WO2014133209A1 - 캐비테이션 검출 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치 - Google Patents

캐비테이션 검출 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치 Download PDF

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WO2014133209A1
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ultrasound
frequency
result
cavitation
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PCT/KR2013/001670
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손건호
강국진
김대승
전석환
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알피니언메디칼시스템 주식회사
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    • A61N7/00—Ultrasound therapy
    • A61N2007/0039—Ultrasound therapy using microbubbles

Definitions

  • This embodiment relates to a cavitation detection method and an ultrasonic medical device therefor. More particularly, the present invention relates to a cavitation detection method and an ultrasound medical apparatus therefor for focusing imaging ultrasound and high-intensity ultrasound on an object (a patient's affected part) and processing a reflected signal to detect a location of cavitation.
  • 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 corresponding biological tissue after acquiring an image using the echo signal reflected therefrom.
  • tissue destruction may occur.
  • moisture in the cells is transformed into a gaseous phase at low pressure by a negative part, thereby generating microbubbles, and microbubbles cause resonance. It grows large enough to cause a burst and generates high pressure shock waves to destroy surrounding tissues.
  • the biological tissue outside the treatment site does not prevent damage.
  • the present embodiment is to provide a cavitation detection method for detecting the position of the cavitation by focusing the imaging ultrasound and high-intensity ultrasound to the subject (the affected part of the patient), and processing the reflected signal and the ultrasound medical apparatus therefor There is this.
  • the imaging transducer for transmitting the imaging ultrasound to the object and receives the first echo signal reflected from the object;
  • a therapeutic transducer for transmitting high intensity ultrasound to a focal position point of the object;
  • a data processor for generating time-division data by dividing the scan line-specific data obtained from the second echo signal reflected from the focal position point by a predetermined time and converting each time-division data into a frequency domain;
  • a detector configured to detect a position of cavitation based on a frequency component included in each result data.
  • a method for detecting a cavitation by the ultrasound medical apparatus comprising: a first echo signal receiving step of transmitting imaging ultrasound to the object and receiving a first echo signal reflected from the object; A high intensity ultrasound transmitting process of transmitting high intensity ultrasound to a focal position point of the object; A data processing process of generating time-division data by dividing the scan line-specific data obtained from the second echo signal reflected from the focal position point by a predetermined time, and generating a result data of converting each of the time-division data into a frequency domain ; And a detecting step of detecting the position of the cavitation based on the frequency component included in each of the result data.
  • the imaging ultrasound and the high-intensity ultrasound may be focused on an object (a patient's affected part), and the reflection signal may be processed to detect the amount and location of cavitation, and lesions may be detected.
  • the reflection signal may be processed to detect the amount and location of cavitation, and lesions may be detected.
  • the treatment using high-intensity ultrasound it is possible to know the location of the cavitation generated in real time, thereby preventing the treatment delay (Delay) due to cavitation.
  • the present embodiment by detecting the position of the cavitation, it is possible to increase the time for transmitting the high intensity ultrasound to the object, thereby shortening the time for treating the living tissue. In addition, according to the present embodiment, by accurately detecting the position where the cavitation occurs, it is possible to prevent and prevent damage to the living tissue deviating from the treatment site due to cavitation.
  • FIG. 1 is a block diagram schematically showing the ultrasound medical apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is a block diagram schematically illustrating a cavitation detection unit included in the ultrasound medical apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 3 is a flowchart illustrating a method for detecting cavitation in the ultrasound medical apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 4 is an exemplary diagram for explaining an operation of transmitting and receiving an imaging ultrasound and a treatment ultrasound by the ultrasound medical apparatus according to the present embodiment.
  • 5 is a graph for explaining the first echo signal and the second echo signal according to the present embodiment.
  • FIG. 6 is a graph for explaining an operation of processing data for detecting the position of the cavitation in the ultrasound medical apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 7 is a graph for explaining an operation of calculating the sum total result value by dividing the result data by frequency magnitude in the ultrasound medical apparatus according to the present embodiment.
  • the diagnostic image described in the present embodiment may include a B-mode image, a C-mode image, and the like.
  • the B-mode image is a gray scale image, and refers to an image mode representing the movement of the object
  • the C-mode image refers to a color flow image mode.
  • BC-Mode Image is a mode that displays the flow of blood flow or the movement of the object using the Doppler Effect (Mode, which provides a B-mode image and a C-mode image at the same time)
  • the image mode provides anatomical information together with blood flow and motion information of the subject.
  • the B-mode is a gray scale image 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 may simultaneously provide a B-mode image and a C-mode image, which is a color flow image.
  • the diagnostic image provided by the ultrasound medical apparatus 100 is a B-mode image.
  • the first echo signal described in the present embodiment means an echo signal received by the transmitted imaging ultrasound reflected from the object
  • the second echo signal means an echo signal reflected by the imaging ultrasound and the high intensity ultrasound reaching the same point in time.
  • 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 120, a synchronization unit 122, an image processor 130, a cavitation detector 140, and a user input unit 150. , A display unit 160 and a storage unit 170.
  • the ultrasound medical apparatus 100 includes the imaging transducer 110, the therapeutic transducer 120, the synchronization unit 122, the image processor 130, the cavitation detector 140, the user input unit 150, Although it is described as including only the display unit 160 and the storage unit 170, but this is merely an example of the technical idea of the present embodiment, those skilled in the art to which this embodiment belongs Various modifications and variations to the components included in the ultrasound medical apparatus 100 may be applied without departing from the essential characteristics of the examples.
  • the imaging transducer 110 includes an array of transducers for an image, transmits imaging ultrasound waves to an object, and receives a first echo signal reflected from the object.
  • the transducer converts an electrical analog signal into an imaging ultrasonic signal and transmits the same to an object, converts a first echo signal reflected from the object into an electrical analog signal, and is formed by combining a plurality of transducer elements. .
  • the imaging transducer 110 transmits the focused ultrasound beam along the scanline (ie, the scanline) to the object by appropriately delaying the input time of pulses input to each transducer. do. Meanwhile, the first echo signal reflected from the object is input to each transducer with different reception time, and each transducer outputs the input first echo signal to a beamformer (not shown).
  • the imaging transducer 110 operates to transmit imaging ultrasound waves to the object and to receive the first echo signal reflected from the object to form a received signal.
  • the imaging transducer 110 transmits the high-intensity ultrasound to the focal position point (the point corresponding to the focal position information among the region of interest set in the object) of the therapeutic transducer 112.
  • the second echo signal reflected in response to the imaging ultrasound and the high intensity ultrasound is received.
  • the second echo signal means an echo signal in which the imaging ultrasound and the high intensity ultrasound arrive at the same point in time and are reflected.
  • the therapeutic transducer 120 includes an array of high intensity transducers and transmits high intensity ultrasound to a focal position point of the object.
  • the therapeutic transducer 120 transmits high-intensity ultrasound to a focal position point (a point corresponding to the focal position information among the ROIs set in the object) within the preset ROI.
  • the ROI is transmitted through the imaging transducer 110 to the object through the user input unit 150 in the diagnostic image formed on the basis of the received signal formed by transmitting the imaging ultrasound and the first echo signal reflected from the object.
  • the focus position point is a position coordinate value to transmit high-intensity ultrasound in the ROI through the therapeutic transducer 120 and indicates a point corresponding to the focus position information input from the user input unit 150.
  • the therapeutic transducer 120 may be manufactured in a circular shape, but is preferably implemented in a form having an imaging transducer 110 in the center, but is not necessarily limited thereto.
  • the synchronization unit 122 performs an operation of receiving a second echo signal by synchronizing a time point at which the imaging transducer 110 and the therapeutic transducer 120 generate and transmit ultrasonic waves.
  • the synchronization unit 122 calculates the distance between the focus position point and the imaging transducer 110 based on the first echo signal reflected from the object to generate the diagnostic image, and thus the high intensity ultrasound and the imaging ultrasound are focused. Synchronize the transmission time points of the imaging ultrasound and the high intensity ultrasound to reach the location point simultaneously.
  • the image processor 130 generates a diagnostic image by using the received signal formed based on the imaging ultrasound echo signal corresponding to the imaging ultrasound from the imaging transducer 110, and outputs the diagnostic image through the display 160. do.
  • the image processor 130 may set a region of interest in the diagnostic image by an operation or a command of the user input unit 150.
  • the image processor 130 may include a beamformer, a signal processor, a scan converter, and the like, and the beamformer may include a first echo signal received by each transducer provided in the imaging transducer 110. Alternatively, the second echo signal is focused.
  • the beamformer 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 120 from the object, and adds them to form the received focus signal. Can be.
  • the beamformer is each included in the imaging transducer 110 and the therapeutic transducer 112 when the imaging transducer 110 transmits the imaging ultrasound or the therapeutic transducer 120 transmits the high intensity ultrasound.
  • the drive timing of the transducer is adjusted to focus the ultrasound at the focal point.
  • the beamformer may be configured such that the time required for the first echo signal or the second echo signal reflected from the object to reach each transducer of the imaging transducer 110 is different. A time delay is applied to the imaging ultrasound or the high intensity ultrasound at 120 to focus the first echo signal or the second echo signal.
  • Such a beamformer includes an imaging beamformer corresponding to the imaging transducer 110 and a therapeutic beamformer corresponding to the therapeutic transducer 120.
  • the imaging beamformer is implemented as a transmission beamformer and a reception beamformer
  • the therapeutic beamformer is preferably implemented as a transmission beamformer, but is not necessarily limited thereto.
  • the signal processor generates a diagnostic image by digitally processing the first echo signal or the second echo signal focused by the beamformer.
  • the scan converter converts the diagnostic image into a data format used by the display unit 160 having a predetermined scan line display format. That is, the scan converter converts the diagnostic image signal into a data form displayed on the actual display unit 160.
