CN117918887A - 基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法及装置 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法及装置，涉及血液压力测量和血液压力波形分析技术领域，其中该方法包括：向检测对象的检测血管发射两次脉冲串；其中，两次脉冲串的频率相同，相位相差180度；接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号；将第一回声信号与第二回声信号相加，得到第三回声信号；对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度；其中，二次谐波幅度包括：二次谐波频率对应的幅度；根据第三回声信号的二次谐波幅度，确定检测血管的压力信号。本发明可以在二次谐波成像的基础上高效地实现压力信号测量。
Description
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，尤其涉及基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法及装置。
背景技术
本部分旨在为权利要求书中陈述的本发明实施例提供背景或上下文。此处的描述不因为包括在本部分中就承认是现有技术。
基于超声造影剂微泡的次谐波辅助压力估计（SHAPE）是一项正在进行广泛评估的无创压力测量方法。超声造影是一种通过静脉注射造影剂来增强超声影像，进而评估血液在血管和组织中灌注状况的超声成像技术。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声信号。所谓次谐波，指的是在发射频率的超声激励下超声造影回声信号中频率为/>的信号成分。通常情况下，超声造影回声信号中包含了基波/>、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。次谐波辅助压力评估，是以造影剂微泡作为血液压力感应器、以超声回声信号中的次谐波幅度作为量度的血管压力测量方法。该方法建立在“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，被认为是一项具有潜在应用价值的无创测压技术。
超声谐波成像（又称超声二次谐波成像）技术利用回声信号中的二次谐波成分进行成像。与传统的基波成像比较，具有分辨率和对比度高、近场无伪像和远场成像质量佳等优点，因而被广泛应用于组织成像和造影成像中。二次谐波是否与次谐波一样具有“幅度与环境压力负相关”的特性，目前尚无定论。针对Levovist和Optison造影剂的实验研究发现，造影剂的回声信号中二次谐波幅度与环境压力之间的相关性不显著，灵敏度也远低于超谐波信号，因此后续研究较少。我们在使用单层脂质分子外壳的Sonazoid造影剂的仿体实验中发现，源于Sonazoid造影剂微泡的脉冲反转二次谐波幅度与环境压力之间存在显著的负相关关系，并且其测压灵敏度系数与SHAPE相当。
但是以次谐波幅度作为压力量度的SHAPE测压方法存在如下缺陷：
1. 次谐波的频率低于基波频率，虽有利于超声波的穿透深度，但同时也降低了其成像的空间分辨率。通常次谐波测压是在次谐波成像的基础上进行的，需要依赖于次谐波影像来确定采样框（即感兴趣的区域、ROI）进行压力评估。由于空间分辨率较低，难以在次谐波影像上区分血管和周边的软组织，特别是在血管较细的场景中。这给实际应用带来困扰。
2. 测压的敏感度低。从实验装置得到的“次谐波幅度-压力”敏感度系数约为-。由于次谐波信号的方差大致在2dB左右，较低的灵敏度不利于将该项技术应用于测压场景。目前，该项技术主要用于压力评估，例如通过在次谐波影像上的门静脉和肝静脉处分别选取ROI，同步采集5-10秒的次谐波信号，通过比较次谐波信号的均值来评估门静脉压差的大小。
发明内容
本发明实施例提供一种基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法，用以在二次谐波成像的基础上高效地实现压力信号测量，该方法包括：
向检测对象的检测血管发射两次脉冲串；其中，两次脉冲串的频率相同，相位相差180度；
接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号；
将第一回声信号与第二回声信号相加，得到第三回声信号；
对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度；其中，二次谐波幅度包括：二次谐波频率对应的幅度；
根据第三回声信号的二次谐波幅度，确定检测血管的压力信号。
本发明实施例还提供一种基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定装置，用以，该装置包括：
脉冲串发射模块，用于向检测对象的检测血管发射两次脉冲串；其中，两次脉冲串的频率相同，相位相差180度；
回声信号接收模块，用于接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号；
第一处理模块，用于将第一回声信号与第二回声信号相加，得到第三回声信号；
第二处理模块，用于对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度；其中，二次谐波幅度包括：二次谐波频率对应的幅度；
第三处理模块，用于根据第三回声信号的二次谐波幅度，确定检测血管的压力信号。
本发明实施例还提供一种计算机设备，包括存储器、处理器及存储在存储器上并可在处理器上运行的计算机程序，所述处理器执行所述计算机程序时实现上述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法。
本发明实施例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存储有计算机程序，所述计算机程序被处理器执行时实现上述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法。
本发明实施例还提供一种计算机程序产品，所述计算机程序产品包括计算机程序，所述计算机程序被处理器执行时实现上述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法。
