TW201405156A - 流速估算方法與用於流速估算的超音波系統 - Google Patents

Abstract

提供包含超音波系統的用於估算流速之系統與方法。可估算超音波信號之方向與流體的流向之間的都卜勒角，以提高基於都卜勒效應之流速估算的精確度。感測器可安裝於超音波探頭上或安裝於其中，以獲得所述超音波探頭之參考定向，以及所述超音波探頭移動至其他位置時所述超音波探頭相對於所述參考定向之定向。所述都卜勒角可基於所述超音波探頭之所述定向而估算。

Description

流速估算方法與用於流速估算的超音波系統 【相關申請案之交叉參考】

本申請案有關於2012年7月17日申請之名為「超音波系統中的自動流速校準(Automated Flow Velocity Calibration in Ultrasound System)」的美國臨時申請案第61/672,298號，並主張其優先權，所述申請案之全部內容以引用的方式併入本文中。

本技術領域是關於超音波系統，且特別是有關於流速估算與用於流速估算的超音波系統。

超音波系統已成為用於各種醫療應用之廣泛使用的診斷工具。相比一些其他診斷工具或系統，許多超音波系統通常為非侵入性且非破壞性的。作為一實例，超音波系統可包含手持式探頭，即換能器(transducer)，其用於接近或直接置放在諸如病患之受檢者上，並在所述受檢者上移動。所述超音波系統可提供受檢者之內部結構(諸如，組織、血管及/或器官等欲檢視結構之部位) 的可視化。所述超音波系統通常藉由電激勵換能器元件來產生進入身體中之超音波信號，並藉由接收自組織、血管及/或器官反射之回波信號來工作。接著，處理所反射之回波信號以產生受檢者之內部結構的可視化。

超音波系統之應用中之一者為用於量測血液流速，諸如動脈中血流的速度或經過或靠近心瓣膜的血流噴射的速度。此類資訊在心血管研究與其他醫療領域中尤為有用。因此，需要具有在超音波系統中估算更精確血液流速之方式。

根據實施例，提供一種用於估算流速的方法。所述方法包含：向目標對象傳輸超音波信號，所述超音波信號是自超音波裝置中的超音波信號傳輸器發射；偵測發射至所述目標對象之所述超音波信號所引起的超音波回波信號，所述超音波回波信號反映所述目標對象內的流體；藉由感測器偵測超音波裝置相對於參考定向之定向，所述參考定向包括約90度的都卜勒(Doppler)角；至少基於所述超音波裝置的所述定向而估算所述超音波信號的主要方向與所述目標對象內之所述流體的流向之間的都卜勒角；以及至少基於所估算之都卜勒角而估算所述目標對象內之所述流體的流速。

根據實施例，可基於所述超音波信號之所述主要方向上所投影之流速的都卜勒影像而判定所述參考定向。當所述超音波 裝置置放在所述參考定向處時，所述所投影之流速約為零。所述感測器可安裝於所述超音波裝置上或安裝於其中，用於偵測所述超音波裝置之定向。所述感測器可包含加速度計、迴轉儀、羅盤、GPS接收器以及相機中之一者等具有感測方向或速度之工具。所估算之都卜勒角與所述超音波裝置之所述定向的和可約為90度。所述方法可更包含基於所述目標對象與所述超音波裝置之間的相對位置，藉由使用波束成像器來執行傳輸聚焦與接收聚焦。超音波系統中所整合之晶片可用以至少基於所估算之都卜勒角而估算流速。

根據實施例，亦提供一種用於估算流速的超音波系統，其包含：超音波裝置，其可操作以向目標對象傳輸超音波信號，並偵測來自所述目標對象之超音波回波信號，所述超音波回波信號反映所述目標對象內的流體；感測器，其用於偵測所述超音波裝置相對於參考定向之定向，所述參考定向包括約90度的都卜勒角；以及處理裝置，其與所述超音波裝置耦接，用於處理所述超音波信號與所述超音波回波信號。所述處理裝置用以：至少基於所述超音波裝置之所述定向而估算所述超音波信號之主要方向與所述目標對象內之所述流體的流向之間的都卜勒角；並且至少基於所估算之都卜勒角而估算所述目標對象內之所述流體的流速。