  • the image processor 130 may overlay the region of interest of the location of the cavitation detected by the detector 140 on the diagnostic image (eg, a B mode image) and output the overlayed image through the display 160.
  • the generation position of the cavitation may be displayed as the color density according to the size of the comparison result value on the ROI.
  • the cavitation detection unit 140 generates time division data by dividing the scan line data obtained from the second echo signal into a predetermined time, and detects the position of the cavitation using the result data of converting each time division data into a frequency domain. Perform the action.
  • the cavitation detector 140 includes a data processor 142 and a detector 144.
  • the data processor 142 receives a second echo signal (a signal received by the imaging transducer 110) from the image processor 130, and classifies the data based on a scanline that transmits imaging ultrasound to the ROI. Acquire the data per scan line of.
  • the scan line-specific data may be amplitude data.
  • the data processor 142 may change the data for each scan line into data (eg, I and Q data) for phase components so that time division processing may be performed, but the present invention is not limited thereto.
  • the scanline-specific data (for example, amplitude data) obtained may be immediately time-divided without changing the scanline-specific data into data for phase components.
  • the data processor 142 divides the acquired scan line data into a predetermined time to generate a plurality of time division data, converts each divided time division data into frequency domain data by using frequency analysis, and converts the data into frequency domain data.
  • the resulting high frequency components are filtered to generate the resulting data.
  • the frequency domain data may be obtained using a Fast Fourier Transform (FFT).
  • FFT Fast Fourier Transform
  • the data processor 142 may obtain the result data by filtering the main frequency component and the harmonic frequency component from the frequency domain data using a saw filter having a sawtooth shaped window.
  • the detector 144 calculates a sum result by summing signal sizes for frequencies for each result data received from the data processor 142, and compares the calculated sum result with a preset threshold to obtain a comparison result. Create That is, the detection unit 144 calculates a sum result value for each of the plurality of result data for the ROI, and for each region in which the ROI is time-divided for each scan line, the threshold value set based on the first echo signal and Each sum result is compared and a comparison result is generated.
  • the detector 144 classifies the region of interest set in the object for each scan line, time-divids each scan line, and maps a comparison result value corresponding to each time-divided region based on the time-divided region to cavitation in the region of interest. The position where this occurred can be detected.
  • the user input unit 150 receives an instruction by a user's manipulation or input.
  • the user command may be a setting command for controlling the imaging ultrasound and the high intensity ultrasound of the ultrasound medical apparatus 100, a setting command for setting a position coordinate value of the ROI or the focus position point.
  • the user input unit 150 may set the ROI by receiving ROI information from the user or by adjusting a direction key or a mouse such as a joystick to set the ROI on the diagnostic image.
  • the ultrasound medical apparatus 100 may transmit high intensity ultrasound to a region of interest of an object such as cancer tissue, tumor tissue, lesion tissue, or the like.
  • the user input unit 150 receives focus position information to set a focus position point for transmitting high intensity ultrasound in the ROI.
  • the display 160 outputs the imaging image received by the image processor 130 as a B-mode or C-mode image.
  • the storage unit 170 is a storage unit for storing various data required for driving the ultrasound medical apparatus 100.
  • the storage unit 170 stores a received signal formed based on the first echo signal, a threshold value set based on the first echo signal, and the like. .
  • FIG. 2 is a block diagram schematically illustrating a cavitation detection unit included in the ultrasound medical apparatus according to the present embodiment.
  • the cavitation detector 140 includes a data processor 142 and a detector 144.
  • the data processor 142 includes a data acquirer 210, a data converter 220, and a filter processor 230
  • the detector 144 includes a sum processor 240, a comparator 250, and a mapper. 260.
  • the data acquirer 210 performs an operation of acquiring data about the second echo signal received by the imaging transducer 110.
  • the second echo signal means an echo signal in which the imaging ultrasound and the high intensity ultrasound arrive at the same point in time and are reflected.
  • the data acquirer 210 receives the second echo signal from the image processor 130, classifies the imaging ultrasound based on the scanline of the ROI, and acquires data for each scanline. .
  • the data converter 220 generates a plurality of time division data by dividing the acquired scan line data by a predetermined time, and converts each divided time division data into frequency domain data using frequency analysis.
  • the data is preferably divided at regular time intervals, and the constant time interval means an interval corresponding to the depth of the object.
  • the data transformer 220 may convert time division data in the time domain into frequency domain data using frequency analysis using a Fast Fourier Transform (FFT), but is not limited thereto. If the data can be transformed into data in the frequency domain, any frequency transform can be applied, such as a Laplace transform.
  • FFT Fast Fourier Transform
  • the method for performing the fast Fourier transform is an algorithm designed to reduce the number of operations when calculating the Discrete Fourier Transform using a formula for approximating the Fourier transform.
  • the fast Fourier transform is a known transform algorithm, a detailed description thereof will be omitted.
  • the filter processor 230 filters the frequency domain data formed by the data converter 220 to remove (filter) a predetermined frequency component to generate result data.
  • the filter processor 230 generates the result data by removing high intensity frequency components corresponding to high intensity ultrasonic waves included in the frequency domain data.
  • the high intensity frequency component includes a main frequency component (eg, a frequency of 1 MHz when the high intensity ultrasound is 1 MHz) and a harmonic frequency component (a frequency of multiples of 1 MHz when the high intensity ultrasound is 1 MHz).
  • the main frequency component means a frequency component corresponding to the echo signal of the high intensity ultrasonic wave
  • the harmonic frequency component means a frequency component that is a multiple of the echo signal of the high intensity ultrasonic wave.
  • the filter processor 230 is preferably a high-frequency frequency filter using a filter having a sawtooth-shaped window, but is not necessarily limited to this, any type of filter can be used as long as it can remove a specific frequency component. Do.
  • the filter having a sawtooth-shaped window may perform filtering in the form of a sawtooth of FIG. 6 (b).
  • the filter processor 230 transmits the generated result data to the detector 144.
  • the result data includes frequency components for the imaging ultrasound, cavitation signals, noise signals, and the like.
  • the sum processing unit 240 performs an operation of calculating a sum result value by summing signal sizes for frequencies for each result data received from the data processing unit 142.
  • the addition processor 240 calculates an addition result value for each of the plurality of result data for the ROI, and uses the plurality of addition result values to determine whether cavitation has occurred.
  • the sum processing unit 240 preferably calculates one sum result from one result data.
  • the sum processing unit 240 is not necessarily limited thereto.
  • the sum processing unit 240 divides the result data based on a frequency band and a plurality of sum results according to each band. It can also be calculated. For example, when the result data is divided based on the high band and the low band to generate a sum result, the sum of the high frequency sum of the high frequencies included in the high band and the magnitude of the low frequencies included in the low band are added together. Low frequency results can also be calculated.
  • the summing processor 240 may generate a comparison result value by comparing the calculated high frequency summing result value with a preset threshold value, and detect the position where the cavitation occurs based on the generated comparison result value.
  • the summing processor 240 may generate a comparison result value by comparing the low frequency sum result with a preset threshold value, and detect the focused position of the high intensity ultrasound based on the generated comparison result value. You can also check the status and location of the Lesion.
  • the comparator 250 compares the sum result calculated by the sum processing unit 240 with a preset threshold to generate a comparison result.
  • the comparator 250 includes a threshold value set based on the first echo signal and a sum result calculated by the sum processing unit 240, for each region obtained by time division of the ROI for each scan line. Compare and generate a comparison result.
  • the comparison result value means a difference between the sum result value and a predetermined threshold value, and when the comparison result value is more than a predetermined value, it may be determined that cavitation has occurred.
  • the mapping unit 260 detects the generation amount and the generation position of the cavitation by using the comparison result value generated by the comparison unit 250.
  • the mapping unit 260 divides the ROI set in the object for each scan line, time-divids each scan line, and maps a comparison result value corresponding to each time-divided area based on the time-divided area.
  • the location at which cavitation occurs in the ROI may be detected.
  • the location of the cavitation is preferably displayed as the color density according to the size of the comparison result value on the ROI, but is not necessarily limited thereto, and may be represented by a numerical value or the like.
  • mapping unit 260 may check the generation amount of the cavitation over time by using the accumulated data accumulated in the addition result calculated by the addition processing unit 240.
  • the mapping unit 260 may perform a plurality of mappings according to bands. For example, when the comparison result for the high frequency and the comparison result for the low frequency are received from the comparator 250, the mapping unit 260 classifies the region of interest set in the object for each scan line. By time-dividing each scan line and mapping the time-divided area to each time-divided area, it is possible to detect a location where cavitation has occurred. In addition, time-divided each scan line may be mapped to each time-divided region based on the time-divided region to detect the focused position of the high-intensity ultrasound, and thus the state and position of the lesion may be confirmed.
  • FIG. 3 is a flowchart illustrating a method for detecting cavitation in the ultrasound medical apparatus according to the present embodiment.
  • the ultrasound medical apparatus 100 generates a diagnosis image based on the received signal generated by transmitting the imaging ultrasound to the object and receiving the first echo signal reflected from the object (S310).
  • the ultrasound medical apparatus 100 sets a region of interest in the diagnostic image through manipulation or input of a user (S312), and transmits high intensity ultrasound to a focus position point set in the region of interest (S320).
  • the ultrasound medical apparatus 100 receives the second echo signal and obtains scan line-specific data from the second echo signal (S330).
  • the second echo signal means an echo signal in which the imaging ultrasound and the high intensity ultrasound arrive at the same point in time and are reflected.
  • the ultrasound medical apparatus 100 generates a plurality of time division data by dividing the scan line data based on a predetermined time at a predetermined interval (S340).