本发明实施例中，向检测对象的检测血管发射两次脉冲串；其中，两次脉冲串的频率相同，相位相差180度；接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号；将第一回声信号与第二回声信号相加，得到第三回声信号；对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度；其中，二次谐波幅度包括：二次谐波频率对应的幅度；根据第三回声信号的二次谐波幅度，确定检测血管的压力信号。这样，可以在二次谐波成像的基础上高效地实现压力信号测量，并且由于二次谐波成像的空间分辨率显著优于次谐波成像，因此可以更容易地区分血管和周边组织，因此可以更加准确高效的确定血管压力信号。
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，下面将对实施例或现有技术描述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。在附图中：
图1为本发明实施例中提供的一种造影剂微泡散射回声信号谱示例图；
图2为本发明实施例中提供的一种基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法的流程图；
图3为本发明实施例中提供的一种超声造影二次谐波测压应用场景示意图；
图4为本发明实施例中提供的一种提供的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法的多种实施案例示意图；
图5为本发明实施例中提供的一种次谐波测压和二次谐波测压的仿体实验结果比较示例图；
图6为本发明实施例中提供的一种基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定装置的示意图；
图7为本发明实施例中提供的一种计算机设备的示意图。
具体实施方式
为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚明白，下面结合附图对本发明实施例做进一步详细说明。在此，本发明的示意性实施例及其说明用于解释本发明，但并不作为对本发明的限定。
本申请技术方案中对数据的获取、存储、使用、处理等均符合法律法规的相关规定。
本文中术语“和/或”，仅仅是描述一种关联关系，表示可以存在三种关系，例如，A和/或B，可以表示：单独存在A，同时存在A和B，单独存在B这三种情况。另外，本文中术语“至少一种”表示多种中的任意一种或多种中的至少两种的任意组合，例如，包括A、B、C中的至少一种，可以表示包括从A、B和C构成的集合中选择的任意一个或多个元素。
在本说明书的描述中，所使用的“包含”、“包括”、“具有”、“含有”等，均为开放性的用语，即意指包含但不限于。参考术语“一个实施例”、“一个具体实施例”、“一些实施例”、“例如”等的描述意指结合该实施例或示例描述的具体特征、结构或者特点包含于本申请的至少一个实施例或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不一定指的是相同的实施例或示例。而且，描述的具体特征、结构或者特点可以在任何的一个或多个实施例或示例中以合适的方式结合。各实施例中涉及的步骤顺序用于示意性说明本申请的实施，其中的步骤顺序不作限定，可根据需要作适当调整。
经研究发现，基于超声造影剂微泡的次谐波辅助压力估计（SHAPE）是一项正在进行广泛评估的无创压力测量方法。超声造影是一种通过静脉注射造影剂来增强超声影像，进而评估血液在血管和组织中灌注状况的超声成像技术。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声信号。所谓次谐波，指的是在发射频率的超声激励下超声造影回声信号中频率为/>的信号成分。通常情况下，超声造影回声信号中包含了基波/>、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。次谐波辅助压力评估，是以造影剂微泡作为血液压力感应器、以超声回声信号中的次谐波幅度作为量度的血管压力测量方法。该方法建立在“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，被认为是一项具有潜在应用价值的无创测压技术。
超声谐波成像（又称超声二次谐波成像）技术利用回声信号中的二次谐波成分进行成像。与传统的基波成像比较，具有分辨率和对比度高、近场无伪像和远场成像质量佳等优点，因而被广泛应用于组织成像和造影成像中。二次谐波是否与次谐波一样具有“幅度与环境压力负相关”的特性，目前尚无定论。针对Levovist和Optison造影剂的实验研究发现，造影剂的回声信号中二次谐波幅度与环境压力之间的相关性不显著，灵敏度也远低于超谐波信号，因此后续研究较少。我们在使用单层脂质分子外壳的Sonazoid造影剂的仿体实验中发现，源于Sonazoid造影剂微泡的脉冲反转二次谐波幅度与环境压力之间存在显著的负相关关系，并且其测压灵敏度系数与SHAPE相当。
但是以次谐波幅度作为压力量度的SHAPE测压方法存在如下缺陷：
1. 次谐波的频率低于基波频率，虽有利于超声波的穿透深度，但同时也降低了其成像的空间分辨率。通常次谐波测压是在次谐波成像的基础上进行的，需要依赖于次谐波影像来确定采样框（即感兴趣的区域、ROI）进行压力评估。由于空间分辨率较低，难以在次谐波影像上区分血管和周边的软组织，特别是在血管较细的场景中。这给实际应用带来困扰。
2. 测压的敏感度低。从实验装置得到的“次谐波幅度-压力”敏感度系数约为-。由于次谐波信号的方差大致在2dB左右，较低的灵敏度不利于将该项技术应用于测压场景。目前，该项技术主要用于压力评估，例如通过在次谐波影像上的门静脉和肝静脉处分别选取ROI，同步采集5-10秒的次谐波信号，通过比较次谐波信号的均值来评估门静脉压差的大小。
针对上述研究，如图2所示，本发明实施例提供一种基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法，包括：
S201：向检测对象的检测血管发射两次脉冲串；其中，两次脉冲串的频率相同，相位相差180度；
S202：接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号；
S203：将第一回声信号与第二回声信号相加，得到第三回声信号；
S204：对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度；其中，二次谐波幅度包括：二次谐波频率对应的幅度；
S205：根据第三回声信号的二次谐波幅度，确定检测血管的压力信号。
