专利名称：自动优化多普勒成像参数的方法和装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及超声成像领域，并且更具体地，涉及一种用于超声成 像系统的自动优化多普勒成像参数的方法和装置。
背景技术：
脉冲波多普勒(Pulsed Wave Doppler, PW )技术被广泛用于人体 血流的无损检测和测量，它可以观察人体特定区域的血流特性，得到 血流速度及分布。
图1示出典型的多普勒成像参数优化框图。在PW测量中，操作 者一般在患者的二维超声图像中的某个位置设置一个取样门，然后对 取样门所在的扫描位置发射超声信号。射入人体的超声信号遇到人体 细胞发生散射后到达接收换能器。接收换能器将声信号转变为电信 号，接收到的微弱电信号经过低噪放大、正交解调、低通滤波，得到 同相(in-phase, I)和正交(quadrature, Q)两^各正交信号，分别对 这两路正交信号在取样门位置进行距离累积，得到当前时刻的多普勒 信号的一个复值采样点。以一定的频率即脉冲重复频率(Pulse Repetition Frequency, PRF )重复上述发射和接收过程，就得到随时间 变化的多普勒信号。得到的多普勒信号经过壁滤波滤除极低频率的组 织和管壁回波信号。在一段给定的时间内，对滤波后的取样门内的多 普勒信号作快速傅立叶变换，获得多普勒信号的功率谱估计，从而根
据多普勒效应获得取样门内血流速度的分布状况。随时间变化的功率 镨就形成了多普勒声语图。图2示出人体颈动脉血流的多普勒声谙图， 图中横坐标代表时间，纵坐标代表频率(流速)。多普勒声语图经过 数字扫描变换(Digital Scanning Conversion, DSC)后送到显示器进 行显示。如图1所示，如果多普勒成像参数需要优化，则触发参数调节单元。参数调节单元首先获取一定时间的多普勒声语图(多普勒谱 线)，经过分析，得到调节后的脉沖重复频率和基线，然后分别反馈 给发射接收单元和谱分析单元。
当脉冲重复频率小于多普勒血流信号的奈奎斯特频率或者多普 勒声谱图的基线位置设置不合适时，多普勒声语图会发生混叠。发生 混叠时，多普勒声谱图会在速度(频率)刻度方向发生巻绕以致于正 向速度显示为负向，而负向速度则显示为正向。如果多普勒声谱的总 带宽小于脉沖重复频率， 一个简单的基线移位就可以消除混叠(称此 时的混叠为一次混叠)。但是，如果多普勒声谱的带宽大于脉冲重复 频率，仅调整基线是不可能消除巻绕的(称此时的混叠为多次混叠)， 这时候需要增加脉沖重复频率来扩展速度的范围。
传统的多普勒超声诊断仪器的操作面板上，都有调节脉沖重复频 率和基线的按钮。每拨动一次按钮，脉冲重复频率或基线会增加或减 少 一定数值而到达系统预设的下 一个档位。这种操作方法稳定性较 好，但是比较费时，特别是当前档位和目标档位之间相差较多时，操 作者需要多次手动调节按钮才能达到预期的参数值。
自动优化脉冲重复频率和基线是通过对一定时间的多普勒声语 图进行处理，自动判断出多普勒声谱图的幅度和位置，从而决定应该 如何调节脉冲重复频率和基线。
在专利文献US6577967[1]中，首先采集并存储一段时间(至少包 含一个心动周期)的多普勒声谱图。为了准确地判断多普勒声谱图中 信号的边界，在该专利中提出一种基于系统中的平均噪声功率的噪声 模型，其中，系统中的平均噪声功率是通过估计在不同增益下系统中 各部分的噪声(包括前置放大器、AD量化噪声等)之和得到的。在 得到系统中的平均噪声功率并通过噪声模型估计出噪声阈值之后，通 过对采集到的、 一定时间的多普勒声谱图进行逐行处理，根据处理特 性来判断出信号的边界，并最终调节脉沖重复频率和基线等参数。该 专利中通过将各部分的噪声相加来得到噪声的平均功率，操作的复杂度较高。另外，存储至少一个心动周期内的所有多普勒语线，并对这 些多普勒谱线逐行作处理，运算量和存储量都很大。在专利文献US6663566[2]中，首先获得一段时间(至少包含一个 心动周期)的多普勒声谱图。对这段时间的所有多普勒谱线在每个频 率点求平均值，最终得到一根平均功率谱线。然后搜索该平均功率语 线的最小值，并利用方差和均值等特征来判断该最小值是否为血流信 号。如果是血流信号，则表明频率轴上都充满了血流信号，需要增加 脉冲重复频率后再作参数优化。否则，表明频率轴上还包括噪声，血 流信号并未充满整个频率轴。此时，基于上述搜索出的该平均功率语 线的最小值，确定一个噪声阈值。然后基于该噪声阈值来搜索该平均 功率谱线的信号边界。