专利名称：：具有频谱和音频组织多普勒的超声诊断成像系统的制作方法
技术领域：
：本发明涉及医疗超声诊断成像系统，尤其涉及呈现频谱和音频组织多普勒信息的超声系统。
背景技术：
：组织多普勒超声用于回波心脏病学以测量心肌的运动和定时。用于分析血流速度的超声技术的一种自适应是彩色血流成像，以及频谱和音频脉冲波多普勒。在血流技术中，杂波滤波器对强的、緩慢组织回波进行抑制，从而可以看到来自流动血液的非常^:弱、快速的回波。组织多普勒通常不使用杂波滤波器，因为感兴趣的回波是强的、緩慢的组织回波。在组织多普勒中，所分析的是占支配地位的緩慢組织回波信号，其具有远高于来自血液、噪声、和混响的信号的幅度。对于血流处理的频谱多普勒信号基于重叠短时间窗口化的快速傅立叶变换(FFT),称为周期图。周期图的时间分辨率直接与FFT时间跨度即获得采样序列所经过的时间成比例，并且速度(多普勒频率)分辨率与FFT时间跨度成反比。这对于组织多普勒来说是非常困难的权衡，因为组织的低速度(相对于血液)需要较好的速度分辨率，而心肌运动的动态定时需要较好的时间分辨率。当周期图对频谱组织多普勒进行适应时，得到的折中频谱在速度和时间上都显著模糊。组织多普勒的这种频谱模糊不仅仅是美感的问题。临床医生习惯于测量血液频谱的峰值速度，其占支配地位的传播源为血液扰动、切变、和活动斑点。他们还测量模糊组织多普勒频谱的峰值速度，而没有意识到在这种情况下，频谱展开完全是周期图信号处理算法和幅度-灰度级映射的时间和速度分辨率的伪像。类似于二维图像，多普勒频谱具有来自大量随机散射体的回波的复数总和的斑点。由于组织多普勒的速度和时间分辨率要求，明亮的斑点团和黑孔是巨大的，常常产生不均衡的频谱，使美感和测量进一步降级。斑点通过显示较大的幅度动态范围可部分地减轻，但使得来自FFT时间跨度的模糊更加恶化。对于频谱组织多普勒捕获，将多普勒采样门保持在心肌中可能是无效的，因为在心跳过程中存在大量的横向运动，由于心脏收缩产生的运动以及患者呼吸产生的运动。然而，即使在心肌轻微偏离主波束时，来自旁瓣的所接收的信号也是足够强而可使用的，因为来自组织的回波反射倾向于强烈。但运动效应可能造成频谱显示在亮度上变化巨大以及造成音频在响度变化巨大。自动增益控制可以有助于这个问题，但增加了复杂性。当信号强度由于心肌移动偏离主多普勒波束而衰弱时，来自混响的固定杂波在零速度基线周围更加可见，虽然心肌信号仍然占支配地位。极低频率杂波滤波器(例如25Hz高通)可以使显示看起来更加清洁，但这使得在所希望的信号改变方向时变得不连续。组织多普勒音频的一个问题是，由于心肌相对较低的速度以及充分穿透所需的低超声频率，多普勒频率是非常低的。对于小扬声器来说产生非常低音调的声音是困难的，并且这样的声音对于多数人来说难于听到。放大音量具有一定帮助，但可能导致失真。常规的FFT周期图技术非常适合于微弱的、宽带血液信号，但组织多普勒通常具有强烈的、窄带的信号。通常用在彩色血流成像中来估计平均速度(使用滞后-1自相关估计的角度)的这一技术相当好地适合于窄带分析，并且可以适用于组织多普勒中连续的采样流。在复数采样的移动时间窗口上估计滞后-l自相关，产生一系列速度(多普勒频率)估计，这些估计在速度和时间上远比使用FFT周期图可以获得的更加精确。该窗口可以应用加权函数，例如汉纳(上升余弦)函数。发明概述依照本发明的原理，提供了一种频谱组织多普勒处理的装置和方法，通过对自相关的一阶或高阶滞后进行平均并且以脉沖多普勒形式显示图形化曲线作为频谱显示，来克服快速傅立叶变换(FFT)的时间/频率权折衷以这种方式估计的相移用于合成音频输出，该音频输出可定标到较高的频率。