CN108882916B - 超声血流的参数显示方法及其超声成像系统 - Google Patents

超声血流的参数显示方法及其超声成像系统 Download PDF

Info

Publication number
CN108882916B
CN108882916B CN201680084275.5A CN201680084275A CN108882916B CN 108882916 B CN108882916 B CN 108882916B CN 201680084275 A CN201680084275 A CN 201680084275A CN 108882916 B CN108882916 B CN 108882916B
Authority
CN
China
Prior art keywords
blood flow
flow velocity
ultrasonic
ultrasound
image
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN201680084275.5A
Other languages
English (en)
Other versions
CN108882916A (zh
Inventor
杜宜纲
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Shenzhen Mindray Bio Medical Electronics Co Ltd
Original Assignee
Shenzhen Mindray Bio Medical Electronics Co Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Shenzhen Mindray Bio Medical Electronics Co Ltd filed Critical Shenzhen Mindray Bio Medical Electronics Co Ltd
Priority to CN202210535563.5A priority Critical patent/CN114848016A/zh
Publication of CN108882916A publication Critical patent/CN108882916A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN108882916B publication Critical patent/CN108882916B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/461—Displaying means of special interest
    • A61B8/463—Displaying means of special interest characterised by displaying multiple images or images and diagnostic data on one display
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/06—Measuring blood flow
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/13—Tomography
    • A61B8/14—Echo-tomography
    • A61B8/145—Echo-tomography characterised by scanning multiple planes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4477—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device using several separate ultrasound transducers or probes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4483—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer
    • A61B8/4488—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer the transducer being a phased array
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4483—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer
    • A61B8/4494—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer characterised by the arrangement of the transducer elements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/461—Displaying means of special interest
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/461—Displaying means of special interest
    • A61B8/465—Displaying means of special interest adapted to display user selection data, e.g. icons or menus
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/461—Displaying means of special interest
    • A61B8/466—Displaying means of special interest adapted to display 3D data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/467—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means
    • A61B8/469—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means for selection of a region of interest
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/488—Diagnostic techniques involving Doppler signals
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5223—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for extracting a diagnostic or physiological parameter from medical diagnostic data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5238—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image
    • A61B8/5246—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image combining images from the same or different imaging techniques, e.g. color Doppler and B-mode
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5284—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving retrospective matching to a physiological signal
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/54—Control of the diagnostic device
    • A61B8/543—Control of the diagnostic device involving acquisition triggered by a physiological signal
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/30—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for calculating health indices; for individual health risk assessment

Abstract

一种超声血流的参数显示方法，其包括：通过探头(1)获得来自于扫描目标内的超声波信号(S100)；根据所述超声波信号，获得所述扫描目标内多个血流速度方向(S200)；提取多个血流速度方向(S300)；量化提取的多个血流速度方向的离散度(S400)；显示所述离散度的量化结果(S500)。其提供了一种量化评估血流运动方向的方法，并为用户提供了更好的观察视角。

