Результат интеллектуальной деятельности: УЛЬТРАЗВУКОВОЕ ДОППЛЕРОВСКОЕ АУДИОУСТРОЙСТВО КОНТРОЛЯ КРОВОТОКА СО СМЕЩЕНИЕМ ОСНОВНОГО ТОНА

Настоящее изобретение относится к медицинским диагностическим ультразвуковым системам, в частности к ультразвуковым системам, создающим допплеровский аудиосигнал с управляемым основным тоном.

Использование допплеровского аудиосигнала для диагностики кровотока уходит корнями вглубь на много десятилетий. В годы, предшествующие настоящему времени, когда стало возможным видеопредставление в реальном времени допплеровских характеристик потока, аудиосигнал был единственным средством ультразвуковой диагностики кровотока. Врач должен был направлять допплеровский зонд в направлении интересующего органа или сосуда без какой-либо видеоподдержки и слушать характерный пульсирующий "свистящий" звук кровотока. Так как допплеровское смещение частоты обычно находится в килогерцовом диапазоне или ниже, усиленный сигнал допплеровской частоты мог использоваться для прямого возбуждения громкоговорителя. Это остается тем способом, которым в настоящее время формируются ультразвуковые допплеровские сигналы от кровотока. Диагностическое использование допплеровского аудиосигнала, однако, сократилось, поскольку «живые» (в реальном времени) видеопредставления допплеровского потока, такие как спектральное допплеровское представление и цветное допплеровское представление потока, обеспечили более точные и пространственно конкретизированные способы ультразвукового диагностирования характеристик кровотока. Тем не менее, допплеровский аудиосигнал остается главным при диагностическом ультразвуковом исследовании и на сегодня все еще используется, чтобы помочь направлять и подтверждать правильность положения зонда и контрольного объема. Когда визуальное изображение, которое видит сонографист, и допплеровский аудиосигнал, который слышит сонографист, вместе создают соответствующую информацию, доверие сонографиста к обоснованности и точности диагностической информации повышается.

Допплеровский аудиосигнал воспроизводится через акустическую систему, являющуюся частью ультразвуковой системы. В системах, смонтированных на тележке, громкоговорители акустической системы могут располагаться на тележке в самых разных местах, таких как основная рама системы, пульт управления или дисплей. Так как громкоговорители перевозятся на тележке и могут располагаться в различных местах, конструктору системы предлагается для использования большое разнообразие коммерчески доступных громкоговорителей. Но в связи с недавним появлением более компактных, переносных ультразвуковых систем, пространство для громкоговорителей весьма значительно ограничивается. В компактных системах габаритам и весу придается большое значение, и конструктор системы часто ограничивается использованием очень малых, очень компактных громкоговорителей. В компактной ультразвуковой системе CX50 компании Philips Healthcare, например, громкоговорители монтируются в ручке для переноски, делая обязательным использование очень малых, очень тонкопрофильных громкоговорителей. По своей природе, малые громкоговорители будут обычно иметь частотную характеристику в более высокочастотном диапазоне, чем более крупные громкоговорители, и итоговый результат определяется как их небольшими размерами, так и ограниченной акустической средой. Эти громкоговорители неспособны к повышенной точности воспроизведения низкочастотных сигналов (басов), характерной для более крупных громкоговорителей в больших акустических корпусах.

Как указано выше, громкоговорители ультразвуковой системы должны воспроизводить аудиосигналы в диапазоне частот допплеровского сигнала. Частоты допплеровского сигнала пропорциональны скорости или быстроте кровотока. Для относительно более высокоскоростного кровотока воспроизведение с высокой точностью обычно находится в пределах возможностей малых громкоговорителей мобильной системы, поскольку более высокочастотные звуки от более высокоскоростного потока находятся в пределах воспроизводимого диапазона частот таких громкоговорителей. Такие более высокие скорости кровотока обычно встречаются при диагностировании артериального кровотока. При диагностировании венозного потока скорости кровотока намного ниже. Скорость венозного кровотока в подкожных венах ноги может быть в диапазоне, например, всего нескольких сантиметров в секунду или ниже. Следовательно, допплеровский аудиосигнал, воспроизводимый для этих низкоскоростных потоков, будет сигналом низких частот, которые плохо воспроизводятся малыми громкоговорителями. Допплеровский аудиосигнал будет иметь малую громкость, будет искаженным и трудно воспринимаемым. Следовательно, было бы желательно обеспечить лучшее воспроизведение звуковых сигналов более низких частот, наиболее часто встречающихся при ультразвуковых венозных обследованиях.

