CN113069145B - 心脏超声成像方法、终端设备及计算机可读存储介质 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种心脏超声成像方法，该方法包括：向待测预设区域发射扫描脉冲，其中，扫描脉冲包括M型扫描脉冲及多普勒型扫描脉冲；接收基于扫描脉冲反馈的回波数据；将回波数据转换成M型超声图像及多普勒频谱数据；将M型超声图像及多普勒频谱数据均输入至显示设备进行实时同步显示。本发明还提供终端设备及计算机可读存储介质。本发明通过发射包含M型扫描脉冲及多普勒型扫描脉冲的扫描脉冲，接收基于扫描脉冲反馈的回波数据以获得M型超声图像及多普勒频谱数据，通过将M型超声图像及多普勒频谱数据输入至显示设备同步显示，以便医生根据同步显示的M型超声图像及多普勒频谱准确判断心脏所处期相，便于医生对被检查者的心脏作出准确诊断。

Description

心脏超声成像方法、终端设备及计算机可读存储介质

技术领域

本发明涉及超声成像技术领域，尤其涉及一种心脏超声成像方法、终端设备以及计算机可读存储介质。

背景技术

心脏的结构复杂，生理参数指标多。正常的心脏超声检查是一个超声多模式结合，诊断和监控的过程。在常规的超声系统中，常提供单一的成像模式以获取目标组织结构如心脏的超声心动图。例如，在超声检查过程中可使用B模式来看心脏的解剖结构；使用彩色多普勒模式来观察心脏的血流动力学变化；使用PW模式，即频谱多普勒成像来进行心脏血流动力学的定量检查和监测；使用M型超声成像将心动周期过程中心脏各层组织结构的活动曲线显示出来。

然而，实际上心脏的评估往往是心肌运动和血流评估的一个有机结合整体评估，在判断心脏的期相上，单一的成像模式存在一定的局限性，比如M型超声可以判断是心脏是处于收缩期还是舒张期，但不能判断心脏在处于舒张期下的等容舒张期和快速充盈期以及舒张末期等期相，导致无法准确判断心脏的各个期相，无法快速获取更加准确的诊断信息。

上述内容仅用于辅助理解本发明的技术方案，并不代表承认上述内容是现有技术。

发明内容

本发明的主要目的在于提供一种心脏超声成像方法、终端设备及计算机可读存储介质，旨在解决现今医生在使用超声诊断仪中的单一的成像模式无法准确判断心律不齐的被检查者心脏对应的期相，导致无法仅基于单一成像模式的超声检查就快速做出准确诊断的问题。

