CN111227867A - 一种超声多普勒血流成像方法及系统 - Google Patents

一种超声多普勒血流成像方法及系统 Download PDF

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Abstract

本发明涉及一种超声多普勒血流成像方法及系统。所述成像方法包括：获取血流测速兴趣区以及发射子孔径的数量；根据发射子孔径的数量确定每个发射子孔径内平面波的倾斜角；根据倾斜角确定每个发射子孔径内的阵元激发延迟时间；根据阵元激发延迟时间，控制所有发射子孔径同步发射平面波，并利用全孔径接收回波信号；根据回波信号生成射频信号序列；根据射频信号序列提取血流测速兴趣区的血流多普勒信号；根据血流多普勒信号确定血流速度；根据血流速度生成所述血流测速兴趣区的多普勒血流图像。采用本发明所提供的成像方法及系统能够实现最大脉冲重复频率，同时抑制超快超声多普勒血流成像中射频信号复合引入的运动伪影。

Description

一种超声多普勒血流成像方法及系统
技术领域
本发明涉及超声多普勒血流成像领域，特别是涉及一种超声多普勒血流成像方法及系统。
背景技术
随着现代社会的快速发展，吸烟、血脂异常、肥胖、不健康饮食、缺乏体育锻炼等普遍存在的不良生活习惯导致了动脉粥样硬化的高发。同时，由动脉粥样硬化引起的血管类疾病的发病率也逐年递增。以心肌梗死、缺血性脑卒中为代表的心脑血管疾病，由于发病后有效抢救时间极短，具有高致残率和高死亡率的特点。因此，作为影响社会发展的重大公共卫生问题，心脑血管疾病已经成为了威胁人类生命健康的头号杀手。临床上，监测动脉粥样硬化的病程能够有效预测心脑血管疾病的发生，进行早期干预治疗。目前，临床上检测动脉粥样硬化的主要方法有CT血管成像、核磁共振、数字减影血管造影和超声诊断等方法。其中，CT血管成像、核磁共振和数字减影血管造影等技术能够使血管病变处显影，精准检测血管的几何结构，根据血管壁厚度及血管形状的畸变情况来判别动脉粥样硬化的危险程度。但是，上述三种检测手段价格高昂，对人体具有辐射侵害，不适用于动脉粥样硬化的长期监测。而超声诊断技术可根据测量的血流动力学信息检测动脉粥样硬化的病程发展以便尽早诊断心脑血管疾病，具有无辐射、价格低、实时性等优点。
血流动力学以血流速度分布为基础，可根据血流速度分布计算剪切应力、速度剪切率和壁面剪切率等血流动力学参数。由于血液自身的粘性及血流与血管壁之间的摩擦，健康血管内的血流速度分布呈抛物线型，在管腔径向方向的中心位置上速度最快，随着靠近血管壁速度逐渐降低。而在发生动脉粥样硬化的病变血管中，受斑块影响发生变化，血流速度分布不再呈现中心速度最大两边速度逐渐降低的抛物线型，甚至出现湍流和涡流。因此，准确检测血流速度分布对心脑血管疾病预防和诊断具有重要意义。能够获取血流速度分布的超声诊断技术主要有两类：散斑跟踪技术和超声多普勒技术。其中，散斑跟踪技术是在连续两帧B超图像中分别跟踪不同径向位置的血流散斑以获取自上管壁至下管壁的全血流速度分布。由于散斑跟踪技术的处理时间滞后于临床信号的采集，血流速度分布不能实时显示，测量结果易受到斑点噪声影响，因此，该方法未广泛应用于临床。超声多普勒技术以反射法测量多普勒频移为原理估计血流速度，具有处理速度快，测量精度高等优势，但其最大可检测速度受到脉冲重复频率的限制，有可能出现速度混叠现象。
目前，临床上广泛应用的超声多普勒技术包括脉冲多普勒双工扫描成像和彩色多普勒血流成像两类。脉冲多普勒双工扫描成像将B超成像和脉冲多普勒技术结合，同时显示周围组织结构和血流多普勒信号的声谱图，具有测距和测速的双重功能。由于牺牲了一部分脉冲重复频率用于B超成像，该技术能够检测的最大血流速度较小。而彩色多普勒血流成像通过扫描多个空间位置的血流，实现了在B超图像上同步显示二维彩色血流图像。该技术用彩色亮度表示速度大小，红蓝两种颜色区别速度方向。与脉冲多普勒相比，彩色多普勒血流成像在空间上更直观地显示了血流速度分布。然而，为了保证彩色血流成像的帧频，该技术在每个扫描位置上的脉冲发射数量有限，对血流的观测时间较短，信噪比较低，因此，该技术通常只用于血流速度的定性分析。因此，上述两种常用的超声多普勒技术皆受限于脉冲重复频率。
