intensity ultrasound may be focused on an object (a patient's affected part), and preliminary targeting may be performed by using a reflection signal according to the object. If an error occurs between the position and the actual ultrasonic focusing position, there is an effect of compensating the distance of the focus position as much as the error. That is, according to the present embodiment, since the high-intensity ultrasound has a high energy, preliminary targeting may be performed by transmitting high-intensity ultrasound to the focal position so that human tissue is not damaged so that accurate focus can be used. If the focusing position is different, this can be compensated by applying an electronic compensation value without physical movement.
  • the therapeutic transducer transmits high-intensity ultrasound for treatment with the set focal position information
  • the focal position information to be treated may be out of the focus position information. Since the biological manipulation (object) is damaged, the difference between the focus position information and the actual focusing position information is compensated for, so that the point to be treated can be precisely treated.
  • FIG. 1 is a block diagram schematically showing the ultrasound medical apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is an exemplary view showing high intensity ultrasonic waves below a preset output value according to the present embodiment.
  • FIG 3 is an exemplary diagram for describing focal position information on an imaging image according to an exemplary embodiment.
  • FIG. 4 is a flowchart illustrating a focus compensation method according to the present embodiment.
  • FIG 5 is an exemplary view for explaining a difference between the focus position information and the actual focusing position information according to the present embodiment.
  • FIG. 6 is an exemplary view illustrating a process of forming a 3D imaging image by the ultrasound medical apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 7 is an exemplary view showing a therapeutic transducer formed of a plurality of groups according to the present embodiment.
  • the first imaging ultrasound described in this embodiment is referred to as ultra-high frequency that the imaging transducer 110 transmits to an object to acquire an image, referred to as 'first imaging ultrasound'.
  • the second imaging ultrasound described in this embodiment refers to the ultrasound transmitted to the object when the imaging transducer 110 reaches the focal position point by the therapeutic transducer 112 is referred to as' second imaging Ultrasound. That is, in order for the imaging transducer 110 to determine the point of time when the high intensity ultrasound reaches the focal position point, the therapeutic transducer 112 at the therapeutic transducer 112 due to a kind of synchronization between the imaging transducer 110 and the therapeutic transducer 112.
  • the imaging transducer 110 may transmit the second imaging ultrasound to the object according to the arrival time point of the high intensity ultrasound. That is, the synchronization may include the distance information between the imaging transducer 110 and the focal position point, the distance information between the therapeutic transducer 112 and the focal position point, the first imaging ultrasound, the second imaging ultrasound, and the high intensity ultrasound. It may be set according to the moving speed information moving within.
  • the image described in this embodiment is a concept including a B-mode image or a C-mode image. That is, the B-mode image is a grayscale image, and refers to an image mode representing the movement of the object, and the C-mode image refers to a color flow image mode.
  • BC-Mode Image BC-Mode Image
  • the image mode provides anatomical information together with blood flow and motion information of the subject.
  • the B-mode is an image of grayscale, and refers to an image mode representing the movement of the object.
  • the C-mode is a color flow image, and refers to an image mode representing the flow of blood flow or the movement of the object.
  • the ultrasound medical apparatus 100 according to the present invention may simultaneously provide a B-mode image and a C-mode image, which is a color flow image.
  • the present invention is assumed to be a B-mode image, which is an image provided by the ultrasound medical apparatus 100.
  • FIG. 1 is a block diagram schematically showing the ultrasound medical apparatus according to the present embodiment.
  • the ultrasound medical apparatus 100 may include an imaging transducer 110, a therapeutic transducer 112, an analog-digital converter 120, an image processor 130, a display unit 140, and a user input unit 150. ) And the storage unit 160.
  • the ultrasound medical apparatus 100 includes an imaging transducer 110, a therapeutic transducer 112, an analog-digital converter 120, an image processor 130, a display 140, and a user input unit 150.
  • the imaging transducer 110 includes an array of transducers for an image and transmits a first imaging ultrasound or a second imaging ultrasound to the object and receives a first echo signal or a second echo signal reflected from the object. Such a transducer converts an electrical analog signal into an ultrasonic wave and transmits the ultrasonic wave to an object, converts an echo signal reflected from the object into an electrical analog signal, and combines a plurality of transducer elements.
  • imaging transducer 110 includes a plurality of 1D (Dimension), 1.25D, 1.5D, 1.75D or 2D transducer array.
  • the imaging transducer 110 includes a 1D, 1.25D, 1.5D, 1.75D transducer array
  • the 1D, 1.25D, 1.5D, 1.75D transducer array may have a preset angle (0 ° to 360 °).
  • the first imaging ultrasound or the second imaging ultrasound can be transmitted to the object while rotating, and receive the first echo signal or the second echo signal from the object to form a first received signal or a second received signal. Can be.
  • the imaging transducer 110 includes the 2D transducer array
  • the first imaging ultrasound or the second imaging ultrasound is transmitted to the object through the 2D transducer array without any rotation, and the first echo signal or the first ultrasound signal is transmitted from the object.
  • the second echo signal may be received to form a first received signal or a second received signal.
  • the imaging transducer 110 transmits the focused ultrasound beam along the transmission scanline to the object by appropriately delaying an input time of pulses input to each transducer.
  • the first echo signal or the second echo signal reflected from the object is input to each transducer having a different reception time, each transducer is input beam echo 132 the first echo signal or the second echo signal )
  • the imaging transducer 110 is operative to transmit a first imaging ultrasound to the object and receive a first echo signal reflected from the object to form a first received signal. Meanwhile, the imaging transducer 110 according to the present exemplary embodiment transmits the second imaging ultrasound wave to the object when the high intensity ultrasound reaches the focal position point, and receives the second echo signal reflected in response to the second imaging ultrasound wave. To form a second received signal. That is, when the high intensity ultrasonic wave below the preset output value reaches the focal position point, the human tissue corresponding to the focal position point is not damaged, but the high intensity ultrasonic wave below the preset output value is pressed or the density of the corresponding tissue is changed. .
  • the second imaging ultrasound is transmitted to the object and the second echo signal reflected thereto is received.
  • the high intensity ultrasound is pressed by the high intensity ultrasound less than the preset output value or the density of the tissue. Will be able to detect the point of change. That is, when a high amplitude sound pressure (high intensity ultrasound) is irradiated to the focal position point, the medium is momentarily pressed to cause a change in density and sound velocity, and is reflected by the acoustic impedance difference.
  • the imaging transducer 110 may transmit the second imaging ultrasound to the object according to the arrival time point of the high intensity ultrasound. That is, the synchronization may include the distance information between the imaging transducer 110 and the focal position point, the distance information between the therapeutic transducer 112 and the focal position point, the first imaging ultrasound, the second imaging ultrasound, and the high intensity ultrasound. It may be set according to the moving speed information moving within.
  • the therapeutic transducer 112 includes an array of high intensity transducers, and transmits high intensity ultrasonic waves below a predetermined output value to a specific region of the object or transmits high intensity ultrasonic waves (corresponding to a predetermined output value) for treatment.
  • the therapeutic transducer 112 transmits high intensity ultrasonic waves below a preset output value to a focus position point corresponding to the focus position information. That is, the therapeutic transducer 112 transmits a high intensity ultrasound to the object having a duty rate of less than a preset ratio and having a pulse amplitude exceeding a preset threshold.
  • the therapeutic transducer 112 may transmit high intensity ultrasound for therapy and high intensity ultrasound for pre-targeting.
  • the therapeutic transducer 112 transmits high-intensity ultrasound for preliminary targeting so weakly that the tissue (object) of the human body is not damaged (to have a duty ratio of less than a preset ratio (eg, about 5% or less)) or
  • the high intensity ultrasound may transmit strong enough to treat tissue of the human body (to have a preset ratio of duty ratio (eg, about 100%)).
  • the therapeutic transducer 112 repeatedly transmits the high intensity ultrasound that is less than the preset output value to a predetermined number of times to the object.
  • the therapeutic transducer 112 repeatedly transmits about 2 times the high-intensity ultrasound wave below the preset output value to the object to perform preliminary targeting.
  • the number of repetitions of the high intensity ultrasound less than the preset output value is about 'two times', but is not necessarily limited thereto.
  • the therapeutic transducer 112 transmits high intensity ultrasound (high intensity ultrasound below a preset output value or high intensity ultrasound corresponding to a preset output value) to a specific position adjusted through the user input unit 150.
  • the user first transmits the first imaging ultrasound to the object through the imaging transducer 110 and receives the first echo signal reflected from the object through the first imaging image generated based on the first received signal formed.
  • a specific area (focal position point corresponding to focal position information) of the object is determined.
  • the user inputs a position value corresponding to the specific area to the user input unit 150 or adjusts the corresponding position by adjusting a direction key such as a joystick. You can decide. Through this, high-intensity ultrasound may be transmitted to a specific area of the subject such as cancer tissue, tumor tissue, or lesion tissue.
  • the therapeutic transducer 112 may be manufactured in a circular shape, but preferably implemented in a form in which the imaging transducer 110 is formed in the center, but is not necessarily limited thereto.
  • the therapeutic transducer 112 may be divided into a plurality of groups. That is, the therapeutic transducer 112 includes a high intensity transducer array.
  • the high intensity transducer array transmits a first high intensity ultrasonic wave below a predetermined output value according to a first frequency to a specific region of the object.
  • a second transducer for transmitting a second high-intensity ultrasonic wave below a predetermined output value according to a second frequency (Second Frequency) to a specific region of the object, a device according to the N frequency (N Frequency) to a specific region of the object
  • the Nth transducer may transmit an Nth high intensity ultrasonic wave having a predetermined output value.
  • the therapeutic transducer 112 may form a first group formed only of the first transducer, and an N group formed only of the second group and the Nth transducer formed only of the second transducer.
  • the therapeutic transducer 112 may be formed such that the first transducer, the second transducer, and the Nth transducer are randomly arranged.
  • the therapeutic transducer 112 may transmit a combination of a plurality of high-intensity ultrasounds at a ratio value loaded into a specific region of the object, and transmit high-intensity ultrasounds below a predetermined output value by using a plurality of groups, respectively. have.
  • the analog-to-digital converter 120 converts the electrical analog signal converted by the transducer provided in the imaging transducer 110 or the therapeutic transducer 112 into an electrical digital signal. Meanwhile, in FIG. 1, the analog-to-digital converter 120 is illustrated as being positioned between the transducer (imaging transducer 110 or therapeutic transducer 112) and the beamformer 132, but is not necessarily limited thereto. Those skilled in the art to which the embodiment belongs may be modified by various modifications within the scope not departing from the essential characteristics of the present embodiment and positioned between different modules in the ultrasound medical apparatus 100.
  • the image processor 130 generates a first imaging image by using the first received signal formed based on the first echo signal corresponding to the first imaging ultrasound from the imaging transducer 110. Meanwhile, the image processor 130 generates a second imaging image from the imaging transducer 110 by using the second received signal formed based on the second echo signal corresponding to the second imaging ultrasound.
  • the image processor 130 may set a region of interest (ROI) on the first imaging image by an operation or a command of the user input unit 150.
  • the image processing unit 130 receives the first echo signal from the imaging transducer rotated at a predetermined angle (0 ° to 360 °), or the imaging transducer 110 implemented as a 2D transducer array. A first echo signal is received, and a first imaging image is formed into a 3D image based on the received first echo signal.
  • the image processor 130 receives the second echo signal from the imaging transducer rotated at a predetermined angle (0 ° to 360 °) or from the imaging transducer 110 implemented as a two-dimensional transducer array. A signal is received and a second imaging image is formed into a three-dimensional image based on the received second echo signal.
  • the image processor 130 may include a beamformer 132, a signal processor 134, a scan converter 136, a focus position extractor 138, and a compensator 139. Include.
  • the beamformer 132 focuses the first echo signal and the second echo signal received by each transducer included in the imaging transducer 110 to generate frame data that is raw data.
  • the beamformer 132 forms a receiving focusing signal based on the electrical digital signal converted by the analog-to-digital converter 120.
  • the beamformer 132 adds an appropriate delay to each electrical digital signal in consideration of the time to reach each transducer of the imaging transducer 110 and the therapeutic transducer 112 from the object, and adds the delayed signals to the received focused signal. Can be formed.
  • the beamformer 132 may be used for treatment with the imaging transducer 110 when the imaging transducer 110 transmits the first imaging ultrasound or the second imaging ultrasound, or when the therapeutic transducer 112 transmits the high intensity ultrasound.
  • the driving timing of each transducer in the transducer 112 is adjusted to focus the ultrasound to a focus position point (specific position) corresponding to the focus position information.