通过使用窄带自相关处理而不是常规的宽带FFT周期图处理，作为结果的频谱和音频组织多普勒超声在分辨率、精确性、均匀性、以及清晰度方面得到很大改进。在附图中图1图解了血流的常规频谱显示。图2图解了依照本发明的原理构造的超声诊断成像系统的方框图。图3是依照本发明的原理构造的频谱和音频组织多普勒处理器的功能框图。图4图解了当执行心肌的频谱组织多普勒分析时超声系统的显示屏幕。具体实施例方式首先参考图1，显示了血流的标准频谱多普勒显示。频谱显示垂直轴94的标尺以cm/sec为单位，而水平轴的标尺为时间(sec)。该频i普显示通过从心脏或血管的腔室中某一点(样本体积)获取采样序列产生。一组连续采样称为一个窗口，作为一个单元进行操作。例如，血流频谱多普勒的窗口可能由U8-256个连续的采样构成。窗口中的采样通常是经过加权的，最大的权重用在窗口的中心。然后加权后的采样经过FFT处理，如本领域所知，产生加权采样的傅立叶级数。FFT处理将时域采样变换为复数形式的频域采样，具有实部和虛部。采样的幅度被计算并且对每个幅值取对数值。每个对数值映射到灰度等级，用于频谱显示的垂直列。以这种方式，窗口的频域采样显示为数据的列，该列构成滚动频谱显示的一条线。一旦形成频谱显示的一条线，则获取另一个采样窗口并且以相同的方式进行FFT处理。通常，在相邻的窗口之间存在重叠，以限制连续FFT结果之间的变化，从而时间的变化被充分采样而没有混叠。如图l所示，频谱线70被迅速计算并且彼此紧密跟随，呈现为灰度的连续集。对于血流，临床医生通常感兴趣于血流的峰值速度，可能伴随来自泄漏的心脏瓣膜的射流而出现。这些峰值可以通过手动地或者如美国专利5287753(Routh等)中描述的自动地跟踪频谱线峰值来获取，如图1中峰值迹线80所示。当FFT处理器用于频谱组织多普勒而不是血流时，必须考虑组织运动的较低速度。这要求降低采样捕获的速率(较低的脉沖重复频率，PRF)。因此，频谱组织多普勒的采样窗口通常较短，例如为64个采样而不是对于血流所使用的128-256个采样。较短的窗口长度导致降低的速度分辨率，然而对于组织多普勒希望较好的分辨率，因为对于组织所遇到的速度范围相比对于血流要小的多。降低的PRF还意味着，由于在较低的捕获速率下获取所需采样的时间长度，窗口与窗口之间的时间间隔通常较大。从而，时间分辨率下降，削减了对不同组织区域之间细微时间差异的检测能力，例如心室的侧壁和隔膜之间。这些处理因数的模糊结杲对于临床医生可能不是显而易见的，临床医生习惯于观察频谱多普勒血流频谱图中的相似外观，其是由生理作用而非处理效果造成的。在图2中以方框图显示了依照本发明原理构建的超声系统。换能器探头IO发送超声波束，并且接收来自对象的成像区域14的作为响应的回波，所述区域包含器官和血管16。在这个特定例子中，超声系统用于分析身体中的组织运动，例如心脏心肌的移动。超声能量由换能器阵列12的元件发送和接收。所接收的回波耦合到波束形成器20,其产生相干的回波信号。这些回波信号由正交解调器22解调。在这个例子所示的系统中，回波信号以三种不同的方式被进一步处理。幅度检测器32执行所接收回波信号的振幅检测，并且检测的信号由对数压缩器34压缩。然后回波数值通过灰度映射36映射为显示数值。这一处理将产生感兴趣活动组织的B模式图像，在这个例子中为心肌。正交解调后的信号由壁滤波器42滤波以移除来自固定组织的信号，并且滤波后信号的集合体经过彩色多普勒处理器46的多普勒处理。多普勒处理器46可以产生运动的不同的可选表示形式，例如速度、加速度、方差或多普勒功率。合成的相移或强度估计由彩色映射48映射为相应的彩色或色调。