下文的隨附圖式與描述中闡釋了本揭露內容之一或多個實施例的細節。自所述描述與圖式以及自申請專利範圍將清楚本揭露內容之其他特徵、目標與優勢。

併入本說明書並構成本說明書之部分的隨附圖式與描述一起說明並用以解釋各種實例。

100‧‧‧超音波系統

105‧‧‧處理裝置

110‧‧‧超音波探頭或裝置

115‧‧‧顯示器

200‧‧‧處理裝置

202‧‧‧傳輸器

204‧‧‧接收器

206‧‧‧波束成像器

208‧‧‧處理單元

210‧‧‧B模式處理單元

212‧‧‧都卜勒模式處理單元

214‧‧‧流速參數

216‧‧‧校準單元

218‧‧‧超音波探頭

220‧‧‧感測器

222‧‧‧類比數位轉換器

224‧‧‧超音波探頭

226‧‧‧顯示器

δ‧‧‧超音波探頭之定向

θ₁‧‧‧都卜勒角

θ₂‧‧‧都卜勒角

圖1說明根據本揭露內容之某些實施例的範例性超音波系統。

圖2說明根據本揭露內容之實施例的用於估算血液流速之範例性超音波系統的方塊圖。

圖3A說明根據本揭露內容之實施例的超音波探頭之參考定向的實例。

圖3B說明根據本揭露內容之實施例的超音波探頭相對於參考定向之定向的實例。

圖4說明根據本揭露內容之實施例的用於估算血液流速之範例性方法的範例性流程圖。

圖5A說明根據本揭露內容之實施例的用於都卜勒模式處理之範例性方法的範例性流程圖。

圖5B說明根據本揭露內容之實施例的用於B模式處理之範例性方法的範例性流程圖。

本揭露是關於用於超音波系統中估算流速的系統、方法與設備。所揭露之系統、方法與設備可用於估算受檢者內的血流或其他類型之液流的速度。在超音波系統中，可基於都卜勒效應，諸如藉由計算血流的都卜勒位移來估算血液流速。估算血液流速是基於都卜勒角來進行的，所述都卜勒角為超音波信號之主要方向與血流的流向之間的角或估算角(estimated angle)。且都卜勒位移可取決於血液流速與都卜勒角兩者而變化。

為基於所述都卜勒位移估算血液流速，可獨立獲得都卜勒角，或可藉由使用多個波束或資料集來估算所述都卜勒角。使用多個波束或資料集的方法可涉及複雜計算、資料處理及/或額外設備。在根據本揭露內容之實施例中，提供用於估算所述都卜勒角的方法與系統。藉由將感測器安裝於超音波探頭上或安裝於其中，並偵測所述超音波探頭相對於所述超音波探頭之參考定向的定向，可估算都卜勒角以提供血液流速之估算。取決於應用與系統設計，可相比於傳統估算方法中之一些方法獲得血液流速之精確的或稍微較精確的估算。在一些實施例中，所揭露的方法與系統可實現都卜勒角之方便且迅速的估算，而不需要進行複雜的資料處理。

圖1說明根據本揭露內容之某些實施例的實例超音波系統100。參看圖1，超音波系統可包含處理裝置105、超音波探頭或裝置110以及顯示器115。儘管圖1說明一個超音波探頭110與一個顯示器115，但超音波系統可包含一或多個超音波探頭110及 /或一或多個顯示器115，此可為基於特定需要、應用或設計且並不背離本揭露內容之範疇。且，可以不同方式配置各種組件或裝置。舉例而言，顯示器可整合至處理裝置中。在攜帶型系統中，處理裝置105及/或顯示器115可與超音波探頭110整合。所述超音波探頭可包含感測器，所述感測器在圖2中作為感測器220而說明。

處理裝置105可為電腦或信號處理裝置，諸如執行與超音波信號有關之各種處理及/或控制功能的裝置。作為一實例，處理裝置105可包含以下各項中之一或多者：處理模組、記憶體、一或多個信號放大器以及用於處理模組並用於超音波探頭之電源供應器、可卸除式儲存裝置(諸如，軟碟、光碟、快閃記憶體、硬碟機等)，以及超音波系統100之使用者可用以輸入資料並鍵入用於估算之命令的鍵盤。

處理裝置中的處理模組可進行或執行處理超音波資料時所涉及之計算。所述處理模組可包含一或多個處理組件(或者稱為「處理器」或「中央處理單元」(central processing units；CPU))。所述處理組件可為中央處理單元(CPU)、刀鋒(blade)、特殊應用積體電路(application specific integrated circuit；ASIC)、現場可編程輯閘陣列(field-programmable gate array；FPGA)，或其他類型處理器。所述處理模組可(諸如藉由供應電流或施加電壓)向超音波探頭110發送信號，供其發射超音波，且亦自超音波探頭110接收自傳回之回波音波產生的信號(諸如，脈衝、波形、 電壓、電流、封包等，或所述各項中之一或多者的任何組合)。在本揭露內容中，超音波探頭亦可稱為裝置。在一個實施例中，處理模組可進行或執行B模式處理以產生B模式影像，其為目標對象內之結構的二維呈現，諸如人或動物的解剖。所述處理模組亦可進行或執行都卜勒處理以估算所述目標對象內之血流的流速。此外，所述處理模組亦可發送使超音波影像能夠顯示在顯示器115上的信號。

在一些實施例中，處理模組可將所處理之資料及/或影像儲存在記憶體中。作為一實例，所述記憶體可為揮發性或非揮發性記憶體，諸如(但不限於)：磁性媒體、光學媒體、隨機存取記憶體(random access memory；RAM)、唯讀記憶體(read-only memory；ROM)，可卸除媒體，或任何其他合適的記憶體組件。所述處理模組亦可將所處理之資料及/或影像儲存在諸如硬碟機、軟碟機、光碟(CD、DVD、藍光光碟(Blu-ray Disk))等碟片儲存裝置中。在一些實施中，處理裝置105亦可包含印表機或與其耦接，以列印超音波影像。在一些實施中，所述印表機可經由無線連接與處理裝置連接。

超音波探頭110與處理裝置105耦接，並且可含有壓電晶體之陣列以傳輸並接收超音波信號。作為一實例，當信號(諸如，電流、電壓、波形等)施加至此等晶體時，所述晶體之形狀或外形可能基於所述信號而迅速變化。所述晶體之所述迅速的形狀改變或振動產生向外行進之音波。相反地，當音波或壓力波撞 擊所述晶體時，所述晶體發射電信號。在一些實例中，相同或不同的晶體可用於發送與接收音波。在一些實施例中，超音波探頭110亦可含有吸音物質或材料，以減少或消除來自所述超音波探頭自身的超音波反射，或所述超音波探頭自身所造成的回波。在一個實施例中，超音波探頭110亦可含有聲透鏡(acoustic lens)，以幫助聚焦所發射之音波。處理裝置105可電激勵換能器元件以產生進入病患之身體中的超音波信號。自組織與器官反射之回波超音波信號傳回至所述換能器元件，並可轉換為電信號，所述電信號可由處理裝置105放大並處理以產生超音波資料。在一些實施例中，放大及/或處理的一些部分可由超音波探頭110完成，或在所述超音波探頭內完成。

超音波探頭110可由超音波系統之操作人員在身體之表面的上方或靠近所述表面移動。在一些實施中，超音波系統中可包含換能器脈衝控制器，其可連接至處理裝置105。所述換能器脈衝控制器使操作人員能夠設定並改變超音波之頻率與持續時間。來自所述換能器脈衝控制器之命令可引發施加至超音波探頭110中之壓電晶體的電信號的改變。

根據本揭露內容之實施例，感測器可安裝於超音波探頭110上或安裝於其中，以偵測所述超音波探頭之定向。感測器可估算超音波探頭110的絕對位置或超音波探頭110相對於超音波探頭110之先前位置或參考位置之相對位置。所述感測器可為線性感測器、角感測器或多軸感測器等具有辨識方位或速度之工具。 舉例而言，感測器可為偵測或提供超音波探頭110之位置或定向的加速度計、迴轉儀、羅盤、GPS接收器、相機或任何其他類型的感測器。所述感測器可將超音波探頭110之位置或定向資訊饋送給處理裝置105，以估算超音波信號的主要方向與血流的流向之間的都卜勒角。隨後，處理裝置105可基於所估算之都卜勒角而估算病患之內部器官或組織的血液流速。

超音波系統100的顯示器115可顯示處理裝置105所處理之各種超音波資料，諸如二維B模式影像、超音波束之方向上所投影的器官或組織中的血液流速、使用都卜勒處理而估算之血液流速、超音波回波信號的頻譜影像等。在一些實施中，顯示器115亦可顯示三維或四維超音波影像。

圖2說明根據本揭露內容之實施例的用於估算血液流速之範例性超音波系統200的方塊圖。如圖2中所示，超音波系統200包含處理裝置(202至216)、具有感測器之超音波探頭(218至224)以及顯示器(226)。

處理裝置包含傳輸器202與接收器204。傳輸器202向超音波探頭產生電信號以發射超音波，且接收器204自所述超音波探頭接收自超音波回波信號產生之電脈衝。傳輸器202可調整電信號之功率及/或頻率，以改變超音波探頭所發射之超音波信號的功率及/或頻率。接收器204可包含放大器以放大自超音波探頭接收之電脈衝，並產生用於進一步處理之類比或數位化的超音波資料。

處理裝置可包含波束成像器206，其用於基於焦點與換能器元件之間的相對位置而執行傳輸聚焦與接收聚焦。可採用波束成像技術以聚焦自所關注區域中之不同組織結構反射的回波超音波信號。儘管圖2中並未展示，但是傳輸波束成像器可產生由相位延遲(phased relay)聚焦之超音波束。在接收波束成像器中，可藉由適當相位延遲到達不同換能器元件的回波信號，以按照產生指向同一方向之波束圖案的方法對準所述回波信號，來實現聚焦。接著，將此等所對準之超音波回波信號進行相干相加。在此情況下，可獲得所接收之信號的處理增益。接收波束成像技術亦可稱為時域中之延遲與加權功能。

波束成像器可實施於類比域或數位域中。在類比域中，可變類比延遲線可延遲來自每個元件或通道的信號，繼而用類比加法器進行操作。在數位域中，來自每個通道的信號被數位化，繼而用記憶體實施相位延遲，並用乘法器與加法器將所有所延遲之通道資料相加。波束成像器可實施於特殊應用積體電路(ASIC)、現場可編程輯閘陣列(FPGA)、數位信號處理器(digital signal processor；DSP)，或此等組件之組合中。

處理單元208可操作以對在波束成像器中進行接收聚焦的信號執行信號處理。舉例而言，處理單元208可在使用類比波束成像器時將自波束成像器輸出之類比信號轉換為數位信號。此外，處理單元208可執行所接收之信號的前端濾波，以濾出並未包含於一定頻率範圍內的信號部分。

在進行處理單元208處之所接收之信號的預處理後，自預處理單元輸出之信號可在B模式處理單元210處接受B模式處理，並在都卜勒模式處理單元212處接受都卜勒模式處理。如圖2中所示，B模式處理單元210與都卜勒模式處理單元212為兩個單獨的功能性，且因而可並列執行。B模式處理與都卜勒模式處理之結果可顯示在顯示器226上。下文將參看圖5A與圖5B描述B模式處理與都卜勒模式處理之詳細功能。

都卜勒模式處理單元212可產生流速參數214，流速參數214將基於超音波探頭之位置/角度參數在216處進行校準。如圖2中所示，超音波探頭218與感測器220連接。感測器220亦可安裝於所述超音波探頭上或安裝於其中。感測器220可偵測超音波探頭相對於參考位置或定向的位置或定向。由所述感測器偵測之位置或定向資訊可在222處轉換為數位資料。

接著，超音波探頭224之數位位置或角度參數可輸入至校準單元216以校準流速參數。換言之，處理裝置可使用超音波探頭之位置/角度資訊，以在216處進一步調整/校準流速參數，且接著，將所更新之流速參數輸回至都卜勒模式處理單元212。隨後，都卜勒模式處理單元212可將所述所更新之流速參數輸出至顯示器226以進行顯示。

應理解，儘管超音波系統200之所說明的功能性顯示為單獨區塊，但其可實施於積體電路(亦即，晶片)內。舉例而言，都卜勒模式處理單元212與校準單元216可整合至用於估算流速 之處理裝置中的晶片中。在一些實施中，B模式處理單元210與都卜勒模式處理單元212亦可整合至處理裝置中的晶片中。或者，B模式處理單元210、都卜勒模式處理單元212以及校準單元216可作為數位信號處理功能實施在FPGA板上。

圖3A說明根據本揭露內容之實施例的超音波探頭之參考定向的實例300a。如圖3A中所示，超音波束之方向與流動方向通常不同，且兩個方向形成都卜勒角θ₁。所述都卜勒角指所述超音波束的主要方向與所述流動方向之間所形成的角。所述都卜勒角影響所述超音波束之方向上所投影之血液流速。如先前所提及，所投影之血液流速可顯示在顯示器中，以使得操作超音波系統的操作人員可觀察所述血液流速，並調整所述超音波探頭之位置或定向。

所投影之血液流速可由都卜勒模式處理單元212(圖2中所示)判定並作為都卜勒影像進行顯示。舉例而言，都卜勒模式處理單元212可計算都卜勒位移，並導出主要超音波束之方向上所投影之血液流速，所述都卜勒位移為超音波回波信號與超音波探頭所傳輸之超音波信號之頻率之間的頻率位移。隨著都卜勒角改變，都卜勒位移不同。因此，超音波束之方向上所投影之血液流速隨都卜勒角而變化。

為判定超音波探頭之參考定向，操作人員可在各種方向上移動超音波探頭，使得所觀察的所投影之血液流速約為零。在此類位置處，都卜勒位移約為零，且都卜勒角約為90度。換言之， 當超音波探頭置放於參考位置或定向時，超音波束之主要方向與血流方向幾乎垂直。當操作人員發現所投影之血液流速約為零或趨近於零的超音波探頭的位置或定向時，操作人員可將所述超音波探頭的所述位置或定向設定為所述超音波探頭的參考定向。參考位置或定向將在之後用於在超音波探頭由於病患之特定需要而移動至其他位置時估算都卜勒角。

圖3B說明超音波探頭相對於參考定向之定向的實例300b，其中超音波探頭移動至另一位置。當超音波探頭移動至另一位置時，安裝於所述超音波探頭上或安裝於其中的感測器偵測所述超音波探頭之所更新之位置或定向，並儲存所述超音波探頭對照參考位置或定向之定向δ。如圖3B所示，超音波探頭之定向δ是相對於參考位置或定向而估算的。為獲得超音波探頭之定向，感測器可偵測所述超音波探頭對照參考位置或定向之相對移動。在一些實施中，感測器亦可偵測超音波探頭之絕對位置或定向，並計算所述超音波探頭之所更新之位置或定向與參考位置或定向之間的差值。應理解，在不背離本揭露內容之範疇的情況下，可按照不同方式實施感測器以偵測超音波探頭相對於參考位置或定向的位置或定向。

隨後，假設當超音波探頭自參考位置移動至所更新之位置時，病患在此時段期間未移動且血流方向保持相同，可基於超音波探頭相對於參考位置或定向的位置或定向而獲得都卜勒角。如圖3B所示，都卜勒角θ₂與超音波探頭之定向δ的和約為90 度。當所述超音波探頭置放於所更新之位置時，所述都卜勒角可估算為(90-δ)度。

因此，由於感測器偵測超音波探頭相對於所述超音波探頭之參考位置或定向的定向，因此有可能在所述超音波探頭之任何位置或定向處獲得都卜勒角。接著，處理裝置可基於都卜勒位移與都卜勒角而估算血液流速。舉例而言，都卜勒位移fd可由以下方程式表示： 其中θ表示都卜勒角，v表示血液流速，且λ表示超音波之波長。因而，血液流速v可由以下方程式估算：

接著，所估算之血液流速可即時顯示在顯示器中，供操作人員執行診斷與分析。

圖4說明根據本揭露內容之實施例的用於估算血液流速之範例性方法400的範例性流程圖。實例方法可由圖1與圖2中所說明之超音波系統來執行。如圖4中所示，在402，可獲得超音波探頭之參考位置或定向。超音波系統之操作人員可於此時四處移動所述超音波探頭，並在顯示器上觀察超音波束之主要方向上所投影之血液流速。所投影之血液流速可由都卜勒處理單元獲得。當操作人員發現所投影之血液流速約為零的超音波探頭之位 置或定向時，操作人員可將此位置或定向儲存為所述超音波探頭的參考位置或定向。安裝於超音波探頭上或安裝於其中的感測器可在所述參考位置或定向處識別位置或定向資訊。

接著，操作人員可將超音波探頭移動至用於病患之診斷的所需位置。接著，在404，安裝於超音波探頭上或安裝於其中的感測器可偵測處在特定位置的所述超音波探頭之定向。所述超音波探頭之定向是相對於402處所獲得的所述超音波探頭之參考位置或定向的。應注意，除非另外說明，否則在本揭露內容中，超音波探頭之定向是相對於並對照所述超音波探頭之參考位置/定向的。換言之，超音波探頭之定向為所述超音波探頭置放於參考位置/定向時超音波束的主要方向與所述超音波探頭置放於另一位置時超音波束的主要方向之間所形成的角。

感測器可將超音波探頭之定向保存在記憶體中，並經由所述感測器中所實施的類比數位轉換器轉換器將類比資訊轉換為數位資訊。接著，所述感測器可將所述超音波探頭之定向的數位資訊饋送給處理裝置，以進行都卜勒角估算。

接著，在406，處理裝置可基於所述超音波探頭之定向而執行都卜勒角之估算。舉例而言，處理裝置可將都卜勒角估算為(90-δ)度，其中δ表示超音波探頭之定向。處理裝置亦可將都卜勒角估算為(Ω-δ)度，其中Ω表示定角。Ω可為接近於90之任一數字，諸如，80至90度範圍中的數字。

隨後，在408，處理裝置可基於所估算之都卜勒角而估算 血液流速。舉例而言，血液流速v可估算為：。在不背離本揭露內容之精神的情況下，亦有可能使用其他方程式估算血液流速。舉例而言，吾人可藉由考慮都卜勒角之估算誤差的變化或都卜勒位移之估算的變化來估算血液流速。

在一些實施中，可進行血液速度的多次估算，且可取所述估算之平均值作為所估算之血液速度。舉例而言，吾人可將超音波探頭移動至不同位置並重複步驟404至408，假設此等位置仍處在關於血液流速之所關注的區域內。因而，執行多次估算並獲得多組血液流速估算。此等估算之平均值可用作所估算之血液流速，並顯示在顯示器中。或者，經加權之和可用作所估算之血液流速，其中較佳估算占較大權重，而非較佳估算占較小權重。多次估算可減弱估算誤差的影響，並產生血液流速之較可靠的估算。在不背離本揭露內容之範疇的情況下，組合多次估算之其他方法亦是可行的。

圖5A說明根據本揭露內容之實施例的用於都卜勒模式處理之範例性方法500a的範例性流程圖。如圖5A中所示，首先將輸入資料502傳遞至504處的高通濾波器。由於超音波自隨機分佈之血細胞散射，因此來自血液的都卜勒信號按不同頻率分佈。自動脈血管壁散射之超音波可引起振幅量級高於來自血液之信號的低頻都卜勒信號。高通濾波器移除血管壁或其他靜止或移動非常緩慢之組織所反射的信號，且因而主要留下用於進一步都 卜勒模式處理的自血液反射之信號。

無限脈衝響應(infinite impulse response；IIR)濾波器通常在都卜勒模式處理中用作高通濾波器，諸如，4極巴特沃斯(Butterworth)高通濾波器。所述高通濾波器之截止頻率可為固定的，或可基於所觀察到的所接收之信號之頻譜影像進行調適。舉例而言，當在所述頻譜影像中看到光亮的低頻雜波時，可增大所述截止頻率。將藉由增大高通濾波器之截止頻率來減少低頻雜波。

在506，都卜勒模式處理單元可基於自所述高通濾波器輸出之信號而估算流速。經濾波之輸出可饋送給頻譜分析儀，所述頻譜分析儀通常在移動時間窗上採取複雜的快速傅立葉變換(Fast Fourier Transform；FFT)。可基於信號頻譜之寬度識別都卜勒位移。每個FFT功率頻譜可顯示在顯示器上，作為都卜勒頻率與時間頻譜圖中特定時間點的譜線。

接著，流速參數可基於所估算之都卜勒位移fd進行估算。所述流速參數為超音波束之主要方向上所投影之血液流速，除非使用所估算之都卜勒角對所述血液流速進行了調整/校準。因而，流速參數可能不反映所關注區域的真正的血液流速，且可能在超音波探頭指向不同方向時變化。

在508，都卜勒模式處理單元可基於所估算之流速參數進一步執行掃描轉換。掃描轉換為將用於顯示在顯示器上之超音波資料重新格式化的程序。由於超音波系統通常操作之座標系統可 能不匹配顯示器座標系統，因此需要在顯示於所需顯示器上之前執行所述掃描轉換(座標變換)。儘管圖5A中未展示，但是都卜勒模式處理單元亦可基於合併都卜勒角的所估算之血液速度來執行掃描轉換，並將所估算之血液流速顯示在顯示器上。

超音波資料可處在笛卡爾(Cartesian)座標中(用於線性探頭)或極座標中(用於曲線或相位陣列探頭)。所述掃描轉換可將超音波資料之座標變換為符合顯示器之座標。

掃描轉換之後，在510，可顯示流速參數。用於即時顯示血流資訊的共同模式為彩色都卜勒速度模式。所述彩色都卜勒速度模式使用色彩來表示血流之方向與速度。作為一實例，色彩條中心的黑線可指示零速度。所述色彩條之上部的色彩可表示朝向換能器的流體，且所述色彩條之下部的色彩可表示遠離所述換能器的血流。色調可指示血流之速度。舉例而言，深色調指示低速度。隨著速度增大，色調變淺或變為另一顏色。

血液流速的彩色表示可與用於顯示的B模式成像疊加。如先前所描述，B模式處理單元可產生由超音波掃描之器官或組織的B模式影像。圖5B說明用於B模式處理之範例性方法500b的範例性流程圖。如圖5B所示，在512，解調變器解調變輸入資料。所述解調變器將超音波資料解調變為基頻信號分量。亦即，應用解調變以移除所接收之超音波資料的載波頻率，以擷取複合基頻資料，亦即，同相(I)與正交(Q)分量。基頻資料被傳遞至B模式處理之其他功能區塊，以進行進一步信號處理。

在514，自解調變區塊輸出之基頻資料接受封包偵測。低通濾波器可用於消除所述基頻資料之旁瓣。接著，所得複合信號之量值作為用於成像的所偵測之信號。信號之量值為正交分量之平方和的平方根，亦即，(I ²+Q ²)^½。在呈現此信號以進行進一步處理之前，可對此信號進行使用降低取樣率(decimation)或內插之額外低通濾波。

在516，壓縮自封包偵測輸出之信號以符合用於顯示之動態範圍。所接收之信號的動態範圍常常超過可由顯示器顯示之範圍。為縮小此動態範圍，可使用對數壓縮器以獲得用於顯示之所要動態範圍。

隨後，在518，將所壓縮之信號饋送給掃描轉換區塊。所述掃描轉換接受所處理之B模式向量資料，必要時進行內插，並將所述資料轉換為適用於顯示之格式。最後，在520，顯示自掃描轉換輸出之資料。所顯示之B模式影像表示所關注區域的二維視圖，並提供方便於臨床診斷的工具。B模式影像可與所估算之血液流速同時顯示，以提供有關病患的更多綜合資訊，供醫療診斷與分析。

上述之系統與方法可由任何硬體、軟體或具有上述功能之硬體與軟體之組合實施。軟體碼可整體或部分地儲存於電腦可讀記憶體中。

雖然本揭露內容中已提供若干實施，但應理解，在不背離本揭露內容之範疇的情況下，所揭露之系統與方法可按照許多 其他特定形式實施。所呈現之實例應視為說明性的，而非限制性的，且其意圖並非限於本文中所給出的細節。舉例而言，各種元件或組件可組合或整合於另一系統中，或某些特徵可被省略或未被實施。方法步驟可按照不同於本文中所呈現之次序實施。

且，在不背離本揭露內容之範疇的情況下，在各種實施中描述與說明為離散的或單獨的技術、系統、子系統與方法可與其他系統、模組、技術或方法組合或整合。展示或論述為彼此耦接或直接耦接或通信的其他項目可經由一些介面、裝置或中間組件，以電的、機械的或另外的方式間接地耦接或通信。在不背離本文中所揭露之精神與範疇的情況下，熟習此項技術者可確定改變、取代與變更的其他實例，且可進行所述改變、取代與變更。

雖然上文的實施方式已展示、描述並指出如應用於各種實施的本揭露內容的基本新穎特徵，但應理解，在不背離本揭露內容之意圖的情況下，熟習此項技術者可對所說明之系統的形式與細節進行各種省略及取代及改變。