  • the beamformer 132 may be configured such that the first echo signal reflected from the object and the time at which the first echo signal reaches each transducer of the imaging transducer 110 are different. A time delay is applied to the first imaging ultrasound signal and the second imaging ultrasound signal to focus the first echo signal and the second echo signal.
  • Such a beamformer 132 is implemented by including an imaging beamformer corresponding to the imaging transducer 110 and a therapeutic beamformer corresponding to the therapeutic transducer 112. Each of the transmission beamformer and the reception beamformer may be implemented.
  • the signal processor 134 digitally processes the frame data signal generated by the beamformer 132 to generate a first imaging image or a second imaging image. That is, the signal processor 134 operates to form the first imaging image based on the first received signal received from the imaging transducer 110, and output the first imaging image to the display 140. In addition, the signal processor 134 may be configured to form a second imaging image based on the second received signal received from the imaging transducer 110, and output the second imaging image to the display 140.
  • the scan converter 136 converts the first imaging image or the second imaging image into a data format used in the display unit 140 of a predetermined scan line display format. That is, the scan converter 136 converts the first imaging image or the second imaging image signal into a data form displayed on the actual display unit 140.
  • the focusing position extractor 138 extracts the actual focusing position information by using the change amount of the second imaging image formed based on the second imaging ultrasonic wave transmitted when the high intensity ultrasonic wave reaches the focus position point. . That is, the second imaging ultrasound is transmitted to the object and the second imaging ultrasound is transmitted to the object when the high intensity ultrasound of less than the preset output value transmitted from the therapeutic transducer 112 in the imaging transducer 110 reaches the focal position point. And receive the reflected second echo signal to form a second received signal. Thereafter, the signal processor 134 forms a second imaging image based on the second received signal. In this case, the focusing position extractor 138 extracts the actual focusing position information by using a change amount of the second imaging image. .
  • the focusing position extractor 138 extracts the point where the gray-scale change of the second imaging image is the largest in order to check the amount of change in the second imaging image, and focuses the point where the change is largest. Determine by location information.
  • grayscale is a measure of the difference in brightness in a gradual step range of gray from white to black. In a digital image, each pixel value refers to one sample image, and transmits only luminous intensity information. do.
  • the focusing position extracting unit 138 is the second case of imaging the image is a two-dimensional image and to determine the two-dimensional coordinate value with the actual focusing location (x 1, z 1), the second imaging the image is a three-dimensional image three-dimensional coordinate values Is determined by the actual focusing position information (x 1 , y 1 , z 1 ).
  • the compensator 139 extracts a compensation value based on the focus position information and the actual focusing position information and then reflects the compensation value in the focus position information.
  • the compensator 139 may determine a difference between the focal position information (x, z) of the two-dimensional coordinates and the actual focusing position information (x 1 , z 1 ) (x ⁇ x 1 , z ⁇ ).
  • the compensation unit 139 may compensate the compensation position information (x + ⁇ x, z) in which the compensation values ⁇ x and ⁇ z are reflected in the focal position information (x, z) of the two-dimensional coordinates.
  • the compensator 139 checks the difference between the focus position information (x, y, z) and the actual focusing position information (x 1 , y 1 , z 1 ), and the distance corresponding to the difference ( ⁇ x, ⁇ y, ⁇ z) can be compensated exactly for the point to be treated.
  • the display unit 140 outputs the first imaging image or the second imaging image received by the image processing unit 130 as a B-mode or C-mode image.
  • the user input unit 150 receives an instruction by a user's manipulation or input.
  • the user command may be a control command for controlling the ultrasound medical apparatus 100.
  • the user input unit 150 receives focus position information on the first imaging image. That is, the user input unit 150 receives focus position information of two-dimensional coordinate values (x, z) when the first imaging image is a two-dimensional image, and three-dimensional coordinate values (x, y, z) focus position information is received.
  • the user input unit 150 may set an ROI on the first image image by a user's manipulation or command.
  • the storage unit 160 is a storage means for storing various data necessary for driving the ultrasound medical apparatus 100 and performs a function of storing one or more information among a first imaging image, a second imaging image, and the like. In addition, the storage 160 stores the first received signal or the second received signal formed using the imaging transducer 110.
  • FIG. 2 is an exemplary view showing high intensity ultrasonic waves below a preset output value according to the present embodiment.
  • the high-intensity ultrasound having a preset output value has a duty ratio of less than a preset ratio and a pulse amplitude exceeding a preset threshold. That is, the therapeutic transducer 112 may transmit high intensity ultrasound for treatment and high intensity ultrasound for preliminary targeting. Therapeutic transducer 112 may transmit high intensity ultrasound for preliminary targeting so weakly (such as having a duty ratio of less than a predetermined ratio (eg, about 5% or less)) that the tissue (object) of the human body is not damaged. .
  • a predetermined ratio eg, about 5% or less
  • the therapeutic transducer 112 may transmit a high-intensity ultrasound for the treatment strong enough to treat tissues of the human body (to have a predetermined ratio of duty ratio (eg, about 100%)). That is, in FIG. 2, the therapeutic transducer 112 transmits high-intensity ultrasound, and the high-intensity ultrasound is so weak that the tissue (object) of the human body is not damaged (duty ratio less than a preset ratio (eg, about 5% or less)). To transmit).
  • a preset ratio eg, about 5% or less
  • the therapeutic transducer 112 repeats the high-intensity ultrasound that is set so low that the tissue (object) of the human body is not damaged (to have a duty ratio (for example, about 5% or less) less than a preset ratio) a predetermined number of times. And transmit to a specific area of the object (focal position point corresponding to the information in the focal position information). That is, the therapeutic transducer 112 repeatedly transmits the high intensity ultrasound that is less than the preset output value to the object a predetermined number of times (about '2 times') to perform preliminary targeting.
  • a duty ratio for example, about 5% or less
  • a preset ratio for example, about 5% or less
  • the high intensity ultrasound set weakly (with a duty ratio less than a preset ratio (eg, about 5% or less)) so that tissue (object) of the human body is not damaged has a pulse amplitude of about 3 MPa or more.
  • MPa is a unit of acoustic pressure
  • the sound pressure may be expressed in acoustic intensity (unit W / cm 2). That is, when converting the sound pressure 3 MPa to the sound intensity can be 580 W / cm 2 .
  • the duty ratio can be set small (for example, about 5% or less).
  • FIG 3 is an exemplary diagram for describing focal position information on an imaging image according to an exemplary embodiment.
  • the ultrasound medical apparatus 100 transmits the first imaging ultrasound or the second imaging ultrasound to the object, receives the first echo signal or the second echo signal reflected from the object, and then receives the first received signal or the second received signal. And generate the first imaging image or the second imaging image based on the first reception signal or the second reception signal, and then output the generated first imaging image or the second imaging image to the display unit 140. do.
  • the first imaging image or the second imaging image generated by the ultrasound medical apparatus 100 is preferably a three-dimensional image, but is not necessarily limited thereto.
  • the imaging transducer 110 included in the ultrasound medical apparatus 100 is implemented as a two-dimensional transducer array
  • a first corresponding to the first imaging ultrasound transmitted from the two-dimensional transducer array ie, the 2D transducer array
  • the first imaging image may be formed as a 3D image based on the received first echo signal.
  • the imaging transducer 110 provided in the ultrasound medical apparatus 100 is implemented as a two-dimensional transducer array
  • After receiving a second echo signal corresponding to the second imaging ultrasound transmitted from the two-dimensional transducer array The second imaging image may be formed as a 3D image based on the second echo signal.
  • 1D, 1.25D, 1.5D, and 1.75D transducer arrays rather than the two-dimensional transducer array
  • 1D, 1.25D, 1.5D, and 1.75 Rotate the D transducer array at a preset angle (0 ° to 360 °) to transmit the first imaging ultrasound or the second imaging ultrasound to the object, and receive each first echo signal or second echo signal reflected from the object. Thereafter, the first imaging image or the second imaging image may be formed into a three-dimensional image based on each received first echo signal or second imaging ultrasonic echo.
  • the coordinates when the first imaging image or the second imaging image is formed as a three-dimensional image may be recognized as (x, y, z) as shown in FIG. 3.
  • the first or second imaging image may be formed as a two-dimensional image, in which case the coordinates are (x, z).
  • FIG. 4 is a flowchart illustrating a focus compensation method according to the present embodiment.
  • the imaging transducer 110 of the ultrasound medical apparatus 100 operates to transmit a first imaging ultrasound to an object and receive a first echo signal reflected from the object to form a first received signal (S410).
  • the signal processor 134 of the ultrasound medical apparatus 100 operates to form a first imaging image based on the first received signal, and outputs the first imaging image to the display unit 140 in operation S420.
  • the user input unit 150 of the ultrasound medical apparatus 100 receives focus position information on the first imaging image (S430).
  • the user input unit 150 receives focus position information of two-dimensional coordinate values (x, z) when the first imaging image is a two-dimensional image, and three-dimensional coordinate values (x, y) when the first imaging image is a three-dimensional image.
  • z may receive focal position information.
  • the therapeutic transducer 112 of the ultrasound medical apparatus 100 transmits high intensity ultrasound that is less than a preset output value to a focal position point corresponding to the focal position information (S440).
  • the high intensity ultrasonic waves below the preset output value have a duty ratio below the preset ratio and have a pulse amplitude exceeding the preset threshold. That is, the high intensity ultrasound below the predetermined output value refers to the high intensity ultrasound such that the high intensity ultrasound does not damage the tissue (object) of the human body (so that it has a duty ratio (eg, about 5% or less) less than the preset ratio).
  • the imaging transducer 110 of the ultrasound medical apparatus 100 transmits the second imaging ultrasound to the object when the high intensity ultrasound reaches the focal position point by the therapeutic transducer 112, and corresponds to the second imaging ultrasound. And receiving the reflected second echo signal to form a second received signal (S450).
  • the signal processor 134 of the ultrasound medical apparatus 100 forms a second imaging image based on the second received signal (S460).
  • the focusing position extractor 138 of the ultrasound medical apparatus 100 extracts the actual focusing position information by using the change amount of the second imaging image (S470).
  • the focused position extractor 138 of the ultrasound medical apparatus 100 extracts the point where the gray scale change amount of the second imaging image is the greatest, and determines the point where the change amount is the largest as the actual focus position information.
  • the focused position extraction unit 138 of the ultrasound medical apparatus 100 determines the two-dimensional coordinate value as the actual focused position information (x 1 , z 1 ) when the second imaging image is the two-dimensional image, and the second imaging image is In the case of a 3D image, the 3D coordinate value is determined by the actual focusing position information (x 1 , y 1 , z 1 ).
  • the compensator 139 of the ultrasound medical apparatus 100 extracts a compensation value based on the focus position information and the actual focusing position information and then reflects the compensation value to the focus position information (S480).
  • the compensator 139 of the ultrasound medical apparatus 100 compares the focus position information (x, z) of the two-dimensional coordinates with the actual focusing position information (x 1 , z 1 ).
  • Compensation values ( ⁇ x, ⁇ z) are generated based on (x-x 1 , z-z 1 ), or when the second imaging image is a three-dimensional image, focal position information (x, y, z) of three-dimensional coordinates and to produce a compensation value ( ⁇ x, ⁇ y, ⁇ z) based on a (z 1 x - x 1, y - - y 1, z) actually focused position information (x 1, y 1, z 1) with the difference .
  • the compensator 139 of the ultrasound medical apparatus 100 may compensate the compensation position information reflecting the compensation values ⁇ x and ⁇ z in the focal position information x and z of the two-dimensional coordinates.
  • compensation values ( ⁇ x, ⁇ y, ⁇ z) are added to the focal position information (x, y, z) of the three-dimensional coordinates. Compensation position information (x + DELTA x, y + DELTA y, z + DELTA z) reflecting this is generated.
  • steps S410 to S480 are described as being sequentially executed. However, these are merely illustrative examples of the technical idea of the present embodiment. 4 may be modified and modified in various ways, such as by changing the order described in FIG. 4 or executing one or more steps of steps S410 to S480 in parallel without departing from the essential characteristics. It is not limited.
  • the focus compensation method according to the present embodiment described in FIG. 4 may be implemented in a program and recorded on a computer-readable recording medium.
  • the computer-readable recording medium having recorded thereon a program for implementing the focus compensation method according to the present embodiment includes all kinds of recording devices for storing data that can be read by a computer system. Examples of such computer-readable recording media include ROM, RAM, CD-ROM, magnetic tape, floppy disk, optical data storage, and the like, and are implemented in the form of a carrier wave (for example, transmission over the Internet). It includes being.
  • the computer readable recording medium can also be distributed over network coupled computer systems so that the computer readable code is stored and executed in a distributed fashion. Also, functional programs, codes, and code segments for implementing the present embodiment may be easily inferred by programmers in the art to which the present embodiment belongs.