Description

超声血流的参数显示方法及其超声成像系统
技术领域
本发明涉及超声系统中血流信息成像显示技术，特别是涉及一种超声血流的参数显示方法及其超声成像系统。
背景技术
在医学超声成像设备中，超声波辐射到被检查的物体之内，彩色多普勒血流仪与脉冲波和连续波多普勒一样，也是利用红细胞与超声波之间的多普勒效应实现显像的。彩色多普勒血流仪包括二维超声显像系统、脉冲多普勒(一维多普勒)血流分析系统、连续波多普勒血流测量系统和彩色多普勒(二维多普勒)血流显像系统。震荡器产生相差为π/2的两个正交信号，分别与多普勒血流信号相乘，其乘积经模/数(A/D)转换器转变成数字信号，经梳形滤波器滤波，去掉血管壁或瓣膜等产生的低频分量后，送入自相关器作自相关检测。由于每次取样都包含了许多个红细胞所产生的多普勒血流信息，因此经自相关检测后得到的是多个血流速度矢量的混合信号。把自相关检测结果送入速度计算器和方差计算器求得平均速度，连同经FFT处理后的血流频谱信息及二维图像信息一起存放在数字扫描转换器(DSC)中。最后，根据血流的方向和速度大小，由彩色处理器对血流资料作为伪彩色编码，送彩色显示器显示，从而完成彩色多普勒血流显像。
将频谱多普勒用于心脏瓣膜狭窄和动脉硬化病变等的定量诊断。血流在一个心动周期中的不同时刻，其方向可能有所不同。例如颈总动脉的血流正常情况下是层流，但如果出现斑块，发生动脉狭窄后，血流会变得较为紊乱。在收缩期时狭窄附近可能会产生涡流。涡流程度也是判断狭窄率的一项重要指标，通常采用涡流面积作为涡流程度的判断指标，但传统的彩色多普勒无法测量血流的方向，只能凭借红蓝两色以及相关临床经验手动描绘出涡流的面积，因此容易产生误差。涡流程度需要定量计算出具体的数值，才能使诊断更加可靠。
发明内容
基于此，有必要针对现有技术中的不足，提供一种超声血流的参数显示方法及其超声成像系统，提供了一种新的量化评估血流运动方向的方法，并为用户提供了更好的观察视角。
本发明的一个实施例中提供了一种超声血流的参数显示方法，其包括：
通过探头获得来自于扫描目标内的超声波信号；
根据所述超声波信号，获得所述扫描目标内的血流速度方向；
提取多个血流速度方向；
量化提取的多个血流速度方向的离散度；
显示所述离散度的量化结果。
本发明的一个实施例中提供了一种超声成像系统，其包括：
探头，用于向扫描目标发射超声波束；
接收电路和波束合成模块，用于接收来所述超声波束的回波信号，进行波束合成后获得超声波信号；
图像处理模块，用于根据所述超声波信号，获得所述扫描目标内的血流速度方向，提取多个血流速度方向，量化提取的多个血流速度方向的离散度；
显示器，用于显示所述离散度的量化结果。
附图说明
图1为本发明一个实施例的超声成像系统的框图示意图；
图2为本发明一个实施例的垂直发射的平面超声波束的示意图；
图3为本发明一个实施例的偏转发射的平面超声波束的示意图；
图4为本发明一个实施例中多角度接收的示意图；
图5为本发明一个实施例的方法流程示意图；
图6为本发明一个实施例中血流速度矢量的一种计算方法示意图；
图7为本发明一个实施例中血流速度方向的空间坐标表示示意图；
图8为本发明其中一个实施例中离散度图像的计算示意图；
图9(a)为本发明的其中一个实施例中第一模式下血流速度矢量信息计算示意图；
图9(b)为本发明的其中一个实施例中第二模式下血流速度矢量信息计算示意图；
图10为本发明一个实施例的方法流程示意图；
图11为本发明一个实施例的方法流程示意图；
图12为本发明一个实施例的方法流程示意图；
图13为本发明其中一个实施例的离散度图像的显示效果示意图；
图14为图13的线条示意图；
图15、图16、图17、图18和图19分别为本发明中多个实施例中超声图像和离散度量化结构的对比显示的示意图。
具体实施方式
图1为本发明一个实施例的超声成像系统的结构框图示意图。如图1所示，该超声成像系统通常包括：探头1、发射电路2、发射/接收选择开关3、接收电路4、波束合成模块5、信号处理模块6、图像处理模块7和显示器8。本文中的“多个”指大于等于2个。
在超声成像过程中，发射电路2将经过延迟聚焦的具有一定幅度和极性的发射脉冲通过发射/接收选择开关3发送到探头1。探头1受发射脉冲的激励，向扫描目标(例如，人体或者动物体内的器官、组织、血管等等，图中未示出)发射超声波，经一定延时后接收从目标区域反射回来的带有扫描目标的信息的超声回信号，并将此超声回波信号重新转换为电信号。接收电路接收探头1转换生成的电信号，并将这些超声回波信号送入波束合成模块5。波束合成模块5对超声波信号进行聚焦延时、加权和通道求和等处理，获得超声波信号，然后将超声波信号送入信号处理模块6进行相关的信号处理，例如滤波等。经过信号处理模块6处理的超声波信号送入图像处理模块7。图像处理模块7根据用户所需成像模式的不同，对信号进行不同的处理，获得不同模式的图像数据，然后经对数压缩、动态范围调整、数字扫描变换等处理形成不同模式的超声图像，如B图像，C图像，D图像等二维图像，此外，该超声图像还可包括三维图像。图像处理模块7生成的超声图像送入显示器8进行显示。此外，图像处理模块7还可以依据超声波信号计算扫描目标内目标点的血流速度矢量，可以通过渲染处理将计算获得的血流速度矢量渲染添加在超声图像输出给显示器进行显示，和/或将计算的血流速度矢量送给显示器进行有关速度信息的显示。图像处理模块7和信号处理模块6分离设置在不同的处理器上或者集成在同一个处理器9上。
本实施例中提到的目标点可以是超声图像上一个像素点或者包含至少两个像素点的区域块。目标点的血流速度矢量，包括速度值和速度方向，用于表征扫描目标内血流运动状态的流速信息。下文将会详细解释血流速度矢量的相关计算方式。
探头1通常包括多个阵元的阵列。在每次发射超声波或接收超声波时，探头1的所有阵元或者所有阵元中的一部分参与超声波的发射。此时，这些参与超声波发射的阵元中的每个阵元或者每部分阵元分别受到发射脉冲的激励，并分别发射超声波，这些阵元分别发射的超声波在传播过程中发生叠加，形成被发射到扫描目标的合成超声波束，该合成超声波束的传播方向即为本文中所提到的超声波的发射角度。参与超声波发射的阵元可以同时被发射脉冲激励；或者，参与超声波发射的阵元被发射脉冲激励的时间之间可以有一定的延时。通过控制参与超声波的发射的阵元被发射脉冲激励的时间之间的延时，可改变上述合成超声波束的传播方向(即发射角度)，下文将具体说明。
通过控制参与超声波的发射的阵元被发射脉冲激励的时间之间的延时，也可以使参与超声波的发射的各个阵元发射的超声波在传播过程中不会聚焦，也不会完全发散，而是形成整体上大体上为平面的平面波。或者，通过控制参与超声波的发射的阵元被发射脉冲激励的时间之间的延时，可以使各个阵元发射的超声波束在预定位置叠加，使得在该预定位置处超声波的强度最大，也就是使各个阵元发射的超声波“聚焦”到该预定位置处，该聚焦的预定位置称为“焦点”，这样，获得的合成的超声波束是聚焦到该焦点处的波束，本文中称之为“聚焦超声波束”。发射聚焦超声波束的过程中，参与超声波的发射的阵元可以以预定的发射时延(即参与超声波的发射的阵元被发射脉冲激励的时间之间存在预定的时延)的方式工作，各阵元发射的超声波在焦点处聚焦，形成聚焦超声波束。又或者，通过控制参与超声波的发射的阵元被发射脉冲激励的时间之间的延时，使参与超声波的发射的各个阵元发射的超声波在传播过程中发生发散，形成整体上大体上为发散波。本文中，称这种发散形式的超声波为“发散超声波束”。
线性排列的多个阵元同时给予电脉冲信号激励，各个阵元同时发射超声波，合成的超声波束的传播方向与阵元排列平面的法线方向一致。如图2所示的垂直发射的平面波，此时参与超声波的发射的各个阵元之间没有时延(即各阵元被发射脉冲激励的时间之间没有时延)，各个阵元被发射脉冲同时激励。生成的超声波束为平面波，即平面超声波束，并且该平面超声波束的传播方向与探头1的发射出超声波的表面大体垂直，即合成的超声波束的传播方向与阵元排列平面的法线方向之间的角度为零度。但是，如果施加到各个阵元间的激励脉冲有一个时间延时，各个阵元也依次按照此时间延时发射超声波束，则合成的超声波束的传播方向与阵元排列平面的法线方向就具有一定的角度，即为合成波束的发射角度，改变上述时间延时，也就可以调整合成波束的发射角度的大小和在合成波束的扫描平面内相对于阵元排列平面的法线方向的发射方向。例如，图3所示为偏转发射的平面波，此时参与超声波的发射的各个阵元之间有预定的时延(即各阵元被发射脉冲激励的时间之间有预定的时延)，各个阵元被发射脉冲按照预定的顺序激励。生成的超声波束为平面波，即平面超声波束，并且该平面超声波束的传播方向与探头1的阵元排列平面的法线方向成一定的角度(例如，图3中的角a)，该角度即为该平面超声波束的发射角度。通过改变时延时间，可以调整角a的大小。同理，无论是平面超声波束、聚焦超声波波束还是发散超声波束，均可以通过调整控制参与超声波的发射的阵元被发射脉冲激励的时间之间的延时，来调整合成波束的方向与阵元排列平面的法线方向之间所形成的合成波束的“发射角度”，这里的合成波束可以为上文提到的平面超声波束、聚焦超声波波束或发散超声波束等等。
此外，参照前文所述，对于二维超声换能器，可以理解为多个线性阵列的组合，因此，二维超声换能器也可以通过控制参与超声波的发射的阵元被发射脉冲激励的时间之间的延时，来调整合成波束与阵元排列平面的法线方向之间所形成的合成波束的“发射角度”。
更进一步地，通过控制参与超声波的接收的阵元(本文简称接收阵元)的孔径位置，可以调整接收的超声波信号的接收角度。例如，如图4所示，超声探头包括阵元部1、阵元部2、阵元部3和阵元部4。阵元部1、阵元部2、阵元部3和阵元部4可以是一个阵元或者多个阵元。可以用阵元部1、阵元部2、阵元部3和阵元部4中的一个或多个的组合来作为接收阵元。图4中，向包含目标点位置A的扫描目标发射一个发射角度的超声波束时，利用阵元部1作为接收阵元，接收从扫描目标内某一个目标点位置A反射回来的超声波束的回波，根据阵元部1的孔径位置和目标点位置A的连线(图4中标记为实线)，可以确定当前时刻接收的超声波束的回波的接收角度a1。同时，根据利用阵元部2作为接收阵元，接收从扫描目标内某一个目标点位置A反射回来的超声波束的回波，根据阵元部2的孔径位置和目标点位置A的连线(图4中标记为虚线)，可以确定当前时刻接收的超声波束的回波的接收角度a2。从同一个目标位置A返回的超声波束的回波可以获得两个不同接收角度的超声波束的回波。因此，根据接收阵元的孔径位置和目标点位置之间的连线、与超声阵元排列平面的法线方向之间的夹角，来定义上述超声波束的回波的“接收角度”。通过改变探头上接收阵元的孔径位置，则可以改变超声波束的回波的“接收角度”，从而获得从扫描目标返回的不同接收角度的超声波信号。
基于上述解释，向扫描目标发射超声波束，期望从扫描目标获得多个角度的超声波信号时，既可以通过改变探头上接收阵元的孔径位置来改变超声波束的回波的接收角度，从而获得来自于扫描目标的不同接收角度对应的超声波信号；也可以通过控制参与超声波的发射的阵元被发射脉冲激励的时间之间的延时，改变超声波束的发射角度，基于不同发射角度的超声波束的回波，获得来自于扫描目标的不同发射角度对应的超声波信号。图像处理模块7可以根据不同角度的超声波信号，计算扫描目标内或者扫描目标中感兴趣区域内多个目标点的血流速度矢量。
此外，图1所示的超声成像系统中还包括操作控制模块10，用于接收来自操作用户输入的调节信号，该调节信号包括对超声波束的发射角度、接收角度、超声波束类型等成像参数进行的调整，或者还可以包括对组织图像处理模块的图像、感兴趣区域或血流速度矢量的计算结果进行的调整。操作控制模块10可以为人机交互接口，例如键盘、滚轮、与带触摸功能的显示屏连接的触摸手势接收和计算模块、鼠标、有关手势控制信号的收发模块等等。图1中的显示器8包括一个或多个显示屏，本实施例中的显示屏可以为触摸显示屏、LED显示屏等等。
图像处理模块输出的图像数据或者量化结果还可以通过无线传输模块，传输到远端显示器上进行显示，本实施例的方案不限于台式超声设备，还可以包括纳入医疗互联网系统内的所有可用于展现超声图像的设备。
图5中提供了一种超声血流的参数显示方法，其提供了一种可对血管内血流出现涡流或者紊流程度进行评估的方式，可以作为更加直观的判断血管狭窄程度的定量分析方法。以下将详细说明。
图5中的步骤S100，利用接收电路4和波束合成模块5，通过探头1获得来自于扫描目标内的接收超声波信号。
在其中一些实施例中，利用发射电路2激励探头1向扫描目标发射超声波束，接收该超声波束的回波获得步骤S100中提及的超声波信号。本实施例中向扫描目标发射的超声波束可以包括：聚焦超声波束和非聚焦超声波束，其中非聚焦超声波束包括：虚源超声波束、非衍射超声波束、发散超声波束或平面超声波束等多种波束类型中的至少一种或者至少两种以上的组合(这里的“以上”包括本数，以下同)。当然，本发明的实施例中不限于以上几种类型的超声波束。可见步骤S100中的超声波信号可以是超声波束的回波信号。