  • the ultrasound medical apparatus 100 converts each time division data among the plurality of time division data generated in operation S340 into frequency domain data, and generates data as a result of removing (filtering) a high intensity frequency component from the frequency domain data (S350). .
  • the ultrasound medical apparatus 100 calculates a sum result value by summing signal sizes for frequencies for each result data (S360), and divides the calculated sum result values into regions of a scan line by time-dividing each scan line.
  • the comparison result is generated by comparing with the predetermined threshold value (S370).
  • the ultrasound medical apparatus 100 determines whether cavitation is generated based on the comparison result value (S380), and as a result of confirming step S380, when the cavitation occurs, the ultrasound medical apparatus 100 compares the ROI set in step S312 with the comparison result.
  • the position of the cavitation is detected by mapping the values (S390). That is, in operation S390, the ultrasound medical apparatus 100 divides the ROI set in the object for each scan line, time-divids each scan line, and maps a comparison result value corresponding to each time-divided area based on the time-divided area. To detect the location of cavitation in the region of interest.
  • the ultrasound medical apparatus 100 performs an operation of acquiring the data of step S330.
  • steps S310 to S390 are described as being sequentially executed. However, this is merely illustrative of the technical idea of an embodiment of the present invention, and the general knowledge in the technical field to which an embodiment of the present invention belongs. Those having a variety of modifications and variations may be applicable by changing the order described in FIG. 3 or executing one or more steps of steps S310 to S390 in parallel without departing from the essential characteristics of an embodiment of the present invention. 3 is not limited to the time series order.
  • FIG. 4 is an exemplary diagram for explaining an operation of transmitting and receiving an imaging ultrasound and a treatment ultrasound by the ultrasound medical apparatus according to the present embodiment.
  • the ultrasound medical apparatus 100 transmits the imaging ultrasound to the object using the imaging transducer 110, and receives the first echo signal reflected from the object to generate a diagnostic image.
  • the ultrasound medical apparatus 100 receives the location of interest information including (x, y, z) coordinate values from the user in order to set the ROI on the diagnosis image.
  • the region of interest is preferably an area for treatment, such as cancer tissue, tumor tissue, lesion tissue, etc., but is not necessarily limited thereto, and may be an area such as a square, a circle, an ellipse, and the like set based on the input location information of interest.
  • the ultrasound medical apparatus 100 may scan the region of interest to the first scan line 410, the second scan line 420, the n th scan line, etc. along the scan line for transmitting the imaging ultrasound to the object to detect the cavitation. Separate.
  • the ultrasound medical apparatus 100 obtains data corresponding to the first scan line 410, and stores the data on the first scan line 410 at a depth of an object at a predetermined interval, that is, at a predetermined interval.
  • the result data for detecting the position of the cavitation may be generated by dividing by a set time. This, more detailed description of the data processing will be described in FIG.
  • 5 is a graph for explaining the first echo signal and the second echo signal according to the present embodiment.
  • the ultrasound medical apparatus 100 transmits image ultrasound without transmitting high intensity ultrasound and uses the first echo signal reflected from the region of interest for the first scan line 410.
  • the ultrasound medical apparatus 100 generates the plurality of threshold data 512, 522, and 532 by dividing the first scan line data 502 at regular time intervals, and converts each of the threshold data into a frequency domain to generate a frequency.
  • the threshold value obtained by adding the respective signal sizes is calculated for each threshold data.
  • the ultrasound medical apparatus 100 obtains second scan line data 500 for the first scan line 410 by using the reflected second echo signal when transmitting the high intensity ultrasound to the focal position point.
  • the ultrasound medical apparatus 100 generates the plurality of time-divided data 510, 520, and 530 by dividing the second scan line data 500 at the same time interval as the first scan line data 502, respectively.
  • the time-divided data of is converted into the frequency domain, and the sum result is calculated for each time-divided data.
  • the ultrasound medical apparatus 100 calculates a comparison value by comparing the threshold value of the first scan line data 502 corresponding to the same area with the sum result of the second scan line data 500.
  • the first scan line 410 may be compared by comparing a threshold value of the threshold data 512 of the first scan line data 502 with a sum result of the time-divided data 510 of the second scan line data 500. Compute a comparison value for the same position of.
  • the ultrasound medical apparatus 100 may determine whether cavitation has occurred in the first scan line 410 using the comparison value, and detect the position where the cavitation occurs by mapping the comparison value to the ROI.
  • the ultrasound medical apparatus 100 described with reference to FIG. 5 is described as detecting the generation amount and the generation position of the cavitation in one scan line of the ROI, the generation amount and the generation position of the cavitation are operated by the same process in the plurality of scan lines. Will be detected.
  • FIG. 6 is a graph for explaining an operation of processing data for detecting the position of the cavitation in the ultrasound medical apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 6 is a graph illustrating result data generated by dividing a region of interest set in an object for each scan line and time-dividing each scan line to process data for one region of the time-divided region.
  • FIG. 6A is a graph showing time-division data obtained by dividing the scan line data obtained by the ultrasound medical apparatus 100 from the second echo signal into a predetermined time
  • FIG. 6B is a graph of FIG.
  • a time-division data of a) is converted into frequency domain data using a fast Fourier transform
  • FIG. 6 (c) shows the data obtained by removing (filtering) high intensity frequency components from the graph of FIG. 6 (b). It is a graph.
  • FIG. 6D is an exemplary diagram showing a position where cavitation occurs based on the frequency component included in the result data.
  • the ultrasound medical apparatus 100 divides the ROI set in the object for each scan line and divides the scan line data as shown in FIG. 6A obtained from the second echo signal with respect to the scan line by a preset time.
  • One data 510 of the time division data is converted into frequency domain data as shown in FIG. 6B by using a fast Fourier transform.
  • the ultrasound medical apparatus 100 generates the result data as shown in FIG. 6C by removing the high frequency frequency component corresponding to the high intensity ultrasound by filtering the frequency domain data using a filter having a sawtooth shaped window.
  • the ultrasound medical apparatus 100 calculates a sum result value by summing signal sizes for frequencies for each result data, and compares the calculated sum result with a preset threshold value to a region of interest set in the object for each scan line.
  • Each scan line may be time-divided and mapped to each time-divided region based on the time-divided region to detect a location where cavitation occurs in the region of interest as shown in FIG.
  • the location of the cavitation is shown as a color density according to the size of the comparison result value on the ROI, but is not necessarily limited thereto and may be represented by a numerical value.
  • FIG. 7 is a graph for explaining an operation of calculating the sum total result value by dividing the result data by frequency magnitude in the ultrasound medical apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 7A is the same graph as the result data of FIG. 6C, and the process for generating the result data is described in FIG. 6, and thus description of the same process will be omitted.
  • FIG. 7A illustrates a graph showing result data generated by classifying a region of interest set in an object for each scan line, time-dividing each scan line, and processing data for one region of the time-divided region.
  • the ultrasound medical apparatus 100 divides the result data into frequency bands based on the first band data 710, the second band data 720, and the n-th band data. Can be distinguished.
  • the ultrasound medical apparatus 100 calculates a sum result by summing signal sizes for frequencies included in respective band data divided based on frequency bands.
  • the ultrasound medical apparatus 100 generates the sum result data 712 and 722 for the ROI shown in FIG. 7B by using the sum result calculated from the result data for each time-divided area. can do.
  • the ultrasound medical apparatus 100 may use the sum result calculated by summing the low frequency signal sizes corresponding to the low band frequency, such as the first band data 710, for the first sum result data 712 for the ROI.
  • the ultrasound medical apparatus 100 may detect the focused position of the high intensity ultrasound using the first sum result data 712, and may confirm the state and the location of the lesion.
  • the ultrasound medical apparatus 100 accumulates the sum result calculated by summing the high frequency signal sizes corresponding to the high band frequency, such as the second band data 720, to store the second sum result data 722 for the ROI. Can be generated.
  • the ultrasound medical apparatus 100 may check the generation amount of the cavitation using the second sum result data 722, and detect the generation position of the cavitation by mapping the second sum result data 722 to the ROI. have.
  • the ultrasound medical apparatus 100 detects the generation amount and the location of the cavitation using only the high band frequency, the amount of data to be calculated may be reduced, thereby reducing the detection time.
  • display unit 210 data acquisition unit

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Abstract

캐비테이션 검출 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치를 개시한다. 이미징 초음파 및 고강도 초음파를 대상체(환자의 환부)에 집속하고, 그에 따른 반사신호를 처리하여 캐비테이션이 발생한 것으로 확인되는 경우, 반사신호의 데이터 처리를 통해 캐비테이션의 발생한 위치를 검출하고자 하는 캐비테이션 검출 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치를 제공한다.

Description

캐비테이션 검출 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치
본 실시예는 캐비테이션 검출 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치에 관한 것이다. 더욱 상세하게는 이미징 초음파 및 고강도 초음파를 대상체(환자의 환부)에 집속하고, 그에 따른 반사신호를 처리하여 캐비테이션의 발생한 위치를 검출하고자 하는 캐비테이션 검출 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치에 관한 것이다.
이 부분에 기술된 내용은 단순히 본 실시예에 대한 배경 정보를 제공할 뿐 종래기술을 구성하는 것은 아니다.
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 치료방식은 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, 고강도 초음파의 영향으로 캐비테이션(Cavitation)에 의한 조직파괴 현상이 나타날 수 있다. 이러한, 캐비테이션은 생체 조직이 고강도 초음파에 노출되면 음압부분(Negative Part)에 의한 저기압으로 세포 내의 수분이 기체상(Gaseous Phase)으로 변형되면서 미세기포(Microbubble)를 발생시키고, 미세기포가 공명현상을 일으킬 정도로 커지다가 터지면서 고압의 충격파(Shock Wave)를 발생시켜 주변 생체 조직을 파괴하는 현상이다. 하지만, 이러한 캐비테이션의 발생 위치를 정확하게 검출할 수 없어 치료부위를 벗어난 생체 조직이 손상을 방지하지 못하는 문제가 있다.