  • FIG 5 is an exemplary view for explaining a difference between the focus position information and the actual focusing position information according to the present embodiment.
  • the user input unit 150 of the ultrasound medical apparatus 100 receives focus position information on a first imaging image. That is, when the first imaging image is a three-dimensional image, the user input unit 150 receives focus position information of three-dimensional coordinate values (x, y, z), and three-dimensional coordinate values (x, y, z on the first imaging image). The point corresponding to) is indicated by '+' as shown in FIG. 5.
  • the therapeutic transducer 112 of the ultrasound medical apparatus 100 receives high intensity ultrasound that is less than a preset output value as a focal position point (the '+' point shown in FIG. 5A) corresponding to the focal position information of the object. Send.
  • the ultrasound medical apparatus 100 transmits a high intensity ultrasound that is less than a preset output value to the therapeutic transducer 112 to the treatment target (object) to increase the reflection signal (second echo signal). That is, when a high amplitude sound pressure (high intensity ultrasound) is irradiated to the focal position point, the medium is momentarily pressed to cause a change in density and sound velocity, and is reflected by the acoustic impedance difference.
  • a high amplitude sound pressure high intensity ultrasound
  • the imaging transducer 110 of the ultrasound medical apparatus 100 transmits the second imaging ultrasound to the object when the high intensity ultrasound below the preset output value reaches the focal position point.
  • the imaging transducer 110 of the ultrasound medical apparatus 100 receives a second echo signal reflected in response to the second imaging ultrasound to form a second received signal.
  • the signal processor 134 of the ultrasound medical apparatus 100 forms a second imaging image based on the second received signal.
  • the focusing position extractor 138 of the ultrasound medical apparatus 100 extracts the actual focusing position information ('' 'point shown in FIG. 5A) using the change amount of the second imaging image.
  • the focused position extractor 138 of the ultrasound medical apparatus 100 extracts the point where the gray scale change amount of the second imaging image is greatest (the point ' ⁇ ' shown in FIG. 5A), and the change amount is the most.
  • the large point is determined by the actual focusing position information (x 1 , y 1 , z 1 ). That is, the ultrasound medical apparatus 100 extracts the change amount of the gray echo from the ROI set in the second imaging image with the change amount of the second echo signal to the focused position extractor 138 (FIG. 5). Point) and recognize the actual focus position information (x 1 , y 1 , z 1 ) on the image.
  • the compensator 139 of the ultrasound medical apparatus 100 includes the focus position information ('+' point shown in FIG. 5A) and the actual focusing position information (' ⁇ ' point shown in FIG. 5A). After the compensation value is extracted, the compensation value is reflected in the focus position information. Subsequently, as illustrated in FIG. 5B, the compensator 139 of the ultrasound medical apparatus 100 may include focal position information (x, y, z) of three-dimensional coordinates when the second imaging image is a three-dimensional image. Compensation values ⁇ x, ⁇ y, and ⁇ z are generated based on the difference from the actual focusing position information (x 1 , y 1 , z 1 ) (x-x 1 , y-y 1 , z-z 1 ). .
  • the compensator 139 of the ultrasound medical apparatus 100 is configured to focus position information (x, y, z) of three-dimensional coordinates when the second imaging image is a three-dimensional image.
  • Compensation position information (x + DELTA x, y + DELTA y, z + DELTA z) reflecting the compensation values DELTA x, DELTA y, DELTA z is generated.
  • FIG. 6 is an exemplary view illustrating a process of forming a 3D imaging image by the ultrasound medical apparatus according to the present embodiment.
  • the ultrasound medical apparatus 100 transmits the first imaging ultrasound or the second imaging ultrasound to the object, receives the first echo signal or the second echo signal reflected from the object, and then receives the first received signal or the second received signal. And generate the first imaging image or the second imaging image based on the first reception signal or the second reception signal, and then output the generated first imaging image or the second imaging image to the display unit 140. do.
  • the first imaging image or the second imaging image generated by the ultrasound medical apparatus 100 is preferably a three-dimensional image, but is not necessarily limited thereto. That is, when the imaging transducer 110 included in the ultrasound medical apparatus 100 is implemented as a two-dimensional transducer array, a first corresponding to the first imaging ultrasound transmitted from the two-dimensional transducer array (ie, the 2D transducer array) may be used. After receiving the echo signal, the first imaging image is formed into a three-dimensional image based on the received first echo signal, or after receiving the second echo signal corresponding to the two imaging ultrasounds, the second based on the received second echo signal. The imaging image may be formed into a three-dimensional image.
  • the imaging transducer 110 included in the ultrasound medical apparatus 100 is implemented as a 1D, 1.25D, 1.5D, and 1.75D transducer array instead of the two-dimensional transducer array, as shown in FIG. 3. Three-dimensional images can be formed.
  • the first imaging ultrasound is transmitted to the object and reflected from the object.
  • the second imaging image may be formed into a 3D image based on each of the received second echo signals.
  • the first imaging ultrasound or the second imaging ultrasound is transmitted to the object by using the imaging transducer 110 in the horizontal and vertical directions with the therapeutic transducer 112, respectively, and reflected from the object.
  • the first imaging image or the second imaging image may be formed into a 3D image based on each of the first echo signals or the second echo signals received.
  • FIG. 7 is an exemplary view showing a therapeutic transducer formed of a plurality of groups according to the present embodiment.
  • the ultrasound medical apparatus 100 transmits the high intensity ultrasound that is less than a preset output value to the treatment target (object) using the therapeutic transducer 112.
  • the ultrasound medical apparatus 100 may correct the phase by applying an optimization algorithm to the plurality of groups. In this case, a phase when the reflected signal is the largest in the focus position information may be applied, and an optimal solution may be applied as the optimization algorithm applied.
  • the therapeutic transducer 112 may have a first high intensity ultrasound of less than a preset output value and a second high intensity of less than a preset output value transmitted to a focal position point corresponding to the focal position information of the object.
  • a specific group may be formed or randomly arranged in the therapeutic transducer 112 according to the ultrasound and the Nth high-intensity ultrasound that is less than the preset output value.
  • the therapeutic transducer 112 may transmit a combination of a plurality of high intensity ultrasounds at a ratio value loaded into a specific region of the object or transmit high intensity ultrasounds below a preset output value.
  • the therapeutic transducer 112 transmits the high intensity ultrasound to a specific position (focus position point corresponding to the focus position information) adjusted through the user input unit 150.
  • the user ie, the operator
  • the imaging image determines a specific area of the object.
  • the user in order to determine a specific area, the user (operator) may determine a corresponding location by inputting a location value corresponding to the specific area to the user input unit 150 or by adjusting a direction key such as a joystick.
  • the therapeutic transducer 112 may be manufactured in a circular shape as shown in FIG. 7, but is preferably implemented in a form in which the imaging transducer 110 is formed in the center, but is not necessarily limited thereto.
  • the therapeutic transducer 112 may transmit a combination of a plurality of high-intensity ultrasound waves at a ratio value loaded into a specific area under the control of the controller.
  • a therapeutic transducer 112 is a first transducer for transmitting a first high-intensity ultrasound wave below a predetermined output value according to a first frequency to a specific region of the object, as shown in FIG.
  • a second transducer for transmitting second high intensity ultrasonic waves below a preset output value according to the second frequency
  • an Nth transducer for transmitting N th high intensity ultrasonic waves below the preset output value according to the Nth frequency to a specific region of the object.
  • the first transducer, the second transducer, and the Nth transducer mean physically the same transducer, but in the present embodiment, the first transducer, the second transducer, and the Nth transducer are divided for convenience of description. It describes.
  • the therapeutic transducer 112 includes a first group formed only of the first transducer, a second group formed only of the second transducer, and an N group formed only of the Nth transducers. Include. Meanwhile, as shown in FIG. 7, the therapeutic transducer 112 may be formed such that the first transducer, the second transducer, and the Nth transducer are randomly arranged.
  • compensation unit 140 display unit

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Abstract

초점 보상 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치를 개시한다. 고강도 집속 초음파 송신 시 대상체의 초점 위치와 실제 초음파 집속 위치 간에 오차가 발생하지 않도록 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 대상체(환자의 환부)에 송신하고, 그에 따른 반사 신호를 이용하여 초점 위치의 거리를 보상하고자 하는 초점 보상 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치를 제공한다.

Description

초점 보상 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치
본 실시예는 초점 보상 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치에 관한 것이다. 더욱 상세하게는 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 대상체(환자의 환부)에 집속하고 그에 따른 반사 신호를 이용하여 대상체의 초점 위치와 실제 초음파 집속 위치 간에 차이가 발생한 것으로 확인되는 경우 차이만큼의 초점 위치의 거리를 보상하고자 하는 초점 보상 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치에 관한 것이다.
이하에 기술되는 내용은 단순히 본 실시예와 관련되는 배경 정보만을 제공할 뿐 종래기술을 구성하는 것이 아님을 밝혀둔다.
고강도 집속 초음파(HIFU: High-Intensity Focused Ultrasound)는 일반적으로 암, 종양, 병변과 같은 생체 조직을 치료(처리)하는데 이용된다. 즉, 고강도 초음파를 이용한 치료 방식은 고강도 초음파를 한 곳에 집중하여 송신하여 발생하는 열을 이용하여 해당 생체 조직을 괴사시키는 방식이다. 이때, 고강도 초음파가 건강한 생체 조직을 해하는 것을 피하도록 조절해야 하며, 고강도 초음파에 의한 치료(처리)는 수술로 인한 절개 과정을 피할 수 있다.
고강도 초음파를 이용한 치료 방식은 치료하고자 하는 생체 조직에 영상 획득을 위한 초음파를 송신하고, 그에 의해 반사되는 에코 신호를 이용하여 영상을 획득한 후 해당 생체 조직으로 고강도 초음파를 송신하는데, 이때, 초음파 의료 장치에서 치료하고자 하는 초점 위치와 실제 고강도 초음파가 집속되는 위치 간에 차이 발생하는 경우 치료하고자 하는 초점 위치를 벗어난 생체 조직이 손상되는 문제가 있다.
본 실시예는 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 대상체(환자의 환부)에 집속하고 그에 따른 반사 신호를 이용하여 대상체의 초점 위치와 실제 초음파 집속 위치 간에 차이가 발생한 것으로 확인되는 경우 차이만큼의 초점 위치의 거리를 보상하고자 하는 초점 보상 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치를 제공하는 데 주된 목적이 있다.
본 실시예의 일 측면에 의하면, 대상체로 제 1 이미징 초음파를 송신하고 상기 대상체로부터 반사되는 제 1 에코 신호를 수신하여 제 1 수신 신호를 형성하도록 동작하는 이미징 트랜스듀서; 상기 제 1 수신 신호에 기초하여 제 1 이미징 영상이 형성되도록 하며, 상기 제 1 이미징 영상이 디스플레이부로 출력되도록 동작하는 신호 처리부; 상기 제 1 이미징 영상 상에 초점 위치 정보를 입력받는 사용자 입력부; 상기 초점 위치 정보에 대응하는 초점 위치 지점으로 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 송신하는 치료용 트랜스듀서; 상기 고강도 초음파가 상기 초점 위치 지점에 도달하는 시점에 송신된 제 2 이미징 초음파에 근거하여 형성된 제 2 이미징 영상의 변화량을 이용하여 실제 집속 위치 정보를 추출하는 집속 위치 추출부; 및 상기 초점 위치 정보와 상기 실제 집속 위치 정보에 근거하여 보상값을 추출한 후 상기 초점 위치 정보에 상기 보상값을 반영하는 보상부를 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치를 제공한다.
또한, 본 실시에의 다른 측면에 의하면, 초음파 의료 장치가 초점을 보상하는 방법에 있어서, 대상체로 제 1 이미징 초음파를 송신하고 상기 대상체로부터 반사되는 제 1 에코 신호를 수신하여 제 1 수신 신호를 형성하도록 동작하는 제 1 수신 신호 형성 과정; 상기 제 1 수신 신호에 기초하여 제 1 이미징 영상이 형성되도록 하며, 상기 제 1 이미징 영상이 디스플레이부로 출력되도록 동작하는 제 1 영상 처리 과정; 상기 제 1 이미징 영상 상에 초점 위치 정보를 입력받는 초점 위치 입력 과정; 상기 초점 위치 정보에 대응하는 초점 위치 지점으로 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 송신하는 고강도 초음파 송신 과정; 상기 고강도 초음파가 상기 초점 위치 지점에 도달하는 시점에 송신된 제 2 이미징 초음파에 근거하여 형성된 제 2 이미징 영상의 변화량을 이용하여 실제 집속 위치 정보를 추출하는 실제 집속 위치 추출 과정; 및 상기 초점 위치 정보와 상기 실제 집속 위치 정보에 근거하여 보상값을 추출한 후 상기 초점 위치 정보에 상기 보상값을 반영하는 보상 과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 초점 보상 방법을 제공한다.