在其中一些实施例中，在步骤S100中包括：步骤121：向扫描目标发射聚焦超声波束，接收聚焦超声波束的回波，获得聚焦超声波信号，用以重建超声图像、或计算血流速度矢量等。或者，在步骤S100中包括步骤122：向扫描目标发射平面超声波束，接收平面超声波束的回波，获得平面超声波信号，用以重建超声图像、或计算血流速度矢量等。又或者，在步骤S100中包括上述步骤121和步骤122：向扫描目标发射聚焦超声波束，用以获得聚焦超声波信号；向扫描目标发射平面超声波束，用以获得平面超声波信号。聚焦超声波信号可用作重建扫描目标的至少一部分超声图像，以求获取质量较好的超声图像作为背景图像，而在图5中的步骤S200中平面超声波信号还可以用作计算血流速度矢量的图像数据基础。
在步骤S100中若采用两种波束类型进行发射，则向扫描目标交替发射两种超声波束。例如，在向扫描目标发射平面超声波束的过程中插入向扫描目标发射聚焦超声波束的过程，即，交替执行上述步骤121和步骤122。这样可以保证两种超声波束图像数据获取的同步性，提高多波束角度发射获得的血流速度矢量的精确度。
除了波束类型可以自由选择，在步骤S100中还可以接收多个角度的超声波信号用以计算血流速度矢量或超声图像。例如，在步骤S100中可以向扫描目标发射不同发射角度的超声波束，用以接收获得多个发射角度对应的超声波信号。或者，从扫描目标上接收不同接收角度对应的超声波信号。可见，多个角度的超声波信号可以对应于多个发射角度，或者多个接收角度。具体如下所示：
1、针对向扫描目标发射不同发射角度的超声波束，可以沿不同的发射角度接收多个角度的超声波信号。
在一些实施例中，在步骤S100中可以包括：沿多个发射角度向扫描目标发射超声波束，接收所述超声波束的回波获得多个发射角度对应的超声波信号，作为步骤S100中接收获得的多个角度的超声波信号。
在其中一个实施例中，在步骤S100中包括：沿多个发射角度向扫描目标发射超声波束，在该过程中，可以按照发射角度的不同交替执行向扫描目标发射超声波束的过程。例如，若沿两个发射角度向扫描目标发射超声波束，则先沿第一个发射角度向扫描目标发射超声波束，然后再沿第二个发射角度向扫描目标发射超声波束，完成一个扫描周期，最后依次重复上述扫描周期过程。或者，还可以先沿一个发射角度向扫描目标发射超声波束，再沿另一个发射角度向扫描目标发射超声波束，依次执行完所有发射角度后完成扫描过程。为获取不同的发射角度，可通过改变参与超声波发射的阵元中的每个阵元或者每部分阵元的时延来获得，具体可参照图2或图3的解释。
在其中一个实施例中，沿每个发射角度向扫描目标发射多次超声波束，用以获得多次超声波信号，供后续超声图像数据的处理。例如，沿多个发射角度分别向扫描目标发射多次非聚焦超声波束、或者沿多个发射角度分别向扫描目标发射多次聚焦超声波束。而每一次超声波束的发射对应获得一次超声波信号。
按照发射角度的不同交替执行向扫描目标发射多次超声波束的过程，能使获得的回波数据近似计算在同一时刻的目标点的血流速度矢量，提高速度矢量信息的计算精度。例如，若沿三个发射角度分别向扫描目标发射N次超声波束，可以先沿第一个发射角度向扫描目标发射至少一次超声波束，然后再沿第二个发射角度向扫描目标发射至少一次超声波束，其次再沿第三个发射角度向扫描目标发射至少一次超声波束，完成一个扫描周期，最后依次重复上述扫描周期过程直至完成所有发射角度上的扫描次数。同一个扫描周期内不同发射角度下的超声波束的发射次数可以相同，也可以不相同。例如，如果是沿两个发射角度的发射超声波束，则按照A1 B1 A2 B2 A3 B3 A4 B4……Ai Bi，以此类推。其中，Ai是第一个发射角度中的第i次发射；Bi是第二个发射角度中的第i次发射。而如果是沿三个发射角度的发射超声波束，则按照A1 B1 B1C1 A2 B2 B2C2 A3 B3 B3C3……Ai Bi BiCi，以此类推。其中Ai是第一个发射角度中的第i次发射；Bi是第二个发射角度中的第i次发射；Ci是第三个发射角度中的第i次发射。
当上述步骤S100中选择向扫描目标发射两种波束类型的超声波束时，可以交替发射两种的超声波束，例如，上述步骤S100包括：步骤S101，向扫描目标发射多次聚焦超声波束，用以获取重建超声图像的图像数据。步骤S102，沿一个或多个发射角度向扫描目标发射多次平面超声波束，用以获取计算速度矢量信息的图像数据。然而，可以在向扫描目标发射平面超声波束的过程中插入向扫描目标发射聚焦超声波束的过程。比如，将向扫描目标发射的多次聚焦超声波束均匀插入到执行上述步骤S102的过程中。或者还可以，采用任何一种能实现上述向扫描目标发射多次平面超声波束的至少一部分与上述向扫描目标发射多次聚焦超声波束的至少一部分交替执行方案的任何一种交替发射方式。本实施例中可以利用聚焦超声波束获得质量较好的超声图像；而可以利用平面超声波束帧率高的特点获得高实时性的速度矢量信息，而且为了在数据获取上两者具有更好的同步性，采用两种类型的超声波形交替发射的方式。
接收电路4和波束合成模块5接收上述发射的超声波束的回波，进行波束合成获得超声波信号。例如，当接收聚焦超声波束的回波，则获得聚焦超声波信号；当接收平面超声波束的回波，则获得平面超声波信号，依次类推。在步骤S100中发射何种类型的超声波束，那么对应接收何种类型的超声波束的回波，生成对应类型的超声波信号。例如，聚焦超声波束对应聚焦超声波信号、平面超声波束对应平面超声波信号、发散超声波束对应发散超声波信号等等，在此不逐一列举。
接收电路4和波束合成模块5接收上述步骤S100发射的超声波束的回波时，可以利用参与超声波发射的阵元中的每个阵元或者每部分阵元分时实现发射和接收功能时接收上述步骤S100中发射的超声波束的回波，或者将探头上的阵元分为接收部分和发射部分、然后利用参与超声波接收的阵元中的每个阵元或者每部分阵元接收上述步骤S100中发射的超声波束的回波，等等。
当在步骤S100中沿一个发射角度上发射超声波束时，接收来自该发射角度的超声波束的回波，对应获得一组超声波信号。当在步骤S100中沿多个发射角度上发射超声波束时，对应接收多个发射角度的超声波束的回波，获得对应于多个发射角度的多组超声波信号。基于不同的发射角度，可以接收对应于不同发射角度的多组超声波信号。此外，一组超声波信号包括多次超声波信号，多次超声波信号可以对应于接收沿每个发射角度上发射的多次超声波束的多次回波信号，其中一次超声波束的发射对应获得一次超声波信号。例如，在步骤S100中沿多个不同发射角度分别向扫描目标发射多次平面超声波束，则分别接收上述多个发射角度对应的平面超声波束的回波，获得分属于不同发射角度的多组平面超声波信号，其中每组平面超声波信号包括至少两次平面超声波信号，每次平面超声波信号源自沿一个发射角度上执行一次向扫描目标发射超声波束的步骤所获得的回波。又例如，对于步骤S100中向扫描目标发射多次聚焦超声波束，则接收上述聚焦超声波束的回波，获得多次聚焦超声波信号。
2、沿不同的接收角度从扫描目标接收多个角度的超声波信号。
当在步骤S100中发射电路2激励探头1沿一个或多个发射角度向扫描目标发射超声波束时，可以通过调节探头上的接收阵元的孔径位置，来接收来自于扫描目标的超声波束的回波，获得沿不同接收角度的超声波信号，作为步骤S100中接收获得的不同角度的超声波信号，具体可参见图4及相关说明所示。沿多个发射角度向扫描目标发射超声波束的过程参见前文相关说明。
例如，在其中一个实施例中，在步骤S100中，当接收来自扫描目标上超声波束的回波时，则将探头中接收阵元的孔径位置调整到第一位置，用于接收该发射角度的超声波束的回波，获得属于第一接收角度的第一组超声波信号，将接收阵元的孔径调整到第二位置，用于接收该发射角度的超声波束的回波，获得属于第二接收角度的第二组超声波信号，同理，从而基于不同的接收角度获得多组超声波信号。
参照前文沿多个发射角度的执行顺序和规则，在上述实施例中沿不同的接收角度从扫描目标接收多个角度的超声波信号的过程中，也可以按照接收角度的不同交替执行多组超声波信号的接收过程。在本发明的其中一个实施例中，发射电路2激励探头1向扫描目标发射超声波束，分多个不同的接收角度分别接收该超声波束的回波，获得多组分属不同接收角度的超声波信号，其中沿一个接收角度从扫描目标对应接收一组超声波束的回波信号，供后续波束合成、超声图像数据的处理和血流速度矢量的计算。沿多个接收角度分别从扫描目标接收多组超声波束的回波。例如，在步骤S100中向扫描目标发射平面超声波束，沿一个接收角度多次接收超声波束的回波，获得一组平面超声波信号，此一组平面超声波信号中包括多次平面超声波信号，沿不同接收角度接收多组平面超声波束的回波，从而获得分属不同接收角度的多组平面超声波信号。
3、基于一个发射角度或者一个接收角度获得的超声波信号，也可以用于后续步骤中计算血流速度矢量和/或获得超声图像。例如，在步骤S100中沿一个发射角度向扫描目标发射平面超声波束，则沿一个接收角度多次接收超声波束的回波，获得一组平面超声波信号，此一组平面超声波信号中包括多次平面超声波信号。当然此实施例中还可以替换为上述其他超声波形。
基于前文中提到的调整发射角度或者调整接收角度，均可以在步骤S100中获得了沿一个角度或多个角度的超声波信号，此处的角度可以包括发射角度或者接收角度。与一个发射角度或者接收角度对应获得一组超声波信号，对应不同的发射角度或接收角度可以获得多组超声波信号，每一组超声波信号中包括至少一次沿发射角度或接收角度获得的超声波信号。依据其中任意一组超声波信号或两组以上的超声波信号的组合，可以获取扫描目标的至少一部分的超声图像。此外，基于多组超声波信号中的任意一组或两组以上的组合，可以获取感兴趣区域中目标点的血流速度矢量。
在步骤S100中，为了便于计算方便和提升图像显示效果，通过探头获得来自于扫描目标内的多个角度的超声波信号中，多个角度的超声波信号分属于不同的接收角度或发射角度，按照超波信号对应的不同角度，存储为与角度相关的至少一组数据帧集。也就是将上述获得的一组超声波信号存储为与角度相关的一组数据帧集，数据帧集中包括至少一帧图像数据。
图12中基于图5的变形，在步骤S100中包括：
步骤S191，通过探头向扫描目标发射不同发射角度的平面超声波束，
步骤S192，通过探头向扫描目标发射聚焦超声波束；
步骤S193，接收所述平面超声波束的回波，获得分属于不同发射角度的平面超声波信号，作为步骤S100需要获得的超声波信号或超声波信号的一部分，用于在步骤S200中计算血流速度矢量，提升血流速度矢量的计算速度。
步骤S194，接收所述聚焦超声波束的回波，获得聚焦超声波信号，作为步骤S100需要获得的超声波信号或超声波信号的一部分，用以在步骤S601中根据聚焦超声波信号，获得扫描目标的至少一部分的超声图像。本实施例获得超声图像质量更高。
图5中的步骤S200中，图像处理模块7根据步骤S100中获得的超声波信号，获得扫描目标内的血流速度方向。
步骤S200中可以先计算扫描目标的整个成像区域中所有目标点对应的血流速度方向，然后选择待获得多个目标点处的血流速度方向。或者，还可以先确定待获取血流速度方向的目标点，然后获取超声图像用以计算此多个目标点分别对应的目标点的血流速度方向。步骤S200中的目标点可以是用户在感兴趣区域中输入的像素点或像素区域，也可以是感兴趣区域中系统自动生成的多个离散像素点或像素区域，用于确定计算某个或某块图像坐标处血流速度方向或血流速度矢量的关联点。
在获得血流速度方向之前，可以先根据超声波信号，获得扫描目标内多个目标点处的血流速度矢量，该血流速度矢量包括血流速度值和血流速度方向。然后再选择提取多个目标点处的血流速度方向。当然，也可以不用计算血流速度值，而在计算获得血流速度方向。
此外，基于后续在超声图像上叠加血流速度矢量的显示方式不同，步骤S200中提到的目标点可以是选择确定的实际位置，也可以是根据前一时刻计算的血流速度矢量演算出来的位置，具体参见下文有关第一显示模式和第二显示模式的相关说明。
无论是血流速度方向的获取，还是血流速度值的获取，均可以参照以下几种计算方式。
第一种，基于斑点追踪的方式利用两帧图像之间相同斑点的偏移，来获得计算获得目标点的血流速度矢量。具体结合图6所示。
首先，按照前文所述方式获取超声波信号，此超声波信号可以包括至少一组超声波信号。
其次，根据所述超声波信号，获得至少两帧超声图像，例如获得至少第一帧超声图像(参见，图6中左边最大的方框)和第二帧超声图像(参见，图6中右边最大的方框)。如前文所述，本实施例中可以采用平面超声波信号来获取计算目标点的血流速度矢量的超声图像。平面超声波束大体上在整个成像区域中传播，因此，通常，一次发射的平面超声波束所对应获得的一次平面波束回波信号通过处理即可获得一帧平面波束回波图像数据。本文中，将对平面超声波束对应获得的平面波束回波信号进行相应的处理而获得的扫描目标的超声图像数据称之为“平面波束回波图像”。