Один из подходов к проблеме воспроизведения низких частот был опробован на допплеровском режиме для ткани. При допплеровском исследовании ткани движение ткани, такое как движение миокарда сердца, обнаруживается посредством допплеровской обработки. В отличие от кровотока, движение ткани является движением непрерывного участка ткани, в котором клетки ткани двигаются синхронно, так как они физически соединены друг с другом. Таким образом, движение ткани будет определяться единой скоростью соединенных клеток ткани, а не диапазоном скоростей, производимым турбулентным кровотоком. В результате допплеровский сигнал будет характеризоваться преобладающей единственной частотой в любой короткий промежуток времени. Среднее значение частоты используется для генерации синтетической синусоиды на средней частоте. Чтобы воспроизвести допплеровский сигнал на более высокой частоте, необходимо только умножить среднюю частоту на коэффициент масштабирования частоты, чтобы сместить синусоидальную частоту на более высокую частоту. Сигнал на частоте 60 Гц может быть просто модулирован до 180 Гц, например, умножая частоту синтезированной синусоиды на три.

Хотя такой принцип успешен для допплеровского исследования ткани, подход со смещением средней частоты неприемлем для исследования кровотока с помощью допплеровского аудиосигнала. Как упомянуто выше, клетки крови в вене или артерии разъединены и будут двигаться в кровотоке, по существу, независимо друг от друга. Скорость потока в центре кровеносных сосудов будет больше, чем скорость вдоль стенок сосудов из-за трения о стенки сосудов, которое отсутствует в центре сосуда. Клетки крови также могут двигаться во многих различных направлениях из-за турбулентности, вызванной препятствиями и клапанами. Следовательно, кровоток характеризуется не единственной скоростью, как ткань, а множеством одновременно существующих скоростей. Этот спектр аудиочастот, соответствующих этим скоростям, создается при допплеровском аудиообследовании, который для тренированного уха богат гармониками и тонким тембром. Обученные сонографисты полагаются на это богатство допплеровского аудиосигнала, чтобы руководствоваться ими при размещении зонда и контрольного объема. Простое смещение средней частоты допплеровского сигнала к более высокой частоте не может воспроизвести полный спектр частот допплеровского смещения, являющийся результатом кровотока, и будет создавать монотонный, искусственный звук, незнакомый обученному сонографисту. Следовательно, при решении проблемы должен быть принят другой подход для улучшения воспроизведения допплеровских аудиосигналов низкочастотного венозного потока.

Диагностика и использование допплеровского аудиосигнала требуют значительного опыта, поскольку нюансы сложных допплеровских звуков могут быть очень тонкими и контекстуально постигаются только обученными сонографистами. Эта проблема становится еще более трудной из-за того факта, что допплеровская частота демодуляции играет роль в звуке допплеровскоого аудиосигнала. Хотя формирование изображений с использованием допплеровских гармоник (используемых прежде всего для импульсно-волнового допплеровского исследования ткани (PW) и формирования контрастного изображения) использует частоту демодуляции, равную удвоенной частоте передачи, чтобы обнаружить вторую гармонику частоты передачи, традиционно допплеровская частота демодуляции устанавливается равной частоте передачи для оптимального обнаружения кровотока при отсутствии контрастных веществ. Зонд, который осуществляет передачу и прием на частоте 3 МГц (3-мегагерцовый зонд), будет создавать другой диапазон допплеровского аудиосигнала, нежели, например, 5-мегагерцовый зонд, и сонографист будет выбирать зонд с другой частотой для других обследований, в зависимости от таких факторов, как глубина кровеносного сосуда, который должен исследоваться. Было бы желательно, чтобы эта разность в полосах допплеровских частот могла быть исключена и чтобы допплеровский аудиосигнал воспроизводился в одном и том же диапазоне звуковых частот, независимо от частоты зонда.

В соответствии с принципами настоящего изобретения, описывается диагностическая ультразвуковая система, создающая соответствующий кровотоку допплеровский аудиосигнал на звуковой частоте, которая не является частотой допплеровского смещения. В одной реализации сонографист обеспечивается устройством пользовательского управления, которое содержит регулировку основного тона допплеровского аудиосигнала. Устройство управления предпочтительно позволяет смещать звук допплеровского аудиосигнала по основному тону на доли октавы или на октаву или больше. Это делается, не просто смещая среднюю частоту допплеровского диапазона аудиочастот, а растягивая или расширяя весь диапазон частот внутри полосы аудиочастот, так чтобы нюансы тонов кровотока точно сохранялись и воспроизводились. Хотя звуки допплеровского аудиосигнала смещаются по основному тону, визуальное отображение допплеровских скоростей кровотока делается на несмещенных допплеровских частотах скоростей. Устройство пользовательского управления может, например, побуждать создавать допплеровский сигнал аудиочастоты в более высокой октаве во время обследований венозного потока ультразвуковой системой с небольшими громкоговорителями. В другой реализации управление основным тоном звука используется, чтобы воспроизводить допплеровский аудиосигнал в спектре постоянных частот, исключая, таким образом, разницу в допплеровском аудиосигнале из-за использования зондов с разными частотами.