본 실시예는 이미징 초음파 및 고강도 초음파를 대상체(환자의 환부)에 집속하고, 그에 따른 반사신호를 처리하여 캐비테이션의 발생한 위치를 검출하고자 하는 캐비테이션 검출 방법과 그를 위한 초음파 의료 장치를 제공하는 데 주된 목적이 있다.
본 실시예의 일 측면에 의하면, 대상체로 이미징 초음파를 송신하고 상기 대상체로부터 반사되는 제1 에코신호를 수신하는 이미징 트랜스듀서; 상기 대상체의 초점 위치 지점으로 고강도 초음파를 송신하는 치료용 트랜스듀서; 상기 초점 위치 지점으로부터 반사된 제2 에코신호로부터 획득한 스캔라인별 데이터를 기 설정된 시간으로 분할하여 시분할 데이터를 각각 생성하고, 상기 시분할 데이터 각각을 주파수 영역으로 변환한 결과 데이터를 생성하는 데이터 처리부; 및 상기 결과 데이터 각각에 포함된 주파수 성분에 근거하여 캐비테이션(Cavitation)의 위치를 검출하는 검출부를 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치를 제공한다.
또한, 본 실시예의 다른 측면에 의하면, 초음파 의료 장치가 캐비테이션을 검출하는 방법에 있어서, 대상체로 이미징 초음파를 송신하고 상기 대상체로부터 반사되는 제1 에코신호를 수신하는 제1 에코신호 수신과정; 상기 대상체의 초점 위치 지점으로 고강도 초음파를 송신하는 고강도 초음파 송신과정; 상기 초점 위치 지점으로부터 반사된 제2 에코신호로부터 획득한 스캔라인별 데이터를 기 설정된 시간으로 분할하여 시분할 데이터를 각각 생성하고, 상기 시분할 데이터 각각을 주파수 영역으로 변환한 결과 데이터를 생성하는 데이터 처리과정; 및 상기 결과 데이터 각각에 포함된 주파수 성분에 근거하여 캐비테이션의 위치를 검출하는 검출과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 캐비테이션 검출 방법을 제공한다.
이상에서 설명한 바와 같이 본 실시예에 의하면, 이미징 초음파 및 고강도 초음파를 대상체(환자의 환부)에 집속하고, 그에 따른 반사신호를 처리하여 캐비테이션의 발생량 및 발생위치를 검출할 수 있고, 병변(Lesion)의 안정적인 치료 및 온도 측정을 수행할 수 있는 효과가 있다. 또한, 본 실시예에 의하면, 고강도 초음파를 이용한 치료 시, 실시간으로 발생하는 캐비테이션의 위치를 알 수 있어, 캐비테이션으로 인한 치료 지연(Delay)을 방지할 수 있는 효과가 있다.
또한, 본 실시예에 의하면, 캐비테이션의 위치를 검출함으로써, 고강도 초음파를 대상체에 송신하는 시간을 증가시킬 수 있고, 이로 인해 생체 조직을 치료하는 시간을 단축시킬 수 있다. 또한, 본 실시예에 의하면, 캐비테이션의 발생 위치를 정확하게 검출함으로써 치료부위를 벗어난 생체 조직이 캐비테이션으로 인해 손상되는 것을 방지·예방할 수 있다.
도 1은 본 실시예에 따른 초음파 의료 장치를 개략적으로 나타낸 블록 구성도이다.
도 2는 본 실시예에 따른 초음파 의료 장치에 포함된 캐비테이션 검출부를 개략적으로 나타낸 블록 구성도이다.
도 3은 본 실시예에 따른 초음파 의료 장치에서 캐비테이션을 검출하기 위한 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 4는 본 실시예에 따른 초음파 의료 장치가 이미징 초음파 및 치료용 초음파를 송수신하는 동작을 설명하기 위한 예시도이다.
도 5는 본 실시예에 따른 제1 에코신호 및 제2 에코신호를 설명하기 위한 그래프이다.
도 6은 본 실시예에 따른 초음파 의료 장치에서 캐비테이션의 위치를 검출하기 위한 데이터를 처리하는 동작을 설명하기 위한 그래프이다.
도 7은 본 실시예에 따른 초음파 의료 장치에서 결과 데이터를 주파수 크기별로 구분하여 각각의 합산 결과값을 산출하는 동작을 설명하기 위한 그래프이다.
이하, 본 실시예를 첨부된 도면을 참조하여 상세하게 설명한다.
본 실시예에 기재된 진단영상은 B-모드 영상, C-모드 영상 등을 포함할 수 있다. 여기서, B-모드 영상은 그레이 스케일 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 그레이 스케일의 영상으로서, 대상체의 움직임을 나타내는 영상 모드를 말하며, C-모드는 컬러 플로우 영상으로서, 혈류의 흐름이나 대상체의 움직임을 나타내는 영상 모드를 말한다. 한편, 본 실시예에 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 진단영상이 B-모드 영상인 것으로 가정하여 기재토록 한다.
본 실시예에 기재된 제1 에코신호는 송신된 이미징 초음파가 대상체로부터 반사되어 수신된 에코신호를 의미하고, 제2 에코신호는 이미징 초음파 및 고강도 초음파가 같은 시점에 도달하여 반사되는 에코신호를 의미한다.
도 1은 본 실시예에 따른 초음파 의료 장치를 개략적으로 나타낸 블록 구성도이다.
본 실시예에 따른 초음파 의료 장치(100)는 이미징 트랜스듀서(110), 치료용 트랜스듀서(120), 동기화부(122), 영상 처리부(130), 캐비테이션 검출부(140), 사용자 입력부(150), 디스플레이부(160) 및 저장부(170)를 포함한다. 본 실시예에서는 초음파 의료 장치(100)가 이미징 트랜스듀서(110), 치료용 트랜스듀서(120), 동기화부(122), 영상 처리부(130), 캐비테이션 검출부(140), 사용자 입력부(150), 디스플레이부(160) 및 저장부(170)만을 포함하는 것으로 기재하고 있으나, 이는 본 실시예의 기술 사상을 예시적으로 설명한 것에 불과한 것으로서, 본 실시예가 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 본 실시예의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 초음파 의료 장치(100)에 포함되는 구성요소에 대하여 다양하게 수정 및 변형하여 적용 가능할 것이다.
이미징 트랜스듀서(110)는 이미지용 트랜스듀서 어레이를 포함하며, 대상체로 이미징 초음파를 송신하고, 대상체로부터 반사되는 제1 에코신호를 수신한다. 이러한, 트랜스듀서란 전기적 아날로그신호를 이미징 초음파 신호로 변환하여 대상체에 전송하고, 대상체로부터 반사되는 제1 에코신호를 전기적 아날로그 신호로 변환하며, 복수 개의 트랜스듀서 엘리먼트(Transducer Element)가 결합되어 형성된다. 이러한, 이미징 트랜스듀서(110)는 각 트랜스듀서에 입력되는 펄스(Pulse)들의 입력 시간을 적절하게 지연시킴으로써 집속된 초음파 빔(Beam)을 스캔라인(Scanline)(즉, 주사선)을 따라 대상체로 송신한다. 한편, 대상체로부터 반사된 제1 에코신호는 각 트랜스듀서에 서로 다른 수신 시간을 가지면서 입력되며, 각 트랜스듀서는 입력된 제1 에코신호를 빔포머(미도시)로 출력한다.
이미징 트랜스듀서(110)는 대상체로 이미징 초음파를 송신하고 대상체로부터 반사되는 제1 에코신호를 수신하여 수신신호를 형성하도록 동작한다. 또한, 이미징 트랜스듀서(110)는 치료용 트랜스듀서(112)가 관심영역(ROI: Region Of Interest)의 초점 위치 지점(대상체에 설정된 관심영역 중 초점 위치 정보에 대응하는 지점)으로 고강도 초음파를 송신하는 경우, 이미징 초음파 및 고강도 초음파에 대응하여 반사된 제2 에코신호를 수신한다. 여기서, 제2 에코신호는 이미징 초음파 및 고강도 초음파가 같은 시점에 도달하여 반사되는 에코신호를 의미한다.
치료용 트랜스듀서(120)는 고강도 트랜스듀서 어레이를 포함하며, 대상체의 초점 위치 지점으로 고강도 초음파를 송신하는 동작을 수행한다. 이러한, 치료용 트랜스듀서(120)는 기 설정된 관심영역 내의 초점 위치 지점(대상체에 설정된 관심영역 중 초점 위치 정보에 대응하는 지점)으로 고강도 초음파를 송신한다. 여기서, 관심영역은 이미징 트랜스듀서(110)를 통해 대상체로 이미징 초음파를 송신하고, 대상체로부터 반사되는 제1 에코신호를 수신하여 형성된 수신신호에 기초하여 형성된 진단영상 내에서 사용자 입력부(150)를 통해 설정된 영역을 의미하고, 초점 위치 지점은 치료용 트랜스듀서(120)를 통해 관심영역 내에서 고강도 초음파를 송신하고자 하는 위치 좌표값으로서, 사용자 입력부(150)로부터 입력된 초점 위치 정보에 대응하는 지점을 말한다. 여기서, 치료용 트랜스듀서(120)는 원형 모양으로 제작될 수 있으며, 중앙에 이미징 트랜스듀서(110)가 구비된 형태로 구현되는 것이 바람직하지만 반드시 이에 한정되는 것은 아니다.