为了解决上述问题，新一代超快超声随之出现，主要发展方向是平面波成像技术，采用全孔径发射超声信号，通过一次发射即可得到整个成像区域的回波信号，因此，其脉冲重复频率等于帧频，高达20000帧/秒。由于缺少发射焦点，回波信号信噪比低，单一平面波算法的成像质量较差。相干复合平面波算法的提出改进了单一平面波的成像质量。该算法通过改变超声换能器发射角度，先后从多个角度获得同一成像区域的多帧平面波图像，获得多帧倾斜角度不同的平面波时间序列，并将该序列内的多帧图像相干叠加得到复合图像。由于相干复合平面波算法平均了多帧图像，因此可以有效平滑噪声，提高信噪比，并且，由于发射角度不同、可以有效解决成像目标的边缘缺少等问题。然而，由于相干复合平面波算法平均了多帧倾斜角度不同的平面波时间序列，在提高信噪比的同时导致了脉冲重复频率成倍损失。另外，在多帧倾斜角度不同的平面波时间序列中，血流散斑不断运动，导致了复合图像中存在运动伪影，为血流速度的测量带来了干扰。
由上可知，现有的能够应用于超快超声多普勒血流成像技术的平面波算法主要包括：单一平面波算法、相干复合平面波算法和基于递归技术的多角度平面波重复复合算法。
由于每发射一次平面波即可生成一帧射频信号，因此，单一平面波算法的主要缺点是，由于没有发射焦点，信噪比低，所得射频信号受噪声干扰大。
为了克服单一平面波的主要缺点，相干复合平面波算法通过叠加多角度平面波生成了合成焦点，提高了成像质量。其中，用于相干叠加的多角度平面波在时间上是先后发射的，因此，相干复合平面波算法的主要缺点是，叠加了多帧射频信号生成一帧复合射频信号，导致了脉冲重复频率的成倍损失。
为了克服相干复合平面波算法的主要缺点，基于递归技术的多角度平面波重复复合算法被提出。由于每次复合的多帧射频信号，除第一帧以外，其他帧还将重复用于下一次复合，该算法将相干复合平面波的脉冲重复频率提高到了与单一平面波算法的脉冲重复频率一样高。但是，用于相干叠加的多角度平面波在时间上仍然是先后发射多角度平面波，导致脉冲重复频率低，因此，基于递归技术的多角度平面波重复复合算法没有解决在复合射频信号中存在运动伪影的问题，且脉冲重复频率低。
发明内容
本发明的目的是提供一种超声多普勒血流成像方法及系统，以实现最大脉冲重复频率，同时抑制超快超声多普勒血流成像中射频信号复合引入的运动伪影。
为实现上述目的，本发明提供了如下方案：
一种超声多普勒血流成像方法，包括：
获取血流测速兴趣区以及发射子孔径的数量；
根据所述发射子孔径的数量确定每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角；
根据所述倾斜角确定每个所述发射子孔径内的阵元激发延迟时间；
根据所述阵元激发延迟时间，控制所有所述发射子孔径同步发射平面波，并利用全孔径接收回波信号；
根据所述回波信号生成射频信号序列；
根据所述射频信号序列提取所述血流测速兴趣区的血流多普勒信号；
根据所述血流多普勒信号确定血流速度；
根据所述血流速度生成所述血流测速兴趣区的多普勒血流图像；所述多普勒血流图像用于显示所述血流测速兴趣区内不同空间位置的血流速度。
可选的，所述根据所述发射子孔径的数量确定每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角，具体包括：
当所述发射子孔径的数量为偶数时，根据公式
Figure BDA0002406196190000041
确定每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角；其中，βn为每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角；y为所述血流测速兴趣区的纵向坐标；N为所述发射子孔径的数量；n为所述发射子孔径的序号，1≤n≤N；Lsub为每个所述发射子孔径内的阵元数量；Welement为阵元宽度；
当所述发射子孔径的数量为奇数时，根据公式
Figure BDA0002406196190000042
确定每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角。
可选的，所述根据所述倾斜角确定每个所述发射子孔径内的阵元激发延迟时间，具体包括：
根据公式
Figure BDA0002406196190000043
确定每个所述发射子孔径内的阵元激发延迟时间；其中，t(lsub)为阵元激发延迟时间；c为人体组织中超声波的传输速度；lsub为阵元序号。
可选的，所述根据所述回波信号生成射频信号序列，具体包括：
利用超声延迟叠加法，对所述回波信号进行波束合成，生成关于所述血流测速兴趣区的一帧复合射频信号；
根据所述复合射频信号生成射频信号序列。
可选的，所述根据所述血流多普勒信号确定血流速度，具体包括：
