自動優化都卜勒成像參數的方法和裝置的製作方法

2023-06-14 05:46:46 1

專利名稱：自動優化都卜勒成像參數的方法和裝置的製作方法
技術領域：
本發明涉及超聲成像領域，並且更具體地，涉及一種用於超聲成 像系統的自動優化都卜勒成像參數的方法和裝置。
背景技術：
脈衝波都卜勒(Pulsed Wave Doppler, PW )技術被廣泛用於人體 血流的無損檢測和測量，它可以觀察人體特定區域的血流特性，得到 血流速度及分布。
圖1示出典型的都卜勒成像參數優化框圖。在PW測量中，操作 者一般在患者的二維超聲圖像中的某個位置設置一個取樣門，然後對 取樣門所在的掃描位置發射超聲信號。射入人體的超聲信號遇到人體 細胞發生散射後到達接收換能器。接收換能器將聲信號轉變為電信 號，接收到的微弱電信號經過低噪放大、正交解調、低通濾波，得到 同相(in-phase, I)和正交(quadrature, Q)兩^各正交信號，分別對 這兩路正交信號在取樣門位置進行距離累積，得到當前時刻的都卜勒 信號的一個復值採樣點。以一定的頻率即脈衝重複頻率(Pulse Repetition Frequency, PRF )重複上述發射和接收過程，就得到隨時間 變化的都卜勒信號。得到的都卜勒信號經過壁濾波濾除極低頻率的組 織和管壁回波信號。在一段給定的時間內，對濾波後的取樣門內的多 普勒信號作快速傅立葉變換，獲得都卜勒信號的功率譜估計，從而根
據都卜勒效應獲得取樣門內血流速度的分布狀況。隨時間變化的功率 鐠就形成了都卜勒聲語圖。圖2示出人體頸動脈血流的都卜勒聲諳圖， 圖中橫坐標代表時間，縱坐標代表頻率(流速)。都卜勒聲語圖經過 數字掃描變換(Digital Scanning Conversion, DSC)後送到顯示器進 行顯示。如圖1所示，如果都卜勒成像參數需要優化，則觸發參數調節單元。參數調節單元首先獲取一定時間的都卜勒聲語圖(都卜勒譜 線)，經過分析，得到調節後的脈沖重複頻率和基線，然後分別反饋 給發射接收單元和譜分析單元。
當脈衝重複頻率小於都卜勒血流信號的奈奎斯特頻率或者多普 勒聲譜圖的基線位置設置不合適時，都卜勒聲語圖會發生混疊。發生 混疊時，都卜勒聲譜圖會在速度(頻率)刻度方向發生巻繞以致於正 向速度顯示為負向，而負向速度則顯示為正向。如果都卜勒聲譜的總 帶寬小於脈沖重複頻率， 一個簡單的基線移位就可以消除混疊(稱此 時的混疊為一次混疊)。但是，如果都卜勒聲譜的帶寬大於脈衝重複 頻率，僅調整基線是不可能消除巻繞的(稱此時的混疊為多次混疊)， 這時候需要增加脈沖重複頻率來擴展速度的範圍。
傳統的都卜勒超聲診斷儀器的操作面板上，都有調節脈沖重複頻 率和基線的按鈕。每撥動一次按鈕，脈衝重複頻率或基線會增加或減 少 一定數值而到達系統預設的下 一個檔位。這種操作方法穩定性較 好，但是比較費時，特別是當前檔位和目標檔位之間相差較多時，操 作者需要多次手動調節按鈕才能達到預期的參數值。
自動優化脈衝重複頻率和基線是通過對一定時間的都卜勒聲語 圖進行處理，自動判斷出都卜勒聲譜圖的幅度和位置，從而決定應該 如何調節脈衝重複頻率和基線。
在專利文獻US6577967[1]中，首先採集並存儲一段時間(至少包 含一個心動周期)的都卜勒聲譜圖。為了準確地判斷都卜勒聲譜圖中 信號的邊界，在該專利中提出一種基於系統中的平均噪聲功率的噪聲 模型，其中，系統中的平均噪聲功率是通過估計在不同增益下系統中 各部分的噪聲(包括前置放大器、AD量化噪聲等)之和得到的。在 得到系統中的平均噪聲功率並通過噪聲模型估計出噪聲閾值之後，通 過對採集到的、 一定時間的都卜勒聲譜圖進行逐行處理，根據處理特 性來判斷出信號的邊界，並最終調節脈沖重複頻率和基線等參數。該 專利中通過將各部分的噪聲相加來得到噪聲的平均功率，操作的複雜度較高。另外，存儲至少一個心動周期內的所有都卜勒語線，並對這 些都卜勒譜線逐行作處理，運算量和存儲量都很大。在專利文獻US6663566[2]中，首先獲得一段時間(至少包含一個 心動周期)的都卜勒聲譜圖。對這段時間的所有都卜勒譜線在每個頻 率點求平均值，最終得到一根平均功率譜線。然後搜索該平均功率語 線的最小值，並利用方差和均值等特徵來判斷該最小值是否為血流信 號。如果是血流信號，則表明頻率軸上都充滿了血流信號，需要增加 脈衝重複頻率後再作參數優化。否則，表明頻率軸上還包括噪聲，血 流信號並未充滿整個頻率軸。此時，基於上述搜索出的該平均功率語 線的最小值，確定一個噪聲閾值。然後基於該噪聲閾值來搜索該平均 功率譜線的信號邊界。接著，基於搜索到的該平均功率i普線的信號邊 界，將該平均功率譜線分為信號區域和噪聲區域，並從中產生新的噪 聲閾值。