为实现上述目的，本发明提供一种心脏超声成像方法，所述心脏超声成像方法包括以下步骤：

向待测预设区域发射扫描脉冲，其中，所述扫描脉冲包括M型扫描脉冲以及多普勒型扫描脉冲；

接收基于所述扫描脉冲反馈的回波数据；

将所述回波数据转换成M型超声图像以及多普勒频谱数据；

将所述M型超声图像以及所述多普勒频谱数据均输入至显示设备进行实时同步显示。

可选地，将所述回波数据转换成M型超声图像以及多普勒频谱数据的步骤包括：

根据回波数据标识划分所述回波数据为M型回波数据以及多普勒型回波数据；

将所述M型回波数据转换成所述M型超声图像；

将所述多普勒型回波数据转换成所述多普勒频谱数据。

可选地，将所述M型回波数据转换成所述M型超声图像的步骤包括：

获取与所述M型回波数据对应的回波信号幅度值；

获取所述显示设备的显示信息，所述显示信息包括显示灰阶区间以及显示信号幅度区间；

根据所述显示信息调节所述回波信号幅度值；

获取与所述调节后的所述回波信号幅度值对应的灰度，转换成与所述M型回波数据对应的所述M型超声图像。

可选地，根据所述显示信息调节所述回波信号幅度值的步骤包括：

根据所述显示灰阶区间对所述回波信号幅度值进行对数压缩得到第一回波信号幅度值；

根据所述显示信号幅度区间对所述第一回波信号幅度值进行调节，确定调节后的所述第一回波信号幅度值。

可选地，将所述多普勒型回波数据转换成所述多普勒频谱数据的步骤包括：

对所述多普勒型回波数据进行滤波；

根据滤波后的所述多普勒回波数据以及预设增益系数确定调节后的所述多普勒型回波数据；

根据预设方式对调节后的所述多普勒型回波数据进行处理，得到所述多普勒频谱数据。

可选地，根据预设方式对调节后的所述多普勒型回波数据进行处理，得到所述多普勒频谱数据的步骤包括：

对调节后的所述多普勒型回波数据进行功率谱估算；

获取所述显示设备的显示信号幅度区间；

根据所述显示信号幅度区间对所述多普勒回波数据估算后的功率谱进行压缩处理，得到所述多普勒频谱数据。

可选地，对所述多普勒型回波数据进行滤波的步骤之后，包括：

获取与滤波后的所述多普勒型回波数据对应的声音信息；

输出所述声音信息。

可选地，M型扫描脉冲以及所述多普勒型扫描脉冲依据预设时序间隔向待测预设区域发射。

此外，为实现上述目的，本发明还提供一种终端设备，所述终端设备包括探头、显示器、存储器、处理器以及存储在所述存储器里并可在所述处理器上运行的心脏超声成像程序，所述心脏超声成像程序被所述处理器执行时可实现如以上所述的心脏超声成像方法的各个步骤。

此外，为实现上述目的，本发明还提供一种计算机可读存储介质，所述计算机可读存储介质上存储有心脏超声成像程序，所述心脏超声成像程序被处理器执行时实现如以上所述的心脏超声成像方法的各个步骤。

本发明的心脏超声成像方法、终端设备及计算机可读存储介质，通过接替式地依据预设时序间隔发射M型扫描脉冲或多普勒型扫描脉冲，然后基于扫描脉冲反馈的回波数据以获得M型超声图像以及多普勒频谱数据，再通过将M型超声图像以及多普勒频谱数据输出至显示设备进行同步显示，以便医生根据同一个心动周期内实时同步刷新的M型超声图像以及多普勒频谱去准确判断心脏所处期相，进而方便医生仅基于此两种超声检查就能对心律不齐的被检查者心脏情况快速地作出准确的诊断。

附图说明

图1为本发明的心脏超声成像方法各个实施例涉及的终端设备的结构框图；

图2为本发明的心脏超声成像方法第一实施例的流程示意图；

图3为本发明的心脏超声成像方法第一实施例中M型扫描脉冲以及多普勒型扫描脉冲依据第一种预设时序间隔发射方式；

图4为本发明的心脏超声成像方法第一实施例中M型扫描脉冲以及多普勒型扫描脉冲依据第二种预设时序间隔发射方式；

图5为本发明的心脏超声成像方法第二实施例的流程示意图；

图6为本发明的心脏超声成像方法第三实施例的流程示意图；

图7为本发明的心脏超声成像方法第四实施例的流程示意图。

本发明目的的实现、功能特点及优点将结合实施例，参照附图做进一步说明。

具体实施方式

应当理解，此处所描述的具体实施例仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。

在后续的描述中，使用表示元件的诸如“模块”、“部件”或者“单元”的后缀仅为了有利于本发明的说明，其本身没有特定的意义。因此，“模块”、“部件”或者“单元”可以混合地使用。

本发明的终端设备为用于超声波检查的超声装置，如超声诊断仪。

请参考图1，图1为本发明的心脏超声成像方法各个实施例涉及的终端设备的结构框图，该终端设备可以包括：存储器101、处理器102、探头103以及显示单元104。本领域技术人员可以理解，图1示出的终端设备的结构框图并不构成对终端设备的限定，终端设备可以包括比图示更多或更少的部件，或者组合某些部件，或者不同的部件布置。

其中，存储器101中存储有操作系统以及心脏超声成像程序。处理器102是终端设备的控制中心，处理器102执行存储在存储器101内的心脏超声成像程序，以实现本发明的心脏超声成像方法各实施例的步骤。探头103可用于向待测预设区域发射超声并接收从待测预设区域中反射的回波信号，例如，可通过终端设备的探头103向待测预设区域发射扫描脉冲，并接收基于扫描脉冲反馈的回波数据。显示单元104包括显示面板，可采用液晶显示器（Liquid Crystal Display，LCD）、有机发光二极管（Organic Light-Emitting Diode,OLED）等形式来配置显示面板，用于显示用户浏览的界面。例如：基于探头103接收到的基于扫描脉冲反馈的回波数据，将回波数据转换成M型超声图像以及多普勒频谱数据，可将M型超声图像以及多普勒频谱数据均输入至显示单元104进行实时同步显示。

基于上述终端设备的结构框图，提出本发明的心脏超声成像方法的各个实施例。

本发明提供一种心脏超声成像方法，请参考图2，图2为本发明的心脏超声成像方法第一实施例的流程示意图。在该实施例中，心脏超声成像方法包括以下步骤：

步骤S10，向待测预设区域发射扫描脉冲，其中，所述扫描脉冲包括M型扫描脉冲以及多普勒型扫描脉冲；

对待测预设区域发射扫描脉冲，需要说明的是，扫描脉冲包括M型扫描脉冲以及多普勒型扫描脉冲。发射扫描脉冲可通过与超声探头连接的脉冲发生装置产生，脉冲发生装置可通过预先设置以实现发射包含M型扫描脉冲以及多普勒型扫描脉冲的扫描脉冲，对此不做限定。可选地，待测预设区域为二维或三维区域。

可选地，M型扫描脉冲以及多普勒型扫描脉冲依据预设时序间隔发射，其中，M型扫描脉冲以及多普勒型扫描脉冲依据预设时序间隔发射的形式包括如下方式，请参考图3，图3为本发明的心脏超声成像方法第一实施例中M型扫描脉冲以及多普勒型扫描脉冲依据第一种预设时序间隔发射方式，需要说明的是，假设多普勒型扫描脉冲为D，M型扫描脉冲为M，可先发射多普勒型扫描脉冲D，且经过预设时间间隔后发射下一次多普勒型扫描脉冲D，然后根据相邻的两次多普勒型扫描脉冲发射之间的时间间隔也即发射多普勒型扫描脉冲D的预设时间间隔的时长，插入至少一次M型扫描脉冲发射。需要说明的是，所有的M型扫描脉冲组合起来完成M型超声图像的扫描，所有的多普勒型扫描脉冲组合起来完成多普勒频谱数据的获取，该扫描模式适用于测速范围要求不高的情况。

或者，请参考图4，图4为本发明的心脏超声成像方法第一实施例中M型扫描脉冲以及多普勒型扫描脉冲依据第二种预设时序间隔发射方式。需要说明的是，多普勒型扫描脉冲D和M型扫描脉冲M的发射时序为：先发射一段多普勒扫描脉冲D，在完成多普勒频谱数据获取的扫描时间内，选取一段时间发射M型扫描脉冲M代替多普勒型扫描脉冲D。该扫描模式适用于测速范围要求较高的情况。此时在进行M型图像扫描时，多普勒信号会因为多普勒扫描中断而产生不连续现象（这种不连续称为间隙），需要使用多普勒信号间隙填充技术对间隙进行填充，使得填充后的多普勒频谱数据和声音都具有很好的连续性。

步骤S20，接收基于所述扫描脉冲反馈的回波数据；

步骤S30，将所述回波数据转换成M型超声图像以及多普勒频谱数据；

需要说明的是，接收基于扫描脉冲反馈的回波数据，也即接收基于M型扫描脉冲反馈的M型回波数据，以及基于多普勒型扫描脉冲反馈的多普勒型回波数据；相对应地，将回波数据转换成M型超声图像以及多普勒频谱数据，也即将M型回波数据以及多普勒型回波数据分别输入至对应的信号处理模块后，根据M型回波数据生成获得M型超声图像，根据多普勒型回波数据生成获得多普勒频谱数据。

在实际应用过程中，通过超声探头与人体的待测组织如心脏位置对应的皮肤处进行接触，超声探头接收到探头发射的超声波经过媒介传播后的反射波和散射波，然后将这些振动能量转换回电信号，再对这些电信号进行前置放大、TGC（Time Gain Compensation，时间增益补偿）处理、AD采样和正交解调处理，最后对从待测预设区域如待测组织反馈的回波进行前述处理后再进行波束合成，得到完成M扫描线所在位置的M型超声扫描对应的I、Q两路回波数据和PW取样线所在位置的多普勒扫描对应的I、Q两路回波数据。其中TGC处理是指对来自待测预设区域如待测组织不同深度（即不同时间到达超声探头）的回波数据给予不同的增益补偿，即声波在传播的过程中，其强度会随时间或者距离增加而逐渐衰减，致使处于待测预设区域如待测组织不同深度的相同密度差界面反射回波强度不等，从而不能真实反馈界面的情况，为了使近远场回波强度一致，需要对来自待测预设区域如待测组织不同深度（即不同时间到达超声探头）的回波数据给予不同的增益补偿；正交解调处理是指对回波数据也即回波电信号进行正交解调后，得到两路分量信号：同相分量I信号和正交分量Q信号。

需要说明的是，对应于扫描脉冲包括M型扫描脉冲以及多普勒型扫描脉冲，基于扫描脉冲反馈的回波数据包括M型回波数据和多普勒型回波数据。将所述回波数据转换成M型超声图像以及多普勒频谱数据，可理解为对于由M型扫描脉冲接收回来的M型回波数据，是把对应M扫描线反馈回来的M型回波数据输入到M型超声信号处理模块，得到对应的M型超声图像；对于由多普勒型扫描脉冲发射接收回来的多普勒型回波数据，是把对应PW取样线所在位置的扫描线反馈回来的多普勒型回波数据输入到多普勒信号处理模块，得到对应的多普勒频谱数据。

请参考图5，图5为本发明的心脏超声成像方法第一实施例中生成图像的流程示意图，步骤S30将所述回波数据转换成M型超声图像以及多普勒频谱数据包括：

步骤S31，根据回波数据标识划分所述回波数据为M型回波数据以及多普勒型回波数据；

步骤S32，将所述M型回波数据转换成所述M型超声图像；

步骤S33，将所述多普勒型回波数据转换成所述多普勒频谱数据。

回波数据标识用于区分回波数据的类型如M型回波数据以及多普勒型回波数据。根据回波数据标识划分回波数据为M型回波数据以及多普勒型回波数据，可预先设置M型回波数据以及多普勒型回波数据的回波数据标识，进而根据回波数据标识将回波数据划分成M型回波数据以及多普勒型回波数据，举例来说，可预先设置M型回波数据的回波数据标识为“1”，设置多普勒型回波数据的回波数据标识为“2”，若接收到回波数据标识为“1”，则将回波数据输入至M型超声信号处理模块，若接收到回波数据标识为“2”，则将回波数据输入至多普勒信号处理模块。

通过回波数据标识将回波数据划分成M型回波数据以及多普勒型回波数据，达到获得同一时间周期内的M型回波数据以及多普勒型回波数据的目的，进而得到通过M型回波数据生成的M型超声图像以及多普勒型回波数据生成的多普勒频谱，使得医生能通过在同一个心动周期内实时同步刷新的M型超声图像以及多普勒频谱就能分析此时被检查者心脏所在期相，进而方便医生仅基于此两种超声检查就能对心律不齐的被检查者心脏情况快速地作出准确的诊断。

步骤S40，将所述M型超声图像以及所述多普勒频谱数据均输入至显示设备进行实时同步显示。

将M型超声图像以及多普勒频谱数据均输入至显示设备，可基于显示设备显示实时同步刷新的M型超声图像以及多普勒频谱数据，进而通过配合M型超声图像以及多普勒频谱判断心脏所处期相，以提高确定心脏所处期相的准确性，获得更加准确的诊断信息。

需要说明的是，M型超声图像是将心脏及大血管的运动以光点群随时间改变所形成曲线的形式显现的超声图像。M型超声图像为探头固定对着的待测部位，由于心脏规律性地收缩和舒张，心脏的各层组织和探头之间的距离也随之改变，在屏上将呈现出随心脏的搏动而上下摆动的一系列亮点图像。当M型取样线同时依次穿过心房、心室的时候，可以了解心肌活动能力，并可判断心律失常的类型。在检查过程中可使用B模式来看心脏的解剖结构，使用彩色多普勒模式来观察心脏的血流动力学变化，使用PW模式即频谱多普勒数据所形成的图像来进行心脏血流动力学的定量检查和监测，使用M型超声成像将心动周期过程中心脏各层组织结构的活动曲线显示出来，以综合评定心脏所在期相。其中，心脏的期相包括但不限于等容舒张期、快速充盈期以及舒张末期。

在本实施例公开的技术方案中，通过向待测预设区域发射包含有M型扫描脉冲以及多普勒型扫描脉冲的扫描脉冲，基于扫描脉冲反馈的回波数据以获得M型超声图像以及多普勒频谱数据，再将M型超声图像以及多普勒频谱数据分别输入相应的信号处理模块得到M型超声图像以及多普勒频谱数据，通过将M型超声图像以及多普勒频谱数据同步输出至显示设备进行显示，以便医生根据于同一个心动周期内实时同步刷新的M型超声图像以及多普勒频谱数据以实现对心律不齐的被检查者心脏情况快速地作出准确的诊断，从而获得更加准确的诊断信息。

基于上述第一实施例提出的本发明的心脏超声成像方法的第二实施例，请参考图6，图6为本发明的心脏超声成像方法第二实施例的流程示意图。在该实施例中，步骤S32将所述M型回波数据经过处理后转换成所述M型超声图像包括：

步骤S321，获取与所述M型回波数据对应的回波信号幅度值；

步骤S322，获取所述显示设备的显示信息，所述显示信息包括显示灰阶区间以及显示信号幅度区间；

步骤S323，根据所述显示信息调节所述回波信号幅度值；

步骤S324，获取与所述调节后的所述回波信号幅度值对应的灰度，处理后转换成与所述M型回波数据对应的所述M型超声图像。

在实际应用过程中，超声回波信号经过波束合成后，得到完成对应M扫描线位置的M型回波数据的I、Q两路回波数据。对I、Q两路回波数据进行求模，得到对应M扫描线位置不同深度的M型回波数据随时间变化的幅度值，以确定M型回波数据对应的回波信号幅度值。

需要说明的是，由于得到的M型回波信号的信号强度是通过灰阶强度来表达的，而显示设备也即显示器的显示信息如显示灰阶区间也即灰阶级数，表征显示器调辉显示能力对应的参数是由硬件决定。可选地，步骤S323根据所述显示信息调节所述回波信号幅度值包括：

根据所述显示灰阶区间对所述回波信号幅度值进行对数压缩得到第一回波信号幅度值；

根据所述显示信号幅度区间对所述第一回波信号幅度值进行调节，确定调节后的所述第一回波信号幅度值。

当信号强度的大部分过大，甚至超过显示器最大的可显示灰阶，会导致图像的层级感很差，甚至会使得不同时间点和不同测速范围对应的M型图像亮度相同导致提供错误的诊断信息，所以需要对M型回波数据对应的回波信号幅度值进行对数压缩，以匹配显示器的调辉能力，也即根据显示灰阶区间对回波信号幅度值进行对数压缩得到第一回波信号幅度值；根据显示信号幅度区间对第一回波信号幅度值进行调节，确定调节后的第一回波信号幅度值，以使得调节后的第一回波信号幅度值通过灰阶映射模块映射为对应的辉度，进而匹配显示器的调辉能力，以正确地显示M型超声图像，提供准确的诊断信息。其中，灰阶映射模块用于确定回波信号幅度值与辉度之间的映射关系，以根据该映射关系实现获取回波信号幅度对应的辉度的目的。

动态范围是指在保证回声信号既不被噪声淹没也不饱和的前提下，允许仪器接收放大回声信号幅度的变化范围，如基于得到的对应M扫描线位置不同深度的M型回波信号随时间变化的幅度值，动态范围越大，显示影像的可显示层次越丰富，影像越清晰，但动态范围也是受到显示器硬件的限制，通常不可能做得很大。实际上回声信号的动态范围和显示器所具有的动态范围是不相同的，因此当回声信号的动态范围大而显示器所具有的动态范围小的时候，为了防止有用信息的丢失，必须对M型超声回波信号幅度的动态范围进行调节，以便去压缩那些无用的灰阶信息，而保留并扩展那些具有诊断意义的微小灰阶区别。再通过灰度映射模块，将经过前述处理的回波信号的幅度映射为辉度，最后送入显示模块，显示处理好的M型超声图像。

在本实施例公开的技术方案中，为适应于显示设备的显示信息如显示灰阶区间以及显示信号幅度区间进行显示，通过显示信息调节M型回波数据对应的回波信号幅度值，进而以根据调节后的回波信号幅度值确定显示的灰阶，生成适应于显示设备显示的与M型回波数据相对应的M型超声图像，避免了由于获得的M型回波数据无法适应于显示设备准确进行显示，导致获得的M型超声图像存在误差，最终可能导致医生通过M型超声图像获得的诊断信息存在偏差，做出错误的诊断。

基于上述第一实施例或者第二实施例提出的本发明的心脏超声成像方法的第三实施例，请参考图7，图7为本发明的心脏超声成像方法第三实施例的流程示意图。在该实施例中，步骤S33将所述多普勒型回波数据转换成所述多普勒频谱数据包括：

步骤S331，对所述多普勒型回波数据进行滤波；

步骤S332，根据滤波后的所述多普勒回波数据以及预设增益系数确定调节后的所述多普勒型回波数据；

步骤S333，根据预设方式对调节后的所述多普勒型回波数据进行处理，得到所述多普勒频谱数据。

需要说明的是，超声回波信号经过波束合成后，得到完成B图像显示区域所有位置的PW扫描线的I、Q两路回波数据，然后通过距离采样门技术得到选定的探测距离和沿着这一距离方向上的一段长度（取样容积）的多普勒型回波数据，然后再经过距离累积，得到对应的特定深度的I、Q两路回波数据随时间变化的信号。把对应I、Q两路回波数据随时间变化的信号进入壁滤波处理环节，以便滤除由固定目标或者慢速运动组织引起的低频回波干扰信号。所述的壁滤波处理环节是通过一个高通滤波器，以滤除由静止或慢速运动组织引起的低频杂波。

此外，经过壁滤波环节处理的I、Q两路分量信号会有两种处理途径。其中，第一种处理最终得到用于定量测定的可显示的超声多普勒频谱，显示的频谱曲线上横轴代表时间，即血流持续时间，单位为秒（s）；纵轴代表速度大小，单位为cm/s，而对应的频谱强度，即通过频谱曲线灰阶的强度表示信号强度。为得到用于定量测定的可显示的超声多普勒频谱，根据滤波后的所述多普勒回波数据以及预设增益系数确定调节后的所述多普勒型回波数据；根据预设方式对调节后的所述多普勒型回波数据进行处理，得到所述多普勒频谱数据，步骤具体实现如下：经过壁滤波环节处理的I、Q两路分量信号进入增益调节模块后，各自被乘以相同的增益调节系数，即乘以一个信号幅度调节常数，以得到调节后的所述多普勒型回波数据。其中，该增益调节系数的大小可由用户控制，如可通过用户进行预先设置。可选地，步骤S333中对调节后的多普勒型回波数据按照预设方式进行处理包括对调节后的所述多普勒型回波数据进行功率谱估算；获取所述显示设备的显示信号幅度区间；根据所述显示信号幅度区间对所述多普勒回波数据估算后的功率谱进行压缩处理，得到所述多普勒频谱数据。其中，对调节后的所述多普勒型回波数据进行功率谱估算，可将调节后的所述多普勒型回波数据也即乘以相同的增益调节系数后的I、Q两路分量信号输入功率谱估计模块实现，该模块采用加窗技术和快速傅里叶变换（FFT）来估计功率谱。加窗技术即是指把I、Q两路分量信号各自乘以相同长度的汉宁窗或其他合适的窗函数，以便使得后续得到的频谱因旁瓣引起的频率泄漏有所减少。而快速傅里叶变换技术为公知技术，在此不进行解释说明。

需要说明的是，根据所述显示信号幅度区间对所述多普勒回波数据估算后的功率谱进行压缩处理，得到所述多普勒频谱数据，实际上回声信号的动态范围和显示器所具有的动态范围是不相同的，且由于估算出来的功率谱动态范围太大，每次估算出来的功率谱需要经过压缩处理，以压缩到显示器所适配的显示范围。因此当回声信号的动态范围大而显示器所具有的动态范围小的时候，为了防止有用信息的丢失，必须对频谱强度的动态范围进行压缩，去压缩那些无用的灰阶信息，而保留并扩展那些具有诊断意义的微小灰阶区别，最后把进行了动态压缩处理的多普勒频谱数据进行显示，需要说明的是，在屏幕上显示的多普勒频谱数据代表的是某时刻、某速度，即某频率偏移的功率谱强度。其中，动态范围是指在保证回声信号既不被噪声淹没也不饱和的前提下，允许仪器接收放大回声信号幅度的变化范围。动态范围越大，显示影像的可显示层次越丰富，影像越清晰，但动态范围也是受到显示器硬件的限制，通常不可能做得很大。

经过壁滤波环节处理的I、Q两路分量信号的另一种处理是将其输入声音处理模块，进行声音分析处理得到正向血流和逆向血流两路声音数据，然后再进行数模转换后送入扬声器，产生正向和逆向血流声音。

在本实施例公开的技术方案中，通过对多普勒型回波数据进行滤波，以便滤除由固定目标或者慢速运动组织引起的低频回波干扰信号，根据滤波后的多普勒型回波数据以及预设增益系数确定多普勒频谱数据，通过滤除了低频回波干扰信号的多普勒型回波数据以实现更准确获得多普勒频谱数据的目的，提高获取的多普勒频谱数据的准确性的同时，获取更准确的诊断信息。

本发明还提出一种终端设备，所述终端设备包括：包括存储器、处理器以及存储在存储器里并可在处理器上运行的心脏超声成像程序，心脏超声成像程序被处理器执行时实现上述任一实施例中的心脏超声成像方法的步骤。

本发明还提出一种计算机可读存储介质，该计算机可读存储介质上存储有心脏超声成像程序，所述心脏超声成像程序被处理器执行时实现如以上任一实施例所述的心脏超声成像方法的步骤。

在本发明提供的终端设备和计算机可读存储介质的实施例中，包含了上述心脏超声成像方法各实施例的全部技术特征，说明书拓展和解释内容与上述心脏超声成像方法的各实施例基本相同，在此不做再赘述。

需要说明的是，在本文中，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者系统不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是还包括为这种过程、方法、物品或者系统所固有的要素。在没有更多限制的情况下，由语句“包括一个……”限定的要素，并不排除在包括该要素的过程、方法、物品或者系统中还存在另外的相同要素。

上述本发明实施例序号仅仅为了描述，不代表实施例的优劣。

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，该计算机软件产品存储在如上的一个存储介质(如ROM/RAM、磁碟、光盘)中，包括若干指令用以使得一台移动终端(可以是手机，计算机，服务器，被控终端，或者网络设备等)执行本发明每个实施例的方法。

以上仅为本发明的优选实施例，并非因此限制本发明的专利范围，凡是利用本发明说明书及附图内容所作的等效结构或等效流程变换，或直接或间接运用在其他相关的技术领域，均同理包括在本发明的专利保护范围内。

Claims (7)

1.一种心脏超声成像方法，其特征在于，所述心脏超声成像方法包括以下步骤：

向待测预设区域发射扫描脉冲，其中，所述扫描脉冲包括M型扫描脉冲以及多普勒型扫描脉冲，在同一心动周期内所述M型扫描脉冲以及所述多普勒型扫描脉冲依据预设时序间隔向待测预设区域交替发射，交替发射的方式是先发射所述多普勒型扫描脉冲，且经过预设时间间隔后发射下一次所述多普勒型扫描脉冲，根据相邻的两次所述多普勒型扫描脉冲发射之间的时间间隔插入至少一次M型扫描脉冲发射，且所述同一心动周期内所有的M型扫描脉冲组合起来完成M型超声图像的扫描，所有的多普勒型扫描脉冲组合起来完成多普勒频谱数据的获取，或者，所述同一心动周期内在先发射所述多普勒扫描脉冲，完成多普勒频谱数据获取的扫描时间内，选取一段时间发射M型扫描脉冲代替多普勒型扫描脉冲；

接收基于所述扫描脉冲反馈的回波数据；

根据回波数据标识划分所述回波数据为M型回波数据以及多普勒型回波数据；

获取与所述M型回波数据对应的回波信号幅度值；

获取所述显示设备的显示信息，所述显示信息包括显示灰阶区间以及显示信号幅度区间；

根据所述显示信息调节所述回波信号幅度值；

获取与所述调节后的所述回波信号幅度值对应的灰度，转换成与所述M型回波数据对应的所述M型超声图像；

将所述多普勒型回波数据转换成所述多普勒频谱数据；

将所述M型超声图像以及所述多普勒频谱数据均输入至显示设备进行实时同步显示，以获得所述同一心动周期内同步的所述M型超声图像以及所述多普勒频谱数据。

2.如权利要求1所述的心脏超声成像方法，其特征在于，所述根据所述显示信息调节所述回波信号幅度值的步骤包括：

根据所述显示灰阶区间对所述回波信号幅度值进行对数压缩得到第一回波信号幅度值；

根据所述显示信号幅度区间对所述第一回波信号幅度值进行调节，确定调节后的所述第一回波信号幅度值。

3.如权利要求1所述的心脏超声成像方法，其特征在于，所述将所述多普勒型回波数据转换成所述多普勒频谱数据的步骤包括：

对所述多普勒型回波数据进行滤波；

根据滤波后的所述多普勒回波数据以及预设增益系数确定调节后的所述多普勒型回波数据；

根据预设方式对调节后的所述多普勒型回波数据进行处理，得到所述多普勒频谱数据。

4.如权利要求3所述的心脏超声成像方法，其特征在于，所述根据预设方式对调节后的所述多普勒型回波数据进行处理，得到所述多普勒频谱数据的步骤包括：

对调节后的所述多普勒型回波数据进行功率谱估算；

获取所述显示设备的显示信号幅度区间；

根据所述显示信号幅度区间对所述多普勒回波数据估算后的功率谱进行压缩处理，得到所述多普勒频谱数据。

5.如权利要求3所述的心脏超声成像方法，其特征在于，所述对所述多普勒型回波数据进行滤波的步骤之后，包括：

获取与滤波后的所述多普勒型回波数据对应的声音信息；

输出所述声音信息。

6.一种终端设备，其特征在于，所述终端设备包括：探头、显示器、存储器、处理器以及存储在所述存储器里并可在所述处理器上运行的心脏超声成像程序，所述心脏超声成像程序被所述处理器执行时实现如权利要求1-5任一项心脏超声成像方法的步骤。

7.一种计算机可读存储介质，其特征在于，所述计算机可读存储介质上存储有心脏超声成像程序，所述心脏超声成像程序被处理器执行时实现如权利要求1-5任一项心脏超声成像方法的步骤。

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