根据公式
Figure BDA0002406196190000051
确定血流速度；其中，v为血流速度；
Figure BDA0002406196190000052
为血流多普勒信号的相移；fp为脉冲重复频率，等于所述复合射频信号的帧频；f0为超声换能器的中心频率。
一种超声多普勒血流成像系统，包括：
血流测速兴趣区以及发射子孔径的数量获取模块，用于获取血流测速兴趣区以及发射子孔径的数量；
倾斜角确定模块，用于根据所述发射子孔径的数量确定每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角；
阵元激发延迟时间确定模块，用于根据所述倾斜角确定每个所述发射子孔径内的阵元激发延迟时间；
同步发射模块，用于根据所述阵元激发延迟时间，控制所有所述发射子孔径同步发射平面波，并利用全孔径接收回波信号；
射频信号序列生成模块，用于根据所述回波信号生成射频信号序列；
血流多普勒信号提取模块，用于根据所述射频信号序列提取所述血流测速兴趣区的血流多普勒信号；
血流速度确定模块，用于根据所述血流多普勒信号确定血流速度；
多普勒血流图像生成模块，用于根据所述血流速度生成所述血流测速兴趣区的多普勒血流图像；所述多普勒血流图像用于显示所述血流测速兴趣区内不同空间位置的血流速度。
可选的，所述倾斜角确定模块具体包括：
倾斜角第一确定单元，用于当所述发射子孔径的数量为偶数时，根据公式
Figure BDA0002406196190000061
确定每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角；其中，βn为每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角；y为所述血流测速兴趣区的纵向坐标；N为所述发射子孔径的数量；n为所述发射子孔径的序号，1≤n≤N；Lsub为每个所述发射子孔径内的阵元数量；Welement为阵元宽度；
倾斜角第二确定单元，用于当所述发射子孔径的数量为奇数时，根据公式
Figure BDA0002406196190000062
确定每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角。
可选的，所述阵元激发延迟时间确定模块具体包括：
阵元激发延迟时间确定单元，用于根据公式
Figure BDA0002406196190000063
确定每个所述发射子孔径内的阵元激发延迟时间；其中，t(lsub)为阵元激发延迟时间；c为人体组织中超声波的传输速度；lsub为阵元序号。
可选的，所述射频信号序列生成模块具体包括：
复合射频信号生成单元，用于利用超声延迟叠加法，对所述回波信号进行波束合成，生成关于所述血流测速兴趣区的一帧复合射频信号；
射频信号序列生成模块，用于根据所述复合射频信号生成射频信号序列。
可选的，所述血流速度确定模块具体包括：
血流速度确定单元，用于根据公式
Figure BDA0002406196190000064
确定血流速度；其中，v为血流速度；
Figure BDA0002406196190000065
为血流多普勒信号的相移；fp为脉冲重复频率，等于所述复合射频信号的帧频；f0为超声换能器的中心频率。
根据本发明提供的具体实施例，本发明公开了以下技术效果：本发明提供了一种超声多普勒血流成像方法及系统，基于每个发射子孔径内平面波的倾斜角，控制所有所述发射子孔径多角度同时发射平面波，解决了相干复合平面波成像技术中脉冲重复频率成倍损失的问题，实现了最大脉冲重复频率；同时，由于多角度平面波同时发射，本发明中的相干复合成像区域中不存在运动伪影，抑制了超快超声多普勒血流成像中射频信号复合引入的运动伪影。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
图1为本发明所提供的超声多普勒血流成像方法流程图；
图2为本发明所提供的的发射子孔径内平面波倾斜角计算示意图；
图3为本发明所提供的相干复合成像区域的示意图；
图4为本发明所提供的血流模型示意图；
图5为本发明所提供的参数计算示意图；
图6为本发明所提供的血流速度成像结果示意图；
图7为本发明所提供的超声多普勒血流成像系统结构图；
符号说明：1、超声换能器；2、用于发射一组平面波的子孔径；3、用于发射一线平面波的阵元；4、血流成像兴趣区；5、0°平面波；6、倾斜角度为β1的平面波；7、倾斜角度为β-1的平面波；8、具体实施例中的血流速度剖面；9、血流速度剖面中的中心最大速度；10、血管的倾斜角度。