之後，在上述一個心動周期內的所有都卜勒語線中，找出在 該平均功率語線的信號正邊界處的、強度最大的一根都卜勒語線，並 基於該新的噪聲閾值，搜索這根都卜勒語線的邊界，搜索出的邊界就 是上述一個心動周期內信號的正邊界。以類似的方法可搜索出一個心 動周期內信號的負邊界。在搜索出 一個心動周期內信號的正邊界和負 邊界之後，作參數的自動優化。該專利中所述的方法分不同的步驟對 一個心動周期內信號的正邊界和負邊界進行了準確的搜索，穩定性較 好，但是同樣由於運算量和存儲量的限制，不適合在小資源的設備(如 嵌入式晶片)上運行。在專利文獻US6447455[3]中所述的參數自動優化方法，主要是針 對在發生一次混疊時參數的優化。首先採集一定時間的都卜勒譜線， 計算每根都卜勒譜線中正負頻率軸上的能量之和，並比較大小，認為較大的一方就是都卜勒聲譜的方向。如果都卜勒聲語的方向為正，則 從從基線往上搜索。如果頻率點的值大於閾值，則更新峰值索引，否 則不更新，直至到達正頻率的最大值，然後，轉向負頻率的最大值， 繼續搜索並更新峰值索引，直到回到基線位置。此時，如果搜索到的峰值索引為也為正，即與都卜勒聲語的方向一致，則認為沒有發生一 次混疊，否則，認為發生了一次混疊。如果都卜勒聲語的方向為負， 則從基線往下搜索，搜索步驟同上，如果搜索到的峰值索引也為負， 則沒有發生一次混疊，否則，發生了一次混疊。如果發生了一次混疊， 則需要提高脈沖重複頻率。該專利中所述的方法原理簡單，但是算法 容易受到噪聲幹擾，如都卜勒譜線中存在斑點狀的幹擾信號時，會引 起誤判，另外，對基線上下都存在都卜勒聲鐠的情況，該算法不能正 確地判斷是否發生了 一次混疊。在專利文獻US2007016073[4]中，介紹了 一種用模板匹配的方法 來判斷都卜勒聲譜圖中是否發生了多次混疊，在具備了大量的都卜勒 聲譜圖模板後，該算法的準確性較高，但是由於都卜勒聲譜圖形式的 多樣性，需要採集大量的都卜勒聲譜圖模板，另外，對模板庫中不存 在的 一些特殊的都卜勒聲譜圖，模板匹配的效果也不能肯定。因此，需要一種對系統資源要求低且具有良好穩定性的自動優化 都卜勒成像參數的方法和裝置。發明內容與上述各專利的方法不同，在考慮算法的複雜度、可實現性及穩 定性的基礎上，本發明提供一種自動優化都卜勒成像參數的方法，其 中，都卜勒成像參數包括脈沖重複頻率和基線中的至少一個。該方法 包括獲取步驟，用於獲取至少兩根在預定脈衝重複頻率下的特徵譜 線；存儲步驟，用於存儲所獲取的至少兩根特徵譜線；和優化步驟， 用於基於所存儲的至少兩根特徵i普線和預定噪聲平均功率來優化多 普勒成像參數中的至少一個。在預定時間內，獲取步驟是通過實時採 集在預定脈沖重複頻率下的都卜勒語線並不經存儲對所採集的多普 勒鐠線進行實時處理而獲取至少兩根特徵譜線。本發明還提供一種自動優化都卜勒成像參數的裝置，其中，多普 勒成像參數包括脈沖重複頻率和基線中的至少一個。該裝置包括獲10取模塊，用於獲取至少兩根在預定脈衝重複頻率下的特徵鐠線；存儲模塊，用於存儲所獲取的至少兩根特徵譜線；和優化模塊，用於基於 所存儲的至少兩根特徵譜線和預定噪聲平均功率來優化都卜勒成像 參數中的至少一個。在預定時間內，獲取模塊是通過實時採集在預定 脈衝重複頻率下的都卜勒譜線並不經存儲對所採集的都卜勒鐠線進 行實時處理而獲取至少兩根特徵語線。在現有技術中，需要存儲一段時間(至少包含一個心動周期)的 所有都卜勒譜線，存儲量很大。另外，對所存儲的這些都卜勒譜線進 行分析，運算量也會很大。因此，利用現有技術對都卜勒成像參數進 行優化時，對系統資源的要求較高。與現有技術相比，本發明的方法 和裝置通過僅存儲並處理兩根特徵語線和預定噪聲平均功率來實現 都卜勒成像參數的自動優化，所以佔用資源少、複雜度低且穩定性好。


通過結合以下附圖，並且參考以下對具體實施方式
的詳細說明， 可以對本發明有更透徹的理解圖1為典型的都卜勒成像參數優化系統的框圖； 圖2為人體頸動脈血流的都卜勒聲語圖；圖3為根據本發明的、用於自動優化都卜勒成像參數的方法的主 流程圖；圖4(a)為在最大功率譜線中搜索血流信號的邊界的示意圖，其中 的聲譜圖為正頻率邊界小於負頻率邊界且正負頻率邊界均在基線下 方的聲語圖；圖4(b)至圖4(i)為正頻率邊界和負頻率邊界在其它位置時的聲譜圖；圖5為圖4(a)在調節脈衝重複頻率和基線後的都卜勒聲i普圖；以 圖6為根據本發明的、用於自動優化都卜勒成像參數的裝置的框圖。
具體實施方式