这一处理产生组织运动的二维或三维彩色覆盖图，其可以对准于和覆盖于结构的B模式图像。如上面提到的，对于感兴趣信号较强并且速度低的组织多普勒信号，壁滤波器并非总是必需的。B模式图像和彩色运动图像耦合到扫描转换器50,在此组合为所希望的空间形式以作为二维或三维彩色组织多普勒图像显示。依照本发明的原理，来自所选采样体积的正交解调信号耦合到自相关器44。所述自相关器可以是滞后级可调节的(adjustablelagorder)。在这个例子中，自相关器设定为滞后-1的自相关器，操作用于将来自采样体积的回波采样和先前采样的复共轭相乘，该操作可以表示为Sn+1*conj[Sn]。所述自相关器以窗口分组对回波采样进行操作。例如，可以使用64个采样的窗口。窗口中的采样通常进行加权，在窗口的中央使用较高的权重。窗口对于所希望的时间分辨率通常是重叠的。例如，第一个窗口可能包括采样1-64,第二个窗口包括采样16-80,第三个窗口包括采样32-96等等。当使用较高的PRF时，滞后-2的自相关器可能是优选的，其可能对序列中每一个其它采样进行操作。滞后-1的乘法将在非常准确的时间、两个连续采样的时间间隔上产生相对不准确的相移角度估计，自相关器44通过将窗口的乘积累加并且对结果获取角度来提高角度估计精度，所述角度表示为具有实部和虚部的复数。这个角度估计应用于反正切函数。计算器68查找或者计算将用于组织多普勒频谱显示的相移角度数值，組织的速度正比于由自相关结果的反正切确定的相移角度。以这种方式，时间连贯地产生一系列窗口化的自相关速度估计。这些速度估计可以绘制为曲线图中的曲线，其概念上是频谱显示形成的方式。速度估计应用到内插器66,其形成数据点序列的光滑曲线。合成的曲线耦合到图形处理器，其将该曲线放在常见的频谱显示图上。从而频谱显示将成为临床医生熟悉的形式。在这个例子中，图形频谱组织多普勒图像耦合到扫描转换器50，用于如下面图4中所示在彩色组织多普勒图像旁边显示。由扫描转换器产生的图像耦合到视频处理器80,用于在图像显示器90上显示。依照本发明的另一个方面，由反正切计算器68产生的速度估计耦合到可控制的定标器。定标器82响应于来自用户控制面板70的控制信号，以设定对所应用的速度估计进行定标的定标因数。由于这些数值代表由一个采样到另一个采样的平均相移产生的角度，其包括正比于多普勒频率的相移数值。这些相移数值与所选择的定标因数相乘，以获得音频输出频率，其为从一个音频输出采样到另一个的相移。定标后的数值由内插器84进行平滑，然后应用到音频处理器86,产生正弦音频信号采样，音频采样之间的相移为经过内插的定标后的相移。音频处理器驱动超声系统上的立体声扬声器88L和88R，使用基于相移(频率)符号的信号对应于朝向换能器的运动的正频率提供到一个扬声器，对应于远离换能器的运动的负频率提供到另一个扬声器。从而产生立体声音频多普勒信号。临床医生将倾听音频多普勒信号中音频音调的变化。由于音调的绝对数值是不重要的，而仅是音调的变化，临床医生可以调整用户控制器以调节音频多普勒定标数值来产生最适合于他或她耳朵的音调范围。此外，由于音频多普勒正弦曲线产生于频率测定而非信号幅度，因而不存在如提供FFT的音频多普勒情况下的衰落和丢失。参考图3,显示了本发明一个例子的功能框图。换能器探头(图1中标记10)的换能器元件由发射脉沖发生器(302)驱动用于超声脉冲发射，由换能器接收的回波耦合到接收波束形成器(320)。经过波束形成的回波信号由解调器(322)解调到基带，来自进行频谱组织多普勒测量的采样体积的回波采样由采样门累加器(3M)求和，然后在存储緩沖器(326)中存储用于处理。