이상에서 설명한 바와 같이 본 실시예에 의하면, 고강도 초음파 집속 시 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 대상체(환자의 환부)에 집속하고 그에 따른 반사 신호를 이용하여 예비 표적화를 수행할 수 있으며, 대상체의 초점 위치와 실제 초음파 집속 위치 간에 오차가 발생한 경우 오차만큼의 초점 위치의 거리를 보상할 수 있는 효과가 있다. 즉, 본 실시예에 의하면, 고강도 초음파가 높은 에너지를 가지기 때문에 정확한 초점을 이용할 수 있도록 인체 조직이 손상되지 않을 정도의 고강도 초음파를 초점 위치로 송신하여 예비 표적화를 수행할 수 있으며, 초점 위치와 실제 집속 위치가 차이가 나는 경우 이를 물리적인 이동없이 전자적 보상값을 적용하여 보상할 수 있는 효과가 있다.
또한, 본 실시예에 의하면, 치료용 트랜스듀서가 설정된 초점 위치 정보로 치료를 위한 고강도 초음파를 송신할 때, 초점 위치 정보와 실제 집속 위치 정보 간에 차이가 발생하는 경우 치료하고자 하는 초점 위치 정보를 벗어난 생체 조작(대상체)이 손상되므로 초점 위치 정보와 실제 집속 위치 정보 간에 차이를 보상해서 치료하고자 하는 지점을 정확하게 치료할 수 있도록 하는 효과가 있다.
도 1은 본 실시예에 따른 초음파 의료 장치를 개략적으로 나타낸 블럭 구성도이다.
도 2는 본 실시예에 따른 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 나타낸 예시도이다.
도 3은 본 실시예에 따른 이미징 영상 상에 초점 위치 정보를 설명하기 위한 예시도이다.
도 4는 본 실시예에 따른 초점 보상 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 5는 본 실시예에 따른 초점 위치 정보와 실제 집속 위치 정보를 차이를 설명하기 위한 예시도이다.
도 6은 본 실시예에 따른 초음파 의료 장치가 삼차원 이미징 영상을 형성하는 과정을 나타낸 예시도이다.
도 7은 본 실시예에 따른 복수의 군으로 형성된 치료용 트랜스듀서를 나타낸 예시도이다.
이하, 본 실시예를 첨부된 도면을 참조하여 상세하게 설명한다.
본 실시예에 기재된 제 1 이미징 초음파란 이미징 트랜스듀서(110)가 영상을 획득하기 위해 대상체로 송신하는 초암파를 일컬어 '제 1 이미징 초음파'라 한다. 한편, 본 실시예에 기재된 제 2 이미징 초음파란 이미징 트랜스듀서(110)가 치료용 트랜스듀서(112)에 의해 고강도 초음파가 초점 위치 지점에 도달하는 시점에 대상체로 송신되는 초음파를 일컬어 '제 2 이미징 초음파'라 한다. 즉, 이미징 트랜스듀서(110)가 고강도 초음파가 초점 위치 지점에 도달하는 시점을 판별하기 위해서는 이미징 트랜스듀서(110)와 치료용 트랜스듀서(112) 간의 일종의 동기화로 인해 치료용 트랜스듀서(112)에서 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 초점 위치 지점으로 송신하는 경우, 고강도 초음파의 도달 시점에 따라 이미징 트랜스듀서(110)에서 제 2 이미징 초음파를 대상체로 송신할 수 있다. 즉, 이러한 동기화는 이미징 트랜스듀서(110)와 초점 위치 지점 간의 거리 정보, 치료용 트랜스듀서(112)와 초점 위치 지점 간의 거리 정보, 제 1 이미징 초음파, 제 2 이미징 초음파 및 고강도 초음파가 대상체의 매질 내에서 이동하는 이동 속도 정보에 따라 설정될 수 있다.
본 실시예에 기재된 영상은 B-모드 영상 또는 C-모드 영상을 포함하는 개념이다. 즉, B-모드 영상은 그레이스케일 영상으로서, 대상체의 움직임을 나타내는 영상 모드를 말하며, C-모드 영상은 컬러 플로우 영상 모드를 말한다. 한편, BC-모드 영상(BC-Mode Image)은 도플러 효과(Doppler Effect)를 이용하여 혈류의 흐름이나 대상체의 움직임을 표시하는 영상 모드로서, B-모드 영상과 C-모드 영상을 동시에 제공하는 모드로서, 혈류 및 대상체의 움직임 정보와 함께 해부학적인 정보를 제공하는 영상 모드를 말한다. 즉, B-모드는 그레이스케일의 영상으로서, 대상체의 움직임을 나타내는 영상 모드를 말하며, C-모드는 컬러 플로우 영상으로서, 혈류의 흐름이나 대상체의 움직임을 나타내는 영상 모드를 말한다. 한편, 본 발명에 기재된 초음파 의료 장치(100)는 B-모드 영상(B-Mode Image)과 컬러 플로우 영상(Color Flow Image)인 C-모드 영상(C-Mode Image)을 동시에 제공할 수 있는 장치이나, 설명의 편의상 본 발명에서는 초음파 의료 장치(100)가 제공하는 영상인 B-모드 영상인 것으로 가정하여 기재토록 한다.
도 1은 본 실시예에 따른 초음파 의료 장치를 개략적으로 나타낸 블럭 구성도이다.
본 실시예에 따른 초음파 의료 장치(100)는 이미징 트랜스듀서(110), 치료용 트랜스듀서(112), 아날로그 디지털 컨버터(120), 영상 처리부(130), 디스플레이부(140), 사용자 입력부(150) 및 저장부(160)를 포함한다. 본 실시예에서는 초음파 의료 장치(100)가 이미징 트랜스듀서(110), 치료용 트랜스듀서(112), 아날로그 디지털 컨버터(120), 영상 처리부(130), 디스플레이부(140), 사용자 입력부(150) 및 저장부(160)만을 포함하는 것으로 기재하고 있으나, 이는 본 실시예의 기술 사상을 예시적으로 설명한 것에 불과한 것으로서, 본 실시예가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 본 실시예의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 초음파 의료 장치(100)에 포함되는 구성 요소에 대하여 다양하게 수정 및 변형하여 적용 가능할 것이다.
이미징 트랜스듀서(110)는 이미지용 트랜스듀서 어레이를 포함하며, 대상체로 제 1 이미징 초음파 또는 제 2 이미징 초음파를 송신하고 대상체로부터 반사되는 제 1 에코 신호 또는 제 2 에코 신호를 수신한다. 이러한, 트랜스듀서란 전기적 아날로그신호를 초음파로 변환하여 대상체에 전송하고, 대상체로부터 반사되는 에코 신호를 전기적 아날로그 신호로 변환되며, 복수 개의 트랜스듀서 엘리먼트(Transducer Element)가 결합되어 형성된다. 이러한, 이미징 트랜스듀서(110)는 다수의 1D(Dimension), 1.25D, 1.5D, 1.75D 또는 2D 트랜스듀서 어레이(Transducer Array)를 포함한다. 예컨대, 이미징 트랜스듀서(110)가 1D, 1.25D, 1.5D, 1.75D 트랜스듀서 어레이를 포함하는 경우, 1D, 1.25D, 1.5D, 1.75D 트랜스듀서 어레이가 기 설정된 각도(0˚ 내지 360˚)로 회전(Rotation)하면서 대상체로 제 1 이미징 초음파 또는 제 2 이미징 초음파를 송신할 수 있으며, 대상체로부터 제 1 에코 신호 또는 제 2 에코 신호를 수신하여 제 1 수신 신호 또는 제 2 수신 신호를 형성할 수 있다. 한편, 이미징 트랜스듀서(110)가 2D 트랜스듀서 어레이를 포함하는 경우에는 별다른 회전없이 2D 트랜스듀서 어레이를 통해 대상체로 제 1 이미징 초음파 또는 제 2 이미징 초음파를 송신하고, 대상체로부터 제 1 에코 신호 또는 제 2 에코 신호를 수신하여 제 1 수신 신호 또는 제 2 수신 신호를 형성할 수 있다. 이러한, 이미징 트랜스듀서(110)는 각 트랜스듀서에 입력되는 펄스(Pulse)들의 입력 시간을 적절하게 지연시킴으로써 집속된 초음파 빔(Beam)을 송신 스캔 라인(Scanline)을 따라 대상체로 송신한다. 한편, 대상체로부터 반사된 제 1 에코 신호 또는 제 2 에코 신호는 각 트랜스듀서에 서로 다른 수신 시간을 가지면서 입력되며, 각 트랜스듀서는 입력된 제 1 에코 신호 또는 제 2 에코 신호를 빔포머(132)로 출력한다.
이미징 트랜스듀서(110)는 대상체로 제 1 이미징 초음파를 송신하고 대상체로부터 반사되는 제 1 에코 신호를 수신하여 제 1 수신 신호를 형성하도록 동작한다. 한편, 본 실시예에 따른 이미징 트랜스듀서(110)는 고강도 초음파가 초점 위치 지점에 도달하는 시점에 제 2 이미징 초음파를 대상체로 송신하고, 제 2 이미징 초음파에 대응하여 반사되는 제 2 에코 신호를 수신하여 제 2 수신 신호를 형성하도록 동작한다. 즉, 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파가 초점 위치 지점에 도달하는 경우, 초점 위치 지점에 해당하는 인체 조직이 손상되지는 않지만, 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파에 눌려지거나 해당 조직의 밀도가 변화게 된다. 이때, 고강도 초음파가 초점 위치 지점에 도달하는 시점에 제 2 이미징 초음파를 대상체로 송신하고 이에 반사되는 제 2 에코 신호를 수신하게 되므로, 결과적으로 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파에 눌려지거나 해당 조직의 밀도가 변화된 지점을 검출할 수 있게 되는 것이다. 즉, 높은 진폭의 음압(고강도 초음파)이 초점 위치 지점에 조사되면 순간적으로 매질이 눌려 밀도, 음속 변화가 일어나게 되고 음향 임피던스 차이에 의해서 반사가 된다. 여기서, 이미징 트랜스듀서(110)가 고강도 초음파가 초점 위치 지점에 도달하는 시점을 판별하기 위해서는 이미징 트랜스듀서(110)와 치료용 트랜스듀서(112) 간의 일종의 동기화로 인해 치료용 트랜스듀서(112)에서 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 초점 위치 지점으로 송신하는 경우, 고강도 초음파의 도달 시점에 따라 이미징 트랜스듀서(110)에서 제 2 이미징 초음파를 대상체로 송신할 수 있다. 즉, 이러한 동기화는 이미징 트랜스듀서(110)와 초점 위치 지점 간의 거리 정보, 치료용 트랜스듀서(112)와 초점 위치 지점 간의 거리 정보, 제 1 이미징 초음파, 제 2 이미징 초음파 및 고강도 초음파가 대상체의 매질 내에서 이동하는 이동 속도 정보에 따라 설정될 수 있다.
치료용 트랜스듀서(112)는 고강도 트랜스듀서 어레이를 포함하며, 대상체의 특정 영역으로 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 송신하거나 치료를 위한(기 설정된 출력값에 해당하는) 고강도 초음파를 송신한다. 이러한, 치료용 트랜스듀서(112)는 초점 위치 정보에 대응하는 초점 위치 지점으로 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 송신한다. 즉, 치료용 트랜스듀서(112)는 기 설정된 비율 미만의 듀티 비(Duty Rate)를 가지며, 기 설정된 임계치를 초과하는 펄스 진폭(Pulse Amplitude)을 갖는 고강도 초음파를 대상체로 송신한다. 예컨대, 치료용 트랜스듀서(112)는 치료를 위한 고강도 초음파와 예비 표적화(Pre-Targeting)를 위한 고강도 초음파를 송신할 수 있다. 즉, 치료용 트랜스듀서(112)는 예비 표적화를 위한 고강도 초음파를 인체의 조직(대상체)이 손상되지 않을 정도로 약하게(기 설정된 비율 미만의 듀티 비(예컨대, 약 5 % 이하)를 갖도록) 송신하거나 고강도 초음파가 인체의 조직을 치료할 수 있을 정도로 강하게(기 설정된 비율의 듀티 비(예컨대, 약 100 %)를 갖도록) 송신할 수 있다. 이때, 치료용 트랜스듀서(112)는 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 기 설정된 횟수로 반복하여 대상체로 송신한다. 예컨대, 치료용 트랜스듀서(112)가 대상체로 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 약 '2 회'정도 반복 송신하여 예비 표적화를 수행해 보는 것을 의미한다. 여기서, 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파의 반복 횟수는 약 '2 회'인 것이 바람직하나 반드시 이에 한정되는 것은 아니다.