具体实施方式
下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
本发明的目的是提供一种超声多普勒血流成像方法及系统，实现最大脉冲重复频率，同时抑制超快超声多普勒血流成像中射频信号复合引入的运动伪影。
为使本发明的上述目的、特征和优点能够更加明显易懂，下面结合附图和具体实施方式对本发明作进一步详细的说明。
图1为本发明所提供的超声多普勒血流成像方法流程图，如图1所示，一种超声多普勒血流成像方法，包括：
步骤101：获取血流测速兴趣区以及发射子孔径的数量。
如图2-图3所示，选择血流成像兴趣区。
其横向范围为xa～xb，横向中心为x＝(xb-xa)÷2；纵向范围为ya～yb，纵向中心为y＝(yb-ya)÷2。
设置发射子孔径数量N并计算每个子孔径内的阵元数量Lsub：
Figure BDA0002406196190000081
其中，Lfull是超声换能器的总阵元数量，
Figure BDA0002406196190000082
表示向下取整。
步骤102：根据所述发射子孔径的数量确定每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角。
计算每个发射子孔径内平面波的倾斜角βn。
当子孔径数量N为偶数时，
Figure BDA0002406196190000083
当子孔径数量N为奇数时，
Figure BDA0002406196190000091
其中，1≤n≤N为子孔径的序号，Welement为阵元宽度。
步骤103：根据所述倾斜角确定每个所述发射子孔径内的阵元激发延迟时间。
计算每个子孔径内的阵元激发延迟时间：
在每个子孔径内阵元总数为Lsub，第lsub个阵元激发的延迟时间为：
Figure BDA0002406196190000092
步骤104：根据所述阵元激发延迟时间，控制所有所述发射子孔径同步发射平面波，并利用全孔径接收回波信号。
基于超声延迟叠加法，对回波信号CD执行波束合成生成关于血流测速兴趣区的一帧复合射频信号RF(x,y)。
Figure BDA0002406196190000093
其中，2a是波束合成中使用的阵元数量，xa≤x≤xb，ya≤y≤yb。
步骤105：根据所述回波信号生成射频信号序列。
步骤103-步骤104重复M次，获得M帧复合射频信号时间序列RFm(lsub，k)，其中，1≤m≤M，1≤lsub≤Lsub，1≤k≤K。
在这个复合射频信号时间序列中，共有M帧复合射频信号；在每帧复合射频信号中，共有Lsub线复合射频信号；在每线复合射频信号中，共有K个采样点。
步骤106：根据所述射频信号序列提取所述血流测速兴趣区的血流多普勒信号。
从复合射频信号时间序列RFm(lsub，k)中提取所有空间位置的血流多普勒信号B。
每个空间位置的血流多普勒信号共有M个采样点。以空间位置(lsub，k)为例，说明血流多普勒信号
Figure BDA0002406196190000101
的提取过程：
Figure BDA0002406196190000102
其中，1≤m≤M。
步骤107：根据所述血流多普勒信号确定血流速度。
分别对所有血流多普勒信号进行解调：
B(m)＝R(m)+j*I(m)
其中，R(m)和I(m)分别是正交解调后的B(m)的同相分量和正交分量，j为虚数单位
Figure BDA0002406196190000103
计算血流多普勒信号的相移
Figure BDA0002406196190000104
Figure BDA0002406196190000105
根据超声多普勒公式提取不同径向位置的血流速度信息v，
Figure BDA0002406196190000106
其中，c是在人体组织中超声波的传输速度；fp是脉冲重复频率，在超快超声中等于复合射频信号的帧频；f0是超声换能器的中心频率。
步骤108：根据所述血流速度生成所述血流测速兴趣区的多普勒血流图像；所述多普勒血流图像用于显示所述血流测速兴趣区内不同空间位置的血流速度。
彩色编码兴趣区内所有空间位置上的血流速度信息v，获取视野内的二维血流速度图像。
在实际应用中，建立图4所示的血流模型：圆柱形血管位于皮下60mm，管腔半径为R＝5mm，血管倾斜角度为45°，中心最大速度为vmax＝1.5m/s，则上管壁至下管壁的血流速度剖面为
Figure BDA0002406196190000111