На чертежах:

Фиг.1 - блок-схема ультразвуковой диагностической системы формирования изображений, выполненная в соответствии с принципами настоящего изобретения.

Фиг.2 - экран дисплея ультразвуковой системы, показывающий картину допплеровского спектра и двумерное изображение положений контрольного объема и курсора потока.

Фиг.3a-3e - смещение спектра допплеровского аудиосигнала в соответствии с принципами настоящего изобретения.

Фиг.4 - способ смещения основного тона допплеровского аудиосигнала для кровотока, который может быть осуществлен в системе с выборкой данных.

На Фиг.1 ультразвуковая система, выполненная в соответствии с принципами настоящего изобретения, показана в форме блок-схемы. Преобразователь 12 решетки ультразвукового зонда 10 передает ультразвуковые волны и принимает ультразвуковые отраженные сигналы в ответ на переданные сигналы. Элементы матрицы ультразвукового преобразователя 12 показаны ведущими передачу ультразвуковых лучей через сформированное в виде сектора поле 100 зрения и вдоль оси 22 допплеровского луча. Передача ультразвука матрицей преобразователя управляется формирователем 62 луча, который управляет такими параметрами, как частота передачи и синхронизация передачи индивидуальными элементами матрицы. Элементы матрицы преобразователя преобразуют принятые ультразвуковые сигналы в электрические сигналы, которые передаются посредством переключателя 26 передачи/приема (T/R) на приемное устройство 64 формирования луча. Приемный формирователь 64 луча формирует когерентные выборки S(t) из отраженных сигналов, принятых от элементов преобразователя. Передающий и принимающий формирователи луча синхронизируются и управляются контроллером 60 формирователя луча.

Когерентные отраженные сигналы обычно принимаются вдоль последовательности направлений луча, и отраженные сигналы подвергаются квадратурному обнаружению с помощью квадратурного полосового (QBP) фильтра 28. Типичный фильтр QBP описывается в патенте США 6050942 (Rust и др.). Фильтр 28 QBP создает квадратурные составляющие I и Q для каждого отраженного сигнала. Эти составляющие могут детектироваться по амплитуде, чтобы сформировать данные полутонового изображения процессором 30 в режиме B, используя выражение . Пары составляющих I, Q также хранятся в групповом запоминающем устройстве 32 в различных по времени выборках из одного и того же местоположения поля изображения для допплеровской обработки. Групповое запоминающее устройство облегчает преобразование из "быстрого времени", являющегося функцией частоты выборки r.f., в "медленное время", являющееся функцией интервала повторения импульсов (PRI), при котором опрашивается каждый контрольный объем в поле изображения. Группы данных подаются на фильтр 37 стенки сосуда, который удаляет нежелательные составляющие допплеровского смещения. Для формирования изображения кровотока фильтр 37 стенки сосуда удаляет низкочастотные составляющие от медленно движущейся ткани, а для формирования изображения движения ткани удаляются более высокочастотные составляющие протекающей крови. Мгновенные частоты в различных точках поля изображения могут иметь цветовое кодирование в соответствии с частотами (которые соответствуют скоростям) и отображаться на цветном допплеровском дисплее допплеровским процессором 38 цветового потока. Цветной допплеровский дисплей обычно накладывается на полутоновое изображение в режиме В для структурной ориентации цветокодированного движения или потока. Допплеровский дисплей цветового потока будет выдавать врачу вид мгновенного потока или движения по всему полю изображения, динамически показываемый в режиме реального времени.

Ультразвуковая система, показанная на Фиг.1, также способна осуществлять непрерывно-волновые (CW) допплеровские измерения. В CW-допплеровской системе допплеровский сигнал передается непрерывно от одной апертуры матричного преобразователя 12 и отраженные сигналы непрерывно принимаются другой апертурой матричного преобразователя. Принятые отраженные сигналы являются сигналами от перекрытия лучей передачи и приема. Принятые сигналы s(t) смешиваются с синусной и косинусной функциями частоты передачи и фильтруются фильтром нижних частот, чтобы удалить нежелательные составляющие смешивания, обычно суммарные частоты. Разностные частоты затем подвергаются процессу формирования изображения и отображаются спектрально таким же способом, как импульсно-волновая (PW) спектральная допплеровская картина.

В соответствии с принципами настоящего изобретения принятые отраженные сигналы S(t) подвергаются фазовой демодуляции в полосу допплеровского смещения стробируемым допплеровским демодулятором 34. Стробирование демодулирует отраженные сигналы, приходящие обратно от местоположения объема выборки, которые могут обеспечиваться вектором допплеровского луча и сигналом стробирования объема выборки, обсуждаемым ниже. Демодулированные допплеровские сигналы I₀, Q₀ привязываются к допплеровской частоте f₀ передачи и имеют форму I(t)+jQ(t), иногда называемую "аналитическим сигналом". Демодулированные допплеровские сигналы фильтруются фильтром 35 стенки сосуда, чтобы удалить составляющие ткани и пропустить только составляющие кровотока. Отфильтрованные от стенки сосуда допплеровские сигналы кровотока имеют форму I₀', Q₀'. Эти сигналы кровотока затем обрабатываются для спектрального представления спектральным допплеровским процессором 36. Для спектрального допплеровского представления спектральный допплеровский процессор будет создавать спектр частотных значений, которые соответствуют диапазону частот кровотока, существующего во время измерения. Каждый последующий по времени спектр отображается как спектральная линия на спектральном изображении (обычно с прокруткой или свиппированием) спектральным допплеровским процессором 36, как показано на Фиг.2 и 3. Спектральное допплеровское изображение будет давать врачу подробную количественную оценку потока составляющих потока или движения в конкретном объеме выборки в поле изображения.

Все данные полутонового изображения (B-режим), спектральные допплеровские данные, CW-допплеровские данные и данные цветового потока подаются на процессор 40 изображения для создания одного или более изображений в требуемом(ых) формате(ах) изображения на дисплее 24.

В соответствии с принципами настоящего изобретения ультразвуковая система, показанная на Фиг.1, также создает допплеровский аудиосигнал для громкоговорителя 44. Традиционно допплеровский аудиосигнал соответствует частотам допплеровского смещения, основанным на допплеровской частоте f₀ передачи и создаваемым как аудиосигнал, поскольку частоты допплеровского смещения находятся в спектре частот, слышимых человеком, обычно от 100 Гц до 10 кГц. Когда допплеровский аудиосигнал формируется в цифровой форме, он преобразуется в аналоговый сигнал цифроаналоговым преобразователем (DAC) 42, усиливается и подается на громкоговоритель 44. Аудиосигналы могут также разделяться как функция направления потока относительно матрицы преобразователя разделителем 54 прямого/обратного направления, который будет воспроизводить сигналы от потока, направленного к матрице преобразователя, через один громкоговоритель и от потока, направленного от матрицы преобразователя, через второй громкоговоритель. Направление потока традиционно указывается знаком допплеровского смещения. Кроме того, ультразвуковая система, показанная на Фиг.1, позволяет пользователю управлять основным тоном допплеровского аудиосигнала для лучшего качества воспроизведения. Например, громкоговоритель 44 может иметь плохое качество воспроизведения допплеровских сигналов с низкой частотой от низкоскоростного венозного кровотока. В этом случае пользователь должен увеличить основной тон воспроизводимых допплеровских звуков до частотного диапазона, который более ясно воспроизводится громкоговорителем.

В примере, показанном на Фиг.1, ультразвуковая система имеет пульт 20 управления, через который пользователь может управлять многими допплеровскими признаками ультразвуковой системы. Следует понимать, что пульт управления может быть выполнен в виде аппаратурного обеспечения или как программированные функциональные клавиши на экране дисплея или как комбинация того и другого. Пользователь может манипулировать устройством пользовательского управления для направления вектора 22 допплеровского луча по полю изображения. Вектор 22 графически представляется как линия на ультразвуковом изображении и в ультразвуковой системе является индикатором направления, в котором допплеровский луч должен передаваться для спектрального допплеровского опрашивания. Пользователь может также манипулировать управлением на пульте управления, чтобы перемещать графическое изображение 16 объема выборки (см. Фиг.2) по глубине вдоль допплеровского луча, откуда должны получаться спектральные допплеровские данные. Вектор допплеровского луча и местоположение объема выборки подаются на контроллер 60 формирователя луча, чтобы сообщать контроллеру направление, в котором допплеровский луч должен передаваться, и глубину вдоль луча, где должны делаться спектральные допплеровские измерения. Стробирование допплеровского демодулятора 34 может устанавливаться одними и теми же сигналами синхронизации. Кроме того, пользователь может манипулировать управлением на пульте 20 управления, чтобы указывать направление кровотока в кровеносном сосуде с помощью курсора потока. Эта установка курсора используется ультразвуковой системой для корректировки оценки допплеровской частоты, поскольку допплеровское уравнение, используемое для оценки допплеровской частоты, зависит от угла между направлением допплеровского луча и направлением кровотока. Контроллер формирователя луча также управляет допплеровской передачей, чтобы она происходила на номинальной допплеровской частоте f₀ передачи матрицы преобразователя. Эта информация обычно подается на ультразвуковую систему запоминающим устройством зонда, когда зонд присоединяется к ультразвуковой системе, как описано в патенте США 4868476 (Respaut). При допплеровской операции зонд 10 будет передавать допплеровский луч на этой номинальной частоте передачи, и допплеровское смещение или частота будет смещаться относительно этой номинальной частоты.

В примере, показанном на Фиг.1, номинальная допплеровская частота f₀ передачи, установка вектора допплеровского луча и установка курсора потока подаются на контроллер 52 основного тона. Кроме того, контроллер основного тона принимает параметр m основного тона, который устанавливается пользователем с пульта управления. Контроллер основного тона затем может вычислить угол между вектором допплеровского луча и курсором потока и передать этот угол в форме cosϕ на спектральный допплеровский процессор 36, который использует этот член для угловой коррекции допплеровских оценок. Контроллер 52 основного тона также использует данные, которые он принимает, для вычисления масштабного коэффициента К основного тона для управления основным тоном. Коэффициент K и допплеровская частота f_D от устройства 34 оценки допплеровской частоты подаются на фазовый вокодер 50 для управления основным тоном допплеровского аудиосигнала. Фазовые вокодеры использовались в прошлом для синтеза речи и редактирования музыки. Однако в ультразвуковой системе, показанной на Фиг.1, фазовый вокодер 50 используется для допплеровского аудиосигнала, создавая смещенные по основному тону составляющие сигнала в форме I_S, Q_S, которые используются разделителем 54 прямого/обратного направления и DAC 42 для возбуждения громкоговорителя(ей) 44 допплеровским аудиосигналом, отличного от того, который основан на допплеровской частоте f₀ передачи.

Традиционная допплеровская ультразвуковая система формирования изображений создает широкополосный аудиосигнал, спектр частот которого связан со скоростями движущихся микронеоднородностей в интересующей области внутри тела через допплеровское уравнение. То есть, интенсивность аудиосигнала на каждой аудиочастоте пропорциональна сумме интенсивностей полученных ультразвуковых отраженных сигналов от всех микронеоднородностей, движущихся со скоростью v, где f_D и v связаны между собой допплеровским уравнением:

где f₀ является центральной частотой ультразвуковой демодуляции (традиционно равной частоте передачи), ϕ является допплеровским углом, то есть углом между направлением допплеровского луча и направлением кровотока, и c - скорость звука. Обычно, когда допплеровская частота оценена, допплеровское уравнение используется для вычисления скорости кровотока. Однако в одной реализации настоящего изобретения частоты всех составляющих допплеровского аудиосигнала масштабируются так, что интенсивность масштабированного по частоте аудиосигнала на каждой звуковой частоте f_D' теперь пропорциональна сумме интенсивностей принятых ультразвуковых сигналов, отраженных от всех микронеоднородностей, движущихся со скоростью v, где f_D' и v связаны следующим уравнением:

где k обычно находится в диапазоне 1,0<=k<=4.

В ультразвуковой системе, показанной на Фиг.1, фазовый вокодер 50 использует квадратурные допплеровские составляющие I₀', Q₀', используемые для спектрального допплеровского изображения, и коэффициент K, даваемый контроллером 52 основного тона, чтобы создавать новый сигнал для воспроизведения допплеровского аудиосигнала в соответствии с уравнением:

Коэффициент K в уравнении будет смещать основной тон f_D допплеровской полосы частот, чтобы создать допплеровский аудиосигнал f_D' с другим основным тоном, устанавливаемым коэффициентом К масштабирования основного тона. Коэффициент масштабирования основного тона устанавливается регулировкой пользователем переменного члена m, где K=f(m). В созданном варианте осуществления член m может быть задан в некотором диапазоне значений, причем каждое дискретное значение создает смещение звука допплеровского аудиосигнала на треть октавы. Используются шесть значений, так чтобы звук допплеровского аудиосигнала мог увеличиваться по основному тону до двух октав. Регулировка устройством пользовательского управления, чтобы изменять основной тон допплеровского аудиосигнала, не будет оказывать влияние на значения частоты допплеровского смещения, используемые для визуальной спектральной картины и картины допплеровского цветового потока, которые создают свою визуальную информацию, используя неизмененную допплеровскую частоту f_D.

Контроллер 52 основного тона и фазовый вокодер 50 могут использоваться в других реализациях, чтобы обеспечить другие преимущества. Например, как упомянуто выше, так как допплеровское уравнение содержит член f₀, номинальная допплеровская частота передачи допплеровского звука будет зависеть от частоты конкретного зонда, используемого для обследования. Зонд с частотой 3 МГц создает более низкочастотный звук, чем зонд с частотой 5 МГц. Органы слуха сонографиста могут хорошо распознавать допплеровский звуковой сигнал для зонда с частотой 5 МГц, и ему может быть желательным, например, чтобы допплеровский звуковой сигнал соответствовал зонду с частотой 5 МГц, независимо от зонда или допплеровской частоты передачи, которая используется для обследования. Это может быть сделано при наличии контроллера 52 основного тона, устанавливающего K равным:

Когда коэффициент K вычисляется таким образом, допплеровское уравнение с коэффициентом K приобретает вид

Коэффициент K, таким образом, вызывает исключение частотного члена f₀, зависящего от зонда, и частота f_D' всегда является функцией фиксированных 5 МГц. Таким образом, допплеровский аудиосигнал всегда будет звучать аналогично аудиосигналу для зонда с частотой 5 МГц. Допплеровский аудиосигнал с согласующимся основным тоном создается для допплеровских зондов с различными допплеровскими частотами. В другой реализации коэффициент K может вычисляться контроллером 52 основного тона, чтобы создавать звук допплеровского аудиосигнала, который инвариантен к изменениям допплеровского угла. Это может быть сделано, вычисляя K следующим образом:

Когда этот коэффициент K используется в допплеровском уравнении, допплеровский угол исключается из вычисления допплеровской аудиочастоты f_D'.

Следует также понимать, что описанные выше две концепции могут быть объединены в одну, чтобы сделать допплеровский звуковой сигнал инвариантным как к изменениям допплеровского угла, так и к частоте используемого зонда. Варианты осуществления настоящего изобретения могут смещать основной тон допплеровского аудиосигнала без какого-либо изменения переданной ультразвуковой частоты или допплеровской частоты демодуляции.

Типичное допплеровское изображение, представленное на дисплее 24, для одновременного спектрального допплеровского опрашивания и опрашивания цветового потока показано на Фиг.2. На этом дисплее изображение 100 верхнего сектора содержит структурную картину режима В, наложенную на цветовую информацию, показывающую кровоток. Матрица преобразователя расположена на вершине 14 для получения изображения. Кровоток через сосуд, проходящий через центр секторного изображения 100, может непрерывно изменяться от красного цвета до синего, например, при пульсирующем изменении скорости кровотока. Пользователь может поместить линию 22 направления допплеровского луча поверх изображения 100 с помощью устройства пользовательского управления, чтобы пересечь кровеносный сосуд в точке, где должно выполняться спектральное допплеровское измерение. Графическое представление 16 объема выборки затем перемещается вверх и вниз по линии 22 с помощью устройства пользовательского контроля, пока оно не будет позиционировано поверх кровеносного сосуда, где должно выполняться спектральное допплеровское измерение. Наклон курсора 18 потока затем регулируется органами управления для пользователя, чтобы указать направление кровотока, и угол между линией 22 допплеровского луча и курсором 18 потока является допплеровским углом для угловой коррекции. Результирующая спектральная допплеровская картина 120 кровотока в объеме выборки 16 показана внизу экрана дисплея.

Концепция смещения основного тона спектра допплеровского аудиосигнала может быть оценена со ссылкой на Фиг.3а-3e, где показана последовательность спектральных линий участка 70 спектрального допплеровского изображения. Каждая спектральная линия изображения, такая как спектральная линия 70, содержит последовательности точек данных вдоль линии. Положение точки данных на линии представляет значение скорости, как указано шкалой ±V слева от спектральных линий, и каждая точка данных имеет величину, которая является функцией содержания частотного элемента, обеспечивающего эту скорость. Эта спектральная информация может быть представлена как в частотном виде, так и амплитудой, посредством спектральной полосы 80, показанной слева картины спектра на Фиг.3b. Как указывает кривая 80, показывающая огибающую спектральной полосы, спектр имеет особенную форму, определяемую диапазоном скоростей клеток крови и присутствием преобладающих скоростей, которые представлены увеличенной амплитудой кривой (слева в чертежах).

Простой способ изменения допплеровского звука для более высокочастотной характеристики громкоговорителя состоит в том, чтобы просто сместить частоту 80 спектра в полосу 80' более высоких частот, как показано на Фиг.3c. Звук будет теперь воспроизводиться на более высоких частотах смещенной полосы 80'. Но этот простой сдвиг частоты не будет воспроизводить тембр звука. Более высокочастотный звук будет металлическим и негармоничным и звучать диссонансом для уха тренированного сонографиста. Чтобы не допустить этого, реализация настоящего изобретения будет смещать основной тон звука, изменяя спектр 80, показанный на Фиг.3b, на смещенный по основному тону спектр 82, показанный на Фиг.3d. В этом новом спектре частотные составляющие были растянуты или расширены, а гармонические соотношения сохранены. Видно, что форма спектральной огибающей сохранена, но растянута. Таким образом, составляющая на частоте 100 Гц масштабируется на 200 Гц, составляющая на частоте 200 Гц масштабируется на 400 Гц, составляющая на частоте 300 Гц масштабируется на 600 Гц и так далее, что сохраняет гармоническое содержание и тембр звука. Этот эффект показан для нормализованной логарифмической шкалы частот на Фиг.3е, где традиционный спектр Sa аудиосигнала смещен на одну октаву в спектр Sa' со смещенным основным тоном. Видно, что спектр представляется неизменным по форме, но смещенным вверх по основному тону на одну октаву. Допплеровский аудиосигнал со смещением основного тона будет казаться сонографисту тем же самым допплеровским звуком, что и прежде, но с более высоким основным тоном. И когда более высокий основной тон лучше выравнивается с полосой пропускания громкоговорителя, ультразвуковая система создает более ясный и более отчетливый звук допплеровского аудиосигнала.

Существует много способов смещения основного тона допплеровского аудиосигнала, таких как гармоническое масштабирование во временной области, вейвлетная обработка и использование фазового вокодера. Подход с фазовым вокодером предпочтителен, поскольку фазовые вокодеры хорошо известны для других применений и фазовый вокодер может быть реализован с помощью перекрывающейся кратковременной обработки с быстрым преобразованием Фурье (FFT), которая является общим подходом для обработки допплеровских спектральных сигналов. Фазовый вокодер, который может быть реализован посредством аппаратурного обеспечения или алгоритмически с помощью программного обеспечения, моделирует аудиосигнал как ряд узкополосных тонов, по одному на каждый частотный элемент FFT. Изменение амплитуды элемента FFT между последовательными перекрытиями FFT интерпретируется как постепенное изменение амплитуды узкополосного тона за этот короткий промежуток времени. Изменение фазы элемента FFT между последовательными перекрытиями FFT интерпретируется как точная регулировка частоты узкополосного тона за этот короткий промежуток времени, возмущающее отклонение от центральной частоты элемента FFT. Каждый отрегулированный по частоте тон затем используется для интерполяции соответствующего элемента FFT во времени с промежуточными значениями амплитуды и фазы, создавая больше перекрытий FFT для того же самого первоначального временного периода. Эти перекрывающиеся значения обрабатываются с помощью обратного преобразования Фурье и перекрываются-добавляются (с первоначальным коэффициентом перекрытия) обычным способом кратковременной FFT-реконструкции, создавая больше выборок, чем в первоначальном сигнале с выборкой. При повторном воспроизведении с первоначальной частотой выборки будет воспроизводиться растянутый по времени аудиосигнал с первоначальным основным тоном. Но при повторном воспроизведении с более высокой частотой выборки, чтобы согласовать первоначальный период времени, основной тон масштабируется вверх с коэффициентом интерполяции FFT. Основной тон или время может масштабироваться вниз с десятикратным уменьшением вместо интерполяции FFT.

Обработка с использованием фазового вокодера показана на Фиг.4 как одна из возможных реализаций изменения основного тона. В этом примере частоты будут удвоены, смещая основной тон вверх на одну октаву. Малые вертикальные линии 90 представляют последовательность выборок допплеровского аудиосигнала перед смещением основного тона, причем время увеличивается в горизонтальном направлении, а интервал между выборками представляет частоту выборки. Последовательность выборок может быть сегментирована в перекрывающихся окнах W, как показано скобками выше и ниже последовательности 90 выборок. В этой иллюстрации каждое окно содержит восемь выборок и на 50% перекрывается со смежными окнами, хотя могут использоваться окна с большим или меньшим количеством выборок и перекрывающиеся больше или меньше.

Каждое сегментированное окно временных выборок умножается на функцию плавно сужающегося окна, затем на этапе 902 преобразуется в частотную область с помощью FFT (быстрое преобразование Фурье). Функция плавно сужающегося окна не показана на чертеже, но является стандартным этапом в обработке FFT, чтобы уменьшить разрыв времени и размазывание частоты, вызванные обработкой FFT сегмента времени как периодической функции. Результатом FFT для последовательных окон является временная последовательность комплексных спектров в частотной области, представленных на чертеже вертикальными наборами малых горизонтальных линий 96. Каждая выборка (называемая "элемент") каждого спектра является комплексным числом, амплитуда и фаза которого соответствуют реализуемой посредством окна синусоиде на центральной частоте элемента. Рассматривая элемент с одной и той же частотой в двух последовательных комплексных спектрах, разность по фазе за это приращение времени может интерпретироваться как небольшое частотное смещение относительно центральной частоты элемента, так как частота является производной фазы по времени. Другими словами, центральная частота (фазовая скорость) элемента создает детерминистское большое изменение фазы на временном интервале между спектрами, и фактическая разность фаз между спектрами используется в качестве небольшой регулировки этой фазовой скорости. Вычисления фазы являются вычислениями по модулю 2π радиан (360 градусов).

Используя немного отрегулированные частоты и амплитуды для каждого элемента в последовательных спектрах, дополнительные комплексные спектры 98 интерполируются, как показано на чертеже, и обозначено как этап 904. В этом примере количество спектров за интервал времени удваивается, соответствуя масштабированию аудиочастоты в два раза, что является увеличением основного тона на одну октаву. Комплексные спектры затем преобразуются обратно во временную область с помощью обратного FFT, создавая сегментированные окна W' выборок 92 времени, которые складываются вместе с одной и той же долей перекрытия (50% в этом примере), как в более раннем окне и FFT-обработке на этапе 902. Это показано на чертеже малыми вертикальными линиями 92 и скобками W'. Поскольку интерполяция между спектрами создала больше спектров за единицу времени, после того, как обратное FFT и перекрытие складываются, за единицу времени существует больше выборок. Частотное содержание данных эквивалентно первоначальному аудиосигналу с точки зрения выборок, но скорость выборки теперь будет выше (удвоена в этом примере). Так, когда данные преобразуются в непрерывный аналоговый сигнал с помощью новой частоты выборки и подаются на громкоговоритель, все частоты масштабируются с коэффициентом, равным отношению новых частот выборки к первоначальным.

Коэффициент масштабирования частот не ограничивается целым числом, поскольку комплексные спектры могут подвергаться повторной выборке с любой скоростью. Для того чтобы выборки времени были выровнены по перекрытию-добавлению на этапе 906 после обратного FFT, коэффициент масштабирования должен быть отношением целых чисел, где знаменателем является количество выборок в окне. Однако даже это ограничение можно легко преодолеть перемножением каждого интерполированного спектра частот с линейным изменением фазы, соответствующим его долевому временному смещению выборки. Таким образом, по существу, нет никакого ограничения по дискретизации коэффициента масштабирования частоты.

Основным компромиссом при обработке фазовым вокодером является размер FFT. Много малых FFT могут лучше отслеживать временные переходные процессы, но только необходимо иметь несколько частотных элементов, которые могут прослушиваться как различные тона. Несколько больших FFT могут лучше оценить непрерывный спектр частот, но будут иметь медленное развитие во времени, что может прослушиваться как фазовое размазывание. Артефакты становятся более заметными или нежелательными, по мере того как масштабный коэффициент основного тона увеличивается. Таким образом, предпочтительный вариант осуществления использует FFT средних размеров, соответствующих приблизительно 20-30 мс.

Если последовательность 94 выборки, показанная на Фиг.4, воспроизводится на первоначальной частоте выборки, показанной на Фиг.4, через DAC 42 и громкоговоритель 44, аудиосигнал должен быть растянутой во времени версией аудиосигнала последовательности 90, показанной на Фиг.4, при том же самом основном тоне, что и для последовательности, показанной на Фиг.4. Но когда последовательность 94 воспроизводится при более высокой частоте выборки, так чтобы каждое окно в нижней части Фиг.4 воспроизводилось в том же самом временном интервале, что и окно в верхней части Фиг.4, основной тон масштабируется с повышением. В показанном примере, где количество выборок в каждом окне удваивается, каждое окно выборок, показанных на Фиг.4, затем воспроизводится на двойной частоте выборки по Фиг.4, и основной тон повышается на полную октаву. Если обработка FFT используется для десятикратного уменьшения последовательности выборки вместо того, чтобы повысить частоту выборки, основной тон должен масштабироваться вниз вместо повышения.

На Фиг.4 видно, что существует отношение количества выборок 90 в окнах W первоначальной последовательности к количеству выборок 94 в окнах конечной последовательности внизу Фиг.4. Это отношение может быть выражено как отношение целых чисел. В данном примере отношение равно 8:16 или 1:2. Устройство пользовательского управления на пульте управления, которое регулирует основной тон допплеровского аудиосигнала, может обеспечить одно из этих целых чисел, m.