在本發明中，提供了一種自動優化都卜勒成像參數的方法。現在參照圖3所示根據本發明的、用於自動優化都卜勒成像參數的方法的 主流程圖，對本發明進行詳細描述。根據本發明的、用於自動優化都卜勒成像參數的方法開始於步驟 300,結束於步驟360。為了儘可能地消除多次混疊，首先在步驟305, 將脈沖重複頻率設置為當前探測深度下的最大脈沖重複頻率值，並將 設置的脈衝重複頻率提供給超聲發射單元。假定J是當前探測深度，C 是超聲波在人體中的傳播速度，則當前探測深度下的最大脈衝重複頻 率定義為將脈衝重複頻率設置為/^&ax後，由於血流速度(血流頻率)範圍變寬，在大多數情況下，都卜勒聲譜圖中的多次混疊都能被消除， 但是當所測部位的血流流速較高時，多次混疊可能仍然會存在。除此之外，還可以將脈沖重複頻率設置為系統支持的最大脈衝重 復頻率。在當前深度下系統支持的最大脈衝重複頻率可能超過屍/^，,;1、， 此時系統將切換到高脈沖重複頻率(HPRF)工作模式。另外，還可 以根據檢查模式來設置脈沖重複頻率。例如在小器官檢查模式下，血 流速度較低，因此可以將脈衝重複頻率設置為一個較小的值。然後，在步驟310，在1秒鐘(假設一般人的心率大於60跳/分 鍾，則1秒鐘時間長度大於一個心動周期)的時間內實時釆集並處理 頻鐠估計單元產生的都卜勒譜線，得到兩根特徵語線，即最大功率譜 線和平均功率譜線。1秒鐘內產生的都卜勒諳線的數目與語更新速度 有關，用戶可以通過調整系統前面板上的按鈕來調整i普更新速度的大 小。々支設譜更新速度為SpecSpeed毫秒，則l秒鐘內產生的都卜勒譜 線的數目是formula see original document page 13每根語線有N個頻率點，自下而上，對應O到N-l,不同頻率點 代表不同的血流速度。N對應於快速傅立葉變換(Fast Fourier Transformation, FFT )的點H
最大功率譜線的產生過程如下將當前時刻產生的都卜勒語線在 某個頻率點上的功率值與存儲的最大功率鐠線在對應頻率點的功率 值比較，較大的一個功率值作為最大功率諳線在該頻率點上的新功率 值，對每個頻率點作同樣的處理，就得到當前時刻的最大功率語線， 將該最大功率鐠線存入內存中。在l秒鐘時間內，對產生的每根多普 勒譜線作同樣的處理，就得到最終的最大功率語線，記為MY。最大 功率譜線在每個頻率點上的初始功率都是0。
平均功率語線的產生過程如下將當前時刻產生的都卜勒語線在 某個頻率點上的功率值與存儲的總功率譜線在對應頻率點的功率值 相加，作為總功率語線在該頻率點上的新功率值。對每個頻率點作同 樣的處理，就得到當前時刻的總功率語線，將該總功卑語線存入內存 中。在l秒鐘時間內，對產生的每根都卜勒譜線作同樣的處理，就得 到最終的總功率譜線。最後，將得到的總功率i普線除以1秒鐘內的多 普勒譜線的數目，就得到平均功率譜線，記為MV。總功率語線在每 個頻率點上的初始功率都是0。
按照上述過程，得到最大功率譜線和平均功率語線。後續的所有 處理都在這兩根特徵譜線上進行。為了減少管壁和組織回波引起的低 頻高強度功率對都卜勒成像參數優化的影響，根據壁濾波截止頻率的 設置，在最大功率譜線和平均功率語線中，將壁濾波截止頻率範圍內 的功率值置為無效，後續的處理將不考慮這些功率值。
在步驟320中，判斷都卜勒聲鐠圖中是否存在多次混疊。首先需 要搜索最大功率譜線MY中的最小功率值所對應的最小功率頻率點。 設該頻率點的初始值為0，則最小功率值的初始值為最大功率i普線在 第0個頻率點的功率。然後，從第l個頻率點開始，將最大功率譜線
13中當前頻率點的功率值與當前的最小功率值比較，較小的一個作為新 的最小功率值，對應的頻率點作為新的最小功率頻率點。依此類推， 將最大功率譜線上每個頻率點的功率值與最小功率值比較，直到第 N-l個頻率點。此時記錄的最小功率頻率點就是最大功率語線的最小
功率頻率點，記為人m。接著，判斷下式是否成立
MTV, <C1
式中，MV,,，是指平均功率譜線AW在兒,，處的值，Cl是根據預定 噪聲平均功率設置的一個閾值。Cl可以取預定噪聲平均功率的若干 倍，如2倍。而預定噪聲平均功率可以通過測量探頭懸空時都卜勒聲 譜圖的平均功率來獲得。如果上式不成立，即平均功率語線在頻率點
./;，處的功率大於ci，則認為/，處是信號，都卜勒聲譜圖中已經充滿
了信號，存在多次混疊；反之，如果上式成立，即平均功率語線在/:，
頻率點處的值小於Cl,則認為厶, 處是噪聲，都卜勒聲語圖中並未充
滿信號，不存在多次混疊。
若都卜勒聲譜圖存在多次混疊，則進行步驟340,保持原有的脈 衝重複頻率和基線不變，這是由於此時脈沖重複頻率已經是當前探測 深度下的最大脈衝重複頻率，無法再通過提高脈沖重複頻率來消除多 次混疊。
若都卜勒聲語圖中不存在多次混疊，則進行步驟330,在最大功 率譜線中搜索血流信號的邊界，包括正頻率邊界和負頻率邊界。下面 對此進4於詳細描述。