接着，基于搜索到的该平均功率i普线的信号边 界，将该平均功率谱线分为信号区域和噪声区域，并从中产生新的噪 声阈值。之后，在上述一个心动周期内的所有多普勒语线中，找出在 该平均功率语线的信号正边界处的、强度最大的一根多普勒语线，并 基于该新的噪声阈值，搜索这根多普勒语线的边界，搜索出的边界就 是上述一个心动周期内信号的正边界。以类似的方法可搜索出一个心 动周期内信号的负边界。在搜索出 一个心动周期内信号的正边界和负 边界之后，作参数的自动优化。该专利中所述的方法分不同的步骤对 一个心动周期内信号的正边界和负边界进行了准确的搜索，稳定性较 好，但是同样由于运算量和存储量的限制，不适合在小资源的设备(如 嵌入式芯片)上运行。在专利文献US6447455[3]中所述的参数自动优化方法，主要是针 对在发生一次混叠时参数的优化。首先采集一定时间的多普勒谱线， 计算每根多普勒谱线中正负频率轴上的能量之和，并比较大小，认为较大的一方就是多普勒声谱的方向。如果多普勒声语的方向为正，则 从从基线往上搜索。如果频率点的值大于阈值，则更新峰值索引，否 则不更新，直至到达正频率的最大值，然后，转向负频率的最大值， 继续搜索并更新峰值索引，直到回到基线位置。此时，如果搜索到的峰值索引为也为正，即与多普勒声语的方向一致，则认为没有发生一 次混叠，否则，认为发生了一次混叠。如果多普勒声语的方向为负， 则从基线往下搜索，搜索步骤同上，如果搜索到的峰值索引也为负， 则没有发生一次混叠，否则，发生了一次混叠。如果发生了一次混叠， 则需要提高脉沖重复频率。该专利中所述的方法原理简单，但是算法 容易受到噪声干扰，如多普勒谱线中存在斑点状的干扰信号时，会引 起误判，另外，对基线上下都存在多普勒声镨的情况，该算法不能正 确地判断是否发生了 一次混叠。在专利文献US2007016073[4]中，介绍了 一种用模板匹配的方法 来判断多普勒声谱图中是否发生了多次混叠，在具备了大量的多普勒 声谱图模板后，该算法的准确性较高，但是由于多普勒声谱图形式的 多样性，需要采集大量的多普勒声谱图模板，另外，对模板库中不存 在的 一些特殊的多普勒声谱图，模板匹配的效果也不能肯定。因此，需要一种对系统资源要求低且具有良好稳定性的自动优化 多普勒成像参数的方法和装置。发明内容与上述各专利的方法不同，在考虑算法的复杂度、可实现性及稳 定性的基础上，本发明提供一种自动优化多普勒成像参数的方法，其 中，多普勒成像参数包括脉沖重复频率和基线中的至少一个。该方法 包括获取步骤，用于获取至少两根在预定脉冲重复频率下的特征谱 线；存储步骤，用于存储所获取的至少两根特征谱线；和优化步骤， 用于基于所存储的至少两根特征i普线和预定噪声平均功率来优化多 普勒成像参数中的至少一个。在预定时间内，获取步骤是通过实时采 集在预定脉沖重复频率下的多普勒语线并不经存储对所采集的多普 勒镨线进行实时处理而获取至少两根特征谱线。本发明还提供一种自动优化多普勒成像参数的装置，其中，多普 勒成像参数包括脉沖重复频率和基线中的至少一个。该装置包括获10取模块，用于获取至少两根在预定脉冲重复频率下的特征镨线；存储模块，用于存储所获取的至少两根特征谱线；和优化模块，用于基于 所存储的至少两根特征谱线和预定噪声平均功率来优化多普勒成像 参数中的至少一个。在预定时间内，获取模块是通过实时采集在预定 脉冲重复频率下的多普勒谱线并不经存储对所采集的多普勒镨线进 行实时处理而获取至少两根特征语线。在现有技术中，需要存储一段时间(至少包含一个心动周期)的 所有多普勒谱线，存储量很大。另外，对所存储的这些多普勒谱线进 行分析，运算量也会很大。因此，利用现有技术对多普勒成像参数进 行优化时，对系统资源的要求较高。与现有技术相比，本发明的方法 和装置通过仅存储并处理两根特征语线和预定噪声平均功率来实现 多普勒成像参数的自动优化，所以占用资源少、复杂度低且稳定性好。
通过结合以下附图，并且参考以下对具体实施方式
的详细说明， 可以对本发明有更透彻的理解图1为典型的多普勒成像参数优化系统的框图； 图2为人体颈动脉血流的多普勒声语图；图3为根据本发明的、用于自动优化多普勒成像参数的方法的主 流程图；图4(a)为在最大功率谱线中搜索血流信号的边界的示意图，其中 的声谱图为正频率边界小于负频率边界且正负频率边界均在基线下 方的声语图；图4(b)至图4(i)为正频率边界和负频率边界在其它位置时的声谱图；图5为图4(a)在调节脉冲重复频率和基线后的多普勒声i普图；以 图6为根据本发明的、用于自动优化多普勒成像参数的装置的框图。