本发明实施例中，向检测对象的检测血管发射两次脉冲串；其中，两次脉冲串的频率相同，相位相差180度；接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号；将第一回声信号与第二回声信号相加，得到第三回声信号；对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度；其中，二次谐波幅度包括：二次谐波频率对应的幅度；根据第三回声信号的二次谐波幅度，确定检测血管的压力信号。这样，可以在二次谐波成像的基础上高效地实现压力信号测量，并且由于二次谐波成像的空间分辨率显著优于次谐波成像，因此可以更容易地区分血管和周边组织，因此可以更加准确高效的确定血管压力信号。
下面对上述基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法加以详细说明。
针对上述S201，采用脉冲反相技术（即将两个发射脉冲串的相位差控制在180度的，将两次接收到的回声信号相加）可以消除声波在传播过程中的非线性畸变，同时还可以消除基波和奇次谐波（如3、5、7次谐波等）成分，而偶次谐波（如2、4、6次谐波等）成分得到加强；这有利于提升二次谐波成像的信噪比和对比度。在超声造影压力估计应用中，脉冲反相技术有利于提升压力检测的灵敏度。由于超声造影剂包含的微泡大小不一，其粒径分布大致是1—10微米；其中粒径1.5到3微米的微泡是主体。大粒径微泡（例如>6微米）虽然数量相对较少，但其散射回声强度远高于小粒径微泡。由于大粒径微泡在声波激励下表现为与压力无关的线性振动模式，因此采用脉冲反相技术可以抵消大粒径微泡的散射信号，从而有利于提高压力相关信号成分的信噪比和测压灵敏度。采用其它相位控制，尚没有充分的理论依据。
本发明一实施例中，脉冲串包含不少于三个周期的脉冲。其中，脉冲包括例如：方波、正弦波、余弦波至少一种，或者还包括将这些波形进行组合或叠加生成的波形。
这样，使用不少于三个周期的脉冲串作为激励源，驱使造影剂微泡发生充分振动，有利于提取出与环境压力有关的二次谐波信息
针对上述S202，回声信号例如包括：经超声换能器采集的原始通道数据、或者是经波束合成后形成的射频信号。
因此，本发明一实施例中，接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号，例如包括下述（1）、（2）任一种方式：
（1）：接收第一次脉冲串被反射后经超声换能器采集的原始通道数据作为第一回声信号，接收第二脉冲串被反射后经超声换能器采集的原始通道数据作为第二回声信号。
或者，（2）：接收第一次脉冲串被反射后经波束合成后得到的射频信号作为第一回声信号，接收第二脉冲串被反射后经波束合成后得到的射频信号作为第二回声信号。
此外，如图3所示，描绘了超声造影二次谐波测压应用场景示意图，本发明实施例所述的压力确定方法适用于多种应用场景，例如适用于单探头、多探头场景。
例如，本发明一实施例中，向检测对象的检测血管发射两次脉冲串，接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号，例如包括：采用超声探头发射第一次脉冲串后，采用所述超声探头接收第一次脉冲串对应的第一回声信号；接收第一回声信号后，采用所述超声探头发射第二次脉冲串，采用所述超声探头接收第二次脉冲串对应的第二回声信号。该种方式中，超声探头发射并接收声波信号。
本发明另一实施例中，向检测对象的检测血管发射两次脉冲串，接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号，包括：采用第一超声探头发射两次脉冲串，采用第二超声探头接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号。该种方式中，例如适用于采用双探头模式的场景。
针对上述S203~S204，本发明一实施例中，根据傅里叶变换的线性性质，可以先对第一和第二回声信号分别进行傅里叶变换，然后将得到的频谱（此时为复数频谱）相加，进而得到第三回声信号的频谱，因此，将第一回声信号与第二回声信号相加，得到第三回声信号，例如包括：对第一回声信号进行傅里叶变换，得到第一回声信号的频谱；对第二回声信号进行傅里叶变换，得到第二回声信号的频谱；将第一回声信号的频谱与第二回声信号的频谱相加，得到第三回声信号的频谱；对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度，例如包括：根据第三回声信号的频谱对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度。
此外，例如还可以采用傅里叶变换得到幅度谱，并提取二次谐波频率所对应的幅度；或者是通过带通滤波、混频、解调和低通滤波等过程得到的二次谐波幅度的估计。因此，本发明另一实施例中，对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度，例如包括：对第三回声信号进行傅里叶变换，得到第三回声信号的频谱；根据第三回声信号的频谱对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度。
或者，另一实施例中，对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度，例如包括：对第三回声信号进行带通滤波，对带通滤波后的第三回声信号进行混频，对混频后的第三回声信号进行解调，对解调后的第三回声信号进行低通滤波，得到第三回声信号的二次谐波幅度。
针对上述S205，由于存在个体性差异，例如身体体型与组织成分等差异，声波在探头与检测血管之间的传播路径长短和声衰减率不同，这使得接收到的回声强度及其二次谐波幅度也不相同。另外，造影剂微泡浓度的变化也会导致回声强度及其二次谐波幅度相应改变。由于缺乏简单有效的标定方法来获得基准压力（如一个大气压）所对应二次谐波幅度，因此，本发明实施例利用两点间的二次谐波幅度之差（ = />）来估计两点间的压力之差（又称为压力梯度，/>）；或者本发明另一实施例利用单个ROI处的二次谐波幅度的时间序列/>来估计压力的变化波形（又称为压力波形，/>），本发明实施例可以用来评估动脉压力波形的形态
具体的，一个实施例中，根据第三回声信号的二次谐波幅度，确定检测血管的压力信号，例如包括：根据第三回声信号得到二次谐波影像；二次谐波影像上选择采样框，根据采样框所在位置和大小确定第三回声信号上采样框对应的时间窗口，提取时间窗口内的信号片段；根据各采样框对应的信号片段，确定任意两个采样框处的二次谐波幅度差；根据两个采样框的二次谐波幅度差、以及测压敏感度系数，得到两个采样框处的压力差，将两个采样框处的压力差作为检测血管的压力信号。
此外，本发明另一实施例中，还可以在传统B模影像上选择采样框，根据采样框所在位置和大小确定第三回声信号上采样框对应的时间窗口，提取时间窗口内的信号片段。
其中，B模影像是超声扫查仪最成熟也是最基本的成像模式，即灰度影像。它是采用回声信号中的基波成分形成的二维图像。传统超声成像有多种模式，比如A模是最早的一维图形，M模是一维图形随时间变化的运动模式，D模是彩色多普勒血流模式，E模是弹性成像模式。多种模式的影像可以通过图像叠加的方式来增强可视化效果，例如在灰度影像上叠加彩色血流图像，有利于识别血管位置和血流形态。在超声造影中，通常在一个屏幕上同时显示灰度影像（即B模影像）和谐波影像（如二次谐波或次谐波）的视图。结合两种不同模式的影像，有利于识别图像的特征。比如结合谐波影像和B模影像，可以更准确地区分组织和血管，进而准确地选择ROI的位置。
本发明实施例中，有多种方法可以将转换为/>。
例如，本发明一实施例中根据两个采样框的二次谐波幅度差、以及测压敏感度系数，得到两个采样框处的压力差，包括：对两个采样框的二次谐波幅度差、以及测压敏感度系数进行线性变换，得到两个采样框处的压力差。
示例性的，利用线性变换和测压敏感度系数进行将换算为/>。测压敏感度系数（用/>表示）反映了二次谐波幅度（单位是dB）与压力（单位是mmHg）之间的比率关系，单位可以是/>，也可以是/>。以/>单位为例，设两个ROI处的二次谐波幅度之差为/>，那么两个ROI之间的压力之差为/>。其中，测压灵敏度系数由造影剂微泡特性决定，一般是通过离线的物理实验获得。
此外，本发明另一实施例中，根据两个采样框的二次谐波幅度差、以及测压敏感度系数，得到两个采样框处的压力差，例如包括：根据两个采样框的二次谐波幅度差、以及拟合参数，采用二次多项式、三次多项式、高次多项式、查表插值法至少一种计算方式，得到两个采样框处的压力差。
示例性的，二次多项式的一般形式是，其中拟合参数，b和c也是通过离线的物理实验获得。三次多项式和高次多项式的换算关系与二次多项式相类似。查表插值法是工程上最常见的物理量间的转换方法。假设已知多个/>和/>相对应的数据集合，记作/>和/>，利用数值分析中常用的插值方法，如线性插值、多项式插值、样条插值等，可以将实测得到的/>换算为/>。
此外，上述换算形式还可以通过组合进行扩充，例如将查表插值所得的数值再进行线性或多项式变换得到压力估计值；或者先通过线性变换或多项式变换，再通过查表插值得到压力估计值。
另一个实施例中，根据第三回声信号的二次谐波幅度，确定检测血管的压力信号，例如包括：根据第三回声信号得到二次谐波影像；在B模影像或者二次谐波影像上选择采样框，根据采样框所在位置和大小确定第三回声信号上采样框对应的时间窗口，提取时间窗口内的信号片段；根据采样框对应的信号片段，确定采样框处的二次谐波幅度；连续获得采样框处的二次谐波幅度，形成二次谐波幅度时间序列；根据二次谐波幅度时间序列、以及测压敏感度系数，确定检测血管的压力变化波形。
本发明实施例中，根据采样框处的二次谐波幅度时间序列、以及测压敏感度系数，确定检测血管的压力变化波形，包括：根据二次谐波幅度时间序列、以及测压敏感度系数，采用下述公式确定检测血管的压力变化波形：
；
其中，为检测血管的压力变化波形，/>为收缩压，/>为据采样框处二次谐波幅度的时间序列，/>为对应于收缩压/>的二次谐波幅度，/>为测压灵敏度系数，收缩压/>为预先获得，测压灵敏度系数根据造影剂微泡特性，通过离线物理实验获得。
其中，收缩压例如可以采用袖带血压计测量得到，或者也可以是一个预设参数（检测压力波形的意义在于波形形态参数，例如压力波形的上升或下降的梯度、波形中峰值或谷值的时间等等，因此压力波形上每个时间点所对应压力数值是否准确并不十分重要，用一个预设参数代替实际收缩压/>不影响压力波形的评估）。
本发明另一实施例中，根据二次谐波幅度时间序列、以及测压敏感度系数，确定检测血管的压力变化波形，包括：根据二次谐波幅度时间序列、以及测压敏感度系数，采用下述公式确定检测血管的压力变化波形：
其中，为检测血管的压力变化波形，/>为舒张压，/>为据采样框处二次谐波幅度的时间序列，/>为对应于舒张压/>的二次谐波幅度，/>为测压灵敏度系数，舒张压/>为预先获得，测压灵敏度系数根据造影剂微泡特性，通过离线物理实验获得。
其中，舒张压例如可以采用袖带血压计测得；或者也可以是一个预设参数。
此外，如图3所示，本发明实施例中所述的采样框设置在检测血管中心位置，不与血管管壁接触；时间窗口的左侧区间值为：，时间窗口的右侧区间值为：/>；其中，d为采样框上缘与探头的垂直距离，h为采样框的高度，c为声波在组织中的传播速度，所述探头用于发射脉冲串和/或接收回声信号，/>为接收回声信号的起始时间。
示例性的，探头发射一组频率为的脉冲串。记发射时间为/>。在单探头应用场景，探头在脉冲串发射结束后即刻转为接收模式，连续采集组织反射和血管内微泡散射的回声信号。通常将采样框设置在血管中心位置，并且确保它不与血管管壁接触。假设采样框上缘与探头的垂直距离为d，采样框的高度为h，声波在组织中的传播速度为c；那么采样框内的造影剂微泡的散射回声时间窗口为/>，通过利用这个时间窗口的回声信号计算获得二次谐波幅度。
本发明实施例所述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法适用于多种应用场景，如图4所示，为本发明实施例提供的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法的多种实施案例示意图。其中，如图4中所示，可应用于单阵元探头的应用场景。发射探头分两次分别发射正、反两组脉冲串，接收探头分别接收回声信号，经过数据采集模块得到通道数据。两次接收的回声信号进行叠加形成第三回声信号。利用采样框所对应的时间窗口，通过加窗（如矩形窗、汉明窗、汉宁窗等等）处理中提取ROI回声信号，再通过傅里叶变换计算得到ROI回声信号的频谱。通常取/>频带的平均幅度作为二次谐波幅度；/>通常取0.25MHz。
如图4中（B）所示，可以应用于阵列探头的场景。探头含有换能器阵列，可以通过逐线扫描、聚焦发射方式发射脉冲串，也可以采用平面波或发散波的方式进行发射。在接收模式下，探头的换能器阵列同时接收回声信号，并通过采集模块实现多通道同步或异步采集。多通道数据通过波束合成形成整个声场的回声信号。将正、反相发射脉冲下的第一回声信号和第二回声信号进行叠加，获得第三回声信号。利用采样框所对应的时间窗口，通过加窗（如矩形窗、汉明窗、汉宁窗等等）处理提取ROI回声信号，再通过傅里叶变换计算得到ROI回声信号的频谱。通常取频带的平均幅度作为二次谐波幅度；/>通常取0.25MHz。
如图4中（C）所示，是一种基于超声成像系统的实施案例。阵列探头以聚焦发射或平面波方式发射脉冲串。在接收模式下，探头的换能器阵列同时接收回声信号，并通过采集模块实现多通道同步采集。利用延迟-叠加法将多通道数据进行波束合成得到射频信号。将正、反相发射脉冲下的第一射频信号和第二射频信号进行叠加，获得第三射频信号。第三射频信号再经过混频解调过程得到二次谐波成像的帧数据。混频解调的具体过程包括：（1）带通滤波，带通滤波器的中心频率是二次谐波频率；（2）以二次谐波频率/>对滤波信号进行混频；（3）通过对混频信号取模获得解调信号；（4）通过降采样和低通滤波获得二次谐波图像的帧数据。图像帧数据一方面被用于二次谐波成像，另一方面根据ROI的位置和大小提取出ROI图像数据，再通过取均值得到二次谐波幅度。
如图4中（D）所示，是另一种基于超声成像系统的实施案例。正、反向相发射脉冲下的多通道采集数据，先进行叠加获得第三回声信号，再经过混频解调和波束合成形成二次谐波图像的帧数据，其它过程与图4中（C）一致。
如图5所示，为本发明实施例提供的一种次谐波测压和二次谐波测压的仿体实验结果比较示例图，其中脉冲反转二次谐波成像使用了两个周期的正弦波作为发射脉冲；通过在二次谐波图像上提取ROI的亮度数据，再取其均值得到ROI的二次谐波平均幅度。从图5可以得到，次谐波幅度和二次谐波幅度均与环境压力呈显著的线性相关关系。次谐波测压灵敏度为，二次谐波测压灵敏度为/>；两者差异很小。
本发明实施例在二次谐波成像的基础上很容易地实现压力测量或评估功能，并且测压灵敏度与现有的次谐波辅助压力估计（SHAPE）技术相当。同时，由于二次谐波成像的空间分辨率显著优于次谐波成像，因此可以更容易地区分血管和周边组织、并且可以更方便、更准确地选择采样框进行压力估计。
本发明实施例中还提供了一种基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定装置，如下面的实施例所述。由于该装置解决问题的原理与基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法相似，因此该装置的实施可以参见基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法的实施，重复之处不再赘述。
如图6所示，为本发明实施例提供的一种基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定装置的示意图，包括：
脉冲串发射模块601，用于向检测对象的检测血管发射两次脉冲串；其中，两次脉冲串的频率相同，相位相差180度；
回声信号接收模块602，用于接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号；
第一处理模块603，用于将第一回声信号与第二回声信号相加，得到第三回声信号；
第二处理模块604，用于对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度；其中，二次谐波幅度包括：二次谐波频率对应的幅度；
第三处理模块605，用于根据第三回声信号的二次谐波幅度，确定检测血管的压力信号。
在一种可能的实施方式中，回声信号接收模块，具体用于接收第一次脉冲串被反射后经超声换能器采集的原始通道数据作为第一回声信号，接收第二脉冲串被反射后经超声换能器采集的原始通道数据作为第二回声信号；或者，接收第一次脉冲串被反射后经波束合成后得到的射频信号作为第一回声信号，接收第二脉冲串被反射后经波束合成后得到的射频信号作为第二回声信号。
在一种可能的实施方式中，第一处理模块，具体用于对第一回声信号进行傅里叶变换，得到第一回声信号的频谱；对第二回声信号进行傅里叶变换，得到第二回声信号的频谱；将第一回声信号的频谱与第二回声信号的频谱相加，得到第三回声信号的频谱；第二处理模块，具体用于根据第三回声信号的频谱对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度。
在一种可能的实施方式中，第二处理模块，具体用于对第三回声信号进行傅里叶变换，得到第三回声信号的频谱；根据第三回声信号的频谱对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度；或者，对第三回声信号进行带通滤波，对带通滤波后的第三回声信号进行混频，对混频后的第三回声信号进行解调，对解调后的第三回声信号进行低通滤波，得到第三回声信号的二次谐波幅度。
在一种可能的实施方式中，第三处理模块，具体用于根据第三回声信号得到二次谐波影像；在B模影像或者二次谐波影像上选择采样框，根据采样框所在位置和大小确定第三回声信号上采样框对应的时间窗口，提取时间窗口内的信号片段；根据各采样框对应的信号片段，确定任意两个采样框处的二次谐波幅度差；根据两个采样框的二次谐波幅度差、以及测压敏感度系数，得到两个采样框处的压力差，将两个采样框处的压力差作为检测血管的压力信号。
在一种可能的实施方式中，第三处理模块，具体用于对两个采样框的二次谐波幅度差、以及测压敏感度系数进行线性变换，得到两个采样框处的压力差。
在一种可能的实施方式中，第三处理模块，具体用于根据两个采样框的二次谐波幅度差、以及测压敏感度系数，采用二次多项式、三次多项式、高次多项式、查表插值法至少一种计算方式，得到两个采样框处的压力差。
在一种可能的实施方式中，第三处理模块，具体用于根据第三回声信号得到二次谐波影像；在B模影像或者二次谐波影像上选择采样框，根据采样框所在位置和大小确定第三回声信号上采样框对应的时间窗口，提取时间窗口内的信号片段；根据采样框对应的信号片段，确定采样框处的二次谐波幅度；连续获得采样框处的二次谐波幅度，形成二次谐波幅度时间序列；根据二次谐波幅度时间序列、以及测压敏感度系数，确定检测血管的压力变化波形。
在一种可能的实施方式中，第三处理模块，具体用于根据二次谐波幅度时间序列、以及测压敏感度系数，采用下述公式确定检测血管的压力变化波形：
/>
其中，为检测血管的压力变化波形，/>为收缩压，/>为据二次谐波幅度时间序列，/>为对应于收缩压/>的二次谐波幅度，/>为测压灵敏度系数，收缩压/>为预先获得，测压灵敏度系数根据造影剂微泡特性，通过离线物理实验获得。
在一种可能的实施方式中，第三处理模块，具体用于根据二次谐波幅度时间序列、以及测压敏感度系数，采用下述公式确定检测血管的压力变化波形：
其中，为检测血管的压力变化波形，/>为舒张压，/>为据二次谐波幅度时间序列，/>为对应于舒张压/>的二次谐波幅度，/>为测压灵敏度系数，舒张压/>为预先获得，测压灵敏度系数根据造影剂微泡特性，通过离线物理实验获得。
在一种可能的实施方式中，采样框设置在检测血管中心位置，不与血管管壁接触；时间窗口的左侧区间值为：，时间窗口的右侧区间值为：/>；其中，/>为采样框上缘与探头的垂直距离，/>为采样框的高度，/>为声波在组织中的传播速度，所述探头用于发射脉冲串和/或接收回声信号，/>为接收回声信号的起始时间。
在一种可能的实施方式中，向检测对象的检测血管发射两次脉冲串，接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号，包括：采用超声探头发射第一次脉冲串后，采用所述超声探头接收第一次脉冲串对应的第一回声信号；接收第一回声信号后，采用所述超声探头发射第二次脉冲串，采用所述超声探头接收第二次脉冲串对应的第二回声信号。
在一种可能的实施方式中，向检测对象的检测血管发射两次脉冲串，接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号，包括：采用第一超声探头发射两次脉冲串，采用第二超声探头接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号。
在一种可能的实施方式中，脉冲串包含不少于三个周期的脉冲。
在一种可能的实施方式中，脉冲包括：方波、正弦波、余弦波至少一种。
基于前述发明构思，如图7所示，本发明还提出了一种计算机设备700，包括存储器710、处理器720及存储在存储器710上并可在处理器720上运行的计算机程序730，所述处理器720执行所述计算机程序730时实现前述基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法。
本发明实施例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存储有计算机程序，所述计算机程序被处理器执行时实现上述基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法。
本发明实施例还提供一种计算机程序产品，所述计算机程序产品包括计算机程序，所述计算机程序被处理器执行时实现上述基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法。
本发明实施例中，向检测对象的检测血管发射两次脉冲串；其中，两次脉冲串的频率相同，相位相差180度；接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号；将第一回声信号与第二回声信号相加，得到第三回声信号；对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度；其中，二次谐波幅度包括：二次谐波频率对应的幅度；根据第三回声信号的二次谐波幅度，确定检测血管的压力信号。这样，可以在二次谐波成像的基础上高效地实现压力信号测量，并且由于二次谐波成像的空间分辨率显著优于次谐波成像，因此可以更容易地区分血管和周边组织，因此可以更加准确高效的确定血管压力信号。
本领域内的技术人员应明白，本发明的实施例可提供为方法、系统、或计算机程序产品。因此，本发明可采用完全硬件实施例、完全软件实施例、或结合软件和硬件方面的实施例的形式。而且，本发明可采用在一个或多个其中包含有计算机可用程序代码的计算机可用存储介质（包括但不限于磁盘存储器、CD-ROM、光学存储器等）上实施的计算机程序产品的形式。
本发明是参照根据本发明实施例的方法、设备（系统）、和计算机程序产品的流程图和/或方框图来描述的。应理解可由计算机程序指令实现流程图和/或方框图中的每一流程和/或方框、以及流程图和/或方框图中的流程和/或方框的结合。可提供这些计算机程序指令到通用计算机、专用计算机、嵌入式处理机或其他可编程数据处理设备的处理器以产生一个机器，使得通过计算机或其他可编程数据处理设备的处理器执行的指令产生用于实现在流程图一个流程或多个流程和/或方框图一个方框或多个方框中指定的功能的装置。
这些计算机程序指令也可存储在能引导计算机或其他可编程数据处理设备以特定方式工作的计算机可读存储器中，使得存储在该计算机可读存储器中的指令产生包括指令装置的制造品，该指令装置实现在流程图一个流程或多个流程和/或方框图一个方框或多个方框中指定的功能。
这些计算机程序指令也可装载到计算机或其他可编程数据处理设备上，使得在计算机或其他可编程设备上执行一系列操作步骤以产生计算机实现的处理，从而在计算机或其他可编程设备上执行的指令提供用于实现在流程图一个流程或多个流程和/或方框图一个方框或多个方框中指定的功能的步骤。
以上所述的具体实施例，对本发明的目的、技术方案和有益效果进行了进一步详细说明，所应理解的是，以上所述仅为本发明的具体实施例而已，并不用于限定本发明的保护范围，凡在本发明的精神和原则之内，所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。
Claims (20)
1.一种基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法，其特征在于，包括：
向检测对象的检测血管发射两次脉冲串；其中，两次脉冲串的频率相同，相位相差180度；
接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号；
将第一回声信号与第二回声信号相加，得到第三回声信号；
对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度；其中，二次谐波幅度包括：二次谐波频率对应的幅度；
根据第三回声信号的二次谐波幅度，确定检测血管的压力信号。
2.如权利要求1所述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法，其特征在于，接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号，包括：
接收第一次脉冲串被反射后经超声换能器采集的原始通道数据作为第一回声信号，接收第二脉冲串被反射后经超声换能器采集的原始通道数据作为第二回声信号；
或者，
接收第一次脉冲串被反射后经波束合成后得到的射频信号作为第一回声信号，接收第二脉冲串被反射后经波束合成后得到的射频信号作为第二回声信号。
3.如权利要求1所述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法，其特征在于，将第一回声信号与第二回声信号相加，得到第三回声信号，包括：
对第一回声信号进行傅里叶变换，得到第一回声信号的频谱；
对第二回声信号进行傅里叶变换，得到第二回声信号的频谱；
将第一回声信号的频谱与第二回声信号的频谱相加，得到第三回声信号的频谱；
对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度，包括：
根据第三回声信号的频谱对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度。
4.如权利要求1所述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法，其特征在于，对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度，包括：
对第三回声信号进行傅里叶变换，得到第三回声信号的频谱；
根据第三回声信号的频谱对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度；
或者，
对第三回声信号进行带通滤波，对带通滤波后的第三回声信号进行混频，对混频后的第三回声信号进行解调，对解调后的第三回声信号进行低通滤波，得到第三回声信号的二次谐波幅度。
5.如权利要求1所述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法，其特征在于，根据第三回声信号的二次谐波幅度，确定检测血管的压力信号，包括：
根据第三回声信号得到二次谐波影像；
在二次谐波影像上选择采样框，根据采样框所在位置和大小确定第三回声信号上采样框对应的时间窗口，提取时间窗口内的信号片段；
根据各采样框对应的信号片段，确定任意两个采样框处的二次谐波幅度差；
根据两个采样框的二次谐波幅度差、以及测压敏感度系数，得到两个采样框处的压力差，将两个采样框处的压力差作为检测血管的压力信号。
6.如权利要求5所述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法，其特征在于，根据两个采样框的二次谐波幅度差、以及测压敏感度系数，得到两个采样框处的压力差，包括：
对两个采样框的二次谐波幅度差、以及测压敏感度系数进行线性变换，得到两个采样框处的压力差。
7.如权利要求5所述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法，其特征在于，根据两个采样框的二次谐波幅度差、以及测压敏感度系数，得到两个采样框处的压力差，包括：
根据两个采样框的二次谐波幅度差、以及测压敏感度系数，采用二次多项式、三次多项式、高次多项式、查表插值法至少一种计算方式，得到两个采样框处的压力差。
8.如权利要求1所述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法，其特征在于，根据第三回声信号的二次谐波幅度，确定检测血管的压力信号，包括：
根据第三回声信号得到二次谐波影像；
在二次谐波影像上选择采样框，根据采样框所在位置和大小确定第三回声信号上采样框对应的时间窗口，提取时间窗口内的信号片段；
根据采样框对应的信号片段，确定采样框处的二次谐波幅度；
连续获得采样框处的二次谐波幅度，形成二次谐波幅度时间序列；
根据二次谐波幅度时间序列、以及测压敏感度系数，确定检测血管的压力变化波形。
9.如权利要求8所述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法，其特征在于，根据二次谐波幅度时间序列、以及测压敏感度系数，确定检测血管的压力变化波形，包括：
根据二次谐波幅度时间序列、以及测压敏感度系数，采用下述公式确定检测血管的压力变化波形：
其中，为检测血管的压力变化波形，/>为收缩压，/>为据二次谐波幅度时间序列，为对应于收缩压/>的二次谐波幅度，/>为测压灵敏度系数，收缩压/>为预先获得，测压灵敏度系数根据造影剂微泡特性，通过离线物理实验获得。
10. 如权利要求8所述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法，其特征在于，根据二次谐波幅度时间序列、以及测压敏感度系数，确定检测血管的压力变化波形，包括：
根据二次谐波幅度时间序列、以及测压敏感度系数，采用下述公式确定检测血管的压力变化波形：
其中，为检测血管的压力变化波形，/>为舒张压，/>为据二次谐波幅度时间序列，为对应于舒张压/>的二次谐波幅度，/>为测压灵敏度系数，舒张压/>为预先获得，测压灵敏度系数根据造影剂微泡特性，通过离线物理实验获得。
11.如权利要求5或8所述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法，其特征在于，采样框设置在检测血管中心位置，不与血管管壁接触；
时间窗口的左侧区间值为：，时间窗口的右侧区间值为：/>；
其中，为采样框上缘与探头的垂直距离，/>为采样框的高度，/>为声波在组织中的传播速度，所述探头用于发射脉冲串和/或接收回声信号，/>为接收回声信号的起始时间。
12.如权利要求1所述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法，其特征在于，向检测对象的检测血管发射两次脉冲串，接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号，包括：
采用超声探头发射第一次脉冲串后，采用所述超声探头接收第一次脉冲串对应的第一回声信号；
接收第一回声信号后，采用所述超声探头发射第二次脉冲串，采用所述超声探头接收第二次脉冲串对应的第二回声信号。
13.如权利要求1所述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法，其特征在于，向检测对象的检测血管发射两次脉冲串，接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号，包括：
采用第一超声探头发射两次脉冲串，采用第二超声探头接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号。
14.如权利要求1所述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法，其特征在于，脉冲串包含不少于三个周期的脉冲。
15.一种基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定装置，其特征在于，包括：
脉冲串发射模块，用于向检测对象的检测血管发射两次脉冲串；其中，两次脉冲串的频率相同，相位相差180度；
回声信号接收模块，用于接收第一次脉冲串对应的第一回声信号、以及第二次脉冲串对应的第二回声信号；
第一处理模块，用于将第一回声信号与第二回声信号相加，得到第三回声信号；
第二处理模块，用于对第三回声信号进行频谱分析，得到第三回声信号的二次谐波幅度；其中，二次谐波幅度包括：二次谐波频率对应的幅度；
第三处理模块，用于根据第三回声信号的二次谐波幅度，确定检测血管的压力信号。
16.如权利要求15所述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定装置，其特征在于，第三处理模块，具体用于根据第三回声信号得到二次谐波影像；
在二次谐波影像上选择采样框，根据采样框所在位置和大小确定第三回声信号上采样框对应的时间窗口，提取时间窗口内的信号片段；
根据各采样框对应的信号片段，确定任意两个采样框处的二次谐波幅度差；
根据两个采样框的二次谐波幅度差、以及测压敏感度系数，得到两个采样框处的压力差，将两个采样框处的压力差作为检测血管的压力信号。
17.如权利要求16所述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定装置，其特征在于，第三处理模块，具体用于对两个采样框的二次谐波幅度差、以及测压敏感度系数进行线性变换，得到两个采样框处的压力差。
18.如权利要求16所述的基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定装置，其特征在于，第三处理模块，具体用于根据两个采样框的二次谐波幅度差、以及测压敏感度系数，采用二次多项式、三次多项式、高次多项式、查表插值法至少一种计算方式，得到两个采样框处的压力差。
19.一种计算机设备，包括存储器、处理器及存储在存储器上并可在处理器上运行的计算机程序，其特征在于，所述处理器执行所述计算机程序时实现权利要求1至14任一所述方法。
20.一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存储有计算机程序，所述计算机程序被处理器执行时实现权利要求1至14任一所述方法。
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|---|---|---|---|
| CN202410323241.3A CN117918887A (zh) | 2024-03-20 | 2024-03-20 | 基于脉冲反转二次谐波成像的压力确定方法及装置 |
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Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6095980A (en) * | 1997-10-02 | 2000-08-01 | Sunnybrook Health Science Centre | Pulse inversion doppler ultrasonic diagnostic imaging |
| US20080228076A1 (en) * | 2004-03-12 | 2008-09-18 | Takashi Azuma | Ultrasonic Imaging Device |
| US20180000452A1 (en) * | 2015-01-29 | 2018-01-04 | Koninklijke Philips N.V. | Broadband blended fundamental and harmonic frequency ultrasonic diagnostic imaging |
| CN114287967A (zh) * | 2021-11-24 | 2022-04-08 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 一种基于单阵元超声脉冲回波的血压测量系统及方法 |
| CN116098652A (zh) * | 2023-04-12 | 2023-05-12 | 中国医学科学院北京协和医院 | 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 |
| WO2023092329A1 (zh) * | 2021-11-24 | 2023-06-01 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 一种基于单阵元超声脉冲回波的血压测量系统及方法 |
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2024
- 2024-03-20 CN CN202410323241.3A patent/CN117918887A/zh active Pending
Patent Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6095980A (en) * | 1997-10-02 | 2000-08-01 | Sunnybrook Health Science Centre | Pulse inversion doppler ultrasonic diagnostic imaging |
| US20080228076A1 (en) * | 2004-03-12 | 2008-09-18 | Takashi Azuma | Ultrasonic Imaging Device |
| US20180000452A1 (en) * | 2015-01-29 | 2018-01-04 | Koninklijke Philips N.V. | Broadband blended fundamental and harmonic frequency ultrasonic diagnostic imaging |
| CN114287967A (zh) * | 2021-11-24 | 2022-04-08 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 一种基于单阵元超声脉冲回波的血压测量系统及方法 |
| WO2023092329A1 (zh) * | 2021-11-24 | 2023-06-01 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 一种基于单阵元超声脉冲回波的血压测量系统及方法 |
| CN116098652A (zh) * | 2023-04-12 | 2023-05-12 | 中国医学科学院北京协和医院 | 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 |
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