自动优化多普勒成像参数的方法和装置 【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)两路正交信号，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(PulseRepetition 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。随时间变化的功率谱就形成了多普勒声谱图。图2示出人体颈动脉血流的多普勒声谱图，图中横坐标代表时间，纵坐标代表频率(流速)。多普勒声谱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谱图(多普勒谱线)，经过分析，得到调节后的脉冲重复频率和基线，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，多普勒声谱图会发生混叠。发生混叠时，多普勒声谱图会在速度(频率)刻度方向发生卷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冲重复频率，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卷绕的(称此时的混叠为多次混叠)，这时候需要增加脉冲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，都有调节脉冲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谱图进行处理，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，并最终调节脉冲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谱线，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谱线的最小值，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谱线的最小值，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谱线的信号边界，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谱线中，找出在该平均功率谱线的信号正边界处的、强度最大的一根多普勒谱线，并基于该新的噪声阈值，搜索这根多普勒谱线的边界，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。如果多普勒声谱的方向为正，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，即与多普勒声谱的方向一致，则认为没有发生一次混叠，否则，认为发生了一次混叠。如果多普勒声谱的方向为负，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，则需要提高脉冲重复频率。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谱的情况，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冲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。
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冲重复频率和基线中的至少一个。该装置包括：获取模块，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谱线进行实时处理而获取至少两根特征谱线。
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。
【附图说明】
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谱图；
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谱图；
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谱图；以及
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，将脉冲重复频率设置为当前探测深度下的最大脉冲重复频率值，并将设置的脉冲重复频率提供给超声发射单元。假定d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：
PRF max = c 2 * d ]]> 将脉冲重复频率设置为PRF
max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，还可以将脉冲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PRF
max，此时系统将切换到高脉冲重复频率(HPRF)工作模式。另外，还可以根据检查模式来设置脉冲重复频率。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)的时间内实时采集并处理频谱估计单元产生的多普勒谱线，得到两根特征谱线，即最大功率谱线和平均功率谱线。1秒钟内产生的多普勒谱线的数目与谱更新速度有关，用户可以通过调整系统前面板上的按钮来调整谱更新速度的大小。假设谱更新速度为SpecSpeed毫秒，则1秒钟内产生的多普勒谱线的数目是：
M = 1000 SpecSpeed ]]> 每根谱线有N个频率点，自下而上，对应0到N-1，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 FourierTransformation，FFT)的点数。
最大功率谱线的产生过程如下：将当前时刻产生的多普勒谱线在某个频率点上的功率值与存储的最大功率谱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谱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谱线，将该最大功率谱线存入内存中。在1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谱线，记为MX。最大功率谱线在每个频率点上的初始功率都是0。
平均功率谱线的产生过程如下：将当前时刻产生的多普勒谱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，作为总功率谱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谱线，将该总功率谱线存入内存中。在1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，将得到的总功率谱线除以1秒钟内的多普勒谱线的数目，就得到平均功率谱线，记为MN。总功率谱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谱线。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谱线中，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，判断多普勒声谱图中是否存在多次混叠。首先需要搜索最大功率谱线MX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谱线在第0个频率点的功率。然后，从第1个频率点开始，将最大功率谱线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-1个频率点。此时记录的最小功率频率点就是最大功率谱线的最小功率频率点，记为f
min。接着，判断下式是否成立：
MN f min < C 1 ]]> 式中，
![]()
是指平均功率谱线MN在f
min处的值，C1是根据预定噪声平均功率设置的一个阈值。C1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，即平均功率谱线在频率点f
min处的功率大于C1，则认为f
min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，即平均功率谱线在f
min频率点处的值小于C1，则认为f
min处是噪声，多普勒声谱图中并未充满信号，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，这是由于此时脉冲重复频率已经是当前探测深度下的最大脉冲重复频率，无法再通过提高脉冲重复频率来消除多次混叠。
若多普勒声谱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。下面对此进行详细描述。
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MX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MX中，以f
min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f
-，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f
min。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-1个频率点继续搜索，直至频率点f
min，搜索到的血流信号的正频率边界记为f
+。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，C3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f
+和f
-的位置来调节脉冲重复频率和基线。
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.f
+<f
-：
1.f
+和f
-在基线同一侧：
(1)f
+和f
-都在基线下侧：
图4(a)所示即为f
+<f
-且f
+和f
-都在基线下侧的情况下的声谱图，从其最大功率谱线可以看出信号区域为：
Ros＝N-(f
--f
+)
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
![]()
则新的脉冲重复频率由下式计算：
PRF new = PRF old / ( k * N Ros ) = PRF old / L ]]> 其中，PRF
old和PRF
new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表示调节前的脉冲重复频率与调节后的脉冲重复频率的比值。由于超声系统中脉冲重复频率是离散值，所以算出的PRf
new需要与系统中允许的脉冲重复频率相匹配，找出所有离散脉冲重复频率值中大于PRF
new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f
+和f
-的位置，可以对基线的位置进行优化。调节后的基线位置是：
baseline new = 1 - k 2 * N + ( baseline old - f _ ) * L ]]> 其中，baseline
old、baseline
new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baseline
new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冲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。
f
+和f
-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f
+和负频率边界f
-，而未示出相应的最大功率谱线)。
(2)f
+和f
-都在基线上侧：
如图4(b)所示，此时，其信号区域为：
Ros＝N-(f
--f
+)
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
![]()
则新的脉冲重复频率由下式计算：
PRF new = PRF old / ( k * N Ros ) = PRF old / L ]]> 其中，PRF
old和PRF
new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PRF
new需要与系统中允许的脉冲重复频率相匹配，找出所有离散脉冲重复频率值中大于PRF
new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：
baseline new = 1 + k 2 * N - ( f + - baseline old ) * L ]]> 其中，baseline
old、baseline
new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baseline
new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.f
+和f
-分别在基线两侧
设最小正频率到基线的距离为DisFromBase0，则
DisFromBase0＝f
--baseline
old 设最小负频率到基线的距离为DisFromBase1，则
DisFromBase1＝baseline
old-f
+ 其中，baseline
old是调节前的基线位置。
如果DisFromBase0<DisFromBase1，则声谱图具有正频率特征，否则具有负频率特征。
(1)声谱图具有正频率特征：
如图4(c)所示，此时，其信号区域
Ros＝N-(baseline
old-f
+)
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，baseline
old是调节前的基线位置。
新的脉冲重复频率由下式计算：
PRF new = PRF old / [ k * N Ros ] ]]> PRF
old和PRF
new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PRF
new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PRF
new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：
baseline new = 1 - k 2 * N ]]> 其中，baseline
new是调节后的基线位置，其它参数的定义同上。同样，算出的baseline
new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
Ros＝N-(f_-baseline
old)
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，baseline
old是调节前的基线位置。
新的脉冲重复频率由下式计算：
PRF new = PRF old / [ k * N Ros ] ]]> PRF
old和PRF
new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PRF
new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PRF
new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：
baseline new = 1 + k 2 * N ]]> 其中，baseline
new是调节后的基线位置，其它参数的定义同上。算出的baseline
new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.f
+>f
- 1.f
+和f
-在基线同一侧：
设最小正频率到基线的距离为DisFromBase0，则
DisFromBase0＝f
--baseline
old 设最小负频率到基线的距离为DisFromBase1，则
DisFromBase1＝baseline
old-f
+ 其中，baseline
old是调节前的基线位置。
如果DisFromBase0<DisFromBase1，则声谱图具有正频率特征，否则具有负频率特征。
(1)声谱图具有正频率特征：
A.f
+和f
-都在基线之上：
如图4(e)所示，此时，信号区域
Ros＝f
+-baseline
old- 其中，Ros表示信号区域，baseline
old是调节前的基线位置。
新的脉冲重复频率由下式计算：
PRF new = PRF old / [ k * N Ros ] ]]> PRF
old和PRF
new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PRF
new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PRF
new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：
baseline new = 1 - k 2 * N ]]> 其中，baseline
new是调节后的基线位置，其它参数的定义同上。算出的baseline
new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.f
+和f
-都在基线之下：
如图4(f)所示，此时，信号区域
Ros＝N-(baseline
old-f
+)
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，baseline
old是调节前的基线位置。
新的脉冲重复频率由下式计算：
PRF new = PRF old / [ k * N Ros ] ]]> PRF
old和PRF
new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PRF
new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PRF
new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：
baseline new = 1 - k 2 * N ]]> 其中，baseline
new是调节后的基线位置，其它参数的定义同上。算出的baseline
new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.f
+和f
-都在基线之下，
如下图4(g)所示，此时，信号区域
Ros＝baseline
old-f
- 其中，Ros表示信号区域，baseline
old是调节前的基线位置。
新的脉冲重复频率由下式计算：
PRF new = PRF old / [ k * N Ros ] ]]> PRF
old和PRF
new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PRF
new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PRF
new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：
baseline new = 1 + k 2 * N ]]> 其中，baseline
new是调节后的基线，其它参数的定义同上。算出的baseline
new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.f
+和f
-都在基线之上：
如图4(h)所示，此时，信号区域
Ros＝N-(f
--baseline
old)
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，baseline
old是调节前的基线位置。
新的脉冲重复频率由下式计算：
PRF new = PRF old / [ k * N Ros ] ]]> PRF
old和PRF
new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PRF
new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PRF
new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：
baseline new = 1 + k 2 * N ]]> 其中，baseline
new是调节后的基线，其它参数的定义同上。算出的baseline
new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.f
+和f
-分别在基线两侧：
如下图4(i)所示，此时，信号区域
Ros＝f
+-f
- 其中，Ros表示信号区域。
新的脉冲重复频率由下式计算：
PRF new = PRF old / ( k * N Ros ) = PRF old / L ]]> 其中，PRF
old和PRF
new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表示调节前的脉冲重复频率与调节后的脉冲重复频率的比值。算出的PRF
new需要与系统中允许的脉冲重复频率相匹配，找出所有离散脉冲重复频率值中大于PRF
new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：
baseline new = 1 - k 2 * N + ( baseline old - f _ ) * L ]]> 其中，baseline
old、baseline
new分别是调节前后的基线位置，其它参数的定义同上。算出的baseline
new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PRF
max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谱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谱线和平均功率谱线。优化模块640基于所存储的最大功率谱线、平均功率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。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、总功率谱线获取模块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谱线，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。平均功率谱线获取模块630通过将总功率谱线除以1秒钟内的多普勒谱线的数目来获取平均功率谱线。
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，得到新的最大功率谱线和新的平均功率谱线。确定模块650确定新的最大功率谱线中具有最小功率值的频率点f
min。混叠判断模块655通过将新的平均功率谱线在f
min处的功率值与C1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f
min处的功率值大于C1，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基于新的最大功率谱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
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