具体实施方式
在本发明中，提供了一种自动优化多普勒成像参数的方法。现在参照图3所示根据本发明的、用于自动优化多普勒成像参数的方法的 主流程图，对本发明进行详细描述。根据本发明的、用于自动优化多普勒成像参数的方法开始于步骤 300,结束于步骤360。为了尽可能地消除多次混叠，首先在步骤305, 将脉沖重复频率设置为当前探测深度下的最大脉沖重复频率值，并将 设置的脉冲重复频率提供给超声发射单元。假定J是当前探测深度，C 是超声波在人体中的传播速度，则当前探测深度下的最大脉冲重复频 率定义为将脉冲重复频率设置为/^&ax后，由于血流速度(血流频率)范围变宽，在大多数情况下，多普勒声谱图中的多次混叠都能被消除， 但是当所测部位的血流流速较高时，多次混叠可能仍然会存在。除此之外，还可以将脉沖重复频率设置为系统支持的最大脉冲重 复频率。在当前深度下系统支持的最大脉冲重复频率可能超过尸/^，,;1、， 此时系统将切换到高脉沖重复频率(HPRF)工作模式。另外，还可 以根据检查模式来设置脉沖重复频率。例如在小器官检查模式下，血 流速度较低，因此可以将脉冲重复频率设置为一个较小的值。然后，在步骤310，在1秒钟(假设一般人的心率大于60跳/分 钟，则1秒钟时间长度大于一个心动周期)的时间内实时釆集并处理 频镨估计单元产生的多普勒譜线，得到两根特征语线，即最大功率谱 线和平均功率谱线。1秒钟内产生的多普勒谙线的数目与语更新速度 有关，用户可以通过调整系统前面板上的按钮来调整i普更新速度的大 小。々支设谱更新速度为SpecSpeed毫秒，则l秒钟内产生的多普勒谱 线的数目是<formula>formula see original document page 13</formula>每根语线有N个频率点，自下而上，对应O到N-l,不同频率点 代表不同的血流速度。N对应于快速傅立叶变换(Fast Fourier Transformation, FFT )的点H
最大功率谱线的产生过程如下将当前时刻产生的多普勒语线在 某个频率点上的功率值与存储的最大功率镨线在对应频率点的功率 值比较，较大的一个功率值作为最大功率谙线在该频率点上的新功率 值，对每个频率点作同样的处理，就得到当前时刻的最大功率语线， 将该最大功率镨线存入内存中。在l秒钟时间内，对产生的每根多普 勒谱线作同样的处理，就得到最终的最大功率语线，记为MY。最大 功率谱线在每个频率点上的初始功率都是0。
平均功率语线的产生过程如下将当前时刻产生的多普勒语线在 某个频率点上的功率值与存储的总功率谱线在对应频率点的功率值 相加，作为总功率语线在该频率点上的新功率值。对每个频率点作同 样的处理，就得到当前时刻的总功率语线，将该总功卑语线存入内存 中。在l秒钟时间内，对产生的每根多普勒谱线作同样的处理，就得 到最终的总功率谱线。最后，将得到的总功率i普线除以1秒钟内的多 普勒谱线的数目，就得到平均功率谱线，记为MV。总功率语线在每 个频率点上的初始功率都是0。
按照上述过程，得到最大功率谱线和平均功率语线。后续的所有 处理都在这两根特征谱线上进行。为了减少管壁和组织回波引起的低 频高强度功率对多普勒成像参数优化的影响，根据壁滤波截止频率的 设置，在最大功率谱线和平均功率语线中，将壁滤波截止频率范围内 的功率值置为无效，后续的处理将不考虑这些功率值。
在步骤320中，判断多普勒声镨图中是否存在多次混叠。首先需 要搜索最大功率谱线MY中的最小功率值所对应的最小功率频率点。 设该频率点的初始值为0，则最小功率值的初始值为最大功率i普线在 第0个频率点的功率。然后，从第l个频率点开始，将最大功率谱线
13中当前频率点的功率值与当前的最小功率值比较，较小的一个作为新 的最小功率值，对应的频率点作为新的最小功率频率点。依此类推， 将最大功率谱线上每个频率点的功率值与最小功率值比较，直到第 N-l个频率点。此时记录的最小功率频率点就是最大功率语线的最小
功率频率点，记为人m。接着，判断下式是否成立
MTV, <C1
式中，MV,,，是指平均功率谱线AW在儿,，处的值，Cl是根据预定 噪声平均功率设置的一个阈值。Cl可以取预定噪声平均功率的若干 倍，如2倍。而预定噪声平均功率可以通过测量探头悬空时多普勒声 谱图的平均功率来获得。如果上式不成立，即平均功率语线在频率点
./;，处的功率大于ci，则认为/，处是信号，多普勒声谱图中已经充满
了信号，存在多次混叠；反之，如果上式成立，即平均功率语线在/:，
频率点处的值小于Cl,则认为厶, 处是噪声，多普勒声语图中并未充