然后，在第一帧超声图像中选择跟踪区域，该跟踪区域可以包含希望获得其速度矢量或速度方向的目标点。例如，跟踪区域可以选择目标点的某个邻域或者包含目标点的某个数据块，参见图6中左边最小的方框。
其次，在第二帧超声图像中搜索与该跟踪区域对应的区域，例如，搜索与前述的跟踪区域具有最大相似性的区域作为跟踪结果区域(参见，图6中右边最大方框中靠下方位置的第二小方框，图6中右边最大方框中靠上方位置的第一小方框表示跟踪区域对应在第二帧超声图像中的位置)。这里，相似性的度量过程可以采用下述公式来寻找相似矩阵，基于相似矩阵来寻找与前述的跟踪区域具有最大相似性的区域。
二维图像中相似矩阵采用下述公式(1)或(2)计算。
Figure GPA0000260113820000141
Figure GPA0000260113820000142
其中，X1为第一帧超声图像，X2为第二帧超声图像。i和j是二维图像的横纵坐标。
Figure GPA0000260113820000143
表示当它右边的式子计算结果达到最小时，K和L的值。K，L则代表图像中新的位置。M，N为图中跟踪区域的大小。
Figure GPA0000260113820000144
和
Figure GPA0000260113820000145
是第一帧和第二帧跟踪区域和跟踪结果区域中的平均值。
三维图像中相似矩阵采用下述公式(3)或(4)计算。
Figure GPA0000260113820000146
Figure GPA0000260113820000147
其中，X1为第一帧超声图像，X2为第二帧超声图像。i，j和k是三维图像的坐标。
Figure GPA0000260113820000148
表示当它右边的式子计算结果达到最小时，A，B，C的值。A，B，C则代表图像中新的横纵坐标位置。M，N，L为图中跟踪区域的大小。
Figure GPA0000260113820000149
和
Figure GPA00002601138200001410
是第一帧和第二帧跟踪区域和跟踪结果区域中的平均值。
最后，根据前述的跟踪区域和前述的跟踪结果区域的位置，以及第一帧图像数据与第二帧图像数据之间的时间间隔，即可获得所述目标点的速度矢量。例如，速度值可以通过跟踪区域和跟踪结果区域之间的距离(即目标点在预设时间间隔内的移动位移)、除以第一帧平面波束回波图像数据与第二帧平面波束回波图像数据之间的时间间隔获得，而速度方向可以为从跟踪区域到跟踪结果区域的连线的方向，即目标点在预设时间间隔内的移动方向。
基于上述方法，可以获得步骤S200中的血流速度方向，也可以获得血流速度值，综合血流速度方向和血流速度值可以获得血流速度矢量。
此外，在进行速度计算前，还可以对获得的至少两帧超声图像进行壁滤波处理，就是对于图像上每个位置上的点沿时间方向分别做壁滤波。图像上的组织信号随时间变化较小，而血流信号由于血流的流动则变化较大。因此可以采用高通滤波器作为血流信号的壁滤波器。经过壁滤波之后，频率较大的血流信号保留下来，而频率较小的组织信号将被滤去。经过壁滤波后的信号，血流信号的信噪比可大大增强。
第二种，基于目标点处的时间梯度和空间梯度获得目标点的血流速度矢量，具体如下所示。
首先，按照前文所述方式获取超声波信号，此超声波信号可以包括至少一组超声波信号。此超声波信号可以是分属一个或多个角度的超声波信号。此角度可以为发射角度或接收角度，以下实施例以发射角度为例说明。
其次，根据超声波信号，获得至少两帧超声图像；
然后，根据超声图像获得在目标点处沿时间方向的第一梯度，根据超声图像获得在目标点处沿发射角度的第二梯度，根据超声图像获得在目标点处沿垂直于发射角度的方向的第三梯度，根据第一梯度、第二梯度和第三梯度计算目标点在发射角度上的第五速度分量和在垂直于发射角度的方向上的第六速度分量；
其次，根据第五速度分量和第六速度分量合成获得目标点的血流速度矢量，其中包括合成后获得的血流速度值和合成角度，合成角度指向血流速度方向。
在上述实施例中采用的发射角度作为实施例，如果至少两帧超声图像采用前文中提到的沿接收角度获得超声波信号，则也可以采用上述方式来进行计算，但是每个步骤中的“发射角度”应被替换为接收角度。在其中一个实施例中，上述过程采用平面超声波信号来进行计算可以提升速度矢量的计算速度和精确度。基于上述方法，可以获得步骤S200中的血流速度方向，也可以获得血流速度值，综合血流速度方向和血流速度值可以获得血流速度矢量。
第三种，基于分属不同角度的数据帧集，在目标点处关联获得沿多个不同角度的血流速度分量；合成与多个不同角度相关的血流速度分量，获得该目标点处的血流速度矢量。
在其中一个实施例中，可以利用多普勒成像技术来计算在目标点处沿一个角度的血流速度分量。
首先，按照前文所述方式获取超声波信号，此超声波信号可以是分属多个角度的超声波信号。此角度可以为发射角度或接收角度。以下实施例以沿多个发射角度向扫描目标发射超声波束，并接受所述超声波束的回波信号作为步骤S100中的超声波信号为例进行说明。在多普勒超声成像方法中，针对扫描目标在同一发射角度连续发射多次超声波束；接收发射的多次超声波束的回波，获得多次超声波信号，每一次超声波信号中每个值对应了在一个发射角度上进行扫描时一个目标位置上的值。
然后，在步骤S200中按照以下方式进行计算：
将对应于一个发射角度的一组超声波信号中的多次超声波信号分别沿发射角度所在的方向做Hilbert变换，得到采用复数表示每个目标点上值的多个图像数据；N次发射接收后，在每一个目标点上就有沿时间变化的N个复数值，然后，按照下述两个公式(5)和(6)计算目标点z在发射角度方向上的速度大小：
Figure GPA0000260113820000161
Figure GPA0000260113820000162
其中，Vz是计算出来的沿发射角度的速度值，c是声速，f0是探头的中心频率，Tprf是两次发射之间的时间间隔，N为发射的次数，x(i)是第i次发射上的实部，y(i)是第i次发射上的虚部，
Figure GPA0000260113820000163
为取虚部算子，
Figure GPA0000260113820000164
为取实部算子。以上公式(5)和(6)为一个固定位置上速度值的计算公式。
其次，以此类推，每个目标点上的速度值通过这N个复数值都可以求出。
如果采用上述方法来计算血流速度分量，那么可以取多普勒速度值Vz表征目标点上沿相应发射角度的血流速度值，发射角度表征目标点上的血流速度方向，组合获得沿相应发射角度的血流速度分量，可以采用向量的方式来表达。
在上述实施例中采用的发射角度作为实施例，如果采用前文中提到的沿一个接收角度获得多次超声波信号，则也可以采用上述方式来进行计算，但是前文中的发射角度则替换为接收角度，血流速度方向则为接收角度，从而可以获得沿相应接收角度的血流速度分量。
采用上述多普勒计算方式，根据不同角度的超声波信号，可以分别获得沿不同角度方向上的血流速度值，其可以用多普勒频率来表征。
通常，在超声成像中，利用多普勒原理，对超声波信号进行多普勒处理，可以获得扫描目标或者其内的运动部分的运动速度。例如，获得了超声波信号之后，通过自相关估计方法或者互相关估计方法，可以根据超声波信号获得扫描目标或者其内的运动部分的运动速度。对超声波信号进行多普勒处理以获得扫描目标或者其内的运动部分的运动速度的方法可以使用本领域中目前正在使用或者将来可能使用的任何可以用以通过超声波信号计算扫描目标或者其内的运动部分的运动上速度的方法，在此不再详述。
根据前文的方法获得目标点处沿不同发射角度或接收角度的血流速度分量，然后在目标点处合成这些速度分量，即可获得该目标点处的合成速度，即目标点的血流速度矢量。如图10所示，具体地如下所示。
首先，按照前文所述方式获取至少两组超声波信号，所述至少两组超声波信号可以是分属多个不同角度的超声波信号，不同角度包括不同的发射角度或不同的接收角度(步骤S110)。按照不同角度对应的超声波信号，存储为与角度相关的至少二组数据帧集。步骤S210，按照不同角度对应的超声波信号，存储为与角度相关的至少两组数据帕集。
其次，基于分属不同角度的数据帧集，参照前文利用多普勒成像技术的计算过程，分别计算每一组数据帧集对应的血流速度分量，获得与所述角度相关的至少两个血流速度分量(步骤S220)。在每个目标点处获得至少两个血流速度分量。
然后，将至少两个血流速度分量进行速度合成，获得步骤S200期望获得的血流速度矢量，其中包括合成后获得的血流速度值和合成角度，合成角度指向血流速度方向(步骤S230)。通过此方法可以获得多个目标点处分别对应的血流速度矢量。
在上述实施例中采用的发射角度作为实施例，如果采用前文中提到的沿多个接收角度获得多组超声回波信号，则也可以采用上述方式来进行计算，但是每个步骤中的“发射角度”应被替换为“接收角度”。
当然针对一个发射角度或接收角度对应的血流速度分量，本发明不限于上述方法，还可以采用其他本领域中已知或者未来可能采用的方法。
前文中已提出了多种有关血流速度矢量的计算方式，血流速度矢量中速度值可以包括目标点处的近似或真实的速度、加速度、速度方差评估值等等表征速度状态的统计量中的其中一种。
在步骤S120中或者与步骤120并列的方式还包括以下步骤：
根据上述超声波信号，图像处理模块获得扫描目标的至少一部分的超声图像，本文的超声图像可以是三维超声立体图像，也可以是二维超声图像，例如B图、用以显示的通过上述扫描体获得的三维超声图像数据库中的图像，或者通过二维血流显示技术获得的增强型B图像。在本发明的一个实施例中，超声图像可以使用平面超声波束成像，也可以使用聚焦超声波束成像。但是由于聚焦超声波束每次发射的能力较集中，而且仅在能力集中处成像，因此获得的回波信号信噪比高，获得的超声图像质量较好，而且聚焦超声波束的主瓣狭窄，旁瓣较低，获得的超声图像的横向分辨率也较高。所以，在本发明的一个实施例中，超声图像可以使用聚焦超声波束成像。同时为了获得更加高质量的超声图像，可以在步骤S100中发射多次发射聚焦超声波束，来实现扫描获得一帧超声图像。
在本发明的一个实施例中，在上述步骤S100中向扫描目标发射多次聚焦超声波束，而在步骤S200中接收聚焦超声波束的回波，获取一组聚焦波束回波信号，根据所述聚焦波束回波信号获得扫描目标的至少一部分的超声图像。利用聚焦超声波可以获得高质量的超声图像。有关平面超声波束和聚焦超声波束的结合发射过程参见前述相关内容。
另外，获取超声图像的数据，可以基于前述步骤S100中任意一组超声波信号或任意一组数据帧集来获得。通过显示器显示超声图像，并还可以在超声图像上显示采样框。本实施例的采样框可以是一个，也可以是多个，并且多个采样框可以重叠。采样多个采样框时，可以同时对比观察多个离散度的量化结果。在其中一个实施例中，采样框可以由用户调节，基于用户对采样框的调节信号，确定重新定义的采样框，获得采样框的大小和形状。
在步骤S300中，图像处理模块7提取多个血流速度方向。
提取的多个血流速度方向至少包括以下内容之一：
1、在同一时间时多个位置处的血流速度方向；和，
2、在同一位置处不同时间对应的多个血流速度方向。
本实施例中，同一时间包括同一时刻，或同一时间段；时刻包括至少一个真实的时间点；时间段包括至少一个时刻。
本实施例中的时刻还可以由图像的采集帧率来确定。采用同一时间多个位置处分别对应的血流速度方向，可以评估此多个位置处在同一时间的涡流等情况，而采样同一位置在不同时间所分别对应的血流速度方向，则可以评估同一个位置处在一定时期内的涡流等情况。例如，在心脏超声心动图中，提取的多个血流速度方向包括同一心动周期中任意时相对应的多个血流速度方向，从而可以评估一个心动周期中同一位置在不同期间或同一期间的血流方向变化。也可以是，提取的多个血流速度方向包括：不同心动周期内同一时相对应的多个血流速度方向，用以量化评估收缩期或舒张期内血流速度方向的变化。本文中的时相包括心动周期中的任意时刻或时间段，包括收缩期和/或舒张期。
本实施例的位置可以为扫描目标内感兴趣的点或者区域，通常表现为，在显示器上展示的扫描目标的至少一部分超声图像中，可被标记或者可被展示的感兴趣的点或区域。例如，在其中一些实施例中，上述位置可以包括至少一个目标点。当一个位置包括多个目标点时，则，该位置处的血流速度方向可以取该位置处多个目标点对应的血流速度矢量的合成角度方向，或者取该位置处多个目标点对应的血流速度方向中的其中之一，或者可以取该位置处多个目标点对应的血流速度方向中数量最多的一个方向，等等。同理，该位置处的血流速度矢量可以取该位置处的多个目标点对应的血流速度矢量的合成速度，或者取该位置处的多个目标点对应的血流速度矢量中的其中之一，或者取该位置处的多个目标点对应的血流速度矢量中方向数量最多的一个，或者取该位置处的多个目标点对应的血流速度矢量的均值等等。