其中，1≤r≤R。
选择血流成像兴趣区：其横向范围为xa＝-6mm至xb＝6mm，横向中心为x＝(xb-xa)÷2＝0mm；纵向范围为ya＝50mm至yb＝70mm，纵向中心为y＝(yb-ya)÷2＝60mm。
设置发射子孔径数量N＝3，并计算每个子孔径内的阵元数量Lsub＝42：
Figure BDA0002406196190000112
其中，Lfull＝128是超声换能器的总阵元数量，
Figure BDA0002406196190000113
表示向下取整。
如图5所示，计算每个发射子孔径内平面波的倾斜角βn。子孔径数量N＝3为奇数时，带入以下公式计算倾斜角βn。
Figure BDA0002406196190000114
其中，1≤n≤N为子孔径的序号，Welement＝0.3mm为阵元宽度。则β1＝-78°，β2＝90°，β3＝78°。
根据倾斜角β1＝-78°、β2＝90°和β3＝78°，计算每个子孔径内的阵元激发延迟时间。
在每个子孔径内阵元总数为Lsub＝42，第lsub个阵元激发的延迟时间是
Figure BDA0002406196190000115
根据阵元激发延迟时间，所有子孔径同步发射平面波。
使用全孔径接收回波信号CD。
基于超声延迟叠加法，对回波信号CD执行波束合成生成关于血流测速兴趣区的一帧复合射频信号RF(x,y)：
Figure BDA0002406196190000121
其中，2a是波束合成中使用的阵元数量，-6mm≤x≤6mm，50mm≤y≤70mm。
重复步骤“计算每个发射子孔径内平面波的倾斜角βn”至“使用全孔径接收回波信号CD”，重复次数M＝10次，获得10帧复合射频信号时间序列RFm(lsub，k)，其中，1≤m≤10，1≤lsub≤42，1≤k≤650。
在这个复合射频信号时间序列中，共有M＝10帧复合射频信号；在每帧复合射频信号中，共有Lsub＝42线复合射频信号；在每线复合射频信号中，共有K＝650个采样点。
从复合射频信号时间序列RFm(lsub，k)中提取所有空间位置的血流多普勒信号B。
每个空间位置的血流多普勒信号共有M＝10个采样点。
以空间位置(lsub，k)为例，说明血流多普勒信号
Figure BDA0002406196190000122
的提取过程：
Figure BDA0002406196190000123
其中，1≤m≤10。
分别对所有血流多普勒信号进行解调
B(m)＝R(m)+j*I(m)
其中，R(k)和B(k)分别是正交解调后的R(k)的同相分量和正交分量，j为虚数单位
Figure BDA0002406196190000124
计算血流多普勒信号的相移
Figure BDA0002406196190000125
Figure BDA0002406196190000126
根据超声多普勒公式提取血流成像兴趣区内不同空间位置的血流速度信息v：
Figure BDA0002406196190000131
其中，c为在人体组织中超声波的传输速度，在人体组织中通常为1540m/s，fp＝20000Hz是脉冲重复频率，f0＝10MHz是超声换能器的中心频率。
彩色编码兴趣区内所有空间位置上的血流速度信息v，获取视野内的二维血流速度图像，结果如图6所示。
图7为本发明所提供的超声多普勒血流成像系统结构图，如图7所示，一种超声多普勒血流成像系统，包括：
血流测速兴趣区以及发射子孔径的数量获取模块701，用于获取血流测速兴趣区以及发射子孔径的数量。
倾斜角确定模块702，用于根据所述发射子孔径的数量确定每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角。
所述倾斜角确定模块702具体包括：
倾斜角第一确定单元，用于当所述发射子孔径的数量为偶数时，根据公式
Figure BDA0002406196190000132
确定每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角；其中，βn为每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角；y为所述血流测速兴趣区的纵向坐标；N为所述发射子孔径的数量；n为所述发射子孔径的序号，1≤n≤N；Lsub为每个所述发射子孔径内的阵元数量；Welement为阵元宽度；
倾斜角第二确定单元，用于当所述发射子孔径的数量为奇数时，根据公式
Figure BDA0002406196190000141
确定每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角。
阵元激发延迟时间确定模块703，用于根据所述倾斜角确定每个所述发射子孔径内的阵元激发延迟时间。
所述阵元激发延迟时间确定模块703具体包括：
阵元激发延迟时间确定单元，用于根据公式
Figure BDA0002406196190000142
确定每个所述发射子孔径内的阵元激发延迟时间；其中，t(lsub)为阵元激发延迟时间；c为人体组织中超声波的传输速度；lsub为阵元序号。
同步发射模块704，用于根据所述阵元激发延迟时间，控制所有所述发射子孔径同步发射平面波，并利用全孔径接收回波信号。
射频信号序列生成模块705，用于根据所述回波信号生成射频信号序列；
所述射频信号序列生成模块705具体包括：
复合射频信号生成单元，用于利用超声延迟叠加法，对所述回波信号进行波束合成，生成关于所述血流测速兴趣区的一帧复合射频信号；
射频信号序列生成模块，用于根据所述复合射频信号生成射频信号序列。
血流多普勒信号提取模块706，用于根据所述射频信号序列提取所述血流测速兴趣区的血流多普勒信号。
血流速度确定模块707，用于根据所述血流多普勒信号确定血流速度。
所述血流速度确定模块707具体包括：
血流速度确定单元，用于根据公式
Figure BDA0002406196190000143
确定血流速度；其中，v为血流速度；
Figure BDA0002406196190000144
为血流多普勒信号的相移；fp为脉冲重复频率，等于所述复合射频信号的帧频；f0为超声换能器的中心频率。
多普勒血流图像生成模块708，用于根据所述血流速度生成所述血流测速兴趣区的多普勒血流图像；所述多普勒血流图像用于显示所述血流测速兴趣区内不同空间位置的血流速度。
本发明根据血流测速兴趣区和预设置的子孔径数量，计算每个子孔径内的阵元数量及平面波的倾斜角度，并根据每个平面波的倾斜角度，进行多角度平面波同步发射，实现了脉冲重复频率最大化，同时抑制了超快超声多普勒血流成像中射频信号复合引入的运动伪影。
本说明书中各个实施例采用递进的方式描述，每个实施例重点说明的都是与其他实施例的不同之处，各个实施例之间相同相似部分互相参见即可。对于实施例公开的系统而言，由于其与实施例公开的方法相对应，所以描述的比较简单，相关之处参见方法部分说明即可。
本文中应用了具体个例对本发明的原理及实施方式进行了阐述，以上实施例的说明只是用于帮助理解本发明的方法及其核心思想；同时，对于本领域的一般技术人员，依据本发明的思想，在具体实施方式及应用范围上均会有改变之处。综上所述，本说明书内容不应理解为对本发明的限制。

Claims (10)

1.一种超声多普勒血流成像方法，其特征在于，包括：
获取血流测速兴趣区以及发射子孔径的数量；
根据所述发射子孔径的数量确定每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角；
根据所述倾斜角确定每个所述发射子孔径内的阵元激发延迟时间；
根据所述阵元激发延迟时间，控制所有所述发射子孔径同步发射平面波，并利用全孔径接收回波信号；
根据所述回波信号生成射频信号序列；
根据所述射频信号序列提取所述血流测速兴趣区的血流多普勒信号；
根据所述血流多普勒信号确定血流速度；
根据所述血流速度生成所述血流测速兴趣区的多普勒血流图像；所述多普勒血流图像用于显示所述血流测速兴趣区内不同空间位置的血流速度。
2.根据权利要求1所述的超声多普勒血流成像方法，其特征在于，所述根据所述发射子孔径的数量确定每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角，具体包括：
当所述发射子孔径的数量为偶数时，根据公式
Figure FDA0002406196180000011
确定每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角；其中，βn为每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角；y为所述血流测速兴趣区的纵向坐标；N为所述发射子孔径的数量；n为所述发射子孔径的序号，1≤n≤N；Lsub为每个所述发射子孔径内的阵元数量；Welement为阵元宽度；
当所述发射子孔径的数量为奇数时，根据公式
Figure FDA0002406196180000021
确定每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角。
3.根据权利要求2所述的超声多普勒血流成像方法，其特征在于，所述根据所述倾斜角确定每个所述发射子孔径内的阵元激发延迟时间，具体包括：
根据公式
Figure FDA0002406196180000022
确定每个所述发射子孔径内的阵元激发延迟时间；其中，t(lsub)为阵元激发延迟时间；c为人体组织中超声波的传输速度；lsub为阵元序号。
4.根据权利要求3所述的超声多普勒血流成像方法，其特征在于，所述根据所述回波信号生成射频信号序列，具体包括：
利用超声延迟叠加法，对所述回波信号进行波束合成，生成关于所述血流测速兴趣区的一帧复合射频信号；
根据所述复合射频信号生成射频信号序列。
5.根据权利要求4所述的超声多普勒血流成像方法，其特征在于，所述根据所述血流多普勒信号确定血流速度，具体包括：
根据公式
Figure FDA0002406196180000023
确定血流速度；其中，v为血流速度；
Figure FDA0002406196180000024
为血流多普勒信号的相移；fp为脉冲重复频率，等于所述复合射频信号的帧频；f0为超声换能器的中心频率。
6.一种超声多普勒血流成像系统，其特征在于，包括：
血流测速兴趣区以及发射子孔径的数量获取模块，用于获取血流测速兴趣区以及发射子孔径的数量；
倾斜角确定模块，用于根据所述发射子孔径的数量确定每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角；
阵元激发延迟时间确定模块，用于根据所述倾斜角确定每个所述发射子孔径内的阵元激发延迟时间；
同步发射模块，用于根据所述阵元激发延迟时间，控制所有所述发射子孔径同步发射平面波，并利用全孔径接收回波信号；
射频信号序列生成模块，用于根据所述回波信号生成射频信号序列；
血流多普勒信号提取模块，用于根据所述射频信号序列提取所述血流测速兴趣区的血流多普勒信号；
血流速度确定模块，用于根据所述血流多普勒信号确定血流速度；
多普勒血流图像生成模块，用于根据所述血流速度生成所述血流测速兴趣区的多普勒血流图像；所述多普勒血流图像用于显示所述血流测速兴趣区内不同空间位置的血流速度。
7.根据权利要求6所述的超声多普勒血流成像系统，其特征在于，所述倾斜角确定模块具体包括：
倾斜角第一确定单元，用于当所述发射子孔径的数量为偶数时，根据公式
Figure FDA0002406196180000031
确定每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角；其中，βn为每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角；y为所述血流测速兴趣区的纵向坐标；N为所述发射子孔径的数量；n为所述发射子孔径的序号，1≤n≤N；Lsub为每个所述发射子孔径内的阵元数量；Welement为阵元宽度；
倾斜角第二确定单元，用于当所述发射子孔径的数量为奇数时，根据公式
Figure FDA0002406196180000032
确定每个所述发射子孔径内平面波的倾斜角。
8.根据权利要求7所述的超声多普勒血流成像系统，其特征在于，所述阵元激发延迟时间确定模块具体包括：
阵元激发延迟时间确定单元，用于根据公式
Figure FDA0002406196180000041
确定每个所述发射子孔径内的阵元激发延迟时间；其中，t(lsub)为阵元激发延迟时间；c为人体组织中超声波的传输速度；lsub为阵元序号。
9.根据权利要求8所述的超声多普勒血流成像系统，其特征在于，所述射频信号序列生成模块具体包括：
复合射频信号生成单元，用于利用超声延迟叠加法，对所述回波信号进行波束合成，生成关于所述血流测速兴趣区的一帧复合射频信号；
射频信号序列生成模块，用于根据所述复合射频信号生成射频信号序列。
10.根据权利要求9所述的超声多普勒血流成像系统，其特征在于，所述血流速度确定模块具体包括：
血流速度确定单元，用于根据公式
Figure FDA0002406196180000042
确定血流速度；其中，v为血流速度；
Figure FDA0002406196180000043
为血流多普勒信号的相移；fp为脉冲重复频率，等于所述复合射频信号的帧频；f0为超声换能器的中心频率。
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