이하, 치료용 트랜스듀서(112)의 동작 과정에 대해 설명한다. 치료용 트랜스듀서(112)는 사용자 입력부(150)를 통해 조절된 특정 위치로 고강도 초음파(기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파 또는 기 설정된 출력값에 해당하는 고강도 초음파)를 송신한다. 여기서, 사용자가 먼저 이미징 트랜스듀서(110)를 통해 대상체로 제 1 이미징 초음파를 송신하고, 대상체로부터 반사되는 제 1 에코 신호를 수신하여 형성된 제 1 수신 신호에 기초하여 생성된 제 1 이미징 영상을 통해 대상체의 특정 영역(초점 위치 정보에 대응하는 초점 위치 지점)을 결정하게 된다. 여기서, 사용자가 특정 영역(초점 위치 정보에 대응하는 초점 위치 지점) 결정하기 위해서는, 특정 영역에 해당하는 위치값을 사용자 입력부(150)에 입력하거나 조이스틱(Joystick)과 같은 방향키를 조절하여 해당 위치를 결정할 수 있을 것이다. 이를 통해 암 조직, 종양 조직, 병변 조직과 같은 대상체의 특정 영역으로 고강도 초음파를 송신할 수 있는 것이다. 여기서, 치료용 트랜스듀서(112)는 원형 모양을 제작될 수 있으며, 중앙에 이미징 트랜스듀서(110)가 형성되는 형태로 구현되는 것이 바람직하지만 반드시 이에 한정되는 것은 아니다.
한편, 치료용 트랜스듀서(112)는 복수 개의 군으로 나뉠 수 있다. 즉, 치료용 트랜스듀서(112)는 고강도 트랜스듀서 어레이를 포함하는데, 고강도 트랜스듀서 어레이는 대상체의 특정 영역으로 제 1 주파수(Fundamental Frequency)에 따른 기 설정된 출력값 미만의 제 1 고강도 초음파를 송신하는 제 1 트랜스듀서, 대상체의 특정 영역으로 제 2 주파수(Second Frequency)에 따른 기 설정된 출력값 미만의 제 2 고강도 초음파를 송신하는 제 2 트랜스듀서, 대상체의 특정 영역으로 제 N 주파수(N Frequency)에 따른 기 설정된 출력값 미만의 제 N 고강도 초음파를 송신하는 제 N 트랜스듀서로 구분될 수 있다. 이러한, 치료용 트랜스듀서(112)는 제 1 트랜스듀서만으로 형성된 제 1 군과, 제 2 트랜스듀서만으로 형성된 제 2 군 및 제 N 트랜스듀서만으로 형성된 제 N 군을 형성할 수 있다. 또한, 치료용 트랜스듀서(112)는 제 1 트랜스듀서, 제 2 트랜스듀서 및 제 N 트랜스듀서가 랜덤(Random)하게 배열되도록 형성될 수 있다. 이때, 치료용 트랜스듀서(112)는 대상체의 특정 영역으로 로딩된 비율값으로 복수 개의 고강도 초음파를 조합하여 송신할 수 있으며, 복수 개의 군을 각각 이용하여 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 송신할 수 있다.
아날로그 디지털 컨버터(120)는 이미징 트랜스듀서(110) 또는 치료용 트랜스듀서(112)에 구비된 트랜스듀서에 의해 변환된 전기적 아날로그신호를 전기적 디지털신호로 변환한다. 한편, 도 1에서는 아날로그 디지털 컨버터(120)는 트랜스듀서(이미징 트랜스듀서(110) 또는 치료용 트랜스듀서(112))와 빔포머(132) 간에 위치하는 것으로 도시되었지만 반드시 이에 한정되는 것은 아니며, 본 실시예가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 본 실시예의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 다양하게 수정하여 초음파 의료 장치(100) 내에 다른 모듈 간에 위치하는 것으로 적용 가능하다.
영상 처리부(130)는 이미징 트랜스듀서(110)로부터 제 1 이미징 초음파 에 대응하는 제 1 에코 신호를 기초로 형성된 제 1 수신 신호를 이용하여 제 1 이미징 영상을 생성한다. 한편, 영상 처리부(130)는 이미징 트랜스듀서(110)로부터 제 2 이미징 초음파에 대응하는 제 2 에코 신호를 기초로 형성된 제 2 수신 신호를 이용하여 제 2 이미징 영상을 생성한다.
또한, 영상 처리부(130)는 사용자 입력부(150)의 조작 또는 명령에 의해 제 1 이미징 영상에 ROI(Region Of Interest)를 설정할 수 있다. 이러한, 영상 처리부(130)는 기 설정된 각도(0˚ 내지 360˚)로 회전한 이미징 트랜스듀서로부터 제 1 에코 신호를 수신하거나, 이차원 트랜스듀서 어레이(2D Transducer Array)로 구현된 이미징 트랜스듀서(110)로부터 제 1 에코 신호를 수신하며, 수신된 제 1 에코 신호에 근거하여 제 1 이미징 영상을 삼차원 영상으로 형성한다. 한편, 영상 처리부(130)는 기 설정된 각도(0˚ 내지 360˚)로 회전한 이미징 트랜스듀서로부터 제 2 에코 신호를 수신하거나, 이차원 트랜스듀서 어레이로 구현된 이미징 트랜스듀서(110)로부터 제 2 에코 신호를 수신하며, 수신된 제 2 에코 신호에 근거하여 제 2 이미징 영상을 삼차원 영상으로 형성한다.
이러한, 영상 처리부(130)는 빔포머(Beamformer)(132), 신호 처리부(Processing)(134), 스캔 컨버터(Scan Converter)(136), 집속 위치 추출부(138) 및 보상부(139)를 포함한다. 빔포머(132)는 이미징 트랜스듀서(110)에 구비된 각각의 트랜스듀서에 의해 수신된 제 1 에코 신호 및 제 2 에코 신호를 집속하여 로 데이터(Raw Data)인 프레임 데이터를 생성한다. 이러한, 빔포머(132)는 아날로그 디지털 컨버터(120)에 의해 변환된 전기적 디지털신호에 기초하여 수신 집속 신호(Receive Focusing Signal)를 형성한다. 또한, 빔포머(132)는 대상체로부터 이미징 트랜스듀서(110), 치료용 트랜스듀서(112)의 각 트랜스듀서에 도달하는 시간을 고려하여 각 전기적 디지털신호에 적절한 지연을 가한 후 합산하여 수신 집속 신호를 형성할 수 있다. 즉, 빔포머(132)는 이미징 트랜스듀서(110)가 제 1 이미징 초음파 또는 제 2 이미징 초음파를 송신하거나 치료용 트랜스듀서(112)가 고강도 초음파를 송신할 때 이미징 트랜스듀서(110)와 치료용 트랜스듀서(112) 내의 각 트랜스듀서의 구동 타이밍을 조절하여 초점 위치 정보에 대응하는 초점 위치 지점(특정 위치)로 초음파를 집속시킨다. 또한, 빔포머(132)는 대상체에서 반사된 제 1 에코 신호, 제 1 에코 신호가 이미징 트랜스듀서(110)의 각 트랜스듀서에 도달하는 시간이 상이한 것을 감안하여 이미징 트랜스듀서(110)의 각 제 1 이미징 초음파 신호 및 제 2 이미징 초음파 신호에 시간 지연을 가하여 제 1 에코 신호 및 제 2 에코 신호를 집속시킨다. 이러한, 빔포머(132)는 이미징 트랜스듀서(110)에 대응하는 이미징 빔포머와 치료용 트랜스듀서(112)에 대응하는 치료용 빔포머를 포함하여 구현되며, 이미징 빔포머와 치료용 빔포머는 각각 송신 빔포머와 수신 빔포머로 구현될 수 있다.
신호 처리부(134)는 빔포머(132)에 의해 생성된 프레임 데이터 신호를 디지털 신호 처리하여 제 1 이미징 영상 또는 제 2 이미징 영상을 생성한다. 즉, 신호 처리부(134)는 이미징 트랜스듀서(110)로부터 수신한 제 1 수신 신호에 기초하여 제 1 이미징 영상이 형성되도록 하며, 제 1 이미징 영상이 디스플레이부(140)로 출력되도록 동작한다. 또한, 신호 처리부(134)는 이미징 트랜스듀서(110)로부터 수신한 제 2 수신 신호에 기초하여 제 2 이미징 영상을 형성되도록 하며, 제 2 이미징 영상이 디스플레이부(140)로 출력되도록 동작한다. 스캔 컨버터(136)는 제 1 이미징 영상 또는 제 2 이미징 영상을 소정의 주사선 표시형식의 디스플레이부(140)에서 사용되는 데이터 형식으로 변환한다. 즉, 스캔 컨버터(136)는 제 1 이미징 영상 또는 제 2 이미징 영상 신호를 실제 디스플레이부(140)에 디스플레이되는 데이터 형태로 변환해 주는 역할을 한다.
본 실시예에 따른 집속 위치 추출부(138)는 고강도 초음파가 초점 위치 지점에 도달하는 시점에 송신된 제 2 이미징 초음파에 근거하여 형성된 제 2 이미징 영상의 변화량을 이용하여 실제 집속 위치 정보를 추출한다. 즉, 이미징 트랜스듀서(110)에서 치료용 트랜스듀서(112)가 송신한 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파가 초점 위치 지점에 도달하는 시점에 제 2 이미징 초음파를 대상체로 송신하고 제 2 이미징 초음파에 대응하여 반사되는 제 2 에코 신호를 수신하여 제 2 수신 신호를 형성하도록 동작한다. 이후 신호 처리부(134)는 제 2 수신 신호에 근거하여 제 2 이미징 영상을 형성하는 데, 이때, 집속 위치 추출부(138)는 제 2 이미징 영상의 변화량을 이용하여 실제 집속 위치 정보를 추출하는 것이다. 여기서, 집속 위치 추출부(138)는 제 2 이미징 영상의 변화량을 확인하기 위해 제 2 이미징 영상의 그레이스케일(Gray-Scale)의 변화량이 가장 큰 지점을 추출하고, 변화량이 가장 큰 지점을 실제 집속 위치 정보로 판별한다. 여기서, 그레이스케일은 하양(White)에서 검정(black) 사이의 회색의 점진적인 단계 범위로 명도 차의 척도로서, 디지털 영상은 각 화소값이 하나의 샘플 이미지를 가리키며, 광도(Luminous Intensity) 정보만을 전달한다. 이때, 집속 위치 추출부(138)는 제 2 이미징 영상이 이차원 영상인 경우 이차원 좌표값을 실제 집속 위치 정보(x1, z1)로 판별하며, 제 2 이미징 영상이 삼차원 영상인 경우 삼차원 좌표값을 실제 집속 위치 정보(x1, y1, z1)로 판별한다.
본 실시예에 따른 보상부(139)는 초점 위치 정보와 실제 집속 위치 정보에 근거하여 보상값을 추출한 후 초점 위치 정보에 보상값을 반영한다. 이때, 보상부(139)는 제 2 이미징 영상이 이차원 영상인 경우 이차원 좌표의 초점 위치 정보(x, z)와 실제 집속 위치 정보(x1, z1)와의 차이(x - x1, z - z1)에 근거하여 보상값(△x, △z)을 생성하거나, 제 2 이미징 영상이 삼차원 영상인 경우 삼차원 좌표의 초점 위치 정보(x, y, z)와 실제 집속 위치 정보(x1, y1, z1)와의 차이(x - x1, y - y1, z - z1)에 근거하여 보상값(△x, △y, △z)을 생성한다. 또한, 보상부(139)는 제 2 이미징 영상이 이차원 영상인 경우 이차원 좌표의 초점 위치 정보(x, z)에 보상값(△x, △z)을 반영한 보상 위치 정보(x + △x, z + △z)를 생성하거나, 제 2 이미징 영상이 삼차원 영상인 경우 삼차원 좌표의 초점 위치 정보(x, y, z)에 보상값(△x, △y, △z)을 반영한 보상 위치 정보(x + △x, y + △y, z + △z)를 생성한다. 즉, 치료용 트랜스듀서(112)가 사용자 입력부(150)에 의해 설정된 초점 위치 정보로 치료를 위한 고강도 초음파를 송신할 때, 초점 위치 정보(x, y, z)와 실제 집속 위치 정보(x1, y1, z1) 간에 차이가 발생하는 경우 치료하고자 하는 초점 위치 정보를 벗어난 생체 조작(대상체)이 손상될 수 있는 것이다. 따라서, 본 실시예에 따른 보상부(139)가 초점 위치 정보(x, y, z)와 실제 집속 위치 정보(x1, y1, z1) 간에 차이를 확인하고, 해당 차이만큼의 거리(△x, △y, △z)를 보상해서 치료하고자 하는 지점을 정확하게 치료할 수 있는 것이다.