满信号，不存在多次混叠。
若多普勒声谱图存在多次混叠，则进行步骤340,保持原有的脉 冲重复频率和基线不变，这是由于此时脉沖重复频率已经是当前探测 深度下的最大脉冲重复频率，无法再通过提高脉沖重复频率来消除多 次混叠。
若多普勒声语图中不存在多次混叠，则进行步骤330,在最大功 率谱线中搜索血流信号的边界，包括正频率边界和负频率边界。下面 对此进4于详细描述。
首先，基于预定噪声平均功率，确定新的噪声阈值C2。然后在最 大功率谱线縱中，搜索血流信号的负频率边界。C2可以取预定噪声 平均功率的若干倍，如10倍。
图4(a)示出在最大功率谱线中搜索血流信号边界的示意图。在最 大功率谱线MY中，以L,，为起始点，向上搜索，如果有连续C3个频 率点处的最大功率值都大于上述新的噪声阈值C2，则认为搜索到了血 流信号的负频率边界/_，否则继续往上搜索，搜索至第N-1个频率点后，转到第0个频率点继续搜索，直到频率点/,，,,，。正频率边界的搜 索方法和负频率边界的搜索方法相类似，只是搜索方向变为向下搜 索，搜索到第0个频率点之后，转向第N-l个频率点继续搜索，直至 频率点儿,'，搜索到的血流信号的正频率边界记为./+。 C3代表能分辨 的信号的最小幅度，其值越小，能分辨的信号的幅度越小，灵敏度越 高，但是，算法的鲁棒性降低。因此，C3的取值应该根据情况确定， 以达到灵敏度和算法鲁棒性的平衡。例如，在本实施例中，(::3的值取 10。实际应用中可根据需要取C3为小于N的正整数。
回到图3，如果在步骤335中没搜索到血流信号的边界，则表明 多普勒声谱图中血流信号的幅度太小，需要缩小流速的显示范围来正 确显示血流信号，所以转向步骤350。在步骤350中，将脉冲重复频 率调至当前测量模式下的最小值，并将基线调至显示区的中央。
如果在步骤335中搜索到血流信号的边界，则转向步骤345。在 步骤345 ，根据/+和/—的位置来调节脉沖重复频率和基线。
调节脉冲重复频率的过程如下。首先根据得到谱图中血流信号所 在的区域及血流信号占整个频率空间的比例，然后根据信号所占比例 和期望缩放到的比例算出新的脉冲重复频率。
下面将根据不同的情况对此进行详细描述。
一.厶</-:
1. /+和/-在基线同一侧: (1) /+和/_都在基线下侧
图4(a)所示即为A < ,且/+和/—都在基线下侧的情况下的声语图，
从其最大功率谱线可以看出信号区域为 W^ = iV —(/——/+)
其中，Ros表示信号区域，N表示多普勒语线的频率点的个数，
即FFT的点数。
信号区域在整个频率空间中所占的比例为，，则新的脉冲重复频率由下式计算
尸7 F腳=尸胖 /(^)=尸/ i^ /丄
其中，尸i F^和P/ /^分别是调节前后的脉冲重复频率；k是预定 义的常数，取0 1之间的小数，表示调节后的血流信号的幅度占整个 频率空间的比例；L表示调节前的脉沖重复频率与调节后的脉冲重复 频率的比值。由于超声系统中脉沖重复频率是离散值，所以算出的 尸i^，需要与系统中允许的脉沖重复频率相匹配，找出所有离散脉冲 重复频率值中大于尸i /^的最小的值，作为调节后的脉冲重复频率。
调节基线的过程如下。根据/+和/:的位置，可以对基线的位置进 行优化。调节后的基线位置是
1 一 A:
6twe/,'"e腳=-* jV + - /一) * A
其中，kwe/,'m 。w、 6氾￡//朋 ，分别是调节前后的基线位置，其它参 数的定义同上。同样，超声系统中的基线位置也是取一些离散值，因 此，算出的k^/,'m^也要与系统中可能的基线位置值逐一比较，找出 与它最接近的 一个基线位置值，作为调节后的新基线位置。
图5所示为图4(a)的声谱图在根据本发明进行脉沖重复频率和基 线调节后的结果。由图5可见，调节后的多普勒声谱图不存在混叠， 且信号幅度在整个频率空间中所占的比例也比较合适。
/+和/一在其它位置时，对脉冲重复频率和基线的调节与图4(a)所 示的情况下的调节类似，下面依次进行说明(其中部分对应的声谱图 直接示出了正频率边界/+和负频率边界/:,而未示出相应的最大功率 谱线)。
(2) /+和/_都在基线上侧
如图4(b)所示，此时，其信号区域为 / 仍=^ —(/— — /+)
其中，Ros表示信号区域，N表示多普勒谱线的频率点的个数， 即FFT的点数。信号区域在整个频率空间中所占的比例为，，则新的脉冲重复
TV
频率由下式计算
細
其中，/^i^和/^/^分别是调节前后的脉沖重复频率；k是预定义的常数，取0 1之间的小数，表示调节后的血流信号的幅度占整个频率空间的比例；L表示调节前的脉冲重复频率与调节后的脉冲重复频率的比值。同样的，由于超声系统中脉冲重复频率是离散值，所以算出的尸i T^需要与系统中允许的脉冲重复频率相匹配，找出所有离
散脉沖重复频率值中大于的最小的值，作为调节后的脉冲重复频率。
调节后的基线位置是
1 + A:
6os"e// e"w = 2 * W - (/+ - 6oye//weoW) * /<
其中，Z^e//m 。w、 k^/,'"e^分别是调节前后的基线位置，其它参数的定义同上。同样的，超声系统中的基线位置也是取一些离散值，因此，算出的6"化//股_也要与系统中可能的基线位置逐一比较，找出与它最接近的一个基线位置，作为调节后的新基线位置。
2.厶和,分别在基线两侧
设最小正频率到基线的距离为DisFromBaseO,则设最小负频率到基线的距离为DisFromBasel ，则
其中，6證/Zm^是调节前的基线位置。
j口果ZfeFrow5twe0 < Z)^Fro附5cwd ,则声i普图具有正步贞率净争4正，否贝'J具有负频率特征。
(1)声语图具有正频率特征如图4(c)所示，此时，其信号区域i os = iV — (6cwe//"e w — /+)
其中，Ros表示信号区域，N表示多普勒语线的频率点的个数，即FFT的点数，^^/^。 是调节前的基线位置。新的脉沖重复频率由下式计算
17<formula>formula see original document page 18</formula>
尸i Z^和/^F eM,分别是调节前后的脉沖重复频率；k是预定义的常
工
数，取0 1之间的小数，表示调节后的血流信号的幅度占整个频率间的比例。算出的/^尸_,与系统中允许的脉沖重复频率相匹配，找出所有离散脉沖重复频率值中大于的最小的值，作为调节后的脉
冲重复频率。
调节后的基线位置是1 — A:
其中，6we/^"，是调节后的基线位置，其它参数的定义同上。同样，算出的/^化//"^ ,也要与系统中可能的基线位置逐一比较，找出与它最接近的一个基线位置，作为调节后的新基线位置。
(2)声谱图具有负频率特征
如图4(d)所示，此时，信号区域=- (./二 — 6<xs"e//we('w)
其中，Ros表示信号区域，N表示多普勒谱线的频率点的个数，即FFT的点数，/>"^//气 是调节前的基线位置。新的脉沖重复频率由下式计算
細
Pi F。w和分别是调节前后的脉沖重复频率；k是预定义的常数，取0 1之间的小数，表示调节后的血流信号的幅度占整个频率空间的比例。算出的尸^_与系统中允许的脉冲重复频率相匹配，找出所有离散脉冲重复频率值中大于的最小的值，作为调节后的脉冲重复频率。
调节后的基线位置是
1 + A:
其中，^^//股_是调节后的基线位置，其它参数的定义同上。算出的6a^/,'恥^与系统中可能的基线位置值逐一比较，找出与它最接近的一个基线位置值，作为调节后的新基线位置。二 /+ > /—
J八J , ^八^rt/
18尸=尸W尸。w
1.厶和,在基线同一侧
设最小正频率到基线的距离为DisFromBaseO,贝'J设最小负频率到基线的距离为DisFromBasel ，贝'J
其中，6證/Z"^是调节前的基线位置。
》口果Z)^Frow5(xye0 < Z^尸raw5wel ，贝寸声i普图具有正步贞率净争;f正，否贝'J
具有负频率特征。
(1)声语图具有正频率特征
A. /+和/_都在基线之上
如图4(e)所示，此时，信号区域
其中，Ros表示信号区域，6",化/^^是调节前的基线位置。新的脉沖重复频率由下式计算
細
MF W和尸i i^分别是调节前后的脉沖重复频率；k是预定义的常数，取0 1之间的小数，表示调节后的血流信号的幅度占整个频率空间的比例。算出的尸i F，与系统中允许的脉冲重复频率相匹配，找出
所有离散脉冲重复频率值中大于尸i^，的最小的值，作为调节后的脉
沖重复频率。
调节后的基线位置是
其中，^^//m^是调节后的基线位置，其它参数的定义同上。算出的与系统中可能的基线位置值逐一比较，找出与它最接近
的一个基线位置值，作为调节后的新基线位置。
B. /;和/—都在基线之下如图4(f)所示，此时，信号区域
= W _ (6cwe//"e w — /+)其中，Ros表示信号区域，N表示多普勒镨线的频率点的个数，即FFT的点数，6"^/,>7^是调节前的基线位置。新的脉沖重复频率由下式计算尸WF ew =尸7 F。w
細
Pi C和M/^分别是调节前后的脉冲重复频率；k是预定义的常数，取0 1之间的小数，表示调节后的血流信号的幅度占整个频率空间的比例。算出的尸i^，与系统中允许的脉冲重复频率相匹配，找出
所有离散脉沖重复频率值中大于的最小的值，作为调节后的脉冲重复频率。
调节后的基线位置是
其中，6騰//股,，是调节后的基线位置，其它参数的定义同上。算
出的与系统中可能的基线位置逐一比较，找出与它最接近的一个基线位置，作为调节后的新基线位置。(2)声谱图具有负频率特征
A. /+和/_都在基线之下，如下图4(g)所示，此时，信号区域
其中，Ros表示信号区域，k^"m^是调节前的基线位置。新的脉冲重复频率由下式计算
細
尸i^w和/V^，分别是调节前后的脉沖重复频率；k是预定义的常数，取0 1之间的小数，表示调节后的血流信号的幅度占整个频率空间的比例。算出的M7^,与系统中允许的脉冲重复频率相匹配，找出所有离散脉冲重复频率值中大于W^，的最小的值，作为调节后的脉
冲重复频率。
调节后的基线位置是
其中，6證//附_是调节后的基线，其它参数的定义同上。算出的Z^e"rn^与系统中可能的基线位置逐一 比较，找出与它最接近的 一个基线位置，作为调节后的新基线位置。
B. /+和/ 都在基线之上
如图4(h)所示，此时，信号区域
其中，Ros表示信号区域，N表示多普勒谱线的频率点的个数，
P "^腳=P状w '
20即FFT的点数，6騰/,'"^是调节前的基线位置，
新的脉冲重复频率由下式计算
、* iV一
尸i /^和^i^,分别是调节前后的脉沖重复频率；k是预定义的常 数，取0 1之间的小数，表示调节后的血流信号的幅度占整个频率空
间的比例。算出的尸i f;，与系统中允许的脉沖重复频率相匹配，找出
所有离散脉沖重复频率值中大于户^_的最小的值，作为调节后的脉 沖重复频率。
调节后的基线位置是
其中，^w/,'"e,，是调节后的基线，其它参数的定义同上。算出的 kw"/恥"，与系统中可能的基线位置逐一比较，找出与它最接近的一个 基线位置，作为调节后的新基线位置。
2.厶和,-分别在基线两侧
如下图4(i)所示，此时，信号区域
其中，Ros表示信号区域。 新的脉冲重复频率由下式计算
"T恥w ^ " oW
其中，i^^和尸^^分别是调节前后的脉冲重复频率；k是预定 义的常数，取0 1之间的小数，表示调节后的血流信号的幅度占整个 频率空间的比例；L表示调节前的脉沖重复频率与调节后的脉冲重复 频率的比值。算出的尸i^，需要与系统中允许的脉沖重复频率相匹配， 找出所有离散脉冲重复频率值中大于的最小的值，作为调节后 的脉冲重复频率。
调节后的基线位置是 1 一 /t
其中，6"化//" 、^^//";,分别是调节前后的基线位置，其它参数 的定义同上。算出的6"^//恥_与系统中可能的基线位置逐一比较，找 出与它最接近的一个基线位置，作为调节后的新基线位置。图6所示为根据本发明的、用于自动优化多普勒成像参数的装置
600的框图。如图所示，装置600包括获取模块610、存储模块635 和优化模块640。在根据本发明的一个实施例中，为实现多普勒成像 参数的自动优化，超声系统中的超声发射单元按照发射超声波。 获取模块610通过在1秒钟内实时采集频谱估计单元产生的多普勒语 线并不经存储对所采集的多普勒谱线进行实时处理而得到最大功率 谱线和平均功率谱线。存储模块635存储所得到的最大功率i普线和平 均功率谱线。优化模块640基于所存储的最大功率语线、平均功率语 线和预定噪声平均功率来优化多普勒成像参数中的至少 一个。该预定 噪声平均功率是事先测定的、在不同探测深度、不同取样门宽度条件 下的噪声平均功率。
在根据本发明的一个实施例中，获取模块610包括括采集模块 615、最大功率谱线获取模块620、总功率语线获取模块625和平均功 率谱线获取模块630。采集模块615实时采集频率估计单元产生的多 普勒谱线。最大功率谱线获取模块620在1秒钟内，通过选择当前存 储的最大功率语线与当前实时采集的多普勒语线在每个频率点上的 较大值来获取最终的最大功率谱线。总功率谱线获取模块625在1秒 钟内，通过对实时采集的多普勒谱线在每个频率点上的值进行实时累 加来获取总功率镨线，并将所获取的总功率谱线提供给平均功率谱线 获取模块630。平均功率语线获取模块630通过将总功率镨线除以1 秒钟内的多普勒傳线的数目来获取平均功率谦线。
在根据本发明的一个实施例中，优化模块640包括滤除模块645、 确定模块650、混叠判断模块655、边界搜索模块660和调节模块665。 滤除模块645将存储的最大功率谱线和平均功率谱线在壁滤波截止频 率范围内的功率值滤除，得到新的最大功率语线和新的平均功率谱 线。确定模块650确定新的最大功率语线中具有最小功率值的频率点 ./:■。混叠判断模块655通过将新的平均功率谱线在/;，处的功率值与 Cl进行比较来判断是否存在多次混叠，若新的平均功率谱线在/:，处的功率值大于Cl,则存在多次混叠，否则，不存在多次混叠。在不存 在多次混叠时，边界搜索模块660基于新的最大功率谨线和预定噪声
平均功率来搜索血流信号的边界。调节模块665根据边界搜索模块的 输出来调节多普勒成像参数。在搜索不到血流信号的边界时，将脉冲 重复频率调至最小值，并将基线调至显示区的中央，而在搜索到血流 信号的边界时，基于血流信号的边界来调节多普勒成像参数中的至少 一个。
本发明的方法和装置已经在彩色多普勒诊断系统中验证可行。本 发明的方法和装置不仅可用于实时的多普勒成像参数优化，还可以用 于离线的多普勒成像参数优化。
以上通过特定的实施例对本发明进行了详细的描述，但本发明并 不限于上述实施例。在不脱离本发明范围的前提下，可以对本发明进 行各种修改和变更。本发明的范围由所附权利要求书限定。在本发明 的说明书和权利要求书中所用的诸如"第一"和"第二"等词语仅仅 是为了便于描述，而不具有任何限制意义。 参考文献 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权利要求
1.一种自动优化多普勒成像参数的方法，所述多普勒成像参数包括脉冲重复频率和基线中的至少一个，所述方法包括获取步骤，用于获取至少两根在预定脉冲重复频率下的特征谱线；存储步骤，用于存储所述至少两根特征谱线；和优化步骤，用于基于所存储的至少两根特征谱线和预定噪声平均功率来优化所述多普勒成像参数中的至少一个；其特征在于，在预定时间内，所述获取步骤是通过实时采集在所述预定脉冲重复频率下的多普勒谱线并不经存储对所采集的多普勒谱线进行实时处理而获取所述至少两根特征谱线。
2. 如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述预定脉冲重复 频率是系统支持的最大脉冲重复频率、当前探测深度下的最大脉冲重 复频率或者当前检查模式下的最大脉沖重复频率。
3. 如权利要求2所述的方法，其特征在于，所述至少两根特征 谱线包括最大功率谱线和平均功率谱线。
4. 如权利要求3所述的方法，其特征在于，所述获取步骤包括 采集步骤，用于实时采集在所述预定脉冲重复频率下的多普勒语线；最大功率谱线获取步骤，用于在所述预定时间内，通过选择当前 存储的最大功率谱线与当前实时采集的多普勒谱线在每个频率点上 的较大值来获取最终的最大功率语线；总功率谱线获取模块，用于在所述预定时间内，通过对实时采集 的多普勒谱线在每个频率点上的值进行实时累加来获取总功率谱线；和平均功率谱线获取模块，用于通过将所述总功率语线除以所述预 定时间内的多普勒语线的数目来获取所述平均功率谱线。
5. 如权利要求3所述的方法，其特征在于，所述优化步骤包括 滤除步骤，用于将所述最大功率谱线和所述平均功率语线在壁滤波截止频率范围内的功率值滤除，得到新的最大功率谱线和新的平均 功率谱线；确定步骤，用于确定所述新的最大功率镨线中具有最小功率值的 频率点；小功率值的频率点的功率值与第一阈值进行比较来判断是否存在多 次混叠，若所述新的平均功率谱线在所述具有最小功率值的频率点的 功率值大于所述第一阈值，则存在多次混叠，否则，不存在多次混叠；边界搜索步骤，用于在不存在多次混叠时，基于所述新的最大功 率谱线和所述预定噪声平均功率来搜索血流信号的边界，所述血流信 号的边界包括血流信号的正频率边界和负频率边界；第一调节步骤，用于在搜索不到所述血流信号的边界时，将所述脉沖重复频率调至最小值，并将所述基线调至显示区的中央；和第二调节步骤，用于在搜索到所述血流信号的边界时，基于所述血流信号的边界来调节所述多普勒成像参数中的至少 一个。
6. 如权利要求5所述的方法，其特征在于，所述第一阈值取决 于所述预定噪声平均功率。
7. 如权利要求5所述的方法，其特征在于，所述边界搜索步骤 包括负边界搜索步骤，用于在所述新的最大功率语线中，以所述具有 最小功率值的频率点为搜索起点，向正频率方向搜索所述血流信号的 负频率边界，若连续多个频率点处的最大功率值都大于第二阈值，则 搜索到所述血流信号的负频率边界，否则继续向所述正频率方向搜 索，当搜索至最大频率点后转到最小频率点继续搜索，直至所述具有 最小功率值的频率点；和正边界搜索步骤，用于在所述新的最大功率谱线中，以所述具有最小功率值的频率点为搜索起点，向负频率方向搜索所述血流信号的 正频率边界，若连续多个频率点处的最大功率值都大于所述第二阈 值，则搜索到所述血流信号的正频率边界，否则继续向所述负频率方 向搜索，当搜索至所述最小频率点后转到最大频率点继续搜索，直至 所述具有最小功率值的频率点。