在其中一些实施例中，根据设定的感兴趣区域来确定待获取血流速度方向的多个位置，此设定的感兴趣区域可以包含用户选择的感兴趣区域，基于系统图像分割技术自动分割获得的脉管区域，系统默认选择的感兴趣区域范围和扫描目标的整个成像区域等其中的一个范围或多个范围的组合。多个位置可以是感兴趣区域的多个离散或连续的位置，可以由系统自动分配，或者由用户选择。可见，步骤S300中，提取感兴趣区域内的多个血流速度方向，用以量化估计感兴趣区域的
在其中一个实施例中，感兴趣区域通过采样框来确定，该采样框可以是系统自动在超声图像上形成的区域，或者是整个成像区域，或者还可以是用户在超声图像上输入选择指令获得区域，等等。通常感兴趣区域包括至少一个目标点，或包含至少一个目标点的领域(数据块)。例如，图13中的31，图14中的41，图15中的51或A32，图16中的61或62，和图17中的71或72。
多个位置，多个时刻，多个时间段都可以是离散提取的，而并非一定是连续的。当然，提取的多个血流速度方向也可以是，上述第1种和第2中的组合，例如，提取的多个血流速度方向包括多个位置分别在多个时间对应的血流速度方向。上述实施例可以从空间和时间维度来综合衡量脉管中血流流动的情况。
此外，在其中一个实施例中，参见基于图5的变形方案图11，图像处理模块执行步骤S600根据超声波信号获得扫描目标的至少一部分的超声图像，显示器执行步骤S700显示超声图像，执行步骤S800利用操作控制模块获取超声图像上的采样框，在步骤S200之后执行步骤S310，图像处理模块提取与采样框关联的多个血流速度方向，多个血流速度方向可以是采样框中离散的多个位置或者连续的多个位置处的血流速度方向；也可以是多个采样框分别对应的多个位置处的血流速度方向。在其中一个实施例中，提取的多个血流速度方向至少包括在同一时间所述采样框内与位置相关的血流速度方向中的至少一部分，和，所述采样框与时间相关的血流速度方向中的至少一部分。提取的多个血流速度方向可以是采样框内的所有位置对应的多个血流速度方向，也可以是部分位置对应的多个血流速度方向。采用此方式时，可以提取采样框中部分期望进行离散化度量的位置，这些期望的位置可能比较接近，也可以距离较远，从而可以更加灵活的宏观上来分析一定较大范围内的血流速度方向的离散度。
在本实施例中提取多个血流速度方向之前还包括：记录每个位置处的血流速度矢量与时间的对应关系；然后在提取多个血流速度方向时从所述对应关系中提取多个时刻所分别对应的血流速度方向。从而能够更加清晰的获知关于血流速度方向的时间信息，便于后续过程中进行显示。
血流速度方向采用角度值或方向向量表示。例如，由一个0-360度的角度数值来表示血流速度方向，或者由球坐标或直角坐标系下的坐标来表示。
在步骤S400中，图像处理模块量化提取的多个血流速度方向的离散度。离散度表示提取的多个血流速度方向之间的差异程度。量化指的是用值来表示离散度。
本实施例中，量化提取的多个血流速度方向的离散度采用以下方式之一：
计算多个血流速度方向的方差，计算多个血流速度方向的角度差极值，和计算多个血流速度方向的标准差。具体计算方式如下文说明。
参见图7所示，以直角坐标系中向量表达血流速度方向的方式来举例说明方差和标准差的计算方式。
球坐标与直角坐标系转化公式如下公式(7)来表示：
Figure GPA0000260113820000201
空间中每个点的速度方向需要用两个角度值才能表示出来，即θ和
Figure GPA0000260113820000204
速度大小则用r表示，通过坐标转换，也可以在直角坐标系中用向量的方式表示，即(x，y，z)，它包含了速度的大小和方向信息。多个点上的速度方向(角度)的离散度可以采用下列向量方差或者标准差计算公式。
血流速度矢量的二维向量表达为(x1，y1)，(x2，y2)，......(xN，yN)，通过处理得到单位向量
Figure GPA0000260113820000202
等，它们只有血流速度方向信息，(a，b)表示代表血流速度方向的二维单位向量。
Figure GPA0000260113820000203
Figure GPA0000260113820000211
按照下述公式(9)分别求每个维度的平均值：
Figure GPA0000260113820000212
用于量化多个血流速度方向的离散度的二维向量方差Var2可以表示为：
Figure GPA0000260113820000213
用于量化多个血流速度方向的离散度的二维向量标准差SD2为：
Figure GPA0000260113820000214
血流速度矢量的三维向量：(x1，y1，z1)，(x2，y2，z2)，......(xN，yN，zN)同上方式，通过处理得到单位向量
Figure GPA0000260113820000215
等，它们只有方向信息，(a，b，c)表示代表血流速度方向的三维单位向量。
Figure GPA0000260113820000216
按照下述公式(13)分别求每个维度的平均值
Figure GPA0000260113820000217
Figure GPA0000260113820000221
用于量化多个血流速度方向的离散度的三维向量方差Var3可以表示为
Figure GPA0000260113820000222
用于量化多个血流速度方向的离散度的标准差SD3为
Figure GPA0000260113820000223
二维空间中，多个血流速度方向的角度差极值采用以下方式获得。
在若于个角度数中(假设N个)，计算任意两个角度之间的角度差，找到最大的角度差，即角度差极大值为公式(16)，找到最小的角度差，即角度差极小值为公式(17)。
Figure GPA0000260113820000224
Figure GPA0000260113820000225
其中，di代表第i个血流速度方向的角度值大小，dj代表第j个血流速度方向的角度值大小。di或dj它们是一个0-360度的角度数值。
无论多少个角度无论什么样的角度，根据以上公式(16)和(17)计算出来的角度差极值是一个0至180度之间变化的数值。数值越大代表角度差极值越大。
采用向量的形式计算二维或者三维空间中多个血流速度方向的角度差极值，参见下述公式(18)和(19)。
二维或者三维空间的计算角度差极大值公式如下：
Figure GPA0000260113820000226
Figure GPA0000260113820000231
角度差极大值还可以用距离来衡量，例如下述公式(20)和(21)
Figure GPA0000260113820000232
Figure GPA0000260113820000233
其中，
Figure GPA0000260113820000234
等如之前定义，是二维或三维单位向量。得到的是两个向量之间的距离(二维空间或者三维空间都适用)。
可见，在计算多个血流速度方向的角度差极值时，首先计算任意两个角度之间的角度差；然后，查找所述角度差的最大值或最小值。本实施例中的角度差可以如公式(18)和(19)的表达方式，也可以采用公式(20)和(21)中的距离衡量方式。
此外，还可以用另一种方式来计算多个血流速度方向的方差。
血流速度方向量化后是一个0至360度(或者-180至180度)之间的值，可以采用如下公式(22)计算方差Var。
Figure GPA0000260113820000235
公式中的θ为血流速度方向量化后的角度值，N代表采样框中目标点的个数或者不同采样框分属的位置个数。Var是一个0-1的数，也可以将其乘以100，则方差是一个0-100的数，依次类推可做相应的变形。Var越大代表在采样框中的速度方向变化越大(离散度越大，存在紊流或者涡流等形态的程度越大)，Var越小则采样框中的速度方向一致性越高，越接近层流，例如当Var为0时，则采样框中所有点的血流速度方向完全一致，为典型的层流状态。
本实施例虽然只提供上述几种方式，但是本发明中并不限制量化多个血流速度方向离散度的方式，还可以采用其他用户选择的方式。当然在系统中还可以提供多种量化方式供用户选择，并进行采用不同量化方式获得的离散度结果的对比查看，实现综合评估。
在步骤S500中，利用显示器显示离散度的量化结果。当然，还可以包括利用显示器显示超声图像，并在超声图像中标记采样框，用于对比查看关联区域处离散度的量化结果。
本实施例中显示离散度的量化结果的方式至少可以采用以下方式之一：
通过文本显示所述离散度的量化结果；
显示图标模型，所述图标模型基于所述量化结果构建；和，
在超声图像上叠加显示离散度的量化结果。
在其中一些实施例中，在超声图像上叠加显示离散度的量化结果的方法包括：
首先，利用图像处理模块产生与特定区域关联的质点区块，所述质点区块的颜色编码与特定区域内血流速度方向的离散度量化结果相关。然后，在所述超声图像的特定区域处显示带颜色编码的质点区块，获得离散度图像。质点区块可参见图13和图14中的色斑和A1，A2，A3，A4的色块分区。
本实施例中的特定区域是指，在超声图像上一个特定区域内的血流速度方向量化结果对应一个质点区块，特定区域可以按照系统设定或用户选定的图像区域范围大小，例如3*8，4*4，5*5。按照特定区域的范围大小分割超声图像，依次计算超声图像中多个特定区域内分别对应的血流速度方向的离散度量化结果，这里的多个特定区域可以是对超声图像进行不重叠分割获得的结果，每个特定区域的面积大小可以相同也可以不相同，例如，超声图像是80*80，可以均分为100个8*8的特定区域，每个特定区域之间不重叠。通过每个特定区域中的各个目标点的血流速度方向，依次计算各个特定区域的血流速度方向的离散度，计算结果就是特定区域内中心点的离散度量化结果。并按照该离散度量化结果的大小对相应特定区域进行颜色编码，显示在超声图像上。
当然，这里的多个特定区域也可以是对超声图像进行连续重叠式分割获得的结果，例如，如图8所示，在整个采样框(参见图8中的大方框)中通过一个小采样框(参见图8中的小方框)逐次偏移一个像素点或多个像素点后移动到下一个位置，获得新的图像区域范围，依次来连续重叠式分割超声图像。小采样框连续偏移获得的多个图像区域范围，对应多个特定区域。在计算图8中整个采样框中的血流速度方向的离散度时，首先选取一个小采样框(参见图8中的小方框)，通过小采样框中各个目标点的血流速度方向计算血流速度方向的离散度，计算结果就是小采样框中心点的离散度量化结果。移动这个小采样框后再次计算得到其中心位置的血流速度方向的离散度。以此类推，得到大采样框中多个重叠的特定区域的血流速度方向的离散度。这个小采样框的大小可变，每次计算后移动或偏移的距离也是可变的。图8中两个相互重叠的方框代表两次计算时的小采样框，而计算的值就是相应中心点位置上的离散度量化结果，按照该离散度量化结果的大小对相应小采样框依次进行颜色编码，显示在超声图像上形成离散度图像。两个采样框是可以有重叠部分的，重叠越多则计算出来的离散度图像的空间分辨率越高。
图13给出了一种彩色效果的离散度图像，其中在采样框31内的脉管部分叠加显示相应特定区域的离散度量化结果，获得诸如图13中具有多个色块的离散度图像，并且，在界面上提供颜色编码Bar 32，提示用户识别离散度的大小。图14提供的图13的线条效果图，采样框为41，超声图像为42，其中A1，A2，A3，A4分别显示渲染不同的颜色，以示当前区域内离散度的差别。此外，如果采用图8所示的方式来进行渲染，那么A1，A2，A3，A4的色块分区将会进一步细分，使得离散度图像的空间分辨率提高。可见本实施例中提供了一种新的成像效果示意图，能够给医生提供更加直观的观察角度，从与超声图像的叠加显示效果上，展现脉管内的血流运动情况。图13中绿色表示离散度最小，红色表示离散度最大。
在其中一些实施例中，可以基于文本显示的方式，直接在显示界面上的任意一个位置显示离散度的量化结果，例如，图16和图17中显示的“SD 0.01/100”。
在其中一些实施例中，构建基于所述量化结果构建的图标模型，显示图标模型，用以展示关联采样框的离散度量化结果。图标模型的展现方式可以有很多方式，例如，如图16中的642，采用带颜色编码的矩形柱，颜色编码与离散度的量化结果大小相关。还例如，如图16中的641，利用带箭头指向的圆形图标，其中箭头指向与离散度量化结果相关。