换句话说，存储用于进一步处理的是对应于每个发射事件的一个复数，其中复数代表采样体积范围上解调回波信号的总和。所存储的采样选择用于在重叠的时间窗口(330)中处理，经历短滞后自相关(344)。所述自相关估计具有内在的权重，因而与较强的采样相比，取消了斑点的采样贡献非常小的变化。此外，通过仅使用自相关估计的角度，在结果中不存在幅度衰落、模糊或者斑点。这使得这一创新的技术更加可靠，不需要过度的调整，以及较少地需要用户调整系统控制器。这一技术不需要聚类滤波器(clusterfilter)。当心肌轻樣i偏离主波束时，与杂波相比仍然是占支配地位的信号，因而频谱显示所受的影响可以忽略。当不存在组织信号时，来自噪声的相关角度是随机的。这将产生分散的频谱和音频结果，因而当未检测到组织信号时需要将角度设定为零。一种方法是将功率或相关幅度与阈值(346)进行比较。另一种方法是将相干性(IR1I/R0，其中Rl是滞后-1自相关而RO是滞后-0自相关或者变化)与阈值相比较，因为组织信号是极相干的而噪声是极不相干的。对确认的自相关数值(368)取反正切。通过对来自自相关角度(366)的精确速度估计进行内插产生频谱显示，以产生连接的曲线。该频谱实际上更像图形而不是传统的频谱，但其传达了必要的信息而无传统的伪像。事实上，对于临床医生来说是熟悉的，临床医生分析存储的组织彩色多普勒图像的环以产生类似的速度相对于时间的曲线。频谱曲线(372)的光滑度和厚度通过自相关估计时间窗口的跨度是可控制的。曲线的视频强度可以用增益控制(392)进行调节，而没有任何依赖于信号的变化。音频输出是合成的具有瞬时频率的正弦信号，在来自自相关角度的多普勒频率估计之间被平滑内插(384)。正弦曲线(386)基于频率的符号定向到立体声信道其中之一。当速度改变方向时，立体声对于次声频率被混合以避免声音不连续性。正弦曲线的幅度(响度)可通过增益控制(392)进行调节，而没有任何依赖于信号的变化。由于声音仅是根据一系列频率数字产生的正弦曲线，该频率(音调)可以由任意的因数来简易地定标。这极大地减轻了扬声器和耳朵的低音调不敏感性问题。临床医生不依赖于声音的绝对音调，而是音调的变化。这一技术提供的音调定标(382)仅由声音的愉悦性限制。可以简单地由用户控制的调节来设定。这一技术的进一步改进是通过一些整数因数来提高多普勒脉沖重复频率(PRF),以及通过相同的因数来提高(采样中的)自相关滞后。发射功率可以通过相同的因数降低，但对于组织多普勒来说信噪比是非常高的。根据每个自相关估计中具有更多采样而增加的平均能够超过降低的发射功率。由图2的超声系统产生的典型屏幕显示120显示在图4中。这个例子中组合的B模式和彩色多普勒图像100是左心室的组织多普勒图像，二尖瓣平面由图像底部点1和2之间的线指示。采样体积3位于隔膜壁的心肌层上。在釆样体积3处提取的频谱组织多普勒显示122ii显示在彩色组织多普勒图像ioo的右側。频谱线显示l24显示在频谱显示122的零速度基线126之上。权利要求1.一种产生采样体积处组织运动的频谱显示的超声诊断成像系统，包括换能器探头；滞后-n自相关器，响应于从采样体积散发的回波采样，对来自不同时间发射的回波采样的窗口进行操作以产生自相关数值；反正切处理器，响应于所述自相关数值，产生角度估计数值；图形处理器，响应于所述角度估计数值，产生频谱组织多普勒图像；以及显示器，耦合到所述图形处理器，显示所述频谱组织多普勒图像。2.根据权利要求1的超声诊断成像系统，进一步包括内插器，响应于所述角度估计数值并且耦合到所述图形处理器，产生角度估计曲线。3.根据权利要求1的超声诊断成像系统，进一步包括阔值处理器，响应于所述自相关数值，将自相关数值相对于阈值进行确认。4.根据权利要求1的超声诊断成像系统，进一步包括音频处理器，响应于角度估计数值，在输出处产生音频正弦曲线；以及扬声器，耦合到所述音频处理器的输出，产生音频多普勒输出。5.根据权利要求4的超声诊断成像系统，进一步包括定标器，耦合用于接收角度估计数值并响应于用户控制，且具有耦合到所述音频处理器的输出，该定标器产生定标的角度估计数值。6.根据权利要求5的超声诊断成像系统，进一步包括内插器，具有耦合用于接收定标的角度估计数值的输入端和耦合到所述音频处理器的输出端。7.根据权利要求4的超声诊断成像系统，其中所述扬声器包括立体声扬声器，其响应于所述音频处理器的输出，与所述音频正弦曲线的频率符号相一致。8.根据权利要求1的超声诊断成像系统，进一步包括B模式处理器，响应于从组织区域散发的回波采样，工作用于产生B模式图像；彩色多普勒处理器，响应于从组织区域散发的回波采样，工作用于产生组织运动的彩色图像；以及扫描转换器，响应于所述B模式图像和组织运动的所述彩色图像，并且具有耦合到所述显示器的输出端，该扫描转换器工作用于产生彩色组织多普勒图像。9.根据权利要求8的超声诊断成像系统，其中所述显示器可操作用于同时显示所述频谱组织多普勒图像和所述彩色组织多普勒图像。10.根据权利要求9的超声诊断成像系统，进一步包括音频处理器，响应于所述自相关数值，工作用于产生对应于所述频谱组织多普勒图像的音频多普勒信号。11.根据权利要求l的超声诊断成像系统，其中所述滞后-n自相关器包括滞后-1自相关器。12.根据权利要求1的超声诊断成像系统，其中所述滞后-n自相关器包括滞后-2自相关器。13.—种根据从位于移动组织上的采样体积接收的一系列回波信号产生频谱组织多普勒显示的方法，包括对回波信号进行解调以保存回波信号的相位信息；构造来自不同时间发射的解调回波信号序列的重叠时间窗口；执行所述回波信号窗口的短滞后自相关；对每个自相关窗口产生反正切角度估计；以及根据所述反正切角度估计产生频谱显示。14.根据权利要求13的方法，进一步包括对所述角度估计进行内插；以及其中产生频谱显示的步骤包括根据所述角度估计的内插来产生频谱显示。15.根据权利要求14的方法，进一步包括将所述短滞后自相关的结果与功率或相千阈值进行比较。16.根据权利要求14的方法，进一步包括将所述角度估计耦合到产生音频正弦曲线的音频处理器；以及根据所述音频正弦曲线产生音频多普勒信号。17.根据权利要求16的方法，进一步包括通过对所述正弦曲线的频率的调整来调节所述音频多普勒信号。18.根据权利要求3的超声诊断成像系统，其中所述阈值包括功率阈值。19.根据权利要求3的超声诊断成像系统，其中所述阈值包括相干阈值。全文摘要一种用于超声系统的频谱组织多普勒处理器，使用短滞后自相关器产生来自采样体积的信号采样序列的多普勒相移估计。对自相关结果求和并且对每个总和取反正切以产生角度估计。所述角度估计正比于组织运动速度，该角度被描绘、平滑、并且显示作为频谱组织多普勒显示。所述角度估计还用于产生音频多普勒信号，这个音频多普勒信号是用户可以调节频率的。所述频谱多普勒显示对于速度低于血流的运动展示出良好的时间和速度分辨率，所述运动例如为心肌运动。模糊、不均衡的主要原因得以减轻或者消除。文档编号G01S15/00GK101297217SQ200680030586公开日2008年10月29日申请日期2006年8月18日优先权日2005年8月22日发明者D·W·克拉克申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司