200‧‧‧處理裝置

202‧‧‧傳輸器

204‧‧‧接收器

206‧‧‧波束成像器

208‧‧‧處理單元

210‧‧‧B模式處理單元

212‧‧‧都卜勒模式處理單元

214‧‧‧流速參數

216‧‧‧校準單元

218‧‧‧超音波探頭

220‧‧‧感測器

222‧‧‧類比數位轉換器

224‧‧‧超音波探頭

226‧‧‧顯示器

Claims (16)

1. 一種用於估算流速的方法，所述方法包括：向目標對象傳輸超音波信號，所述超音波信號是自超音波裝置中的超音波信號傳輸器發射；偵測發射至所述目標對象之所述超音波信號所引起的超音波回波信號，所述超音波回波信號反映所述目標對象內的流體；藉由感測器偵測所述超音波裝置相對於參考定向之定向，所述參考定向包括90度的都卜勒角；至少基於所述超音波裝置的所述定向而估算所述超音波信號的主要方向與所述目標對象內之所述流體的流向之間的都卜勒角；以及至少基於所估算之都卜勒角而估算所述目標對象內之所述流體的流速。
2. 如申請專利範圍第1項所述的用於估算流速的方法，其中所述參考定向是基於所述超音波信號之所述主要方向上所投影之流速的都卜勒影像而判定。
3. 如申請專利範圍第2項所述的用於估算流速的方法，其中當所述超音波裝置置放在所述參考定向時，所述所投影之流速為零。
4. 如申請專利範圍第1項所述的用於估算流速的方法，其中所述感測器安裝於所述超音波裝置上或安裝於其中，用於偵測所述超音波裝置之所述定向。
5. 如申請專利範圍第1項所述的用於估算流速的方法，其中所述所估算之都卜勒角與所述超音波裝置之所述定向的和為90度。
6. 如申請專利範圍第1項所述的用於估算流速的方法，更包括基於所述目標對象與所述超音波裝置之間的相對位置，藉由使用波束成像器來執行傳輸聚焦與接收聚焦。
7. 如申請專利範圍第1項所述的用於估算流速的方法，其中超音波系統中所整合之晶片用以至少基於所估算之都卜勒角而估算所述流速。
8. 如申請專利範圍第1項所述的用於估算流速的方法，其中所述感測器包括加速度計、迴轉儀、羅盤、GPS接收器以及相機中之一者。
9. 一種用於估算流速之超音波系統，其包括：超音波裝置，其可操作以向目標對象傳輸超音波信號，並偵測來自所述目標對象之超音波回波信號，所述超音波回波信號反映所述目標對象內的流體；感測器，其用於偵測所述超音波裝置相對於參考定向之定向，所述參考定向包括90度的都卜勒角；以及處理裝置，其與所述超音波裝置耦接，用於處理所述超音波信號與所述超音波回波信號，所述處理裝置用以：至少基於所述超音波裝置的所述定向而估算所述超音波信號的主要方向與所述目標對象內之所述流體的流向之間的都卜勒 角；且至少基於所估算之都卜勒角而估算所述目標對象內之所述流體的流速。
10. 如申請專利範圍第9項所述的超音波系統，其中所述參考定向是基於所述超音波信號之所述主要方向上所投影之流速的都卜勒影像而判定。
11. 如申請專利範圍第10項所述的超音波系統，其中當所述超音波裝置置放在所述參考定向時，所述所投影之流速為零。
12. 如申請專利範圍第9項所述的超音波系統，其中所述感測器安裝於所述超音波裝置上或安裝於其中，用於偵測所述超音波裝置之所述定向。
13. 如申請專利範圍第9項所述的超音波系統，其中所述所估算之都卜勒角與所述超音波裝置之所述定向的和為90度。
14. 如申請專利範圍第9項所述的超音波系統，其中所述超音波裝置包含波束成像器，以基於所述目標對象與所述超音波裝置之間的相對位置而執行傳輸聚焦與接收聚焦。
15. 如申請專利範圍第9項所述的超音波系統，其中所述超音波系統中所整合之晶片用以至少基於所估算之都卜勒角而估算所述流速。
16. 如申請專利範圍第9項所述的超音波系統，其中所述感測器包括加速度計、迴轉儀、羅盤、GPS接收器以及相機中之一者。