8. 如权利要求7所述的方法，其特征在于，所述第二阈值取决 于所述预定噪声平均功率。
9. 如权利要求1 - 8中任一项所述的方法，其特征在于，所述预 定时间至少等于一个心动周期。
10. 如权利要求1-8中任一项所述的方法，其特征在于，所述 预定噪声平均功率是事先测定的、在不同探测深度、不同取样门宽度 条件下的噪声平均功率。
11. 一种自动优化多普勒成像参数的装置，所述多普勒成像参数 包括脉沖重复频率和基线中的至少一个，所述装置包括获取模块，用于获取至少两根在预定脉沖重复频率下的特征语线；存储模块，用于存储所述至少两根特征谱线；和优化模块，用于基于所存储的至少两根特征语线和预定噪声平均功率来优化所述多普勒成像参数中的至少 一 个；其特征在于，在预定时间内，所述获取模块是通过实时采集在所述预定脉沖重复频率下的多普勒谱线并不经存储对所采集的多普勒语线进行实时处理而获取所述至少两根特征谱线。
12. 如权利要求11所述的装置，其特征在于，所述预定脉冲重 复频率是系统支持的最大脉沖重复频率、当前探测深度下的最大脉冲 重复频率或者当前检查模式下的最大脉冲重复频率。
13. 如权利要求12所述的装置，其特征在于，所述至少两根特 征谱线包括最大功率谱线和平均功率i普线。
14. 如权利要求13所述的装置，其特征在于，所述获取模块包括采集模块，用于实时采集在所述预定脉沖重复频率下的多普勒谱线；最大功率谱线获取模块，用于在所述预定时间内，通过选择当前 存储的最大功率谱线与当前实时采集的多普勒谱线在每个频率点上的较大值来获取最终的最大功率谱线；总功率语线获取模块，用于在所述预定时间内，通过对实时采集的多普勒谱线在每个频率点上的值进行实时累加来获取总功率语线； 和平均功率谱线获取模块，用于通过将所述总功率i普线除以所述预 定时间内的多普勒语线的数目来获取所述平均功率语线。
15.如权利要求13所述的装置，其特征在于，所述优化模块包括滤除模块，用于将所述最大功率镨线和所述平均功率语线在壁滤 波截止频率范围内的功率值滤除，得到新的最大功率谱线和新的平均 功率谱线；确定模块，用于确定所述新的最大功率谱线中具有最小功率值的 频率点；小功率值的频率点的功率值与第一阈值进行比较来判断是否存在多 次混叠，若所述新的平均功率谱线在所述具有最小功率值的频率点的 功率值大于所述第一阈值，则存在多次混叠，否则，不存在多次混叠；边界搜索模块，用于在不存在多次混叠时，基于所述新的最大功 率语线和所述预定噪声平均功率来搜索血流信号的边界；和调节模块，用于在搜索不到所述血流信号的边界时，将所述脉冲 重复频率调至最小值，并将所述基线调至显示区的中央，而在搜索到 所述血流信号的边界时，基于所述血流信号的边界来调节所述多普勒 成像参数中的至少一个。
16. 如权利要求15所述的装置，其特征在于，所述第一阈值取决于.所述预定噪声平均功率。
17. 如权利要求11-16中任一项所述的装置，其特征在于，所 述预定时间至少等于一个心动周期。
18. 如权利要求11-16中任一项所述的装置，其特征在于，所 述预定噪声平均功率是事先测定的、在不同探测深度、不同取样门宽 度条件下的噪声平均功率。
全文摘要
本发明提供一种自动优化多普勒成像参数的方法和装置。该方法包括获取步骤，用于获取至少两根在预定脉冲重复频率下的特征谱线；存储步骤，用于存储至少两根特征谱线；和优化步骤，用于基于所存储的至少两根特征谱线和预定噪声平均功率来优化多普勒成像参数中的至少一个。在预定时间内，获取步骤是通过实时采集在预定脉冲重复频率下的多普勒谱线并不经存储对所采集的多普勒谱线进行实时处理而获取至少两根特征谱线。与现有技术相比，本发明的方法和装置通过仅存储并处理两根特征谱线和预定噪声平均功率来实现多普勒成像参数的自动优化，所以占用资源少、复杂度低且稳定性好。
文档编号A61B8/06GK101647715SQ20081013094
公开日2010年2月17日 申请日期2008年8月27日 优先权日2007年8月28日
发明者羽 张, 张官喜 申请人:深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司