还可以，基于位置关系构建图标模型，例如，如图18所示，超声图像内显示区域80中的采样框81，或者说是感兴趣区域91中通过显示表征血流速度矢量的标识83，构建与脉管或脉管的部分图像区域对应的图标模型84，对该图标模，84上进行分区(B1，B2，B3，B4)，计算每个分区对应到超声图像上相应区域内的离散度量化结果，然后将该离散量化结果以文本或者颜色编码的方式叠加在相应分区上，用以在显示器上展现。
此外，还可以基于时间变化构建图标模型，例如，构建离散度与时间的关系坐标，记录离散度的量化结果随时间的变化，显示所述离散度的量化结果随时间的变化，在关系坐标中逐一描绘离散度的量化结果随时间的变化，从而生成与采样框关联的离散度变化图。离散度变化图属于图标模型的一种。参见图15给出了一种显示效果图，图中超声图像50中包括大采样框51，小采样框A32；对应小采样框A32的离散度度量化结果图表53所示，建立离散度(例如方差SD)与时间的坐标关系，然后提取各个时间t31，t32，t33，t34，t35时的离散度量化结果，将其绘制在坐标关系中，获得图表53所示的离散度变化图，用于展现小采样框A32在不同时间变化时离散度的量化结果。此外在图标53中还标记有黑色倒三角形的标识，提示小采样框A32的位置，还可以用以指示当前时刻对应的位置。此外，图19还提供了另一种显示效果图，图中超声图像90包括大采样框91和小采样框92，对应小采样框92的离散度度量化结果图表93所示，建立时间轴的坐标关系，在时间轴的坐标上绘制各个时间t31，t32，t33，t34，t35等分别对应的离散度量化结果，在时间轴上绘制不同时间对应的矩形柱，每个矩形柱的颜色或高度与当前时间对应的离散度的量化结果相关，形成离散度变化图。
无论采用上述哪种显示方式，离散度的量化结果会与超声图像中的相应位置范围进行关联，当位置范围改变时，则量化结果也会随之更新。例如，通过采样框来标记在超声图像中感兴趣的目标点或目标点区域，那么当获取用户对所述采样框的调节信号，根据所述调节信号，确定重新定义的采样框后，在步骤S300中提取与重新定义的采样框关联的多个血流速度方向，这里与采样框关联的含义包括，在采样框中选择多个血流速度方向，或者还包括，由采样框数量确定提取的血流速度方向的个数。在显示离散度的量化结果中，所述量化结果随所述采样框的更新而改变。这里的改变也包括，量化结果的数量和/或量化结果的值随着采样框的更新而改变。
血流速度方向的离散度量化结果可以单独显示，也可以结合超声图像一起显示在显示器的显示界面上，而这里的超声图像可以是多普勒血流图像、血流抛射图像和B图像等等中的其中之一。也即是在显示离散度的量化结果时，同时显示超声图像，并在超声图像上叠加血流速度矢量。以下提供一种在超声图像上叠加血流速度矢量的显示方式。
在其一个实施例中，上述步骤S200中包括：根据上述步骤S100中获得的超声波信号，计算目标点位于不同时刻的超声图像中第一显示位置处的血流速度矢量，用以获得目标点位于不同时刻的超声图像中的血流速度矢量信息。那么在下述过程中，对比显示的可以是各个时刻超声图像中第一显示位置处的血流速度矢量信息。如图9(a)所示，根据上述步骤S200中获得的超声波信号，可以分别获得t1、t2、……、tn时刻对应的超声图像数据P1、P2、……、Pn中，然后计算目标点在各个时刻超声图像中第一显示位置处(图中黑色圆点的位置)的血流速度矢量。本实施例中，目标点在各个时刻超声图像中第一显示位置始终位于二维图像中的位置(H1、W1)处。基于此，在后续步骤S800中对比显示血流速度矢量信息时，即在显示器显示的超声图像P0中在目标点(H1、W1)处显示不同时刻对应计算的血流速度矢量。若目标点参照上述具体实施例中根据用户自主选择部分或全部、或者由系统默认，那么对应就可以获知相应的第一显示位置，并通过计算当前时刻对应的超声图像中第一显示位置处的血流速度矢量信息用以对比显示，本文中将这种显示模式称为在超声图像上叠加血流速度矢量的第一模式，下文同。图9(a)实例中给出了二维图像P0显示时的效果示意图，当然也可以应用于三维图像显示中，即将各个时刻的超声图像取为前文提到的扫描体获得三维图像数据库，而第一显示位置取为三维图像数据库中的空间三维立体坐标位置，在此不再累述。
在另一个实施例中，上述步骤S200中包括：根据上述步骤S100中获得的超声波信号，计算目标点连续移动到超声图像中相应位置处而依次获得的血流速度矢量，从而获取目标点的血流速度矢量。在本实施例中，通过重复计算目标点在一时间间隔内从一位置移动到超声图像的另一位置处的血流速度矢量，用以获得目标点从初始位置开始连续移动后在超声图像中各个相应位置处对应的血流速度矢量。也就是说，在本实施例的超声图像中用以确定血流速度矢量的计算位置可以通过计算获得。那么在下述过程中，对比显示的可以是各个时刻超声图像中计算获得的位置处的血流速度矢量。
如图9(b)所示，根据上述步骤S100中获得的超声波信号，可以分别获得t1、t2、......、tn时刻对应的超声图像数据P11、P12、......、P1n中，然后，参照上述实施例中根据用户自主选择目标点的部分或全部、或者由系统默认目标点的密度等，确定目标点的初始位置，如图9(b)中(H1、W1)的第一点，然后计算初始位置在时刻t1超声图像P11中的血流速度矢量A1。其次，计算目标点(即图中黑色圆点)从时刻t1的超声图像P11上的初始位置移动到时刻t2的超声图像P12上的位置(H2、W2)，然后根据超声波信号，获得超声图像P12中(H2、W2)处的血流速度矢量，用以对比显示。比如，沿时刻t1超声图像P11中(H1、W1)上的血流速度矢量的方向，移动一时间间隔(其中，时刻t2-时刻t1＝时间间隔)，计算达到第二时刻t2时的位移，如此在第一个时刻t1上的一个目标点在第二个时刻超声图像上的第二显示位置就找到了，然后再依据上步骤S100中获得的超声波信号获得此第二显示位置上的血流速度矢量，从而得到目标点在时刻t2超声图像P12中血流速度矢量信息。依次类推，每相邻的两个时刻，沿目标点在第一时刻对应的血流速度矢量的方向，移动相邻两个时刻的时间间隔获得位移量，根据位移量确定目标点在第二时刻超声图像上的对应位置，再根据超声波信号获得目标点从第一时刻移动到第二时刻的超声图像中相应位置处的血流速度矢量，依此方式可以获得目标点从超声图像中(H1、W1)处连续移动到(Hn、Wn)处的血流速度矢量，从而获得目标点从初始位置连续移动到不同时刻的超声图像中相应位置处的血流速度矢量，用以获取目标点的血流速度矢量，使其与超声图像同时显示。
本实施例的显示方式中，计算出目标点在一时间间隔的移动位移、并依据该位移确定超声图像中目标点的相应位置，从初始选择的目标点开始按照该时间间隔移动，这一时间间隔可以由系统发射频率决定，还可以是由显示帧率决定，或者还可以是用户输入的时间间隔，通过按照用户输入的时间间隔计算目标点移动后达到的位置，然后在获得该位置处的血流速度矢量信息用以对比显示。初始时，可以依据前文所述方式在图中标注上N个初始目标点，每个初始目标点上都有箭头来表示这个点流速的大小和方向，如图9(b)所示。在显示的过程中，标记目标点连续移动到相应位置处时对应获得的血流速度矢量，形成随时间呈流动状的标识。通过标记图9(b)方式计算获得的血流速度矢量，那么随时间的变化，在新生成的图中，原来每个点的箭头都会发生位置改变，这样可以用箭头的移动，即可形成类似的血流流动过程，以便用户能观察到近似真实的血流流动显像效果，本文中将这种显示模式称为第二模式，下文同。同样，图9(b)实例中给出了二维图像P10显示时的效果示意图，当然也可以应用于三维图像显示中，即将各个时刻的超声图像取为前文提到的扫描体获得三维图像数据库，而第一显示位置取为三维图像数据库中的空间三维立体坐标位置，在此不再累述。
为了提高显示效果，避免因血流速度显示过快而使人眼无法识别，则在本发明的一个实施例中，上述叠加显示血流速度矢量的过程中还包括在显示血流速度时，对上述步骤S200获得的血流速度矢量进行慢放处理，用以对比显示慢放处理后的血流速度矢量。例如，首先对血流速度矢量进行慢放处理，生成慢速血流速度矢量；然后，在上述超声图像上叠加显示慢速血流速度矢量，形成上述血流抛射图，从而实现血流速度矢量和离散度量化结果的对比显示。
在其中一个实施例中，通过产生质点投射体作为标识描绘目标点上血流速度的变化，质点投射体的颜色编码和/或长度与所述脉管中特定位置处血流速度值相关；并将所述质点投射体送入显示器，在所述超声图像的特定位置处显示所述质点投射体随时间的变化，用以通过质点投射体的动态显示来动态展现所述脉管中血流的运动，从而获得血流抛射图。更进一步的，所述质点投射体还包括方向标识，所述方向标识的指向与所述血流速度的方向相关。利用本实施例的方法可以在显示的血流抛射图中可以清晰的描绘目标点在扫描目标内的实际流向，相比只在图像中的相应显示位置显示当前位置随时间变化的血流速度的大小和方向的方式，可以更加精确、更加真实和形象的表示扫描目标内实际的血流走向。这里可以通过流动的点或箭头，或者可以描绘方向的其他标志来描述流动的血流流动的过程。参见图15至图19中，利用箭头83来表示质点投射体。
此外，质点投射体也可以仅包含方向标识，而不携带血流速度值信息，方向标识的指向与所述扫描目标中特定位置处的血流速度方向相关。在超声图像的特定位置处显示包含方向标识的质点投射体，用以动态的展现所述扫描目标中血流的运动方向。
本实施例中的质点投射体可以是类似于箭头的表现方式，箭头的长短和/或粗细可以用于表现血流速度值，箭头的指向可以用于表现血流速度方向。本实施例中的特定位置是指，在超声图像上一个特定位置显示的血流速度矢量对应一个质点投射体，特定位置可以是用于标记显示血流速度值的位置，例如可以是图9(a)和图9(b)中提到的第一显示位置或第二显示位置。
用于计算离散度的多个血流速度方向包括：同一心动周期中任意时相(例如收缩期和/或舒张期)对应的多个血流速度方向，或者，不同心动周期内同一时相(例如收缩期或舒张期)对应的多个血流速度方向。当需要对心动周期内的多个时间上的血流速度方向进行选择时可参见图17所示的实施例，超声图像70内包括大采样框71和小采样框72，利用小采样框72选择待查看的位置，同时可以基于显示界面上提供的心电图或者多普勒频谱图74，来通过光标73的选择，定位心脏收缩期和/或舒张期上的不同时间帧对应的血流速度方向，然后计算一个收缩期或舒张期，或一个心动周期内的血流运动方向离散情况。可见，在其中一个实施例中，利用显示器显示表征心动周期的图形，包括心电图、多普勒频谱图、包含心动周期多帧图像的视频浏览轴等等可以直观确定心动周期内任意时间的图形，获取用户在表征心动周期的图形上的选择信号，根据所述选择信号提取同一位置处多个时间分别对应的多个血流速度方向。本实施例中在超声心动图模式下可以非常便利的为用户提供操作指引，供用户自行选择。
图5为一个实施例的参数显示方法的流程示意图。应该理解的是，虽然图5的流程图中的各个步骤按照箭头的指示依次显示，但是这些步骤并不是必然按照箭头指示的顺序依次执行。除非本文中有明确的说明，这些步骤的执行并没有严格的顺序限制，其可以以其他的顺序执行。而且，图5中的至少一部分步骤可以包括多个子步骤或者多个阶段，这些子步骤或者阶段并不必然是在同一时刻执行完成，而是可以在不同的时刻执行，其执行顺序也不必然是依次进行，而是可以与其他步骤或者其他步骤的子步骤或者阶段的至少一部分并行执行或者交替地执行。图10至图12为图5的延伸实施例，相关步骤可参见前文相关说明。
以上各个实施例在具体说明中仅只针对相应步骤的实现方式进行了阐述，然后在逻辑不相矛盾的情况下，上述各个实施例是可以相互组合的而形成新的技术方案的，而该新的技术方案依然在本具体实施方式的公开范围内。
通过以上的实施方式的描述，本领域的技术人员可以清楚地了解到上述实施例方法可借助软件加必需的通用硬件平台的方式来实现，当然也可以通过硬件，但很多情况下前者是更佳的实施方式。基于这样的理解，本发明的技术方案本质上或者说对现有技术做出贡献的部分可以以软件产品的形式体现出来，该计算机软件产品承载在一个非易失性计算机可读存储载体(如ROM、磁碟、光盘、服务器云空间)中，包括若干指令用以使得一台终端设备(可以是手机，计算机，服务器，或者网络设备等)执行本发明各个实施例所述的方法。
在本实施例中的基于了血流速度矢量的成像方法，首先计算出血流的方向，然后利用这个方向进行进一步评估涡流或者紊流程度，从而作为判断狭窄程度的定量分析方法。通过计算同一时刻不同位置或者同一位置不同时刻血流方向的方差值，得到用来做诊断的具体数据，为医生提供了更加直观的图像分析结果，提升了超声成像系统的智能化。
以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对本发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。因此，本发明专利的保护范围应以所附权利要求为准。