디스플레이부(140)는 영상 처리부(130)에 의해 수신된 제 1 이미징 영상 또는 제 2 이미징 영상을 B-모드 또는 C-모드 영상으로 출력한다. 사용자 입력부(150)는 사용자의 조작 또는 입력에 의한 명령(Instruction)을 입력받는다. 여기서, 사용자 명령은 초음파 의료 장치(100)를 제어하기 위한 제어 명령 등이 될 수 있다. 또한, 사용자 입력부(150)는 제 1 이미징 영상 상에 초점 위치 정보를 입력받는다. 즉, 사용자 입력부(150)는 제 1 이미징 영상이 이차원 영상인 경우 이차원 좌표값(x, z)의 초점 위치 정보를 입력받으며, 제 1 이미징 영상이 삼차원 영상인 경우 삼차원 좌표값(x, y, z)의 초점 위치 정보를 입력받는다. 또한, 사용자 입력부(150)는 사용자의 조작 또는 명령에 의해 제 1 이미지 영상 상에 ROI를 설정할 수 있다. 저장부(160)는 초음파 의료 장치(100)의 구동에 필요한 각종 데이터를 저장하는 저장수단으로서, 제 1 이미징 영상, 제 2 이미징 영상 등 중 하나 이상의 정보를 저장하는 기능을 수행한다. 또한, 저장부(160)는 이미징 트랜스듀서(110)를 이용하여 형성된 제 1 수신 신호 또는 제 2 수신 신호를 저장한다.
도 2는 본 실시예에 따른 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 나타낸 예시도이다.
본 실시예에 따른 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파란 도 2에 도시된 바와 같이, 기 설정된 비율 미만의 듀티 비를 가지며, 기 설정된 임계치를 초과하는 펄스 진폭을 갖는다. 즉, 치료용 트랜스듀서(112)는 치료를 위한 고강도 초음파와 예비 표적화를 위한 고강도 초음파를 송신할 수 있다. 치료용 트랜스듀서(112)는 예비 표적화를 위한 고강도 초음파를 인체의 조직(대상체)이 손상되지 않을 정도로 약하게(기 설정된 비율 미만의 듀티 비(예컨대, 약 5 % 이하)를 갖도록) 송신할 수 있다. 한편, 치료용 트랜스듀서(112)는 치료를 위한 고강도 초음파를 인체의 조직을 치료할 수 있을 정도로 강하게(기 설정된 비율의 듀티 비(예컨대, 약 100 %)를 갖도록) 송신할 수 있다. 즉, 도 2에서는 치료용 트랜스듀서(112)가 고강도 초음파를 송신하되, 고강도 초음파가 인체의 조직(대상체)이 손상되지 않을 정도로 약하게(기 설정된 비율 미만의 듀티 비(예컨대, 약 5 % 이하)를 갖도록) 송신함을 나타낸다. 이때, 치료용 트랜스듀서(112)는 인체의 조직(대상체)이 손상되지 않을 정도로 약하게(기 설정된 비율 미만의 듀티 비(예컨대, 약 5 % 이하)를 갖도록) 설정된 고강도 초음파를 기 설정된 횟수로 반복하여 대상체의 특정 영역(초점 위치 정보에 정보에 대응하는 초점 위치 지점)으로 송신할 수 있다. 즉, 치료용 트랜스듀서(112)는 대상체로 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 기 설정된 횟수(약 '2 회'정도)로 반복 송신하여 예비 표적화를 수행한다.
도 2에 도시된 바와 같이, 인체의 조직(대상체)이 손상되지 않을 정도로 약하게(기 설정된 비율 미만의 듀티 비(예컨대, 약 5 % 이하)를 갖도록) 설정된 고강도 초음파는 약 3 MPa 이상의 펄스 진폭을 갖는 것이 바람직하나 반드시 이에 한정되는 것은 아니다. 여기서, MPa는 음압(Acoustic Pressure)의 단위이며, 음압은 음향 강도(Acoustic Intensity) (단위 W/cm2)로 표현될 수 있다. 즉, 음압 3 MPa를 음향 강도로 환산하는 경우 580 W/cm2가 될 수 있다. 또한, 인체의 조직(대상체)를 치료할 때 '에너지'는 '파워 × 시간'이므로, 데미지를 작게하려면 시간을 작게 해야하므로 듀티비를 작게(예컨대, 약 5 % 이하) 설정할 수 있는 것이다.
도 3은 본 실시예에 따른 이미징 영상 상에 초점 위치 정보를 설명하기 위한 예시도이다.
본 실시예에서는 초음파 의료 장치(100)가 대상체로 제 1 이미징 초음파 또는 제 2 이미징 초음파를 송신하고 대상체로부터 반사되는 제 1 에코 신호 또는 제 2 에코 신호를 수신하여 제 1 수신 신호 또는 제 2 수신 신호를 형성하도록 동작한 후 제 1 수신 신호 또는 제 2 수신 신호에 기초하여 제 1 이미징 영상 또는 제 2 이미징 영상을 생성한 후 생성된 제 1 이미징 영상 또는 제 2 이미징 영상을 디스플레이부(140)로 출력한다. 이때, 초음파 의료 장치(100)에서 생성하는 제 1 이미징 영상 또는 제 2 이미징 영상은 삼차원 영상인 것이 바람직하나 반드시 이에 한정되는 것은 아니다. 즉, 초음파 의료 장치(100)에 구비된 이미징 트랜스듀서(110)가 이차원 트랜스듀서 어레이로 구현된 경우, 이차원 트랜스듀서 어레이(즉, 2D Transducer Array)에서 송신한 제 1 이미징 초음파에 대응하는 제 1 에코 신호를 수신한 후 수신된 제 1 에코 신호에 근거하여 제 1 이미징 영상을 삼차원 영상으로 형성할 수 있다. 한편, 초음파 의료 장치(100)에 구비된 이미징 트랜스듀서(110)가 이차원 트랜스듀서 어레이로 구현된 경우, 이차원 트랜스듀서 어레이에서 송신한 제 2 이미징 초음파에 대응하는 제 2 에코 신호를 수신한 후 수신된 제 2 에코 신호에 근거하여 제 2 이미징 영상을 삼차원 영상으로 형성할 수 있다.
하지만, 초음파 의료 장치(100)에 구비된 이미징 트랜스듀서(110)가 이차원 트랜스듀서 어레이가 아닌 1D, 1.25D, 1.5D 및 1.75D 트랜스듀서 어레이로 구현된 경우 1D, 1.25D, 1.5D 및 1.75D 트랜스듀서 어레이를 기 설정된 각도(0˚ 내지 360˚)로 회전하면서 제 1 이미징 초음파 또는 제 2 이미징 초음파를 대상체로 송신하고, 대상체로부터 반사되는 각각의 제 1 에코 신호 또는 제 2 에코 신호를 수신한 후 수신된 각각의 제 1 에코 신호 또는 제 2 이미징 초음파 에코에 근거하여 제 1 이미징 영상 또는 제 2 이미징 영상을 삼차원 영상으로 형성할 수 있다. 전술한 바와 같이, 제 1 이미징 영상 또는 제 2 이미징 영상이 삼차원 영상으로 형성된 경우의 좌표는 도 3에 도시된 바와 같이 (x, y, z)로 인식될 수 있다. 물론, 이차원 트랜스듀서 어레이가 아닌 1D, 1.25D, 1.5D 및 1.75D 트랜스듀서 어레이로 구현된 경우 제 1 이미징 영상 또는 제 2 이미징 영상을 이차원 영상으로 형성할 수 있으며, 이러한 경우 좌표는 (x, z)로 인식될 수 있다.
도 4는 본 실시예에 따른 초점 보상 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
초음파 의료 장치(100)의 이미징 트랜스듀서(110)는 대상체로 제 1 이미징 초음파를 송신하고 대상체로부터 반사되는 제 1 에코 신호를 수신하여 제 1 수신 신호를 형성하도록 동작한다(S410). 초음파 의료 장치(100)의 신호 처리부(134)는 제 1 수신 신호에 기초하여 제 1 이미징 영상이 형성되도록 하며, 제 1 이미징 영상이 디스플레이부(140)로 출력되도록 동작한다(S420).
초음파 의료 장치(100)의 사용자 입력부(150)는 제 1 이미징 영상 상에 초점 위치 정보를 입력받는다(S430). 단계 S430에서 사용자 입력부(150)는 제 1 이미징 영상이 이차원 영상인 경우 이차원 좌표값(x, z)의 초점 위치 정보를 입력받으며, 제 1 이미징 영상이 삼차원 영상인 경우 삼차원 좌표값(x, y, z)의 초점 위치 정보를 입력받을 수 있다.
초음파 의료 장치(100)의 치료용 트랜스듀서(112)는 초점 위치 정보에 대응하는 초점 위치 지점으로 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 송신한다(S440). 여기서, 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파는 기 설정된 비율 미만의 듀티 비를 가지며, 기 설정된 임계치를 초과하는 펄스 진폭을 갖는다. 즉, 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파는 고강도 초음파가 인체의 조직(대상체)이 손상되지 않을 정도(기 설정된 비율 미만의 듀티 비(예컨대, 약 5 % 이하)를 갖도록)의 고강도 초음파를 말한다.
초음파 의료 장치(100)의 이미징 트랜스듀서(110)는 치료용 트랜스듀서(112)에 의해 고강도 초음파가 초점 위치 지점에 도달하는 시점에 제 2 이미징 초음파를 대상체로 송신하고, 제 2 이미징 초음파에 대응하여 반사되는 제 2 에코 신호를 수신하여 제 2 수신 신호를 형성하도록 동작한다(S450). 초음파 의료 장치(100)의 신호 처리부(134)는 제 2 수신 신호에 근거하여 제 2 이미징 영상을 형성한다(S460).
초음파 의료 장치(100)의 집속 위치 추출부(138)는 제 2 이미징 영상의 변화량을 이용하여 실제 집속 위치 정보를 추출한다(S470). 단계 S470에서 초음파 의료 장치(100)의 집속 위치 추출부(138)는 제 2 이미징 영상의 그레이스케일의 변화량이 가장 큰 지점을 추출하고, 변화량이 가장 큰 지점을 실제 집속 위치 정보로 판별한다. 이때, 초음파 의료 장치(100)의 집속 위치 추출부(138)는 제 2 이미징 영상이 이차원 영상인 경우 이차원 좌표값을 실제 집속 위치 정보(x1, z1)로 판별하며, 제 2 이미징 영상이 삼차원 영상인 경우 삼차원 좌표값을 실제 집속 위치 정보(x1, y1, z1)로 판별한다.
초음파 의료 장치(100)의 보상부(139)는 초점 위치 정보와 실제 집속 위치 정보에 근거하여 보상값을 추출한 후 초점 위치 정보에 보상값을 반영한다(S480). 단계 S480에서 초음파 의료 장치(100)의 보상부(139)는 제 2 이미징 영상이 이차원 영상인 경우 이차원 좌표의 초점 위치 정보(x, z)와 실제 집속 위치 정보(x1, z1)와의 차이(x - x1, z - z1)에 근거하여 보상값(△x, △z)을 생성하거나, 제 2 이미징 영상이 삼차원 영상인 경우 삼차원 좌표의 초점 위치 정보(x, y, z)와 실제 집속 위치 정보(x1, y1, z1)와의 차이(x - x1, y - y1, z - z1)에 근거하여 보상값(△x, △y, △z)을 생성한다. 이후, 초음파 의료 장치(100)의 보상부(139)는 제 2 이미징 영상이 이차원 영상인 경우 이차원 좌표의 초점 위치 정보(x, z)에 보상값(△x, △z)을 반영한 보상 위치 정보(x + △x, z + △z)를 생성하거나, 제 2 이미징 영상이 삼차원 영상인 경우 삼차원 좌표의 초점 위치 정보(x, y, z)에 보상값(△x, △y, △z)을 반영한 보상 위치 정보(x + △x, y + △y, z + △z)를 생성한다.
도 4에서는 단계 S410 내지 단계 S480을 순차적으로 실행하는 것으로 기재하고 있으나, 이는 본 실시예의 기술 사상을 예시적으로 설명한 것에 불과한 것으로서, 본 실시예가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 본 실시예의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 도 4에 기재된 순서를 변경하여 실행하거나 단계 S410 내지 단계 S480 중 하나 이상의 단계를 병렬적으로 실행하는 것으로 다양하게 수정 및 변형하여 적용 가능할 것이므로, 도 4는 시계열적인 순서로 한정되는 것은 아니다.
전술한 바와 같이 도 4에 기재된 본 실시예에 따른 초점 보상 방법은 프로그램으로 구현되고 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체에 기록될 수 있다. 본 실시예에 따른 초점 보상 방법을 구현하기 위한 프로그램이 기록되고 컴퓨터가 읽을 수 있는 기록매체는 컴퓨터 시스템에 의하여 읽혀질 수 있는 데이터가 저장되는 모든 종류의 기록장치를 포함한다. 이러한 컴퓨터가 읽을 수 있는 기록매체의 예로는 ROM, RAM, CD-ROM, 자기 테이프, 플로피디스크, 광 데이터 저장장치 등이 있으며, 또한 캐리어 웨이브(예를 들어, 인터넷을 통한 전송)의 형태로 구현되는 것도 포함한다. 또한 컴퓨터가 읽을 수 있는 기록매체는 네트워크로 연결된 컴퓨터 시스템에 분산되어, 분산방식으로 컴퓨터가 읽을 수 있는 코드가 저장되고 실행될 수도 있다. 또한, 본 실시예를 구현하기 위한 기능적인(Functional) 프로그램, 코드 및 코드 세그먼트들은 본 실시예가 속하는 기술분야의 프로그래머들에 의해 용이하게 추론될 수 있을 것이다.
도 5는 본 실시예에 따른 초점 위치 정보와 실제 집속 위치 정보를 차이를 설명하기 위한 예시도이다.
도 5에 도시된 바와 같이, 초음파 의료 장치(100)의 사용자 입력부(150)는 제 1 이미징 영상 상에 초점 위치 정보를 입력받는다. 즉, 사용자 입력부(150)는 제 1 이미징 영상이 삼차원 영상인 경우 삼차원 좌표값(x, y, z)의 초점 위치 정보를 입력받으며, 제 1 이미징 영상 상에 삼차원 좌표값(x, y, z)에 해당하는 지점이 도 5에 도시된 바와 같이 '+'로 표시된다. 초음파 의료 장치(100)의 치료용 트랜스듀서(112)는 대상체의 초점 위치 정보에 대응하는 초점 위치 지점(도 5의 (a)에 도시된 '+' 지점)으로 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 송신한다. 이때, 초음파 의료 장치(100)는 치료용 트랜스듀서(112)로 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 치료 대상(대상체)에 송신하여 반사 신호(제 2 에코 신호)를 크게 한다. 즉, 높은 진폭의 음압(고강도 초음파)이 초점 위치 지점에 조사되면 순간적으로 매질이 눌려 밀도, 음속 변화가 일어나게 되고 음향 임피던스 차이에 의해서 반사가 된다.
이후, 초음파 의료 장치(100)의 이미징 트랜스듀서(110)는 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파가 초점 위치 지점에 도달하는 시점에 제 2 이미징 초음파를 대상체로 송신한다. 초음파 의료 장치(100)의 이미징 트랜스듀서(110)는 제 2 이미징 초음파에 대응하여 반사되는 제 2 에코 신호를 수신하여 제 2 수신 신호를 형성한다. 초음파 의료 장치(100)의 신호 처리부(134)는 제 2 수신 신호에 기초한 제 2 이미징 영상을 형성한다. 초음파 의료 장치(100)의 집속 위치 추출부(138)는 제 2 이미징 영상의 변화량을 이용하여 실제 집속 위치 정보(도 5의 (a)에 도시된 '●'지점)를 추출한다.
초음파 의료 장치(100)의 집속 위치 추출부(138)는 제 2 이미징 영상의 그레이스케일의 변화량이 가장 큰 지점(도 5의 (a)에 도시된 '●'지점)을 추출하고, 변화량이 가장 큰 지점을 실제 집속 위치 정보(x1, y1, z1)로 판별한다. 즉, 초음파 의료 장치(100)는 집속 위치 추출부(138)로 제 2 에코 신호의 변화량을 제 2 이미징 영상에서 설정된 ROI에서 그레이스케일의 변화량이 가장 큰 곳을 추출(도 5에 도시된 '●' 지점)하고 이미지 영상 상의 실제 초점 위치 정보(x1, y1, z1)로 인식한다.
초음파 의료 장치(100)의 보상부(139)는 초점 위치 정보(도 5의 (a)에 도시된 '+'지점)와 실제 집속 위치 정보(도 5의 (a)에 도시된 '●'지점)에 근거하여 보상값을 추출한 후 초점 위치 정보에 보상값을 반영한다. 이후, 도 5의 (b)에 도시된 바와 같이, 초음파 의료 장치(100)의 보상부(139)는 제 2 이미징 영상이 삼차원 영상인 경우 삼차원 좌표의 초점 위치 정보(x, y, z)와 실제 집속 위치 정보(x1, y1, z1)와의 차이(x - x1, y - y1, z - z1)에 근거하여 보상값(△x, △y, △z)을 생성한다. 즉, 도 5의 (b)에 도시된 바와 같이, 초음파 의료 장치(100)의 보상부(139)는 제 2 이미징 영상이 삼차원 영상인 경우 삼차원 좌표의 초점 위치 정보(x, y, z)에 보상값(△x, △y, △z)을 반영한 보상 위치 정보(x + △x, y + △y, z + △z)를 생성한다.
도 6은 본 실시예에 따른 초음파 의료 장치가 삼차원 이미징 영상을 형성하는 과정을 나타낸 예시도이다.
본 실시예에서는 초음파 의료 장치(100)가 대상체로 제 1 이미징 초음파 또는 제 2 이미징 초음파를 송신하고 대상체로부터 반사되는 제 1 에코 신호 또는 제 2 에코 신호를 수신하여 제 1 수신 신호 또는 제 2 수신 신호를 형성하도록 동작한 후 제 1 수신 신호 또는 제 2 수신 신호에 기초하여 제 1 이미징 영상 또는 제 2 이미징 영상을 생성한 후 생성된 제 1 이미징 영상 또는 제 2 이미징 영상을 디스플레이부(140)로 출력한다.
이때, 초음파 의료 장치(100)에서 생성하는 제 1 이미징 영상 또는 제 2 이미징 영상은 삼차원 영상인 것이 바람직하나 반드시 이에 한정되는 것은 아니다. 즉, 초음파 의료 장치(100)에 구비된 이미징 트랜스듀서(110)가 이차원 트랜스듀서 어레이로 구현된 경우, 이차원 트랜스듀서 어레이(즉, 2D Transducer Array)에서 송신한 제 1 이미징 초음파에 대응하는 제 1 에코 신호를 수신한 후 수신된 제 1 에코 신호에 근거하여 제 1 이미징 영상을 삼차원 영상으로 형성하거나 2 이미징 초음파에 대응하는 제 2 에코 신호를 수신한 후 수신된 제 2 에코 신호에 근거하여 제 2 이미징 영상을 삼차원 영상으로 형성할 수 있다. 하지만, 초음파 의료 장치(100)에 구비된 이미징 트랜스듀서(110)가 이차원 트랜스듀서 어레이가 아닌 1D, 1.25D, 1.5D 및 1.75D 트랜스듀서 어레이로 구현된 경우 도 3에 도시된 바와 같은 방식으로 삼차원 영상을 형성할 수 있다.
즉, 도 6에 도시된 바와 같이, 1D, 1.25D, 1.5D 및 1.75D 트랜스듀서 어레이를 기 설정된 각도(0˚ 내지 360˚)로 회전하면서 제 1 이미징 초음파를 대상체로 송신하고 대상체로부터 반사되는 각각의 제 1 에코 신호를 수신한 후 수신된 각각의 제 1 에코 신호에 근거하여 제 1 이미징 영상을 삼차원 영상으로 형성하거나, 제 2 이미징 초음파를 대상체로 송신하고 대상체로부터 반사되는 각각의 제 2 에코 신호를 수신한 후 수신된 각각의 제 2 에코 신호에 근거하여 제 2 이미징 영상을 삼차원 영상으로 형성할 수 있다. 예컨대, 치료용 트랜스듀서(112)와 수평(Horizontal), 수직(Vertical) 방향에서 이미징 트랜스듀서(110)를 이용하여 제 1 이미징 초음파 또는 제 2 이미징 초음파를 대상체로 송신하고, 대상체로부터 반사되는 각각의 제 1 에코 신호 또는 제 2 에코 신호를 수신한 후 수신된 각각의 제 1 에코 신호 또는 제 2 에코 신호에 근거하여 제 1 이미징 영상 또는 제 2 이미징 영상을 삼차원 영상으로 형성할 수 있다.
도 7은 본 실시예에 따른 복수의 군으로 형성된 치료용 트랜스듀서를 나타낸 예시도이다.
인체(대상체)의 내부 조직은 균일하지 않기 때문에 서로 다른 인체의 조직을 투과하여 설정된 초점 위치 정보에 도달하는 각각의 음파의 위상은 달라지므로, 치료용 트랜스듀서(112)에 포함된 고강도 트랜스듀서 어레이를 복수 개(적어도 두 개 이상)의 군으로 나눌 수 있다. 이때, 초음파 의료 장치(100)는 치료용 트랜스듀서(112)를 이용하여 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 치료 대상(대상체)에 송신한다.
이때, 복수의 군으로 나뉜 고강도 트랜스듀서 어레이를 이용하여서도 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 치료 대상(대상체)에 송신하여 치료 대상(인체의 조직)이 손상되지 않는 상태에서 제 2 에코 신호를 수신할 수 있다. 이후, 초음파 의료 장치(100)는 복수 개의 군에 최적화 알고리즘을 적용하여 위상을 보정할 수 있다. 이때, 초점 위치 정보에서 반사 신호가 가장 클 때의 위상을 적용할 수 있으며, 적용되는 최적화 알고리즘으로는 다양한 해집합 중 최적의 해를 적용할 수 있다.
이하 도 7을 통해 치료용 트랜스듀서(112)에 대해 설명하도록 한다. 즉, 치료용 트랜스듀서(112)는 도 7에 도시된 바와 같이, 대상체의 초점 위치 정보에 대응하는 초점 위치 지점으로 송신하는 기 설정된 출력값 미만의 제 1 고강도 초음파, 기 설정된 출력값 미만의 제 2 고강도 초음파 및 기 설정된 출력값 미만의 제 N 고강도 초음파에 따라 특정 군을 형성하거나 치료용 트랜스듀서(112) 내에 랜덤하게 배열될 수 있다. 이러한, 치료용 트랜스듀서(112)는 대상체의 특정 영역으로 로딩된 비율값으로 복수 개의 고강도 초음파를 조합하여 송신하거나 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 송신할 수 있다.
또한, 치료용 트랜스듀서(112)는 사용자 입력부(150)를 통해 조절된 특정 위치(초점 위치 정보에 대응하는 초점 위치 지점)로 고강도 초음파를 송신한다. 여기서, 사용자(즉, 시술자)가 먼저 이미징 트랜스듀서(110)를 통해 대상체로 제 1 이미징 초음파를 송신하고, 대상체로부터 반사되는 제 1 에코 신호를 수신하여 형성된 제 1 수신 신호에 기초하여 생성된 제 1 이미징 영상을 통해 대상체의 특정 영역을 결정하게 된다. 여기서, 사용자(시술자)가 특정 영역을 결정하기 위해서는, 특정 영역에 해당하는 위치값을 사용자 입력부(150)에 입력하거나 조이스틱과 같은 방향키를 조절하여 해당 위치를 결정할 수 있을 것이다. 이를 통해 암 조직, 종양 조직, 병변 조직과 같은 대상체의 특정 영역으로 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 송신할 수 있는 것이다. 여기서, 치료용 트랜스듀서(112)는 도 7에 도시된 바와 같이 원형 모양을 제작될 수 있으며, 중앙에 이미징 트랜스듀서(110)가 형성되는 형태로 구현되는 것이 바람직하지만 반드시 이에 한정되는 것은 아니다.
즉, 치료용 트랜스듀서(112)는 제어부의 제어에 따라 특정 영역으로 로딩된 비율값으로 복수 개의 고강도 초음파를 조합하여 송신할 수 있다. 이러한, 치료용 트랜스듀서(112)는 도 7에 도시된 바와 같이 대상체의 특정 영역으로 제 1 주파수에 따른 기 설정된 출력값 미만의 제 1 고강도 초음파를 송신하는 제 1 트랜스듀서, 대상체의 특정 영역으로 제 2 주파수에 따른 기 설정된 출력값 미만의 제 2 고강도 초음파를 송신하는 제 2 트랜스듀서 및 대상체의 특정 영역으로 제 N 주파수에 따른 기 설정된 출력값 미만의 제 N 고강도 초음파를 송신하는 제 N 트랜스듀서를 포함한다. 여기서, 제 1 트랜스듀서, 제 2 트랜스듀서 및 제 N 트랜스듀서는 물리적으로는 사실상 동일 트랜스듀서를 말하나, 본 실시예에서는 설명의 편의상 제 1 트랜스듀서, 제 2 트랜스듀서 및 제 N 트랜스듀서로 구분하여 기재한다.
보다 구체적으로, 도 7에 도시된 바와 같이 치료용 트랜스듀서(112)는 제 1 트랜스듀서만으로 형성된 제 1 군과, 제 2 트랜스듀서만으로 형성된 제 2 군, 제 N 트랜스듀서만으로 형성된 제 N 군을 포함한다. 한편, 도 7에 도시된 바와 같이, 치료용 트랜스듀서(112)는 제 1 트랜스듀서, 제 2 트랜스듀서 및 제 N 트랜스듀서가 랜덤하게 배열되도록 형성될 수 있다.
이상의 설명은 본 실시예의 기술 사상을 예시적으로 설명한 것에 불과한 것으로서, 본 실시예가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 본 실시예의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 다양한 수정 및 변형이 가능할 것이다. 따라서, 본 실시예들은 본 실시예의 기술 사상을 한정하기 위한 것이 아니라 설명하기 위한 것이고, 이러한 실시예에 의하여 본 실시예의 기술 사상의 범위가 한정되는 것은 아니다. 본 실시예의 보호 범위는 아래의 청구범위에 의하여 해석되어야 하며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 기술 사상은 본 실시예의 권리범위에 포함되는 것으로 해석되어야 할 것이다.
100: 초음파 의료 장치
110: 이미징 트랜스듀서 112: 치료용 트랜스듀서
120: 아날로그 디지털 컨버터 130: 영상 처리부
132: 빔포머 134: 신호 처리부
136: 스캔 컨버터 138: 집속 위치 추출부
139: 보상부 140: 디스플레이부
150: 사용자 입력부 160: 저장부
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본 특허출원은 2013년 02월 28일 한국에 출원한 특허출원번호 제 10-2013-0021931 호에 대해 미국 특허법 119(a)조(35 U.S.C § 119(a))에 따라 우선권을 주장하면, 그 모든 내용은 참고문헌으로 본 특허출원에 병합된다. 아울러, 본 특허출원은 미국 이외에 국가에 대해서도 위와 동일한 이유로 우선권을 주장하면 그 모든 내용은 참고문헌으로 본 특허출원에 병합된다.

Claims (19)

  1. 대상체로 제 1 이미징 초음파를 송신하고 상기 대상체로부터 반사되는 제 1 에코 신호를 수신하여 제 1 수신 신호를 형성하도록 동작하는 이미징 트랜스듀서;
    상기 제 1 수신 신호에 기초하여 제 1 이미징 영상이 형성되도록 하며, 상기 제 1 이미징 영상이 디스플레이부로 출력되도록 동작하는 신호 처리부;
    상기 제 1 이미징 영상 상에 초점 위치 정보를 입력받는 사용자 입력부;
    상기 초점 위치 정보에 대응하는 초점 위치 지점으로 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 송신하는 치료용 트랜스듀서;
    상기 고강도 초음파가 상기 초점 위치 지점에 도달하는 시점에 송신된 제 2 이미징 초음파에 근거하여 형성된 제 2 이미징 영상의 변화량을 이용하여 실제 집속 위치 정보를 추출하는 집속 위치 추출부; 및
    상기 초점 위치 정보와 상기 실제 집속 위치 정보에 근거하여 보상값을 추출한 후 상기 초점 위치 정보에 상기 보상값을 반영하는 보상부
    를 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 이미징 트랜스듀서는 상기 고강도 초음파가 상기 초점 위치 지점에 도달하는 시점에 상기 제 2 이미징 초음파를 상기 대상체로 송신하고 상기 제 2 이미징 초음파에 대응하여 반사되는 제 2 에코 신호를 수신하여 제 2 수신 신호를 형성하도록 동작하며, 상기 신호 처리부는 상기 제 2 수신 신호에 근거하여 상기 제 2 이미징 영상을 형성하는 것을 특징으로 초음파 의료 장치.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 치료용 트랜스듀서는,
    기 설정된 비율 미만의 듀티 비(Duty Rate)를 가지며, 기 설정된 임계치를 초과하는 펄스 진폭(Pulse Amplitude)을 갖는 상기 고강도 초음파를 송신하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  4. 제 3 항에 있어서,
    상기 치료용 트랜스듀서는,
    상기 고강도 초음파를 기 설정된 횟수로 반복하여 송신하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 신호 처리부는,
    기 설정된 각도(0˚ 내지 360˚)로 회전(Rotation)한 상기 이미징 트랜스듀서로부터 상기 제 1 에코 신호를 수신하거나, 이차원 트랜스듀서 어레이(2D Transducer Array)로 구현된 상기 이미징 트랜스듀서로부터 상기 제 1 에코 신호를 수신하며, 수신된 상기 제 1 에코 신호에 근거하여 상기 제 1 이미징 영상을 삼차원 영상으로 형성하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  6. 제 1 항에 있어서,
    상기 집속 위치 추출부는,
    상기 제 2 이미징 영상의 그레이스케일(Gray-Scale)의 변화량이 가장 큰 지점을 추출하고, 상기 변화량이 가장 큰 지점을 상기 실제 집속 위치 정보로 판별하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  7. 제 6 항에 있어서,
    상기 집속 위치 추출부는,
    상기 제 2 이미징 영상이 이차원 영상인 경우 이차원 좌표값을 상기 실제 집속 위치 정보(x1, z1)로 판별하며, 상기 제 2 이미징 영상이 삼차원 영상인 경우 삼차원 좌표값을 상기 실제 집속 위치 정보(x1, y1, z1)로 판별하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  8. 제 1 항에 있어서,
    상기 보상부는,
    상기 제 2 이미징 영상이 이차원 영상인 경우 이차원 좌표의 상기 초점 위치 정보(x, z)와 상기 실제 집속 위치 정보(x1, z1)와의 차이(x - x1, z - z1)에 근거하여 상기 보상값(△x, △z)을 생성하거나, 상기 제 2 이미징 영상이 삼차원 영상인 경우 삼차원 좌표의 상기 초점 위치 정보(x, y, z)와 상기 실제 집속 위치 정보(x1, y1, z1)와의 차이(x - x1, y - y1, z - z1)에 근거하여 상기 보상값(△x, △y, △z)을 생성하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  9. 제 8 항에 있어서,
    상기 보상부는,
    상기 제 2 이미징 영상이 이차원 영상인 경우 이차원 좌표의 상기 초점 위치 정보(x, z)에 상기 보상값(△x, △z)을 반영한 보상 위치 정보(x + △x, z + △z)를 생성하거나, 상기 제 2 이미징 영상이 삼차원 영상인 경우 삼차원 좌표의 상기 초점 위치 정보(x, y, z)에 상기 보상값(△x, △y, △z)을 반영한 상기 보상 위치 정보(x + △x, y + △y, z + △z)를 생성하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  10. 제 1 항에 있어서,
    상기 사용자 입력부는,
    상기 제 2 이미징 영상이 이차원 영상인 경우 이차원 좌표값(x, z)의 상기 초점 위치 정보를 입력받으며, 상기 제 2 이미징 영상이 삼차원 영상인 경우 삼차원 좌표값(x, y, z)의 상기 초점 위치 정보를 입력받는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  11. 제 1 항에 있어서,
    상기 치료용 트랜스듀서는,
    상기 초점 위치 지점으로 제 1 주파수(Fundamental Frequency)에 따른 기 설정된 출력값 미만의 제 1 고강도 초음파를 송신하는 제 1 트랜스듀서;
    상기 초점 위치 지점으로 제 2 주파수(Second Frequency)에 따른 기 설정된 출력값 미만의 제 2 고강도 초음파를 송신하는 제 2 트랜스듀서; 및
    상기 초점 위치 지점으로 제 N 주파수(N Frequency)에 따른 기 설정된 출력값 미만의 제 N 고강도 초음파를 송신하는 제 N 트랜스듀서
    를 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  12. 제 11 항에 있어서,
    상기 치료용 트랜스듀서는,
    상기 제 1 트랜스듀서만으로 형성된 제 1 군과, 상기 제 2 트랜스듀서만으로 형성된 제 2 군 및 상기 제 N 트랜스듀서만으로 형성된 제 N 군을 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  13. 제 11 항에 있어서,
    상기 치료용 트랜스듀서는,
    상기 제 1 트랜스듀서, 상기 제 2 트랜스듀서 및 제 N 트랜스듀서가 랜덤(Random)하게 배열되도록 형성되는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  14. 초음파 의료 장치가 초점을 보상하는 방법에 있어서,
    대상체로 제 1 이미징 초음파를 송신하고 상기 대상체로부터 반사되는 제 1 에코 신호를 수신하여 제 1 수신 신호를 형성하도록 동작하는 제 1 수신 신호 형성 과정;
    상기 제 1 수신 신호에 기초하여 제 1 이미징 영상이 형성되도록 하며, 상기 제 1 이미징 영상이 디스플레이부로 출력되도록 동작하는 제 1 영상 처리 과정;
    상기 제 1 이미징 영상 상에 초점 위치 정보를 입력받는 초점 위치 입력 과정;
    상기 초점 위치 정보에 대응하는 초점 위치 지점으로 기 설정된 출력값 미만의 고강도 초음파를 송신하는 고강도 초음파 송신 과정;
    상기 고강도 초음파가 상기 초점 위치 지점에 도달하는 시점에 송신된 제 2 이미징 초음파에 근거하여 형성된 제 2 이미징 영상의 변화량을 이용하여 실제 집속 위치 정보를 추출하는 실제 집속 위치 추출 과정; 및
    상기 초점 위치 정보와 상기 실제 집속 위치 정보에 근거하여 보상값을 추출한 후 상기 초점 위치 정보에 상기 보상값을 반영하는 보상 과정
    을 포함하는 것을 특징으로 하는 초점 보상 방법.
  15. 제 14 항에 있어서,
    상기 실제 집속 위치 추출 과정은,
    상기 고강도 초음파가 상기 초점 위치 지점에 도달하는 시점에 상기 제 2 이미징 초음파를 상기 대상체로 송신하고, 상기 제 2 이미징 초음파에 대응하여 반사되는 제 2 에코 신호를 수신하여 제 2 수신 신호를 형성하도록 동작하는 제 2 수신 신호 형성 과정; 및
    상기 제 2 수신 신호에 근거하여 상기 제 2 이미징 영상을 형성하는 제 2 영상 처리 과정
    을 포함하는 것을 특징으로 하는 초점 보상 방법.
  16. 제 14 항에 있어서,
    상기 고강도 초음파 송신 과정은,
    기 설정된 비율 미만의 듀티 비를 가지며, 기 설정된 임계치를 초과하는 펄스 진폭을 갖는 상기 고강도 초음파를 송신하는 과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 초점 보상 방법.
  17. 제 14 항에 있어서,
    상기 집속 위치 추출 과정은,
    상기 제 2 이미징 영상의 그레이스케일의 변화량이 가장 큰 지점을 추출하고, 상기 변화량이 가장 큰 지점을 상기 실제 집속 위치 정보로 판별하는 과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 초점 보상 방법.
  18. 제 14 항에 있어서,
    상기 보상 과정은,
    상기 제 2 이미징 영상이 이차원 영상인 경우 이차원 좌표의 상기 초점 위치 정보(x, z)와 상기 실제 집속 위치 정보(x1, z1)와의 차이(x - x1, z - z1)에 근거하여 상기 보상값(△x, △z)을 생성하거나, 상기 제 2 이미징 영상이 삼차원 영상인 경우 삼차원 좌표의 상기 초점 위치 정보(x, y, z)와 상기 실제 집속 위치 정보(x1, y1, z1)와의 차이(x - x1, y - y1, z - z1)에 근거하여 상기 보상값(△x, △y, △z)을 생성하는 과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 초점 보상 방법.
  19. 제 18 항에 있어서,
    상기 보상 과정은,
    상기 제 2 이미징 영상이 이차원 영상인 경우 이차원 좌표의 상기 초점 위치 정보(x, z)에 상기 보상값(△x, △z)을 반영한 보상 위치 정보(x + △x, z + △z)를 생성하거나, 상기 제 2 이미징 영상이 삼차원 영상인 경우 삼차원 좌표의 상기 초점 위치 정보(x, y, z)에 상기 보상값(△x, △y, △z)을 반영한 상기 보상 위치 정보(x + △x, y + △y, z + △z)를 생성하는 과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 초점 보상 방법.
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