동기화부(122)는 이미징 트랜스듀서(110) 및 치료용 트랜스듀서(120)가 초음파를 생성하여 송신하는 시점을 동기화하여 제2 에코신호가 수신되도록 하는 동작을 수행한다. 더 자세히 설명하자면, 동기화부(122)는 진단영상을 생성하기 위해 대상체로부터 반사된 제1 에코신호에 근거하여 초점 위치 지점과 이미징 트랜스듀서(110) 간의 거리를 계산하여 고강도 초음파 및 이미징 초음파가 초점 위치 지점에 동시에 도달하도록 이미징 초음파 및 고강도 초음파의 송신 시점을 동기화한다.
영상 처리부(130)는 이미징 트랜스듀서(110)로부터 이미징 초음파에 대응하는 이미징 초음파 에코 신호를 기초로 형성된 수신 신호를 이용하여 진단영상을 생성하고, 진단영상을 디스플레이부(160)를 통해 출력하도록 동작한다. 또한, 영상 처리부(130)는 사용자 입력부(150)의 조작 또는 명령에 의해 진단영상에 관심영역을 설정할 수 있다.
이러한, 영상 처리부(130)는 빔포머, 신호 처리부 및 스캔 컨버터부 등을 포함하여 구성될 수 있으며, 빔포머는 이미징 트랜스듀서(110)에 구비된 각각의 트랜스듀서에 의해 수신된 제1 에코신호 또는 제2 에코신호를 집속한다. 또한, 빔포머는 대상체로부터 이미징 트랜스듀서(110) 및 치료용 트랜스듀서(120)의 각 트랜스듀서에 도달하는 시간을 고려하여 각 전기적 디지털신호에 적절한 지연을 가한 후 합산하여 수신 집속 신호를 형성할 수 있다.
즉, 빔포머는 이미징 트랜스듀서(110)가 이미징 초음파를 송신하거나 치료용 트랜스듀서(120)가 고강도 초음파를 송신할 때 이미징 트랜스듀서(110)와 치료용 트랜스듀서(112) 내에 포함된 각각의 트랜스듀서의 구동 타이밍을 조절하여 초점 위치 지점으로 초음파를 집속시킨다. 또한, 빔포머는 대상체에서 반사된 제1 에코신호 또는 제2 에코신호가 이미징 트랜스듀서(110)의 각 트랜스듀서에 도달하는 시간이 상이한 것을 감안하여 이미징 트랜스듀서(110) 및 치료용 트랜스듀서(120)의 이미징 초음파 또는 고강도 초음파에 시간 지연을 가하여 제1 에코신호 또는 제2 에코신호를 집속시킨다. 이러한, 빔포머는 이미징 트랜스듀서(110)에 대응하는 이미징 빔포머와 치료용 트랜스듀서(120)에 대응하는 치료용 빔포머를 포함하여 구현된다. 한편, 이미징 빔포머는 송신 빔포머와 수신 빔포머로 구현되고, 치료용 빔포머는 송신 빔포머로 구현되는 것이 바람직하나 반드시 이에 한정되는 것은 아니다.
신호 처리부는 빔포머에 의해 집속된 제1 에코신호 또는 제2 에코신호를 디지털 신호처리하여 진단영상을 생성한다. 스캔 컨버터부는 진단영상을 소정의 주사선 표시형식의 디스플레이부(160)에서 사용되는 데이터 형식으로 변환한다. 즉, 스캔 컨버터는 진단영상 신호를 실제 디스플레이부(160)에 디스플레이되는 데이터 형태로 변환해 주는 역할을 한다.
한편, 영상 처리부(130)는 검출부(140)에서 검출된 캐비테이션의 발생 위치에 대한 관심영역을 진단영상(예컨대, B 모드 영상 등)에 오버레이(Overlay)하여 디스플레이부(160)를 통해 출력할 수도 있다. 이때, 캐비테이션의 발생 위치는 관심영역 상에서 비교 결과값의 크기에 따른 색의 농도로 표시될 수 있다.
캐비테이션 검출부(140)는 제2 에코신호로부터 획득한 스캔라인별 데이터를 기 설정된 시간으로 분할하여 시분할 데이터를 생성하고, 시분할 데이터 각각을 주파수 영역으로 변환한 결과 데이터를 이용하여 캐비테이션의 위치를 검출하는 동작을 수행한다.
캐비테이션 검출부(140)는 데이터 처리부(142) 및 검출부(144)를 포함한다.
데이터 처리부(142)는 영상 처리부(130)로부터 제2 에코신호(이미징 트랜스듀서(110)가 수신한 신호)를 수신하여 이미징 초음파를 관심영역에 송신하는 스캔라인(Scanline)을 기준으로 구분하여 각각의 스캔라인별 데이터를 획득한다. 여기서, 스캔라인별 데이터는 진폭 데이터일 수 있다. 이러한, 스캔라인별 데이터 획득 과정에서 데이터 처리부(142)는 스캔라인별 데이터를 위상성분에 대한 데이터(예컨대, I, Q 데이터)로 변경하여 시분할 처리되도록 하는 것이 바람직하나 반드시 이에 한정되는 것은 아니며, 스캔라인별 데이터를 위상성분에 대한 데이터로 변경하지 않고 획득한 스캔라인별 데이터(예컨대, 진폭 데이터)가 즉시 시분할 처리되도록 할 수도 있다.
데이터 처리부(142)는 획득된 스캔라인별 데이터를 기 설정된 시간으로 분할하여 복수 개의 시분할 데이터를 생성하고, 분할된 각각의 시분할 데이터를 주파수 분석을 이용하여 주파수 영역 데이터로 변환하며, 주파수 영역 데이터에 포함된 고강도 주파수 성분을 필터링하여 결과 데이터를 생성한다. 여기서, 주파수 영역 데이터는 고속 푸리에 변환(FFT: Fast Fourier Transform) 등을 이용하여 얻을 수 있다. 그리고, 데이터 처리부(142)는 톱니(Saw) 형태의 윈도우를 갖는 필터(Saw 필터) 등을 이용하여 주파수 영역 데이터에서 메인 주파수 성분 및 하모닉(Harmonic) 주파수 성분을 필터링함으로써 결과 데이터를 얻을 수 있다.
검출부(144)는 데이터 처리부(142)로부터 수신된 결과 데이터마다 주파수 별 신호크기를 합산(Summing)하여 합산 결과값을 산출하고, 산출된 합산 결과값과 기 설정된 임계값을 비교하여 비교 결과값을 생성한다. 즉, 검출부(144)는 관심영역에 대한 복수 개의 결과 데이터 각각에 대해 합산 결과값을 산출하고, 관심영역을 스캔라인별로 시분할한 각각의 영역에 대해, 제1 에코신호에 근거하여 설정된 임계값과 각각의 합산 결과값을 비교하여 비교 결과값을 생성한다. 또한, 검출부(144)는 대상체에 설정된 관심영역을 스캔라인별로 구분하고, 각각의 스캔라인을 시분할하여 시분할 된 영역을 기준으로 각각의 시분할 된 영역에 대응하는 비교 결과값을 맵핑하여 관심영역에서 캐비테이션이 발생한 위치를 검출할 수 있다.
사용자 입력부(150)는 사용자의 조작 또는 입력에 의한 명령(Instruction)을 입력받는다. 여기서, 사용자 명령은 초음파 의료 장치(100)의 이미징 초음파 및 고강도 초음파를 제어하기 위한 설정명령, 관심영역 또는 초점 위치 지점의 위치 좌표값을 설정하기 위한 설정명령 등이 될 수 있다.
사용자 입력부(150)는 진단영상 상에 관심영역을 설정하기 위해 사용자로부터 관심 위치 정보를 입력받거나 조이스틱(Joystick)과 같은 방향키 또는 마우스 등의 조절을 통해 관심영역을 설정할 수 있을 것이다. 이를 통해 초음파 의료 장치(100)는 암 조직, 종양 조직, 병변 조직 등과 같은 대상체의 관심영역으로 고강도 초음파를 송신할 수 있는 것이다. 또한, 사용자 입력부(150)는 관심영역 내에 고강도 초음파를 송신하기 위한 초점 위치 지점을 설정하기 위해 초점 위치 정보를 입력받는다. 디스플레이부(160)는 영상 처리부(130)에 의해 수신된 이미징 영상을 B-모드 또는 C-모드 영상으로 출력한다. 저장부(170)는 초음파 의료 장치(100)의 구동에 필요한 각종 데이터를 저장하는 저장수단으로서, 제1 에코신호에 기초하여 형성된 수신신호, 제1 에코신호에 근거하여 설정된 임계값 등을 저장한다.
도 2는 본 실시예에 따른 초음파 의료 장치에 포함된 캐비테이션 검출부를 개략적으로 나타낸 블록 구성도이다.
본 실시예에 따른 캐비테이션 검출부(140)는 데이터 처리부(142) 및 검출부(144)를 포함한다. 여기서, 데이터 처리부(142)는 데이터 획득부(210), 데이터 변환부(220) 및 필터 처리부(230)를 포함하고, 검출부(144)는 합산 처리부(240), 비교부(250) 및 맵핑부(260)를 포함한다.
데이터 획득부(210)는 이미징 트랜스듀서(110)에 수신된 제2 에코신호에 대한 데이터를 획득하는 동작을 수행한다. 여기서, 제2 에코신호는 이미징 초음파 및 고강도 초음파가 같은 시점에 도달하여 반사되는 에코신호를 의미한다.
본 실시예에 따른 데이터 획득부(210)는 영상 처리부(130)로부터 제2 에코신호를 수신하여 이미징 초음파를 관심영역의 스캔라인(Scanline)을 기준으로 구분하여 각각의 스캔라인별 데이터를 획득한다.
데이터 변환부(220)는 획득된 스캔라인별 데이터를 기 설정된 시간으로 분할하여 복수 개의 시분할 데이터를 생성하고, 분할된 각각의 시분할 데이터를 주파수 분석을 이용하여 주파수 영역 데이터로 변환하는 동작을 수행한다. 여기서, 데이터는 일정한 시간 간격으로 분할하는 것이 바람직하며, 일정한 시간 간격은 대상체의 깊이(Depth)에 대응하는 간격을 의미한다.
데이터 변환부(220)는 고속 푸리에 변환(FFT: Fast Fourier Transform)을 이용하여 시간 영역의 시분할 데이터를 주파수 분석을 이용하여 주파수 영역 데이터로 변환하는 것이 바람직하나 반드시 이에 한정되는 것은 아니며, 시간 영역의 데이터를 주파수 영역의 데이터로 변환할 수 있다면 라플라스 변환(Laplace Transform) 등과 같이 그 어떤 주파수 변환도 적용가능하다. 여기서, 고속 푸리에 변환을 수행하는 방식에 대해 개략적으로 설명하자면, 푸리에 변환에 근거하여 근사값을 구하는 공식을 이용한 이산 푸리에 변환(Discrete Fourier Transform)을 계산할 때 연산횟수를 줄일 수 있도록 고안된 알고리즘을 말한다. 여기서, 고속 푸리에 변환은 공지된 변환 알고리즘이므로 자세한 설명은 생략토록 한다.
필터 처리부(230)는 데이터 변환부(220)에서 형성된 주파수 영역 데이터를 필터링하여 소정의 주파수 성분을 제거(필터링)하여 결과 데이터를 생성하는 동작을 수행한다.
본 실시예에 따른 필터 처리부(230)는 주파수 영역 데이터에 포함된 고강도 초음파에 대응하는 고강도 주파수 성분을 제거하여 결과 데이터를 생성한다. 이때, 고강도 주파수 성분은 메인 주파수 성분(예컨대, 고강도 초음파가 1MHz이면 1MHz의 주파수) 및 하모닉(Harmonic) 주파수 성분(고강도 초음파가 1MHz이면 1MHz의 배수의 주파수)을 포함한다. 여기서, 메인 주파수 성분은 고강도 초음파의 에코신호에 대응하는 주파수 성분을 의미하고, 하모닉 주파수 성분은 고강도 초음파의 에코신호의 배수가 되는 주파수 성분을 의미한다. 한편, 필터 처리부(230)는 톱니 형태의 윈도우를 갖는 필터를 이용하여 고강도 주파수 성분을 필터링하는 것이 바람직하나 반드시 이에 한정되는 것은 아니며, 특정 주파수 성분을 제거할 수 있다면 그 어떤 형태의 필터도 이용 가능하다. 여기서, 톱니 형태의 윈도우를 갖는 필터는 도 6의 (b)의 톱니 모양과 같은 형태로 필터링을 수행할 수 있다.
필터 처리부(230)는 생성된 결과 데이터를 검출부(144)에 전송하는 동작을 수행한다. 여기서, 결과 데이터는 이미징 초음파에 대한 주파수 성분, 캐비테이션 신호 및 노이즈 신호 등에 대한 주파수 성분을 포함한다.
합산 처리부(240)는 데이터 처리부(142)로부터 수신된 결과 데이터마다 주파수 별 신호크기를 합산(Summing)하여 합산 결과값을 산출하는 동작을 수행한다. 여기서, 합산 처리부(240)는 관심영역에 대한 복수 개의 결과 데이터 각각에 대한 합산 결과값을 산출하며, 이러한 복수 개의 합산 결과값을 이용하여 캐비테이션의 발생여부를 확인할 수 있도록 한다.
합산 처리부(240)는 하나의 결과 데이터에서 하나의 합산 결과값이 산출되는 것이 바람직하나 반드시 이에 한정되는 것은 아니며, 결과 데이터를 주파수 대역을 기준으로 구분하여 각각의 대역대에 따른 복수 개의 합산 결과값을 산출할 수도 있다. 예컨대, 결과 데이터를 고대역 및 저대역을 기준으로 구분하여 합산 결과값을 생성하는 경우, 고대역에 포함된 고주파의 크기를 합산한 고주파 합산 결과값 및 저대역에 포함된 저주파의 크기를 합산한 저주파 결과값을 산출할 수도 있다. 여기서, 합산 처리부(240)는 산출된 고주파 합산 결과값을 기 설정된 임계값과 비교하여 비교 결과값을 생성하도록 하고, 생성된 비교 결과값에 근거하여 캐비테이션이 발생한 위치를 검출하도록 할 수 있다. 또한, 합산 처리부(240)는 저주파 합산 결과값을 기 설정된 임계값과 비교하여 비교 결과값을 생성하도록 하고, 생성된 비교 결과값에 근거하여 고강도 초음파의 집속 위치를 검출할 수 있고, 이를 통해 병변(Lesion)의 상태 및 위치를 확인할 수도 있다.
비교부(250)는 합산 처리부(240)에서 산출된 합산 결과값과 기 설정된 임계값을 비교하여 비교 결과값을 생성하는 동작을 수행한다.
본 실시예에 따른 비교부(250)는 관심영역을 스캔라인별로 시분할한 각각의 영역에 대해, 제1 에코신호에 근거하여 설정된 임계값과 합산 처리부(240)에서 산출된 각각의 합산 결과값을 비교하여 비교 결과값을 생성한다. 여기서, 비교 결과값은 합산 결과값과 기 설정된 임계값의 차이를 의미하며, 비교 결과값이 소정의 값 이상인 경우 캐비테이션이 발생한 것으로 판단할 수 있다.
맵핑부(260)는 비교부(250)에서 생성된 비교 결과값을 이용하여 캐비테이션의 발생량 및 발생 위치 등을 검출하는 동작을 수행한다. 더 자세히 설명하자면, 맵핑부(260)는 대상체에 설정된 관심영역을 스캔라인별로 구분하고, 각각의 스캔라인을 시분할하여 시분할 된 영역을 기준으로 각각의 시분할 된 영역에 대응하는 비교 결과값을 맵핑하여 관심영역에서 캐비테이션이 발생한 위치를 검출할 수 있다. 여기서, 캐비테이션의 발생 위치는 관심영역 상에서 비교 결과값의 크기에 따른 색의 농도로 표시되도록 하는 것이 바람직하나 반드시 이에 한정되는 것은 아니며, 수치값 등으로 표시될 수도 있다.
또한, 맵핑부(260)는 합산 처리부(240)에서 산출된 합산 결과값이 누적된 누적 데이터를 이용하여 시간 경과에 따른 캐비테이션의 발생량을 확인할 수도 있다.
한편, 맵핑부(260)는 비교부(250)로부터 대역대에 따른 복수 개의 비교 결과값이 수신되는 경우, 대역대에 따른 복수 개의 맵핑을 수행할 수도 있다. 예컨대, 맵핑부(260)는 비교부(250)로부터 고주파에 대한 비교 결과값 및 저주파에 대한 비교 결과값이 수신되는 경우, 고주파에 대한 비교 결과값을 대상체에 설정된 관심영역을 스캔라인별로 구분하고, 각각의 스캔라인을 시분할하여 시분할 된 영역을 기준으로 각각의 시분할 된 영역에 맵핑하여 캐비테이션이 발생한 위치를 검출할 수 있고, 저주파에 대한 비교 결과값을 대상체에 설정된 관심영역을 스캔라인별로 구분하고, 각각의 스캔라인을 시분할하여 시분할 된 영역을 기준으로 각각의 시분할 된 영역에 맵핑하여 고강도 초음파의 집속 위치를 검출할 수 있고, 이를 통해 병변의 상태 및 위치를 확인할 수도 있다.
도 3은 본 실시예에 따른 초음파 의료 장치에서 캐비테이션을 검출하기 위한 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
초음파 의료 장치(100)는 대상체로 이미징 초음파를 송신하고 상기 대상체로부터 반사되는 제1 에코신호를 수신하여 생성된 수신신호에 기초하여 진단영상을 생성한다(S310).
초음파 의료 장치(100)는 사용자의 조작 또는 입력을 통해 진단영상 내에서 관심영역을 설정하고(S312), 관심영역 내에 설정된 초점 위치 지점으로 고강도 초음파를 송신한다(S320).
초음파 의료 장치(100)는 제2 에코신호를 수신하고, 제2 에코신호로부터 스캔라인별 데이터를 획득한다(S330). 여기서, 제2 에코신호는 이미징 초음파 및 고강도 초음파가 같은 시점에 도달하여 반사되는 에코신호를 의미한다.
초음파 의료 장치(100)는 스캔라인별 데이터를 일정 간격의 기 설정된 시간을 기준으로 분할하여 복수 개의 시분할 데이터를 생성한다(S340).
초음파 의료 장치(100)는 단계 S340에서 생성된 복수 개의 시분할 데이터 중 각각의 시분할 데이터를 주파수 영역 데이터로 변환하고, 주파수 영역 데이터에서 고강도 주파수 성분을 제거(필터링)한 결과 데이터를 생성한다(S350).
초음파 의료 장치(100)는 결과 데이터마다 주파수 별 신호크기를 합산하여 합산 결과값을 산출하고(S360), 산출된 합산 결과값을 관심영역을 스캔라인별로 구분하여 각각의 스캔라인을 시분할한 영역에 대한 기 설정된 임계값과 비교하여 비교 결과값을 생성한다(S370).
초음파 의료 장치(100)는 비교 결과값에 근거하여 캐비테이션의 발생여부를 확인하고(S380), 단계 S380을 확인한 결과, 캐비테이션이 발생한 경우 초음파 의료 장치(100)는 단계 S312에서 설정된 관심영역에 비교 결과값을 맵핑하여 캐비테이션의 위치를 검출한다(S390). 즉, 단계 S390에서 초음파 의료 장치(100)는 대상체에 설정된 관심영역을 스캔라인별로 구분하고, 각각의 스캔라인을 시분할하여 시분할 된 영역을 기준으로 각각의 시분할 된 영역에 대응하는 비교 결과값을 맵핑하여 관심영역에서 캐비테이션이 발생한 위치를 검출한다.
한편, 단계 S380을 확인한 결과, 캐비테이션이 발생하지 않은 경우 초음파 의료 장치(100)는 단계 S330의 데이터를 획득하는 동작을 수행한다.
도 3에서는 단계 S310 내지 단계 S390를 순차적으로 실행하는 것으로 기재하고 있으나, 이는 본 발명의 일 실시예의 기술 사상을 예시적으로 설명한 것에 불과한 것으로서, 본 발명의 일 실시예가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 본 발명의 일 실시예의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 도 3에 기재된 순서를 변경하여 실행하거나 단계 S310 내지 단계 S390 중 하나 이상의 단계를 병렬적으로 실행하는 것으로 다양하게 수정 및 변형하여 적용 가능할 것이므로, 도 3은 시계열적인 순서로 한정되는 것은 아니다.
도 4는 본 실시예에 따른 초음파 의료 장치가 이미징 초음파 및 치료용 초음파를 송수신하는 동작을 설명하기 위한 예시도이다.
초음파 의료 장치(100)는 이미징 트랜스듀서(110)를 이용하여 이미징 초음파를 대상체에 전송하고, 대상체로부터 반사된 제1 에코신호를 수신하여 진단영상을 생성한다.
초음파 의료 장치(100)는 진단영상 상에 관심영역을 설정하기 위해 사용자로부터 (x, y, z) 좌표값을 포함하는 관심 위치 정보를 입력받는다. 여기서, 관심영역은 암 조직, 종양 조직, 병변 조직 등과 같은 치료를 위한 영역인 것이 바람직하나 반드시 이에 한정되는 것은 아니며, 입력된 관심 위치 정보에 근거하여 설정된 사각형, 원형, 타원형 등과 같은 영역일 수도 있다. 한편, 초음파 의료 장치(100)는 캐비테이션을 검출하기 위해 관심영역을 이미징 초음파를 대상체로 송신하는 스캔라인을 따라 제1 스캔라인(410), 제2 스캔라인(420) 및 제 n 스캔라인 등으로 구분한다.
예컨대, 초음파 의료 장치(100)는 제1 스캔라인(410)에 대응하는 데이터를 획득하고, 제1 스캔라인(410)에 대한 데이터를 일정한 간격의 대상체의 깊이(Depth) 즉, 일정한 간격의 기 설정된 시간으로 분할하여 캐비테이션의 위치를 검출하기 위한 결과 데이터를 생성할 수 있다. 이러한, 데이터 처리에 대한 더 자세한 설명은 도 5에서 하도록 한다.
도 5는 본 실시예에 따른 제1 에코신호 및 제2 에코신호를 설명하기 위한 그래프이다.
도 5에 도시된 바와 같이, 초음파 의료 장치(100)는 고강도 초음파를 송신하지 않은 상태에서 이미지 초음파를 송신하고, 관심영역으로부터 반사된 제1 에코신호를 이용하여 제1 스캔라인(410)에 대한 제1 스캔라인 데이터(502)를 획득한다. 여기서, 초음파 의료 장치(100)는 제1 스캔라인 데이터(502)를 일정한 시간 간격으로 분할하여 복수 개의 임계 데이터(512, 522, 532)를 생성하고, 각각의 임계 데이터를 주파수 영역으로 변환하여 주파수 별 신호크기를 합산한 임계값을 각각의 임계 데이터마다 산출한다.
한편, 초음파 의료 장치(100)는 고강도 초음파를 초점 위치 지점에 송신할 때 반사된 제2 에코신호를 이용하여 제1 스캔라인(410)에 대한 제2 스캔라인 데이터(500)를 획득한다. 여기서, 초음파 의료 장치(100)는 제2 스캔라인 데이터(500)를 제1 스캔라인 데이터(502)와 동일한 시간 간격으로 분할하여 복수 개의 시분할 된 데이터(510, 520, 530)를 생성하고, 각각의 시분할 된 데이터를 주파수 영역으로 변환하여 합산한 합산 결과값을 각각의 시분할 된 데이터마다 산출한다.
초음파 의료 장치(100)는 동일한 영역에 해당하는 제1 스캔라인 데이터(502)의 임계값과 제2 스캔라인 데이터(500)의 합산 결과값을 비교하여 비교값을 산출한다. 예컨대, 제1 스캔라인 데이터(502)의 임계 데이터(512)에 대한 임계값과 제2 스캔라인 데이터(500)의 시분할 된 데이터(510)에 대한 합산 결과값을 비교하여 제1 스캔라인(410)의 동일한 위치에 대한 비교값을 산출한다. 이후, 초음파 의료 장치(100)는 비교값을 이용하여 제1 스캔라인(410)에서 캐비테이션의 발생여부를 확인하고, 비교값을 관심영역에 맵핑하여 캐비테이션이 발생한 위치를 검출할 수 있다.
도 5에서 기재한 초음파 의료 장치(100)는 관심영역 중 하나의 스캔라인에서 캐비테이션의 발생량 및 발생 위치를 검출하는 것으로 설명하고 있으나, 복수 개의 스캔라인에서도 동일한 과정으로 동작하여 캐비테이션의 발생량 및 발생 위치를 검출할 수 있을 것이다.
도 6은 본 실시예에 따른 초음파 의료 장치에서 캐비테이션의 위치를 검출하기 위한 데이터를 처리하는 동작을 설명하기 위한 그래프이다.
도 6은 대상체에 설정된 관심영역을 스캔라인별로 구분하고 각각의 스캔라인을 시분할하여 시분할 된 영역 중 하나의 영역에 대한 데이터를 처리하여 생산된 결과 데이터를 나타낸 그래프를 의미한다.
도 6의 (a)는 초음파 의료 장치(100)가 제2 에코신호로부터 획득한 스캔라인별 데이터를 기 설정된 시간으로 분할한 시분할 데이터를 나타내는 그래프이고, 도 6의 (b)는 도 6의 (a)의 시분할 데이터를 고속 푸리에 변환을 이용하여 주파수 영역 데이터로 변환한 그래프이고, 도 6의 (c)는 도 6의 (b)의 그래프에서 고강도 주파수 성분을 제거(필터링)한 결과 데이터를 나타낸 그래프이다. 도 6의 (d)는 결과 데이터에 포함된 주파수 성분에 근거하여 캐비테이션이 발생한 위치를 나타낸 예시도이다.
초음파 의료 장치(100)는 대상체에 설정된 관심영역을 스캔라인별로 구분하고, 스캔라인에 대한 제2 에코신호로부터 획득한 도 6의 (a)와 같은 스캔라인 데이터를 기 설정된 시간으로 분할한 복수 개의 시분할 데이터 중 하나의 데이터(510)를 고속 푸리에 변환을 이용하여 도 6의 (b)와 같은 주파수 영역 데이터로 변환한다. 초음파 의료 장치(100)는 주파수 영역 데이터를 톱니 형태의 윈도우를 갖는 필터를 이용하여 필터링함으로써, 고강도 초음파에 대응되는 고강도 주파수 성분을 제거한 도 6의 (c)와 같은 결과 데이터를 생성한다.
초음파 의료 장치(100)는 결과 데이터마다 주파수 별 신호크기를 합산하여 합산 결과값을 산출하고, 산출된 합산 결과값과 기 설정된 임계값을 비교한 비교 결과값을 대상체에 설정된 관심영역을 스캔라인별로 구분하고, 각각의 스캔라인을 시분할하여 시분할 된 영역을 기준으로 각각의 시분할 된 영역에 맵핑하여 도 6의 (d)와 같이 관심영역에서 캐비테이션이 발생한 위치를 검출할 수 있다. 여기서, 캐비테이션의 발생 위치는 관심영역 상에서 비교 결과값의 크기에 따른 색의 농도로 표시되는 것으로 도시하고 있으나 반드시 이에 한정되는 것은 아니며 수치값 등으로 표시될 수도 있다.
도 7은 본 실시예에 따른 초음파 의료 장치에서 결과 데이터를 주파수 크기별로 구분하여 각각의 합산 결과값을 산출하는 동작을 설명하기 위한 그래프이다.
도 7의 (a)는 도 6의 (c)의 결과 데이터와 동일한 그래프로서, 결과 데이터를 생성하기 위한 과정은 도 6에 기재되어 있으므로 동일한 과정에 대한 설명은 생략하도록 한다.
도 7의 (a)는 대상체에 설정된 관심영역을 스캔라인별로 구분하고 각각의 스캔라인을 시분할하여 시분할 된 영역 중 하나의 영역에 대한 데이터를 처리하여 생산된 결과 데이터를 나타낸 그래프를 의미한다.
도 7의 (a)에 도시된 바와 같이, 초음파 의료 장치(100)는 결과 데이터를 주파수 대역을 기준으로 구분하여 제1 대역 데이터(710), 제2 대역 데이터(720) 및 제n 대역 데이터로 구분할 수 있다. 여기서, 초음파 의료 장치(100)는 주파수 대역을 기준으로 구분된 각각의 대역 데이터에 포함된 주파수 별 신호크기를 합산하여 합산 결과값을 산출한다. 여기서, 초음파 의료 장치(100)는 각각의 시분할 된 영역에 대한 결과 데이터로부터 산출된 합산 결과값을 이용하여 도 7의 (b)에 도시된 관심영역에 대한 합산결과 데이터(712, 722)를 생성할 수 있다. 예컨대, 초음파 의료 장치(100)는 제1 대역 데이터(710)와 같은 저대역 주파수에 해당하는 저주파 신호크기를 합산하여 산출된 합산 결과값을 이용하여 관심영역에 대한 제1 합산결과 데이터(712)를 생성한다. 여기서, 초음파 의료 장치(100)는 제1 합산결과 데이터(712)를 이용하여 고강도 초음파의 집속 위치를 검출할 수 있고, 이를 통해 병변의 상태 및 위치를 확인할 수도 있다.
한편, 초음파 의료 장치(100)는 제2 대역 데이터(720)와 같은 고대역 주파수에 해당하는 고주파 신호크기를 합산하여 산출된 합산 결과값을 누적하여 관심영역에 대한 제2 합산결과 데이터(722)를 생성할 수 있다. 여기서, 초음파 의료 장치(100)는 제2 합산결과 데이터(722)를 이용하여 캐비테이션의 발생량을 확인할 수 있고, 제2 합산결과 데이터(722)를 관심영역에 맵핑하여 캐비테이션의 발생 위치를 검출할 수 있다. 초음파 의료 장치(100)는 고대역 주파수만을 이용하여 캐비테이션의 발생량 및 발생 위치를 검출하는 경우, 연산하는 데이터의 양을 줄일 수 있어 검출 시간을 줄일 수 있을 것이다.
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 120: 치료용 트랜스듀서
122: 동기화부 130: 영상 처리부
140: 캐비테이션 검출부
142: 데이터 처리부 144: 검출부
150: 사용자 입력부 160: 저장부
170: 디스플레이부 210: 데이터 획득부
220: 데이터 변환부 230: 필터 처리부
240: 합산 처리부 250: 비교부
260: 맵핑부
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본 특허출원은 2013년 02월 28일 한국에 출원한 특허출원번호 제 10-2013-0021951 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 (16)

  1. 대상체로 이미징 초음파를 송신하고 상기 대상체로부터 반사되는 제1 에코신호를 수신하는 이미징 트랜스듀서;
    상기 대상체의 초점 위치 지점으로 고강도 초음파를 송신하는 치료용 트랜스듀서;
    상기 초점 위치 지점으로부터 반사된 제2 에코신호로부터 획득한 스캔라인별 데이터를 기 설정된 시간으로 분할하여 시분할 데이터를 각각 생성하고, 상기 시분할 데이터 각각을 주파수 영역으로 변환한 결과 데이터를 생성하는 데이터 처리부; 및
    상기 결과 데이터 각각에 포함된 주파수 성분에 근거하여 캐비테이션(Cavitation)의 위치를 검출하는 검출부
    를 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 검출부는,
    상기 결과 데이터마다 주파수 별 신호크기를 합산(Summing)한 합산 결과값을 산출하는 합산 처리부;
    상기 제1 에코신호에 근거하여 기 설정된 임계값과 상기 합산 결과값을 각각 비교하여 비교 결과값을 각각 생성하는 비교부; 및
    상기 비교 결과값을 관심영역에 맵핑(Mapping)하여 캐비테이션의 위치를 검출하는 맵핑부
    를 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  3. 제 2 항에 있어서,
    상기 합산 처리부는,
    상기 결과 데이터 각각에 포함된 상기 주파수 성분을 주파수 대역별로 구분하여 각각의 상기 주파수 대역별 상기 합산 결과값을 산출하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  4. 제 3 항에 있어서,
    상기 합산 처리부는,
    상기 결과 데이터 각각에 포함된 상기 주파수 성분 중 각각의 고주파의 신호크기만를 합산한 고주파 합산 결과값 또는 각각의 저주파 신호크기만을 합산한 저주파 합산 결과값을 상기 합산 결과값으로 인식하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  5. 제 4 항에 있어서,
    상기 비교부는 상기 고주파 합산 결과값을 상기 기 설정된 임계값과 각각 비교하여 고주파 비교 결과값을 생성하고, 상기 맵핑부는 상기 고주파 비교 결과값을 상기 관심영역에 맵핑하여 상기 캐비테이션의 위치를 검출하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  6. 제 4 항에 있어서,
    상기 비교부는 상기 저주파 합산 결과값을 상기 기 설정된 임계값과 각각 비교하여 저주파 비교 결과값을 생성하고, 상기 맵핑부는 상기 저주파 비교 결과값을 상기 관심영역에 맵핑하여 상기 고강도 초음파의 집속 위치를 검출하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  7. 제 2 항에 있어서,
    상기 맵핑부는,
    상기 합산 결과값의 누적 데이터를 이용하여 시간 경과에 따른 상기 캐비테이션의 발생량을 확인하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  8. 제 1 항에 있어서,
    상기 데이터 처리부는,
    상기 이미징 초음파를 송신하는 스캔라인(Scanline)별로 구분하여 각각의 상기 스캔라인에 대한 상기 스캔라인별 데이터를 획득하는 데이터 획득부;
    상기 스캔라인별 데이터를 상기 기 설정된 시간으로 분할하여 상기 시분할 데이터를 각각 생성하고, 시간 영역의 상기 시분할 데이터를 주파수 분석을 이용하여 주파수 영역 데이터로 각각 변환하는 데이터 변환부; 및
    상기 주파수 영역 데이터에 포함된 고강도 주파수 성분을 필터링하여 상기 결과 데이터를 각각 생성하는 필터 처리부
    를 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  9. 제 8 항에 있어서,
    상기 데이터 변환부는,
    고속 푸리에 변환(FFT: Fast Fourier Transform)을 이용하여 상기 시분할 데이터를 상기 주파수 영역 데이터로 각각 변환하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  10. 제 8 항에 있어서,
    상기 필터 처리부는,
    상기 주파수 영역 데이터에서 톱니(Saw) 형태의 윈도우를 갖는 필터를 이용하여 메인 주파수 성분 및 하모닉(Harmonic) 주파수 성분 중 적어도 하나 이상의 주파수 성분을 필터링한 각각의 상기 결과 데이터를 생성하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  11. 제 1 항에 있어서,
    상기 이미징 초음파 및 상기 고강도 초음파가 상기 초점 위치 지점에 도달하는 시점이 동일하도록 상기 이미징 초음파와 상기 고강도 초음파를 송신 동기화하는 동기화부
    를 추가로 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  12. 제 1 항에 있어서,
    상기 제1 에코신호를 이용하여 수신신호를 생성하고, 상기 수신신호에 기초하여 진단영상이 형성되도록 하며, 상기 진단영상이 구비된 디스플레이부를 통해 출력되도록 하는 영상 처리부; 및
    상기 진단영상 상에 관심영역을 설정하기 위한 관심 위치 정보를 입력받고, 상기 관심영역 내에 상기 초점 위치 지점을 설정하기 위한 초점 위치 정보를 입력받는 사용자 입력부
    를 추가로 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 의료 장치.
  13. 초음파 의료 장치가 캐비테이션을 검출하는 방법에 있어서,
    대상체로 이미징 초음파를 송신하고 상기 대상체로부터 반사되는 제1 에코신호를 수신하는 제1 에코신호 수신과정;
    상기 대상체의 초점 위치 지점으로 고강도 초음파를 송신하는 고강도 초음파 송신과정;
    상기 초점 위치 지점으로부터 반사된 제2 에코신호로부터 획득한 스캔라인별 데이터를 기 설정된 시간으로 분할하여 시분할 데이터를 각각 생성하고, 상기 시분할 데이터 각각을 주파수 영역으로 변환한 결과 데이터를 생성하는 데이터 처리과정; 및
    상기 결과 데이터 각각에 포함된 주파수 성분에 근거하여 캐비테이션의 위치를 검출하는 검출과정
    을 포함하는 것을 특징으로 하는 캐비테이션 검출 방법.
  14. 제 13 항에 있어서,
    상기 검출과정은,
    상기 결과 데이터마다 주파수 별 신호크기를 합산(Summing)한 합산 결과값을 산출하는 합산 처리과정;
    상기 제1 에코신호에 근거하여 기 설정된 임계값과 상기 합산 결과값을 각각 비교하여 비교 결과값을 각각 생성하는 비교 처리과정; 및
    상기 비교 결과값을 관심영역에 맵핑(Mapping)하여 캐비테이션의 위치를 검출하는 맵핑과정
    을 포함하는 것을 특징으로 하는 캐비테이션 검출 방법.
  15. 제 13 항에 있어서,
    상기 스캔라인별 데이터 처리과정은,
    상기 이미징 초음파를 송신하는 스캔라인(Scanline)별로 구분하여 각각의 상기 스캔라인에 대한 상기 스캔라인별 데이터를 획득하는 데이터 획득과정;
    상기 스캔라인별 데이터를 상기 기 설정된 시간으로 분할하여 상기 시분할 데이터를 각각 생성하고, 시간 영역의 상기 시분할 데이터를 주파수 영역 데이터로 각각 변환하는 데이터 변환과정; 및
    상기 주파수 영역 데이터에 포함된 고강도 주파수 성분을 필터링하여 상기 결과 데이터를 각각 생성하는 필터 처리과정
    을 포함하는 것을 특징으로 하는 캐비테이션 검출 방법.
  16. 제 13 항에 있어서,
    상기 제1 에코신호를 이용하여 수신신호를 생성하고, 상기 수신신호에 기초하여 진단영상이 형성되도록 하는 영상 처리과정; 및
    상기 진단영상 상에 관심영역을 설정하기 위한 관심 위치 정보를 입력받아 관심영역을 설정하고, 초점 위지 정보를 입력받아 상기 관심영역 내에 상기 초점 위치 지점을 설정하는 초점 위치 지점 설정과정
    을 추가로 포함하는 것을 특징으로 하는 캐비테이션 검출 방법.
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