首先，基於預定噪聲平均功率，確定新的噪聲閾值C2。然後在最 大功率譜線縱中，搜索血流信號的負頻率邊界。C2可以取預定噪聲 平均功率的若干倍，如10倍。
圖4(a)示出在最大功率譜線中搜索血流信號邊界的示意圖。在最 大功率譜線MY中，以L,，為起始點，向上搜索，如果有連續C3個頻 率點處的最大功率值都大於上述新的噪聲閾值C2，則認為搜索到了血 流信號的負頻率邊界/_，否則繼續往上搜索，搜索至第N-1個頻率點後，轉到第0個頻率點繼續搜索，直到頻率點/,，,,，。正頻率邊界的搜 索方法和負頻率邊界的搜索方法相類似，只是搜索方向變為向下搜 索，搜索到第0個頻率點之後，轉向第N-l個頻率點繼續搜索，直至 頻率點兒,'，搜索到的血流信號的正頻率邊界記為./+。 C3代表能分辨 的信號的最小幅度，其值越小，能分辨的信號的幅度越小，靈敏度越 高，但是，算法的魯棒性降低。因此，C3的取值應該根據情況確定， 以達到靈敏度和算法魯棒性的平衡。例如，在本實施例中，(::3的值取 10。實際應用中可根據需要取C3為小於N的正整數。
回到圖3，如果在步驟335中沒搜索到血流信號的邊界，則表明 都卜勒聲譜圖中血流信號的幅度太小，需要縮小流速的顯示範圍來正 確顯示血流信號，所以轉向步驟350。在步驟350中，將脈衝重複頻 率調至當前測量模式下的最小值，並將基線調至顯示區的中央。
如果在步驟335中搜索到血流信號的邊界，則轉向步驟345。在 步驟345 ，根據/+和/—的位置來調節脈沖重複頻率和基線。
調節脈衝重複頻率的過程如下。首先根據得到譜圖中血流信號所 在的區域及血流信號佔整個頻率空間的比例，然後根據信號所佔比例 和期望縮放到的比例算出新的脈衝重複頻率。
下面將根據不同的情況對此進行詳細描述。
一.厶</-:
1. /+和/-在基線同一側: (1) /+和/_都在基線下側
圖4(a)所示即為A < ,且/+和/—都在基線下側的情況下的聲語圖，
從其最大功率譜線可以看出信號區域為 W^ = iV —(/——/+)
其中，Ros表示信號區域，N表示都卜勒語線的頻率點的個數，
即FFT的點數。
信號區域在整個頻率空間中所佔的比例為，，則新的脈衝重複頻率由下式計算
屍7 F腳=屍胖 /(^)=屍/ i^ /丄
其中，屍i F^和P/ /^分別是調節前後的脈衝重複頻率；k是預定 義的常數，取0 1之間的小數，表示調節後的血流信號的幅度佔整個 頻率空間的比例；L表示調節前的脈沖重複頻率與調節後的脈衝重複 頻率的比值。由於超聲系統中脈沖重複頻率是離散值，所以算出的 屍i^，需要與系統中允許的脈沖重複頻率相匹配，找出所有離散脈衝 重複頻率值中大於屍i /^的最小的值，作為調節後的脈衝重複頻率。
調節基線的過程如下。根據/+和/:的位置，可以對基線的位置進 行優化。調節後的基線位置是
1 一 A:
6twe/,'"e腳=-* jV + - /一) * A
其中，kwe/,'m 。w、 6氾￡//朋 ，分別是調節前後的基線位置，其它參 數的定義同上。同樣，超聲系統中的基線位置也是取一些離散值，因 此，算出的k^/,'m^也要與系統中可能的基線位置值逐一比較，找出 與它最接近的 一個基線位置值，作為調節後的新基線位置。
圖5所示為圖4(a)的聲譜圖在根據本發明進行脈沖重複頻率和基 線調節後的結果。由圖5可見，調節後的都卜勒聲譜圖不存在混疊， 且信號幅度在整個頻率空間中所佔的比例也比較合適。
/+和/一在其它位置時，對脈衝重複頻率和基線的調節與圖4(a)所 示的情況下的調節類似，下面依次進行說明(其中部分對應的聲譜圖 直接示出了正頻率邊界/+和負頻率邊界/:,而未示出相應的最大功率 譜線)。
(2) /+和/_都在基線上側
如圖4(b)所示，此時，其信號區域為 / 仍=^ —(/— — /+)
其中，Ros表示信號區域，N表示都卜勒譜線的頻率點的個數， 即FFT的點數。信號區域在整個頻率空間中所佔的比例為，，則新的脈衝重複
TV
頻率由下式計算
細
其中，/^i^和/^/^分別是調節前後的脈沖重複頻率；k是預定義的常數，取0 1之間的小數，表示調節後的血流信號的幅度佔整個頻率空間的比例；L表示調節前的脈衝重複頻率與調節後的脈衝重複頻率的比值。同樣的，由於超聲系統中脈衝重複頻率是離散值，所以算出的屍i T^需要與系統中允許的脈衝重複頻率相匹配，找出所有離
散脈沖重複頻率值中大於的最小的值，作為調節後的脈衝重複頻率。
調節後的基線位置是
1 + A:
6os"e// e"w = 2 * W - (/+ - 6oye//weoW) * /<