Claims (27)

1.一种超声血流的参数显示方法，其包括：
通过探头获得来自于扫描目标内的超声波信号；
根据所述超声波信号，获得所述扫描目标内的血流速度方向；
提取多个血流速度方向；其中，所述多个血流速度方向至少包括以下之一：在同一时间时多个位置处的血流速度方向，和，在同一位置处不同时间对应的多个血流速度方向；
量化提取的多个血流速度方向的离散度；所述量化提取的多个血流速度方向的离散度采用以下方式：计算多个血流速度方向的角度差极值；其中，所述计算多个血流速度方向的角度差极值包括：计算任意两个角度之间的角度差；查找所述角度差的最大值或最小值；
显示所述离散度的量化结果。
2.根据权利要求1所述的超声血流的参数显示方法，其中，所述根据所述超声波信号，获得所述扫描目标内的血流速度方向中包括：
根据所述超声波信号，获得所述扫描目标内的血流速度矢量，所述血流速度矢量包括血流速度值和血流速度方向。
3.根据权利要求1或2所述的超声血流的参数显示方法，其中，所述提取多个血流速度方向之前包括：
根据所述超声波信号，获得所述扫描目标的至少一部分的超声图像，
显示所述超声图像，
获取所述超声图像上的采样框；和
所述提取多个血流速度方向包括：提取与所述采样框关联的多个血流速度方向。
4.根据权利要求2所述的超声血流的参数显示方法，其中，所述通过探头获得来自于扫描目标内的超声波信号，根据所述超声波信号，获得所述扫描目标内的血流速度矢量中包括：
通过探头获得来自于扫描目标内的多个不同角度的超声波信号，所述多个不同角度的超声波信号分属于不同的接收角度或不同的发射角度；
按照不同角度对应的超声波信号，存储为与角度相关的至少二组数据帧集；
基于分属不同角度的数据帧集，计算每一组数据帧集对应的血流速度分量，获得与所述角度相关的至少两个血流速度分量；
合成所述至少两个血流速度分量，获得所述血流速度矢量。
5.根据权利要求4所述的超声血流的参数显示方法，其中，所述通过探头获得来自于扫描目标内的超声波信号包括：
通过探头向扫描目标发射不同发射角度的平面超声波束，
接收所述平面超声波束的回波，获得分属于不同发射角度的平面超声波信号，用以计算所述血流速度矢量。
6.根据权利要求3所述的超声血流的参数显示方法，其中，所述通过探头获得来自于扫描目标内的超声波信号包括：
通过探头向扫描目标发射聚焦超声波束，
接收所述聚焦超声波束的回波，获得聚焦超声波信号，用以获得所述超声图像。
7.根据权利要求1所述的超声血流的参数显示方法，其中，所述显示所述离散度的量化结果至少包括以下方式之一：
通过文本显示所述离散度的量化结果；和，
显示图标模型，所述图标模型基于所述量化结果构建。
8.根据权利要求1所述的超声血流的参数显示方法，其中，所述显示所述离散度的量化结果包括：
根据所述超声波信号，获得所述扫描目标的至少一部分的超声图像；
显示所述超声图像；
产生质点区块，所述质点区块的颜色编码与特定区域内血流速度方向的离散度量化结果相关；
在所述超声图像的特定区域处显示带颜色编码的质点区块。
9.根据权利要求1所述的超声血流的参数显示方法，其中，所述方法中根据所述超声波信号，获得所述扫描目标的至少一部分的超声图像；
显示所述超声图像时，产生质点投射体，所述质点投射体的颜色编码和/或长度与特定位置处的血流速度值相关；
在超声图像的特定位置处显示所述质点投射体，用以动态的展现所述扫描目标中血流的运动。
10.根据权利要求1所述的超声血流的参数显示方法，其中，所述方法中根据所述超声波信号，获得所述扫描目标的至少一部分的超声图像；
显示所述超声图像时，产生包含方向标识的质点投射体，所述方向标识的指向与所述扫描目标中特定位置处的血流速度方向相关；
在超声图像的特定位置处显示所述质点投射体，用以动态的展现所述扫描目标中血流的运动方向。
11.根据权利要求8所述的超声血流的参数显示方法，其中，相邻的所述特定区域之间重叠。
12.根据权利要求3所述的超声血流的参数显示方法，其中，所述提取与所述采样框关联的多个血流速度方向中，提取的多个血流速度方向至少包括以下之一：
在同一时间所述采样框内与位置相关的血流速度方向中的至少一部分，和，
所述采样框与时间相关的血流速度方向中的至少一部分。
13.根据权利要求3所述的超声血流的参数显示方法，其中，所述方法包括：
获取用户对所述采样框的调节信号；
根据所述调节信号，确定重新定义的采样框；
所述提取与所述采样框关联的多个血流速度方向中，提取与重新定义的采样框关联的多个血流速度方向；
在所述显示所述离散度的量化结果中，所述量化结果随所述采样框的更新而改变。
14.根据权利要求2所述的超声血流的参数显示方法，其中，所述提取多个血流速度方向之前包括：
记录每个位置处的血流速度矢量与时间的对应关系；和
所述提取多个血流速度方向包括：
从所述对应关系中提取多个时间所分别对应的血流速度方向。
15.根据权利要求3所述的超声血流的参数显示方法，其中，所述采样框包括一个或多个。
16.根据权利要求1所述的超声血流的参数显示方法，其中，所述显示所述离散度的量化结果之前包括：
记录所述离散度的量化结果随时间的变化；
所述显示所述离散度的量化结果包括：
显示所述离散度的量化结果随时间的变化，生成与采样框关联的离散度变化图。
17.根据权利要求1所述的超声血流的参数显示方法，其中，所述提取的多个血流速度方向包括：
同一心动周期中任意时相对应的多个血流速度方向，或者，
不同心动周期内同一时相对应的多个血流速度方向。
18.一种超声成像系统，其包括：
探头，用于向扫描目标发射超声波束；
接收电路和波束合成模块，用于接收来所述超声波束的回波信号，进行波束合成后获得超声波信号；
图像处理模块，用于根据所述超声波信号，获得所述扫描目标内的血流速度方向，提取多个血流速度方向，量化提取的多个血流速度方向的离散度；
其中，所述多个血流速度方向至少包括以下之一：在同一时间时多个位置处的血流速度方向，和，在同一位置处不同时间对应的多个血流速度方向；所述量化提取的多个血流速度方向的离散度采用以下方式：计算多个血流速度方向的角度差极值；其中，所述计算多个血流速度方向的角度差极值包括：计算任意两个角度之间的角度差；查找所述角度差的最大值或最小值；
显示器，用于显示所述离散度的量化结果。
19.根据权利要求18所述的超声成像系统，其中，所述图像处理模块，还用于根据所述超声波信号，获得所述扫描目标内的血流速度矢量，所述血流速度矢量包括血流速度值和血流速度方向。
20.根据权利要求18或19所述的超声成像系统，其中，所述图像处理模块，还用于根据所述超声波信号，获得所述扫描目标的至少一部分的超声图像；获取所述超声图像上的采样框；提取与所述采样框关联的多个血流速度方向；
显示器，还用于显示所述超声图像。
21.根据权利要求19所述的超声成像系统，其中，所述探头还用于向扫描目标发射不同发射角度的平面超声波束；所述接收电路和波束合成模块，还用于接收所述平面超声波束的回波，获得分属于不同发射角度的所述超声波信号，图像处理模块基于分属不同角度的超声波信号，计算与所述角度相关的至少两个血流速度分量，合成所述至少两个血流速度分量，获得所述血流速度矢量；
所述探头还用于通过探头向扫描目标发射聚焦超声波束；所述接收电路和波束合成模块，还用于接收所述聚焦超声波束的回波，获得聚焦超声波信号，图像处理模块根据聚焦超声波信号获得所述超声图像。
22.根据权利要求18所述的超声成像系统，其中，所述显示器上至少采用以下方式显示所述离散度的量化结果：
通过文本显示所述离散度的量化结果；和
显示图标模型，所述图标模型基于所述量化结果构建。
23.根据权利要求18所述的超声成像系统，其中，所述图像处理模块用于根据所述超声波信号，获得所述扫描目标的至少一部分的超声图像；
利用所述显示器显示所述超声图像；
所述图像处理模块产生质点区块，所述质点区块的颜色编码与特定区域内血流速度方向的离散度量化结果相关；并利用显示器在所述超声图像的特定区域处显示带颜色编码的质点区块。
24.根据权利要求18所述的超声成像系统，其中，所述图像处理模块用于根据所述超声波信号，获得所述扫描目标的至少一部分的超声图像；利用所述显示器显示所述超声图像；所述图像处理模块产生质点投射体，所述质点投射体的颜色编码和/或长度与特定位置处的血流速度值相关；并利用显示器在超声图像的特定位置处显示所述质点投射体，用以动态的展现所述扫描目标中血流的运动。
25.根据权利要求20所述的超声成像系统，其中，在显示器的显示界面上显示所述离散度的量化结果随时间的变化，生成与采样框关联的离散度变化图。
26.根据权利要求18所述的超声成像系统，其中，所述提取的多个血流速度方向包括：
同一心动周期中任意时相对应的多个血流速度方向，或者，
不同心动周期内同一时相对应的多个血流速度方向。
27.根据权利要求18所述的超声成像系统，其中，所述系统包括操作控制模块，
利用显示器显示表征心动周期的图形，利用操作控制模块获取用户在表征心动周期的图形上的选择信号，图像处理模块根据所述选择信号提取多个时间分别对应的多个血流速度方向，用以量化提取的多个血流速度方向的离散度。
CN201680084275.5A 2016-09-30 2016-09-30 超声血流的参数显示方法及其超声成像系统 Active CN108882916B (zh)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202210535563.5A CN114848016A (zh) 2016-09-30 2016-09-30 超声血流的参数显示方法及其超声成像系统

