CN116098652B - 基于次谐波谐振频率的超声造影血液压力测量装置与方法 - Google Patents

基于次谐波谐振频率的超声造影血液压力测量装置与方法 Download PDF

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Abstract

本发明公开了基于次谐波谐振频率的超声造影血液压力测量装置与方法，包括有前端电路与后端处理单元，所述前端电路包括有发射单元与接收单元，通过超声探头用于向生物组织发射超声波，并接收超声波的回波；所述发射单元，用于控制超声探头发射预先设定的频率、脉冲波形、脉冲长度和机械指数的超声波；所述接收单元，用于接收并高速采样超声波的回波，得到超声回波的数字信号，实现前端电路的数据采集，并且将信号输送至后端处理单元，后端处理单元通过中央处理单元CPU进行处理、分析，通过人机界面显示模块展示。本发明采用次谐波谐振频率作为血压测度，实现了无创、准确、安全的压力绝对值测量，可应用于全身各部位的动脉和静脉。

Description

基于次谐波谐振频率的超声造影血液压力测量装置与方法
技术领域
本发明涉及血液压力测量和血液压力波形分析技术领域，尤其涉及基于次谐波谐振频率的超声造影血液压力测量装置与方法。
背景技术
血液压力测量和血液压力波形分析是心脏及血管功能的重要手段，有助于了解心血管的血流动力学状态，对于心血管疾病、危急重症等相关领域的疾病管理和监测具有重大意义。通过手术或影像引导，将导管置于被测血管内，导管的外端与体外压力感应器相连进行测压；或将带有压力感应器的压力导丝置入心血管腔内，测量压力并获取血液压力波形，被认为是压力测量的“金标准”。但这种有创测压技术会对机体造成一定程度的创伤，且费用昂贵、操作复杂，存在诸如永久性缺血损伤、出血或局部感染等潜在并发症风险，其中数字减影血管造影还存在放射性辐射暴露可能性。在危重症患者的救治中，如遇患者体型特殊、局部血管扭曲、或者穿刺部位皮肤感染、坏死等不宜穿刺的情况，放置动脉导管则存在更大的技术风险，一旦操作失败，将直接影响患者的抢救。
近年来，无创测压评估技术得到越来越多的关注，目前可在人体内使用的无创测压方法和技术主要包括以下四种：（1）CT-血流储备分数：国际上开展了基于流体力学模型的冠脉CT血管造影的血流储备分数测定这一新方法，以无创评估冠心病患者的冠脉狭窄情况，但是，该方法是基于血管三维模型估测血管内血液压力，且仅能测压力差而不能测量压力绝对值，限制了其在临床的应用。（2）光电容积脉搏波描记法/阻抗法：测量原理为通过光/阻抗描记血管容积连续记录外周动脉压力波形，以获得动脉压力的相对值。由于只适用于浅层外周血管，限制了其临床应用。（3）超声回声跟踪法：测量原理为血管内血流压力与血管直径的变化相关，通过超声回波跟踪记录血管壁的背向散射回声，获得血管内径的动态变化数据，以此估计血管内压力波形。然而血管内径受到血容量、血液粘滞性、血管壁力学特性等多种因素影响，影响了压力估测的准确性。（4）超声多普勒技术：测量原理为血流速度与压力梯度的相关性，通过超声多普勒测定血液运动速度，依据简化伯努利方程计算压力梯度。这一间接方法目前临床上仅限于通过心脏跨瓣压差间接估算肺动脉压，且准确性不佳。上述这些无创测压方法均为无压力感应器的间接评估方法，应用场景受限，且干扰因素多、测量误差大、无法测量压力绝对值。临床上亟需研发一种能应用于身体深层血管的无创、准确、安全、便捷的血液压力检测仪。
超声造影是一项应用广泛的临床诊断方法。它通过静脉注射造影剂来增强超声影像，主要用于评估血流在血管中和组织中的灌注状况。超声造影剂是一种含有直径为几微米的微气泡溶液。在超声激励下，微泡发生非线性振动，使其散射多种谐波成分的回波信号。以造影剂微泡作为血液压力感应器，以超声回波信号作为信号源的血管压力测量方法。
微泡感知压力有三种可行方法。第一种以微泡的共振频率为测度，利用微泡共振频率随环境压力变化的特性进行压力测量。然而微泡大小的多分散系特点以及微泡包膜在超声波作用下的非线性行为（如“皱缩”或“屈曲”）会造成共振能量泄露，因而存在共振频率测不准的问题。第二种方法利用自由微泡（如自然形成的空气微泡）的消失时间作为压力测度。由于自由微泡难以在液体中稳定存在，该方法并不适合人体应用。第三种方法是美国托马斯-杰斐逊大学发明的次谐波辅助压力估计（SHAPE）。所谓次谐波，指的是在发射频率的超声激励下超声造影回波信号中频率为()的信号成分。通常情况下，超声造影回波信号中包含了基波、二次谐波、高次谐波以及次谐波和超谐波等成分，如图1所示。次谐波辅助压力估计，实际上是一种以次谐波幅度作为测度的压力测量方法。该技术建立在“超声造影剂次谐波幅度与环境压力之间的线性负相关关系”的实验观察之上。
目前以次谐波幅度作为压力测度的超声造影血液压力测量方法存在如下缺陷：
1.依赖于造影剂品种。实验证实，“次谐波幅度与血液环境压力的线性负相关关系”对于多数超声造影剂是有效的，如Sonazoid，Definity，Optison等；但对于临床最为常用的SonoVue却无效。
2.仅能测量压力梯度或压力差。由于次谐波幅度受到声衰减个体性差异和微泡浓度的影响；次谐波幅度的参考压力基准因人而异，且难以有效标定。因此目前临床上只能用来评估两点压差的大小，而且还要求这两个位置须处于超声扫查的相同深度，确保两个扫查路径上的声衰减一致。这极大地限制该方法的临床应用场景。
3.测量误差大、精度差。恒定压力环境下连续测量的次谐波幅度信号表现出随机波动的特点，且最大偏差高达3-5dB，所对应的压力测量误差约为10-30mmHg，不能满足美国医疗仪器促进协会SP10对无创压力测量要去的压差<8mmHg的要求。
4.动脉血压测量受限。较大的随机误差需要较长的滑动平均窗口来稳定测量值；而常规的、基于主线扫描聚焦发射的超声扫查仪器，难以实现压力测量的高采样速率（>125Hz）。这使得现有的技术仅适用于静脉血压测量。5. 较高的失败比率。次谐波辅助压力评估在人体应用中存在10%左右的失败概率。造成失败的原因在很大程度上是因为超声发射功率选择不当。造影剂微泡的次谐波特性与入射声压（即作用在微泡上的声压）高度相关。由于存在扫查深度和声衰减的个体性差异，针对不同患者需要选择不同的发射功率（即不同的机械指数）。SHAPE所提供的发射声压“优化方法”（IAO），在仿体实验和临床验证中均表现出可重复性差和对检测点位置敏感等问题。
发明内容
为解决现有技术的缺点和不足，提供基于次谐波谐振频率的超声造影血液压力测量装置与方法，采用次谐波谐振频率作为血压测度，实现了无创、准确、安全的压力绝对值测量，可应用于全身各部位的动脉和静脉。
为实现本发明目的而提供的基于次谐波谐振频率的超声造影血液压力测量装置与方法，包括有前端电路与后端处理单元，所述前端电路包括有发射单元与接收单元，通过超声探头用于向生物组织发射超声波，并接收超声波的回波；所述发射单元，用于控制超声探头按照超声造影血液压力测量方法扫频，发射预先设定的频率、脉冲波形、脉冲长度和机械指数的超声波；所述接收单元，用于接收并高速采样超声波的回波，得到超声回波的数字信号，实现前端电路的数据采集，并且将数字信号输送至后端处理单元，后端处理单元通过中央处理单元CPU进行信号处理、分析，计算得到血液压力；超声造影血液压力测量过程通过人机界面显示模块展示和交互。
作为上述方案的进一步改进，所述前端电路还包括有以电路形式存在的数字波束成形模块以及RF处理模块；所述数字波束成形模块利用超声波回波的数字信号计算成像场域的声场分布，得到原始射频信号数据；所述RF处理模块对原始射频信号数据进行信号处理，得到可满足实时传输的射频数据；得到的射频数据既可以是包含射频信号的数据，也可以是滤除了射频信号的基带数据，例如IQ数据，后端处理单元的中央处理单元CPU对射频数据进行动态滤波、包络检测、对数压缩等处理得到超声影像，同时按照超声造影血液压力测量方法对射频数据作进一步分析，得到数据分析结果；超声影像和数据分析结果通过人机界面显示模块展现。
作为上述方案的进一步改进，所述数字波束成形模块包括有波束成形电路，波束成形电路用于通过内置的程序对超声回波的数字信号进行波束合成，得到反映声场分布的原始射频信号数据。
作为上述方案的进一步改进，所述前端电路还包括有通道数据处理模块、传输控制模块；所述通道数据处理模块用于将多通道、高采样率的数字信号转化为可实时传输的通道数据；所述传输控制模块用于将超声回波的数字信号的实时地传输到后端处理单元中；所述后端处理单元还包括有用以图像处理的GPU模块，所述GPU模块将接收到的超声回波的数字信号，进行波束成形处理，得到反应声场分布的射频数据，后端处理单元的中央处理单元CPU对射频数据进行动态滤波、包络检测、对数压缩等处理得到超声影像，同时按照超声造影血液压力测量方法对射频数据作进一步数据分析，得到定量分析结果；超声影像数据和定量分析结果通过人机界面显示模块展现。
应用基于次谐波谐振频率的超声造影血液压力测量装置的测量方法，包括有如下步骤：
第1步，在扫查系统的人机界面上，启动次谐波测压模式，人机界面上呈现B模+彩色血流双模叠加图像；
第2步，人机界面显示次谐波测压的缺省配置，操作者可根据实际情况进行选择和输入；
第3步，操作者移动超声探头，使其指向待测器官和血管位置；在B模+血流双模图像上选择待测血管的管壁上缘，计算血管上缘的深度；
第4步，扫频发射声波，收集回波信号，计算目标血管声路径上的组织平均声衰减率
Figure SMS_1
；
第5步，在双模图像上选择待测血压的取样框ROI，同时计算取样框中心所对应的扫查深度d；
第6步，根据不同造影剂微泡的最佳入射声压参考值
Figure SMS_2
，利用取样框深度/>
Figure SMS_3
和组织平均声衰减率/>
Figure SMS_4
，计算不同发射频率/>
Figure SMS_5
声波的最佳机械指数/>
Figure SMS_6
、入射频率/>
Figure SMS_7
和回波中次谐波的中心频率/>
Figure SMS_8
；
Figure SMS_9
，
Figure SMS_10
，
Figure SMS_11
，
式中W是超声探头的带宽因子，单位MHz；
第7步，注射造影剂，等待造影剂浓度在人体血液循环系统中稳定；
第8步，以最佳发射指数进行扫频发射，收集回波信号；ROI通常由多条波束覆盖；针对每条波束，扫频发射采用序贯发射方式，即按频率从小到大或从大到小的顺序依次发射-接收特定频率的声波；完成一条波束的扫频发射，就移至下一条波束继续进行扫频发射；
第9步，多次重复第8步的扫频发射；
第10步，针对每条波束，从不同发射频率的回波信号中分离出ROI所对应的射频信号，将重复扫频的射频信号进行对齐，取平均值或中值，得到平均信号或中值信号；对平均信号或中值信号进行频谱分析，取次谐波中心频率（如±100KHz、±200KHz，±250KHz, ±500KHz等）的幅度均值作为次谐波幅度；将同样的分析过程应用于覆盖ROI的多条波束，然后取这些次谐波幅度的平均值作为ROI的次谐波幅度；
第11步，利用曲线拟合方法（采用三次曲线或三次样条曲线）来拟合第6步获得的入射频率
Figure SMS_12
与第10步获得的ROI的次谐波幅度之间的关系，计算曲线峰值及其对应的频率，即为次谐波谐振频率/>
Figure SMS_13
，fr是造影剂微泡的共振频率，与特定造影剂相对应，在本申请中，该值是用户输入项，将次谐波谐振频率换算成压力值/>
Figure SMS_14
，其中k,b是标定系数。
作为上述方案的进一步改进，所述第2步中的缺省配置具体包括有：
（1）造影剂种类；
（2）造影剂微泡的共振频率fr；
（3）发射波形；
（4）发射脉冲的长度L；
（5）扫频发射的频率；
（6）重复扫频发射的次数m。
本发明的有益效果是：
与现有技术相比，本发明提供的基于次谐波谐振频率的超声造影血液压力测量装置与方法，
1.以次谐波谐振频率作为压力测度。次谐波谐振频率可看作是造影剂微泡共振频率的一种间接度量。微泡的共振频率受到微泡包膜的材料属性、充填气体、微泡大小以及微泡粒径分布等因素的影响。在血液环境中，血液压力改变微泡的大小和微泡包膜属性；因而可以利用造影剂微泡的次谐波谐振频率来度量血液压力的变化。
2.通过扫频发射，获得“次谐波幅度-入射频率”的特征曲线，进而计算次谐波谐振频率。由于声波在人体组织中传播会产生衰减和频移。为了得到准确的入射频率（即作用在微泡上的真实声波频率）以及回声中次谐波成分所对应的真实频率，本发明利用发射频率、目标深度和组织声衰减系数来计算入射频率和次谐波中心频率。为了削弱超声回波中斑点噪声的影响，本发明采用重复扫频发射，通过回声信号的平均滤波或中值滤波，削弱噪声影响；利用ROI中多条波束的平均来计算次谐波幅度，进一步削弱噪声影响。
3.采用本发明所提供的方法和系统，可进行人体多部位血管内压力绝对值的准确测量，并进行压力波形分析。
附图说明
以下结合附图对本发明的具体实施方式作进一步的详细说明，其中：
图1 为本发明的造影剂微泡散射回波信号谱；
图2 为本发明的次谐波幅度-入射声波频率的特征曲线；
图3 为本发明的用于超声造影次谐波测压的常规超声成像系统结构；
图4 为本发明的用于超声造影次谐波测压的新一代超声成像系统结构；
图5 为本发明的超声造影次谐波测压的流程；
图6 为本发明的单个波束的扫频发射序列。
实施方式
次谐波谐振频率是一个与造影剂微泡的共振频率有关的物理量。当入射声波的声压超过某个阈值（又称次谐波阈值）时，声波激励微泡发生非线性振动行为，即非对称的压缩/膨胀现象。此时微泡的散射声波信号的频谱中出现次谐波成分（如图1所示）。次谐波的幅值与入射声波的频率有关。研究发现：当入射声波的频率与微泡的共振频率一致时，次谐波阈值最小。相应地，如果入射声波的声压大于次谐波阈值（即次谐波被激发），当入射声波的频率等于微泡的共振频率时，次谐波幅值最大。图2描绘了次谐波幅度与入射声波频率的特征关系。我们将最大次谐波幅值所对应的入射声波的频率称作微泡的次谐波谐振频率，如图2所示。不难发现，次谐波谐振频率可以看作是微泡的共振频率的某种度量。
在不同的血压压力下，微泡的大小及其分布会发生变化；相应地其共振频率也会发生偏移。采用次谐波谐振频率作为压力测度，可看作是通过微泡共振频率进行压力测量的一种变体。
本发明提供的基于次谐波谐振频率的超声造影血液压力测量装置，包括有前端电路与后端处理单元，前端电路包括有发射单元与接收单元，通过超声探头用于向生物组织发射超声波，并接收超声波的回波；发射单元，用于控制超声探头按照超声造影血液压力测量方法扫频，发射预先设定的频率、脉冲波形、脉冲长度和机械指数的超声波；接收单元，用于接收并高速采样超声波的回波，得到超声回波的数字信号，实现前端电路的数据采集，并且将信号输送至后端处理单元，后端处理单元通过中央处理单元CPU进行信号处理、分析，计算得到血液压力；超声造影血液压力测量过程通过人机界面显示模块展示和交互。采用造影剂微泡的次谐波谐振频率来测量血液压力，依赖于一个超声扫查系统。本发明提供了如图3和图4所示的两种系统结构，用于实现血液压力的测量。
如图3所示，前端电路还包括有以电路形式存在的数字波束成形模块以及RF处理模块；数字波束成形模块利用超声波回波的数字信号计算成像场域的声场分布，得到原始射频信号数据；数字波束成形模块包括有波束成形电路，波束成形电路用于通过内置的程序对超声回波的数字信号进行波束合成，得到反映声场分布的原始射频信号数据。RF处理模块对原始射频信号数据进行信号处理，得到可满足实时传输的射频数据；得到的射频数据既可以是包含射频信号的数据，也可以是滤除了射频信号的基带数据，例如IQ数据。后端处理单元的中央处理单元CPU对射频数据进行动态滤波、包络检测、对数压缩等处理得到超声影像，同时按照超声造影血液压力测量方法对射频数据作进一步分析，得到数据分析结果；超声影像和数据分析结果通过人机界面显示模块展现。RF处理模块至少包括正交解调、下采样、激励解码、时间增益补偿、时间频率补偿、数字滤波等环节中的一个。中央处理单元对射频数据的处理至少包括相干复合、包络检测、区块拼接、采样率转换、对数压缩、图像处理、多普勒信号处理、数字滤波等环节中的一个，得到超声影像。目前临床超声诊断设备包含了B模式影像（灰度模式）、M模式影像（运动模式）、多普勒模式影像（彩色血流模式）、谐波模式影像（造影模式）、E模式影像（弹性成像模式）等。本发明的装置至少包括B模式影像和彩色血流模式影像。另外对射频数据的进一步分析，至少包括感兴趣区域的血液流速和血液压力。
如图4所示，前端电路还包括有通道数据处理模块、传输控制模块；通道数据处理模块用于将多通道、高采样率的数字信号转化为可实时传输的通道数据；传输控制模块用于将超声回波的数字信号的实时地传输到后端处理单元中；通道数据处理单元，至少包括正交解调、低通滤波和下采样等处理环节中的一个。后端处理单元还包括有用以图像处理的GPU模块，GPU模块将接收到的超声回波的数字信号，进行波束成形处理，得到反应声场分布的射频数据，后端处理单元的中央处理单元CPU对射频数据进行后处理得到超声影像数据（例如B模图像和彩色血流模式图像），同时按照超声造影血液压力测量方法对射频数据作进一步数据分析，得到定量分析结果（例如血流数据、血压数据等）；超声影像数据和定量分析结果通过人机界面显示模块展现。图像处理单元（GPU）所生成的射频数据，可以是包含射频信号的数据，也可以是滤除了射频信号的基带数据（例如IQ数据）。在该系统中，前端电路部分获得极大的简化，处于核心位置的数字波束成形被移至后端计算机中，并借助于超高速数据通信链路和高吞吐量、高并行计算能力的GPU，实现波束成形的软件化。此系统结构更简单，体积更小、能耗更低；同时前后端均可方便地进行在线重配置，可实现各种先进的超声成像算法，同时满足临床和科研方面的各种需求。
应用基于次谐波谐振频率的超声造影血液压力测量装置的测量方法，如图5所示，包括有如下步骤：
第1步，在扫查系统的人机界面上，启动次谐波测压模式，人机界面上呈现B模+彩色血流双模叠加图像；
第2步，人机界面显示次谐波测压的缺省配置，操作者可根据实际情况进行选择和输入，缺省配置具体包括有：
（1）造影剂种类，例如Sonazoid、Sonovue、Definity；
（2）造影剂微泡的共振频率，例如Sonazoid的缺省共振频率是f r =2.5MHz；
（3）发射波形，例如方波、锯齿波、正弦波、高斯包络的方波、高斯包络的正弦波等；
（4）发射脉冲的长度L（例如4、8、12、16等）；
（5）扫频发射的频率（例如ft,1=2.1MHz，ft,2=2.2MHz，…，ft,10=3.0MHz）；扫频发射的频率可以逐一设置，也可以通过起止频率和扫频个数，或者起始频率、频率间距和扫频个数来设置；
（6）重复扫频发射的次数m。
第3步，操作者移动超声探头，使其指向待测器官和血管位置；在B模+血流双模图像上选择待测血管的管壁上缘，计算血管上缘的深度；
第4步，扫频发射声波，收集回波信号，计算目标血管声路径上的组织平均声衰减率
Figure SMS_15
（单位dB · cm-1 ·MHz-1）；
第5步，在双模图像上选择待测血压的取样框ROI，同时计算取样框中心所对应的扫查深度d（单位cm）；
第6步，根据不同造影剂微泡的最佳入射声压参考值
Figure SMS_17
，例如Sonazoid的最佳负声压值是/>
Figure SMS_19
，利用取样框深度/>
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和组织平均声衰减率/>
Figure SMS_18
，计算不同发射频率/>
Figure SMS_20
声波的最佳机械指数/>
Figure SMS_21
、入射频率/>
Figure SMS_22
和回波中次谐波的中心频率/>
Figure SMS_16
；
Figure SMS_24
，
Figure SMS_25
，
Figure SMS_26
，
式中W是超声探头的带宽因子，单位MHz；
第7步，注射造影剂，等待造影剂浓度在循环系统中稳定；以Sonazoid为例，需要等待时间大约5分钟；
第8步，以最佳发射指数进行扫频发射，收集回波信号；扫频发射只针对取样框区域，因此可大幅提高测压的采样率；ROI通常由多条波束覆盖；针对每条波束，扫频发射可采用如图6所示的序贯发射方式，即按频率从小到大或从大到小的顺序依次发射-接收特定频率的声波；完成一条波束的扫频发射，就移至下一条波束进行扫频发射；
第9步，多次重复第8步的扫频发射；
第10步，针对每条波束，从不同发射频率的回波信号中分离出ROI所对应的射频信号，将重复扫频的射频信号进行对齐，取平均值或中值，得到平均信号或中值信号；对平均信号或中值信号进行频谱分析，取次谐波中心频率±100KHz的幅度均值作为次谐波幅度；将同样的分析过程应用于覆盖ROI的多条波束，然后取这些次谐波幅度的平均值作为ROI的次谐波幅度；
第11步，利用曲线拟合方法（采用三次曲线或三次样条曲线）来拟合第6步获得的入射频率
Figure SMS_27
与第10步获得的ROI的次谐波幅度之间的关系，计算曲线峰值及其对应的频率，即为次谐波谐振频率/>
Figure SMS_28
，fr是造影剂微泡的共振频率，与特定造影剂相对应，在本申请中，该值是用户输入项，将次谐波谐振频率换算成压力值/>
Figure SMS_29
，其中k,b是标定系数。
以上实施例不局限于该实施例自身的技术方案，实施例之间可以相互结合成新的实施例。以上实施例仅用以说明本发明的技术方案而并非对其进行限制，凡未脱离本发明精神和范围的任何修改或者等同替换，其均应涵盖在本发明技术方案的范围内。

Claims (6)

1.基于次谐波谐振频率的超声造影血液压力测量装置，其特征在于：包括有前端电路与后端处理单元，所述前端电路包括有发射单元与接收单元，通过超声探头用于向生物组织发射超声波，并接收超声波的回波；所述发射单元，用于控制超声探头按照超声造影血液压力测量方法扫频，发射预先设定的频率、脉冲波形、脉冲长度和机械指数的超声波；所述接收单元，用于接收并高速采样超声波的回波，得到超声回波的数字信号，实现前端电路的数据采集，并且将数字信号输送至后端处理单元，后端处理单元通过中央处理单元CPU进行信号处理、分析，计算得到血液压力；超声造影血液压力测量过程通过人机界面显示模块展示和交互；
其中扫频发射采用序贯发射方式，根据不同造影剂微泡的最佳入射声压参考值
Figure QLYQS_1
，利用取样框深度/>
Figure QLYQS_2
和组织平均声衰减率/>
Figure QLYQS_3
，计算不同发射频率/>
Figure QLYQS_4
声波的最佳机械指数/>
Figure QLYQS_5
、入射频率/>
Figure QLYQS_6
和回波中次谐波的中心频率/>
Figure QLYQS_7
；
Figure QLYQS_8
；
Figure QLYQS_9
；
Figure QLYQS_10
；
式中W是超声探头的带宽因子，单位MHz。
2.根据权利要求1所述的基于次谐波谐振频率的超声造影血液压力测量装置，其特征在于：所述前端电路还包括有以电路形式存在的数字波束成形模块以及RF处理模块；所述数字波束成形模块利用超声波回波的数字信号计算成像场域的声场分布，得到原始射频信号数据；所述RF处理模块对原始射频信号数据进行信号处理，得到可满足实时传输的射频数据；得到的射频数据是包含射频信号的数据，或者是滤除了射频信号的基带数据，后端处理单元的中央处理单元CPU对射频数据进行动态滤波、包络检测、对数压缩处理得到超声影像，同时按照超声造影血液压力测量方法对射频数据作进一步分析，得到数据分析结果；超声影像和数据分析结果通过人机界面显示模块展现。
3.根据权利要求2所述的基于次谐波谐振频率的超声造影血液压力测量装置，其特征在于：所述数字波束成形模块包括有波束成形电路，波束成形电路用于通过内置的程序对超声回波的数字信号进行波束合成，得到反映声场分布的原始射频信号数据。
4.根据权利要求1所述的基于次谐波谐振频率的超声造影血液压力测量装置，其特征在于：所述前端电路还包括有通道数据处理模块、传输控制模块；所述通道数据处理模块用于将多通道、高采样率的数字信号转化为可实时传输的通道数据；所述传输控制模块用于将超声回波的数字信号的实时地传输到后端处理单元中；所述后端处理单元还包括有用以图像处理的GPU模块，所述GPU模块将接收到的超声回波的数字信号，进行波束成形处理，得到反应声场分布的射频数据，后端处理单元的中央处理单元CPU对射频数据进行动态滤波、包络检测、对数压缩处理得到超声影像，同时按照超声造影血液压力测量方法对射频数据作进一步数据分析，得到定量分析结果；超声影像数据和定量分析结果通过人机界面显示模块展现。
5.应用权利要求1所述的基于次谐波谐振频率的超声造影血液压力测量装置的测量方法，其特征在于：包括有如下步骤：
第1步，在扫查系统的人机界面上，启动次谐波测压模式，人机界面上呈现B模+彩色血流双模叠加图像；
第2步，人机界面显示次谐波测压的缺省配置，操作者可根据实际情况进行选择和输入；
第3步，操作者移动超声探头，使其指向待测器官和血管位置；在B模+血流双模图像上选择待测血管的管壁上缘，计算血管上缘的深度；
第4步，扫频发射声波，收集回波信号，计算目标血管声路径上的组织平均声衰减率
Figure QLYQS_11
；
第5步，在双模图像上选择待测血压的取样框ROI，同时计算取样框中心所对应的扫查深度d；
第6步，根据不同造影剂微泡的最佳入射声压参考值
Figure QLYQS_12
，利用取样框深度/>
Figure QLYQS_13
和组织平均声衰减率/>
Figure QLYQS_14
，计算不同发射频率/>
Figure QLYQS_15
声波的最佳机械指数/>
Figure QLYQS_16
、入射频率/>
Figure QLYQS_17
和回波中次谐波的中心频率/>
Figure QLYQS_18
；
Figure QLYQS_19
；
Figure QLYQS_20
；
Figure QLYQS_21
；
式中W是超声探头的带宽因子，单位MHz。
6.根据权利要求5所述的应用基于次谐波谐振频率的超声造影血液压力测量装置的测量方法，其特征在于：所述第2步中的缺省配置具体包括有：
(1)造影剂种类；
(2)造影剂微泡的共振频率fr；
(3)发射波形；
(4)发射脉冲的长度L；
(5)扫频发射的频率；
(6)重复扫频发射的次数m。
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