其中，Z^e//m 。w、 k^/,'"e^分別是調節前後的基線位置，其它參數的定義同上。同樣的，超聲系統中的基線位置也是取一些離散值，因此，算出的6"化//股_也要與系統中可能的基線位置逐一比較，找出與它最接近的一個基線位置，作為調節後的新基線位置。
2.厶和,分別在基線兩側
設最小正頻率到基線的距離為DisFromBaseO,則設最小負頻率到基線的距離為DisFromBasel ，則
其中，6證/Zm^是調節前的基線位置。
j口果ZfeFrow5twe0 < Z)^Fro附5cwd ,則聲i普圖具有正步貞率淨爭4正，否貝'J具有負頻率特徵。
(1)聲語圖具有正頻率特徵如圖4(c)所示，此時，其信號區域i os = iV — (6cwe//"e w — /+)
其中，Ros表示信號區域，N表示都卜勒語線的頻率點的個數，即FFT的點數，^^/^。 是調節前的基線位置。新的脈沖重複頻率由下式計算
17formula see original document page 18
屍i Z^和/^F eM,分別是調節前後的脈沖重複頻率；k是預定義的常
工
數，取0 1之間的小數，表示調節後的血流信號的幅度佔整個頻率間的比例。算出的/^屍_,與系統中允許的脈沖重複頻率相匹配，找出所有離散脈沖重複頻率值中大於的最小的值，作為調節後的脈
衝重複頻率。
調節後的基線位置是1 — A:
其中，6we/^"，是調節後的基線位置，其它參數的定義同上。同樣，算出的/^化//"^ ,也要與系統中可能的基線位置逐一比較，找出與它最接近的一個基線位置，作為調節後的新基線位置。
(2)聲譜圖具有負頻率特徵
如圖4(d)所示，此時，信號區域=- (./二 — 6<xs"e//we('w)
其中，Ros表示信號區域，N表示都卜勒譜線的頻率點的個數，即FFT的點數，/>"^//氣 是調節前的基線位置。新的脈沖重複頻率由下式計算
細
Pi F。w和分別是調節前後的脈沖重複頻率；k是預定義的常數，取0 1之間的小數，表示調節後的血流信號的幅度佔整個頻率空間的比例。算出的屍^_與系統中允許的脈衝重複頻率相匹配，找出所有離散脈衝重複頻率值中大於的最小的值，作為調節後的脈衝重複頻率。
調節後的基線位置是
1 + A:
其中，^^//股_是調節後的基線位置，其它參數的定義同上。算出的6a^/,'恥^與系統中可能的基線位置值逐一比較，找出與它最接近的一個基線位置值，作為調節後的新基線位置。二 /+ > /—
J八J , ^八^rt/
18屍=屍W屍。w
1.厶和,在基線同一側
設最小正頻率到基線的距離為DisFromBaseO,貝'J設最小負頻率到基線的距離為DisFromBasel ，貝'J
其中，6證/Z"^是調節前的基線位置。
》口果Z)^Frow5(xye0 < Z^屍raw5wel ，貝寸聲i普圖具有正步貞率淨爭;f正，否貝'J
具有負頻率特徵。
(1)聲語圖具有正頻率特徵
A. /+和/_都在基線之上
如圖4(e)所示，此時，信號區域
其中，Ros表示信號區域，6",化/^^是調節前的基線位置。新的脈沖重複頻率由下式計算
細
MF W和屍i i^分別是調節前後的脈沖重複頻率；k是預定義的常數，取0 1之間的小數，表示調節後的血流信號的幅度佔整個頻率空間的比例。算出的屍i F，與系統中允許的脈衝重複頻率相匹配，找出
所有離散脈衝重複頻率值中大於屍i^，的最小的值，作為調節後的脈
沖重複頻率。
調節後的基線位置是
其中，^^//m^是調節後的基線位置，其它參數的定義同上。算出的與系統中可能的基線位置值逐一比較，找出與它最接近
的一個基線位置值，作為調節後的新基線位置。
B. /;和/—都在基線之下如圖4(f)所示，此時，信號區域
= W _ (6cwe//"e w — /+)其中，Ros表示信號區域，N表示都卜勒鐠線的頻率點的個數，即FFT的點數，6"^/,>7^是調節前的基線位置。新的脈沖重複頻率由下式計算屍WF ew =屍7 F。w
細
Pi C和M/^分別是調節前後的脈衝重複頻率；k是預定義的常數，取0 1之間的小數，表示調節後的血流信號的幅度佔整個頻率空間的比例。算出的屍i^，與系統中允許的脈衝重複頻率相匹配，找出
所有離散脈沖重複頻率值中大於的最小的值，作為調節後的脈衝重複頻率。
調節後的基線位置是
其中，6騰//股,，是調節後的基線位置，其它參數的定義同上。算
出的與系統中可能的基線位置逐一比較，找出與它最接近的一個基線位置，作為調節後的新基線位置。(2)聲譜圖具有負頻率特徵
A. /+和/_都在基線之下，如下圖4(g)所示，此時，信號區域
其中，Ros表示信號區域，k^"m^是調節前的基線位置。新的脈衝重複頻率由下式計算
細
屍i^w和/V^，分別是調節前後的脈沖重複頻率；k是預定義的常數，取0 1之間的小數，表示調節後的血流信號的幅度佔整個頻率空間的比例。算出的M7^,與系統中允許的脈衝重複頻率相匹配，找出所有離散脈衝重複頻率值中大於W^，的最小的值，作為調節後的脈
衝重複頻率。
調節後的基線位置是
其中，6證//附_是調節後的基線，其它參數的定義同上。算出的Z^e"rn^與系統中可能的基線位置逐一 比較，找出與它最接近的 一個基線位置，作為調節後的新基線位置。
B. /+和/ 都在基線之上
如圖4(h)所示，此時，信號區域
其中，Ros表示信號區域，N表示都卜勒譜線的頻率點的個數，
P "^腳=P狀w '
20即FFT的點數，6騰/,'"^是調節前的基線位置，
新的脈衝重複頻率由下式計算
、* iV一
屍i /^和^i^,分別是調節前後的脈沖重複頻率；k是預定義的常 數，取0 1之間的小數，表示調節後的血流信號的幅度佔整個頻率空
間的比例。算出的屍i f;，與系統中允許的脈沖重複頻率相匹配，找出
所有離散脈沖重複頻率值中大於戶^_的最小的值，作為調節後的脈 沖重複頻率。
調節後的基線位置是
其中，^w/,'"e,，是調節後的基線，其它參數的定義同上。算出的 kw"/恥"，與系統中可能的基線位置逐一比較，找出與它最接近的一個 基線位置，作為調節後的新基線位置。
2.厶和,-分別在基線兩側
如下圖4(i)所示，此時，信號區域
其中，Ros表示信號區域。 新的脈衝重複頻率由下式計算
"T恥w ^ " oW
其中，i^^和屍^^分別是調節前後的脈衝重複頻率；k是預定 義的常數，取0 1之間的小數，表示調節後的血流信號的幅度佔整個 頻率空間的比例；L表示調節前的脈沖重複頻率與調節後的脈衝重複 頻率的比值。算出的屍i^，需要與系統中允許的脈沖重複頻率相匹配， 找出所有離散脈衝重複頻率值中大於的最小的值，作為調節後 的脈衝重複頻率。
調節後的基線位置是 1 一 /t
其中，6"化//" 、^^//";,分別是調節前後的基線位置，其它參數 的定義同上。算出的6"^//恥_與系統中可能的基線位置逐一比較，找 出與它最接近的一個基線位置，作為調節後的新基線位置。圖6所示為根據本發明的、用於自動優化都卜勒成像參數的裝置
600的框圖。如圖所示，裝置600包括獲取模塊610、存儲模塊635 和優化模塊640。在根據本發明的一個實施例中，為實現都卜勒成像 參數的自動優化，超聲系統中的超聲發射單元按照發射超聲波。 獲取模塊610通過在1秒鐘內實時採集頻譜估計單元產生的都卜勒語 線並不經存儲對所採集的都卜勒譜線進行實時處理而得到最大功率 譜線和平均功率譜線。存儲模塊635存儲所得到的最大功率i普線和平 均功率譜線。優化模塊640基於所存儲的最大功率語線、平均功率語 線和預定噪聲平均功率來優化都卜勒成像參數中的至少 一個。該預定 噪聲平均功率是事先測定的、在不同探測深度、不同取樣門寬度條件 下的噪聲平均功率。
在根據本發明的一個實施例中，獲取模塊610包括括採集模塊 615、最大功率譜線獲取模塊620、總功率語線獲取模塊625和平均功 率譜線獲取模塊630。採集模塊615實時採集頻率估計單元產生的多 普勒譜線。最大功率譜線獲取模塊620在1秒鐘內，通過選擇當前存 儲的最大功率語線與當前實時採集的都卜勒語線在每個頻率點上的 較大值來獲取最終的最大功率譜線。總功率譜線獲取模塊625在1秒 鍾內，通過對實時採集的都卜勒譜線在每個頻率點上的值進行實時累 加來獲取總功率鐠線，並將所獲取的總功率譜線提供給平均功率譜線 獲取模塊630。平均功率語線獲取模塊630通過將總功率鐠線除以1 秒鐘內的都卜勒傳線的數目來獲取平均功率謙線。
在根據本發明的一個實施例中，優化模塊640包括濾除模塊645、 確定模塊650、混疊判斷模塊655、邊界搜索模塊660和調節模塊665。 濾除模塊645將存儲的最大功率譜線和平均功率譜線在壁濾波截止頻 率範圍內的功率值濾除，得到新的最大功率語線和新的平均功率譜 線。確定模塊650確定新的最大功率語線中具有最小功率值的頻率點 ./:■。混疊判斷模塊655通過將新的平均功率譜線在/;，處的功率值與 Cl進行比較來判斷是否存在多次混疊，若新的平均功率譜線在/:，處的功率值大於Cl,則存在多次混疊，否則，不存在多次混疊。在不存 在多次混疊時，邊界搜索模塊660基於新的最大功率謹線和預定噪聲
平均功率來搜索血流信號的邊界。調節模塊665根據邊界搜索模塊的 輸出來調節都卜勒成像參數。在搜索不到血流信號的邊界時，將脈衝 重複頻率調至最小值，並將基線調至顯示區的中央，而在搜索到血流 信號的邊界時，基於血流信號的邊界來調節都卜勒成像參數中的至少 一個。
本發明的方法和裝置已經在彩色都卜勒診斷系統中驗證可行。本 發明的方法和裝置不僅可用於實時的都卜勒成像參數優化，還可以用 於離線的都卜勒成像參數優化。
以上通過特定的實施例對本發明進行了詳細的描述，但本發明並 不限於上述實施例。在不脫離本發明範圍的前提下，可以對本發明進 行各種修改和變更。本發明的範圍由所附權利要求書限定。在本發明 的說明書和權利要求書中所用的諸如"第一"和"第二"等詞語僅僅 是為了便於描述，而不具有任何限制意義。 參考文獻 Lany Y丄.Mo; Lihong Pan; Richard M. Kulakowski etc. "automatic adjustment of velocity scale and pulse repetition frequency for Doppler ultrasound spectrograms", US Patent 6577967, Jun. 10, 2003。 Lihong Pan; Richard Kulakowski, "method and apparatus for automatic control of spectral Doppler imaging", US Patent 6663566， Dec. 16， 2003。 Ji Hoon Bang; Cheol An Kim, "ultrasound diagnostic apparatus and method for measuring blood flow velocity using Doppler effect", US Patent 6447455, Sep. 10, 2002。 Hye Jung Kim; Ki Jong Lee etc. "apparatus and method for processing an ultrasound spectrum image", US Patent 2007016073 ， Jan. 18， 2007。
2權利要求
1.一種自動優化都卜勒成像參數的方法，所述都卜勒成像參數包括脈衝重複頻率和基線中的至少一個，所述方法包括獲取步驟，用於獲取至少兩根在預定脈衝重複頻率下的特徵譜線；存儲步驟，用於存儲所述至少兩根特徵譜線；和優化步驟，用於基於所存儲的至少兩根特徵譜線和預定噪聲平均功率來優化所述都卜勒成像參數中的至少一個；其特徵在於，在預定時間內，所述獲取步驟是通過實時採集在所述預定脈衝重複頻率下的都卜勒譜線並不經存儲對所採集的都卜勒譜線進行實時處理而獲取所述至少兩根特徵譜線。
2. 如權利要求1所述的方法，其特徵在於，所述預定脈衝重複 頻率是系統支持的最大脈衝重複頻率、當前探測深度下的最大脈衝重 復頻率或者當前檢查模式下的最大脈沖重複頻率。
3. 如權利要求2所述的方法，其特徵在於，所述至少兩根特徵 譜線包括最大功率譜線和平均功率譜線。
4. 如權利要求3所述的方法，其特徵在於，所述獲取步驟包括 採集步驟，用於實時採集在所述預定脈衝重複頻率下的都卜勒語線；最大功率譜線獲取步驟，用於在所述預定時間內，通過選擇當前 存儲的最大功率譜線與當前實時採集的都卜勒譜線在每個頻率點上 的較大值來獲取最終的最大功率語線；總功率譜線獲取模塊，用於在所述預定時間內，通過對實時採集 的都卜勒譜線在每個頻率點上的值進行實時累加來獲取總功率譜線；和平均功率譜線獲取模塊，用於通過將所述總功率語線除以所述預 定時間內的都卜勒語線的數目來獲取所述平均功率譜線。
5. 如權利要求3所述的方法，其特徵在於，所述優化步驟包括 濾除步驟，用於將所述最大功率譜線和所述平均功率語線在壁濾波截止頻率範圍內的功率值濾除，得到新的最大功率譜線和新的平均 功率譜線；確定步驟，用於確定所述新的最大功率鐠線中具有最小功率值的 頻率點；小功率值的頻率點的功率值與第一閾值進行比較來判斷是否存在多 次混疊，若所述新的平均功率譜線在所述具有最小功率值的頻率點的 功率值大於所述第一閾值，則存在多次混疊，否則，不存在多次混疊；邊界搜索步驟，用於在不存在多次混疊時，基於所述新的最大功 率譜線和所述預定噪聲平均功率來搜索血流信號的邊界，所述血流信 號的邊界包括血流信號的正頻率邊界和負頻率邊界；第一調節步驟，用於在搜索不到所述血流信號的邊界時，將所述脈沖重複頻率調至最小值，並將所述基線調至顯示區的中央；和第二調節步驟，用於在搜索到所述血流信號的邊界時，基於所述血流信號的邊界來調節所述都卜勒成像參數中的至少 一個。
6. 如權利要求5所述的方法，其特徵在於，所述第一閾值取決 於所述預定噪聲平均功率。
7. 如權利要求5所述的方法，其特徵在於，所述邊界搜索步驟 包括負邊界搜索步驟，用於在所述新的最大功率語線中，以所述具有 最小功率值的頻率點為搜索起點，向正頻率方向搜索所述血流信號的 負頻率邊界，若連續多個頻率點處的最大功率值都大於第二閾值，則 搜索到所述血流信號的負頻率邊界，否則繼續向所述正頻率方向搜 索，當搜索至最大頻率點後轉到最小頻率點繼續搜索，直至所述具有 最小功率值的頻率點；和正邊界搜索步驟，用於在所述新的最大功率譜線中，以所述具有最小功率值的頻率點為搜索起點，向負頻率方向搜索所述血流信號的 正頻率邊界，若連續多個頻率點處的最大功率值都大於所述第二閾 值，則搜索到所述血流信號的正頻率邊界，否則繼續向所述負頻率方 向搜索，當搜索至所述最小頻率點後轉到最大頻率點繼續搜索，直至 所述具有最小功率值的頻率點。
8. 如權利要求7所述的方法，其特徵在於，所述第二閾值取決 於所述預定噪聲平均功率。
9. 如權利要求1 - 8中任一項所述的方法，其特徵在於，所述預 定時間至少等於一個心動周期。
10. 如權利要求1-8中任一項所述的方法，其特徵在於，所述 預定噪聲平均功率是事先測定的、在不同探測深度、不同取樣門寬度 條件下的噪聲平均功率。
11. 一種自動優化都卜勒成像參數的裝置，所述都卜勒成像參數 包括脈沖重複頻率和基線中的至少一個，所述裝置包括獲取模塊，用於獲取至少兩根在預定脈沖重複頻率下的特徵語線；存儲模塊，用於存儲所述至少兩根特徵譜線；和優化模塊，用於基於所存儲的至少兩根特徵語線和預定噪聲平均功率來優化所述都卜勒成像參數中的至少 一 個；其特徵在於，在預定時間內，所述獲取模塊是通過實時採集在所述預定脈沖重複頻率下的都卜勒譜線並不經存儲對所採集的都卜勒語線進行實時處理而獲取所述至少兩根特徵譜線。
12. 如權利要求11所述的裝置，其特徵在於，所述預定脈衝重 復頻率是系統支持的最大脈沖重複頻率、當前探測深度下的最大脈衝 重複頻率或者當前檢查模式下的最大脈衝重複頻率。
13. 如權利要求12所述的裝置，其特徵在於，所述至少兩根特 徵譜線包括最大功率譜線和平均功率i普線。
14. 如權利要求13所述的裝置，其特徵在於，所述獲取模塊包括採集模塊，用於實時採集在所述預定脈沖重複頻率下的都卜勒譜線；最大功率譜線獲取模塊，用於在所述預定時間內，通過選擇當前 存儲的最大功率譜線與當前實時採集的都卜勒譜線在每個頻率點上的較大值來獲取最終的最大功率譜線；總功率語線獲取模塊，用於在所述預定時間內，通過對實時採集的都卜勒譜線在每個頻率點上的值進行實時累加來獲取總功率語線； 和平均功率譜線獲取模塊，用於通過將所述總功率i普線除以所述預 定時間內的都卜勒語線的數目來獲取所述平均功率語線。
15.如權利要求13所述的裝置，其特徵在於，所述優化模塊包括濾除模塊，用於將所述最大功率鐠線和所述平均功率語線在壁濾 波截止頻率範圍內的功率值濾除，得到新的最大功率譜線和新的平均 功率譜線；確定模塊，用於確定所述新的最大功率譜線中具有最小功率值的 頻率點；小功率值的頻率點的功率值與第一閾值進行比較來判斷是否存在多 次混疊，若所述新的平均功率譜線在所述具有最小功率值的頻率點的 功率值大於所述第一閾值，則存在多次混疊，否則，不存在多次混疊；邊界搜索模塊，用於在不存在多次混疊時，基於所述新的最大功 率語線和所述預定噪聲平均功率來搜索血流信號的邊界；和調節模塊，用於在搜索不到所述血流信號的邊界時，將所述脈衝 重複頻率調至最小值，並將所述基線調至顯示區的中央，而在搜索到 所述血流信號的邊界時，基於所述血流信號的邊界來調節所述都卜勒 成像參數中的至少一個。
16. 如權利要求15所述的裝置，其特徵在於，所述第一閾值取決於.所述預定噪聲平均功率。
17. 如權利要求11-16中任一項所述的裝置，其特徵在於，所 述預定時間至少等於一個心動周期。
18. 如權利要求11-16中任一項所述的裝置，其特徵在於，所 述預定噪聲平均功率是事先測定的、在不同探測深度、不同取樣門寬 度條件下的噪聲平均功率。
全文摘要
本發明提供一種自動優化都卜勒成像參數的方法和裝置。該方法包括獲取步驟，用於獲取至少兩根在預定脈衝重複頻率下的特徵譜線；存儲步驟，用於存儲至少兩根特徵譜線；和優化步驟，用於基於所存儲的至少兩根特徵譜線和預定噪聲平均功率來優化都卜勒成像參數中的至少一個。在預定時間內，獲取步驟是通過實時採集在預定脈衝重複頻率下的都卜勒譜線並不經存儲對所採集的都卜勒譜線進行實時處理而獲取至少兩根特徵譜線。與現有技術相比，本發明的方法和裝置通過僅存儲並處理兩根特徵譜線和預定噪聲平均功率來實現都卜勒成像參數的自動優化，所以佔用資源少、複雜度低且穩定性好。
文檔編號A61B8/06GK101647715SQ20081013094
公開日2010年2月17日 申請日期2008年8月27日 優先權日2007年8月28日
發明者羽 張, 張官喜 申請人:深圳邁瑞生物醫療電子股份有限公司