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/CN2016/101208 WO2018058577A1 (zh) 2016-09-30 2016-09-30 超声血流的参数显示方法及其超声成像系统

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202210535563.5A Division CN114848016A (zh) 2016-09-30 2016-09-30 超声血流的参数显示方法及其超声成像系统

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN108882916A CN108882916A (zh) 2018-11-23
CN108882916B true CN108882916B (zh) 2022-06-10

Family

ID=61762417

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202210535563.5A Pending CN114848016A (zh) 2016-09-30 2016-09-30 超声血流的参数显示方法及其超声成像系统
CN201680084275.5A Active CN108882916B (zh) 2016-09-30 2016-09-30 超声血流的参数显示方法及其超声成像系统

Family Applications Before (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202210535563.5A Pending CN114848016A (zh) 2016-09-30 2016-09-30 超声血流的参数显示方法及其超声成像系统

Country Status (3)

Country Link
US (2) US11304677B2 (zh)
CN (2) CN114848016A (zh)
WO (1) WO2018058577A1 (zh)

Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110678129B (zh) * 2017-05-25 2023-01-03 皇家飞利浦有限公司 用于使用矢量流数据对湍流血流的自动检测和可视化的系统和方法
CN112739269A (zh) * 2018-07-19 2021-04-30 梅约医学教育与研究基金会 用于去除超声血流成像中噪声引起的偏差的系统和方法
CN112912762A (zh) * 2018-10-23 2021-06-04 皇家飞利浦有限公司 自适应超声流动成像
CN109684886A (zh) * 2019-01-08 2019-04-26 中山市益孚生物科技有限公司 一种商品识别系统及其识别商品的方法
CN117281546A (zh) * 2019-12-24 2023-12-26 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种超声成像设备及方法
JP7195458B2 (ja) * 2019-12-25 2022-12-23 富士フイルム株式会社 流体解析装置、方法およびプログラム
CN114245724A (zh) * 2020-04-15 2022-03-25 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 基于向量速度的血流动力学参数的确定方法及超声装置
WO2021217658A1 (zh) * 2020-04-30 2021-11-04 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 血流向量速度、血流频谱的处理方法及超声设备
CN114173674A (zh) * 2020-05-08 2022-03-11 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 确定血流形态的方法、超声装置及计算机存储介质
CN111544038B (zh) * 2020-05-12 2024-02-02 上海深至信息科技有限公司 一种云平台超声成像系统
CN114305495B (zh) * 2022-01-07 2024-01-12 京东方科技集团股份有限公司 基于超声换能器的超声成像方法、超声换能器及系统

Family Cites Families (36)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5373848A (en) * 1993-08-09 1994-12-20 Hewlett-Packard Company Ultrasonic time-domain method for sensing fluid flow
US5623930A (en) * 1995-05-02 1997-04-29 Acuson Corporation Ultrasound system for flow measurement
JP3746115B2 (ja) * 1996-10-21 2006-02-15 株式会社東芝 超音波診断装置
US5876345A (en) * 1997-02-27 1999-03-02 Acuson Corporation Ultrasonic catheter, system and method for two dimensional imaging or three-dimensional reconstruction
JP3403917B2 (ja) * 1997-05-26 2003-05-06 株式会社日立メディコ 超音波断層装置
US5910119A (en) * 1998-05-12 1999-06-08 Diasonics, Inc. Ultrasonic color doppler velocity and direction imaging
US7066888B2 (en) * 2003-10-29 2006-06-27 Allez Physionix Ltd Method and apparatus for determining an ultrasound fluid flow centerline
JP5300188B2 (ja) * 2006-09-11 2013-09-25 株式会社東芝 超音波診断装置及び超音波診断装置の制御プログラム
KR101055589B1 (ko) * 2007-03-23 2011-08-23 삼성메디슨 주식회사 초음파 영상을 형성하는 초음파 시스템 및 방법
US9380992B2 (en) * 2007-03-30 2016-07-05 General Electric Company Method and apparatus for measuring flow in multi-dimensional ultrasound
US20080269611A1 (en) * 2007-04-24 2008-10-30 Gianni Pedrizzetti Flow characteristic imaging in medical diagnostic ultrasound
JP4787358B2 (ja) * 2007-04-27 2011-10-05 株式会社日立メディコ 超音波診断装置
US8098910B2 (en) * 2007-09-11 2012-01-17 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Adaptive motion imaging in medical diagnostic ultrasound imaging
WO2011058899A1 (ja) * 2009-11-10 2011-05-19 本田技研工業株式会社 ３次元空間の音源分布測定装置
US9204858B2 (en) * 2010-02-05 2015-12-08 Ultrasonix Medical Corporation Ultrasound pulse-wave doppler measurement of blood flow velocity and/or turbulence
US8439840B1 (en) * 2010-05-04 2013-05-14 Sonosite, Inc. Ultrasound imaging system and method with automatic adjustment and/or multiple sample volumes
CN101919711B (zh) * 2010-08-25 2013-03-20 四川省医学科学院（四川省人民医院） 基于多普勒图像信息的心脏流场速度矢量场可视化描述方法
JP5209025B2 (ja) * 2010-10-27 2013-06-12 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 超音波診断装置
JP2012139489A (ja) * 2010-12-16 2012-07-26 Toshiba Corp 超音波診断装置及びその制御方法
JP2012176232A (ja) * 2011-02-04 2012-09-13 Toshiba Corp 超音波診断装置、超音波画像処理装置及び超音波画像処理プログラム
KR20140074904A (ko) * 2011-08-26 2014-06-18 이비엠 가부시키가이샤 혈관치료효과의 혈류 시뮬레이션 시스템, 그 방법 및 컴퓨터 소프트웨어 프로그램
CN102423264B (zh) * 2011-09-01 2014-05-21 中国科学院深圳先进技术研究院 基于图像的生物组织弹性的测量方法及装置
CN103842841B (zh) * 2011-09-30 2017-12-05 皇家飞利浦有限公司 带有自动多普勒流设置的超声系统
KR101406807B1 (ko) * 2011-12-28 2014-06-12 삼성메디슨 주식회사 사용자 인터페이스를 제공하는 초음파 시스템 및 방법
EP2628449B1 (en) * 2012-02-17 2020-05-20 Samsung Electronics Co., Ltd. Ultrasound apparatus and method of generating ultrasound image
US10667790B2 (en) * 2012-03-26 2020-06-02 Teratech Corporation Tablet ultrasound system
US10537310B2 (en) * 2012-04-18 2020-01-21 Hitachi, Ltd. Ultrasound image capture device and ultrasound image capture method
JP2014036735A (ja) * 2012-08-14 2014-02-27 Hitachi Aloka Medical Ltd 超音波診断装置
US10136875B2 (en) * 2012-10-19 2018-11-27 Konica Minolta, Inc. Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic diagnostic method
EP3071111B1 (en) * 2013-11-19 2022-03-09 Versitech Limited Apparatus for ultrasound flow vector imaging and methods thereof
WO2015129336A1 (ja) * 2014-02-28 2015-09-03 日立アロカメディカル株式会社 超音波撮像装置及び方法
CN104207803B (zh) * 2014-08-13 2016-03-02 四川省人民医院 基于彩色多普勒图像信息的心脏血流涡运动自适应可视化定位方法
EP2989986B1 (en) * 2014-09-01 2019-12-18 Samsung Medison Co., Ltd. Ultrasound diagnosis apparatus and method of operating the same
KR101792591B1 (ko) * 2014-09-01 2017-11-01 삼성메디슨 주식회사 의료 영상 장치 및 의료 영상 생성 방법
KR101643622B1 (ko) * 2014-09-25 2016-07-29 삼성전자주식회사 초음파 영상 처리 방법 및 이를 위한 초음파 영상 장치
KR102367446B1 (ko) * 2014-12-11 2022-02-25 삼성메디슨 주식회사 초음파 진단 장치 및 그 동작 방법

Also Published As

Publication number Publication date
CN108882916A (zh) 2018-11-23
US20190365354A1 (en) 2019-12-05
US11304677B2 (en) 2022-04-19
US11890141B2 (en) 2024-02-06
US20220233169A1 (en) 2022-07-28
CN114848016A (zh) 2022-08-05
WO2018058577A1 (zh) 2018-04-05

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN108882916B (zh) 超声血流的参数显示方法及其超声成像系统
CN109414245B (zh) 超声血流运动谱的显示方法及其超声成像系统
CN110013273B (zh) 超声血流成像显示方法及超声成像系统
US8343052B2 (en) Ultrasonograph, medical image processing device, and medical image processing program
EP3213108B1 (en) Imaging methods and apparatuses for performing shear wave elastography imaging
CN107647880B (zh) 医用图像处理装置以及医用图像处理方法
CN103239258B (zh) 采用超声波的同轴切变波表征
CN101297762A (zh) 在医用诊断超声中的血流特征成像
KR20120044267A (ko) 초음파 진단 장치 및 조직 움직임 추적 방법
KR20120044265A (ko) 초음파 진단 장치 및 조직 움직임 추적 방법
US20090306508A1 (en) Ultrasonic diagnostic apparatus
JP4879263B2 (ja) 超音波診断装置及び超音波診断方法
KR20170060852A (ko) 초음파 영상을 제공하는 방법 및 이를 위한 초음파 장치
KR20170021558A (ko) 초음파 진단 장치 및 그 동작방법
CN103429162B (zh) 超声波诊断装置、图像处理装置以及图像处理方法
WO2017211774A1 (en) Medical ultrasound image processing device
JP2001286474A (ja) 対象物パラメータの動的測定
EP3600058B1 (en) System and method for concurrent visualization and quantification of blood flow using ultrasound vector flow imaging
JP2021529035A (ja) 経弁圧の定量化を行うための方法及びシステム
US11272906B2 (en) Ultrasonic imaging device and method for controlling same
KR20150118493A (ko) 초음파 장치 및 그 제어 방법
EP2610640B1 (en) Ultrasound system and method for detecting vector information using transmission delays
US20230137369A1 (en) Aiding a user to perform a medical ultrasound examination
KR101563501B1 (ko) 혈관 부하 측정 방법 및 장치
KR20180096342A (ko) 초음파 영상장치 및 그 제어방법

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant