WO2019183990A1 - 血流成像的处理方法及超声成像设备 - Google Patents

血流成像的处理方法及超声成像设备 Download PDF

Info

Publication number
WO2019183990A1
WO2019183990A1 PCT/CN2018/081598 CN2018081598W WO2019183990A1 WO 2019183990 A1 WO2019183990 A1 WO 2019183990A1 CN 2018081598 W CN2018081598 W CN 2018081598W WO 2019183990 A1 WO2019183990 A1 WO 2019183990A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
angles
blood flow
imaging
probe
different
Prior art date
Application number
PCT/CN2018/081598
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
杜宜纲
范伟
向兰茜
王渊
沈莹莹
王凯
覃东海
Original Assignee
深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司
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 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 filed Critical 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司
Priority to CN201880058059.2A priority Critical patent/CN111093515B/zh
Publication of WO2019183990A1 publication Critical patent/WO2019183990A1/zh
Priority to US17/038,468 priority patent/US11602324B2/en

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
    • A61B8/48—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
    • A61B8/06—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
    • A61B8/46—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
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5207—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of raw data to produce diagnostic data, e.g. for generating an image
    • 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
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
    • G01S15/8984—Measuring the velocity vector
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
    • G01S15/8986—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems with measures taken for suppressing velocity ambiguities, i.e. anti-aliasing

Definitions

  • the present invention relates to the field of medical imaging, and in particular to a method for processing blood flow imaging and an ultrasound imaging apparatus.
  • Ultrasound vector blood flow imaging technology has been greatly developed in the past ten years. From academic research to product realization, commercial medical vector blood flow imaging has been realized. For vector blood flow imaging with multi-angle transmission and/or reception, the main drawback is that aliasing is prone to occur. The final velocity and direction of the blood flow is synthesized from a number of different angles, so as long as there is an angle of aliasing, the final synthetic speed magnitude and direction will be severely deviated.
  • vector wave imaging for multi-angle transmission and/or reception can be achieved by directly increasing the pulse repetition frequency (PRF) or by reducing the number of emission angles. Indirectly increase the PRF at the same angle to achieve the purpose of reducing aliasing.
  • PRF pulse repetition frequency
  • the more the emission angle the higher the speed accuracy of the synthesis without aliasing.
  • the PRF decreases as the angle increases, which makes aliasing more likely. Once aliasing occurs, the angle is increased, not only does not improve the speed calculation accuracy, but also causes a significant error in the final synthesis speed.
  • the embodiment of the present application provides a blood flow imaging processing method and an ultrasonic imaging device, which are capable of generating a first target number of different emission angles, thereby facilitating a user to enter a vector blood flow imaging mode according to an indication of a first target number of different emission angles. To get a high-precision and reduced aliasing blood flow image.
  • a first aspect of the embodiments of the present invention provides a method for processing blood flow imaging, including:
  • the blood flow imaging parameters include an imaging sound velocity, a center frequency of the probe emission signal, and an imaging depth
  • a first target number of different emission angles is determined based on the imaging sound velocity, the center frequency of the probe emission signal, the imaging depth, and the velocity measurement range of the blood flow.
  • a second aspect of the embodiments of the present invention provides a method for processing blood flow imaging, including:
  • the blood flow imaging parameters include an imaging sound velocity, a center frequency of the probe emission signal, and an imaging depth
  • a range of numbers of different emission angles is determined based on the imaging sound velocity, the center frequency of the probe transmission signal, the imaging depth, and the velocity measurement range of the blood flow.
  • a third aspect of the embodiments of the present invention provides a method for processing blood flow imaging, including:
  • the blood flow imaging parameters include an imaging sound velocity, a center frequency of the probe emission signal, and an imaging depth
  • the velocity measurement range of the blood flow is determined according to the imaging sound velocity, the center frequency of the probe transmission signal, the imaging depth, and the number of different emission angles.
  • a fourth aspect of the embodiments of the present invention provides an ultrasound imaging apparatus, including:
  • a transmitting circuit that excites the probe to emit ultrasonic waves to a target object
  • the receiving circuit receiving an ultrasonic echo returned from the target object through the probe to obtain an ultrasonic echo signal
  • a processor that processes the ultrasound echo signal to obtain a blood flow image of the target object
  • the processor also performs the following steps:
  • the blood flow imaging parameters include an imaging sound velocity, a center frequency of the probe emission signal, and an imaging depth
  • a first target number of different emission angles is determined based on the imaging sound velocity, the center frequency of the probe emission signal, the imaging depth, and the velocity measurement range of the blood flow.
  • a fifth aspect of the embodiments of the present invention provides an ultrasound imaging apparatus, including:
  • a transmitting circuit that excites the probe to emit ultrasonic waves to a target object
  • the receiving circuit receiving an ultrasonic echo returned from the target object through the probe to obtain an ultrasonic echo signal
  • a processor that processes the ultrasound echo signal to obtain a blood flow image of the target object
  • the processor also performs the following steps:
  • the blood flow imaging parameters include an imaging sound velocity, a center frequency of the probe emission signal, and an imaging depth
  • a range of numbers of different emission angles is determined based on the imaging sound velocity, the center frequency of the probe transmission signal, the imaging depth, and the velocity measurement range of the blood flow.
  • a sixth aspect of the embodiments of the present invention provides an ultrasound imaging apparatus, including:
  • a transmitting circuit that excites the probe to emit ultrasonic waves to a target object
  • the receiving circuit receiving an ultrasonic echo returned from the target object through the probe to obtain an ultrasonic echo signal
  • a processor that processes the ultrasound echo signal to obtain a blood flow image of the target object
  • the processor also performs the following steps:
  • the blood flow imaging parameters include an imaging sound velocity, a center frequency of the probe emission signal, and an imaging depth
  • the velocity measurement range of the blood flow is determined based on the imaging sound velocity, the center frequency of the probe emission signal, the imaging depth, and the first target number of different emission angles.
  • a blood flow imaging processing method which first determines a blood flow imaging parameter, wherein the blood flow imaging parameter includes an imaging sound velocity, a center frequency of a probe transmitting signal, and an imaging depth, and then The speed measurement range of the blood flow is obtained, and finally the first target quantity of different emission angles is determined according to the imaging sound speed, the center frequency of the probe transmission signal, the imaging depth, and the velocity measurement range of the blood flow.
  • the first target number of different emission angles can be generated, thereby facilitating the user to enter the vector blood flow imaging mode according to the indication of the first target number of different emission angles, A blood flow image with higher precision and reduced aliasing is obtained.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the structure of an ultrasonic imaging apparatus according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 2 is a schematic diagram of an embodiment of a method for processing blood flow imaging according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 3 is a schematic diagram of vector speed synthesis in an embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a schematic diagram of another embodiment of a method for processing blood flow imaging according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is a schematic diagram of another embodiment of a method for processing blood flow imaging according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 7 is a schematic diagram of an operational flow of blood flow imaging in an application scenario of the present invention.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the structure of an ultrasonic imaging apparatus 10 in an embodiment of the present invention.
  • the ultrasound imaging apparatus 10 may include a probe 100, a transmitting circuit 101, a transmit/receive selection switch 102, a receiving circuit 103, a beam combining circuit 104, a processor 105, and a display 106.
  • the transmitting circuit 101 can excite the probe 100 to emit ultrasonic waves to a target object.
  • the receiving circuit 103 can receive the ultrasonic echo returned from the target object through the probe 100, thereby obtaining an ultrasonic echo signal.
  • the ultrasonic echo signal is subjected to beam combining processing by the beam combining circuit 104, and then sent to the processor 105.
  • the processor 105 processes the ultrasonic echo signal to obtain a blood flow image of the target object.
  • the blood flow image obtained by the processor 105 can be stored in the memory 107. These blood flow images can be displayed on display 106.
  • the display 106 of the ultrasonic imaging device 10 may be a touch display screen, a liquid crystal display, or the like, or may be an independent display device such as a liquid crystal display or a television independent of the ultrasonic imaging device 10 . It can be a display on electronic devices such as mobile phones and tablets, and so on.
  • the memory 107 of the aforementioned ultrasonic imaging apparatus 10 may be a flash memory card, a solid state memory, a hard disk, or the like.
  • the embodiment of the present invention further provides a computer readable storage medium storing a plurality of program instructions, which are executed by the processor 105, and can be executed in various embodiments of the present invention. Part or all of the steps in the imaging method or any combination of the steps therein.
  • the computer readable storage medium can be a memory 107, which can be a nonvolatile storage medium such as a flash memory card, solid state memory, hard disk, or the like.
  • the processor 105 of the foregoing ultrasonic imaging apparatus 10 may be implemented by software, hardware, firmware or a combination thereof, and may use a circuit, a single or multiple application specific integrated circuits (ASIC), a single Or a plurality of general purpose integrated circuits, single or multiple microprocessors, single or multiple programmable logic devices, or a combination of the foregoing circuits or devices, or other suitable circuits or devices such that the processor 105 can perform the present invention Corresponding steps of the imaging method in various embodiments.
  • ASIC application specific integrated circuits
  • the blood flow imaging processing method in the present invention will be described in detail below using three embodiments.
  • Embodiment 1 Referring to FIG. 2, a method for processing blood flow imaging is provided in an embodiment of the present invention. The method is applied to an ultrasound imaging apparatus 10. The method for processing blood flow imaging includes:
  • the blood flow imaging parameters include an imaging sound velocity, a center frequency of the probe transmitting signal, and an imaging depth;
  • the ultrasound imaging apparatus 10 acquires blood flow imaging parameters including imaging sound velocity, a center frequency of the probe transmission signal, and an imaging depth.
  • the imaging sound velocity is determined based on the examination site. For different tissues of the human body, the speed of sound generally varies from 1480 m / s to 1580 m / s. When the inspection site is determined, it will match an appropriate imaging sound velocity with the inspection site.
  • the imaging depth is visible and the user is generally free to adjust.
  • the center frequency of the probe's transmitted signal is also generally visible, and the user is generally free to adjust.
  • the ultrasonic imaging apparatus 10 also needs to acquire a velocity measurement range of blood flow, wherein the velocity measurement range of the blood flow cannot exceed the maximum measurement speed when the number of emission angles is 1.
  • the ultrasound imaging apparatus 10 can calculate the first target number of different emission angles by using the following formula:
  • M represents the first target number of different emission angles
  • c represents the imaging sound velocity
  • v max represents the maximum measurement velocity of the blood flow
  • f 0 represents the center frequency of the probe emission signal
  • Depth represents the imaging depth
  • the ultrasonic imaging device 10 can intelligently output the first target quantity of different emission angles, that is, the optimal value (the calculation strategy can be combined with the condition of the formula 1 to output the corresponding M value, for example, the optimal value here can be in the formula 1
  • the maximum value of M which may be the maximum value of M determined according to the above formula, or a certain quantity value within the range of the maximum range of M.
  • equation (1) The derivation of equation (1) will be described below in conjunction with a specific algorithm and schematic diagram.
  • the method for processing blood flow imaging may adopt a multi-angle transmission and a multi-angle reception method, or only adopt multi-angle transmission, or only adopt multi-angle reception, which is not limited herein.
  • the following calculation method can be used to calculate blood flow velocity. Specifically, taking three different emission angles and three different reception angles as an example, the calculation of blood flow velocity can be realized by the following formula:
  • a and V D can be represented by the following matrix.
  • the lower corners 1, 2, and 3 are the first transmission or reception angle, the second transmission or reception angle, and the third transmission or reception angle, respectively.
  • ⁇ is the emission angle and ⁇ is the reception angle.
  • the A matrix can be expressed as:
  • Equation (3.1) represents three different reception angles, and the emission angles ⁇ are all the same.
  • Equation (3.2) represents three different emission angles, and the reception angles ⁇ are all the same.
  • V D can be expressed as:
  • the v 11 , v 12 , ... v 33 in the V D matrix are the blood flow velocity components of each corresponding angle calculated according to the conventional Doppler principle, and the first number in the angular scale indicates the emission angle number, the angle The second number in the label indicates the acceptance angle label. If the emission angles are the same or the reception angles are the same, the V D matrix can be directly expressed as:
  • Equation (4.1) can be used as an expression in the case of three different reception angles, and the emission angles ⁇ are all the same; it can also be used as an expression in the case of three different emission angles, and the reception angles ⁇ are all the same.
  • Equation (2) for vector speed The solution can be expressed as:
  • v z and v x in the equation (5) are the calculated velocity components in the imaging depth direction and the image lateral direction, respectively.
  • the two velocity directions are perpendicular to each other, and the magnitude and direction of the blood flow velocity are obtained by synthesizing the vector velocity as shown in FIG.
  • the number of different launch angles is based on two indicators when the user operates. These two indicators are the imaging depth and the maximum measurable speed, and both of these need to be given by the user.
  • the imaging depth includes the depth of blood flow imaging and the imaging depth of the current two-dimensional grayscale map.
  • FIG. 4 is a schematic diagram of multiple (illustrated by way of example, only for illustration) alternate emission of different emission angles according to an embodiment of the present invention.
  • the depth of blood flow imaging determines blood.
  • the maximum PRF value of the flow imaging ie MaxPRF, is the minimum time interval between two adjacent shots. Since a plurality of different emission angles are alternated, the PRF of the same transmission angle, that is, LowPRF, cannot exceed MaxPRF by the number of transmission deflection angles, that is,
  • M is the number of different emission angles.
  • the PRF of the same emission angle is MaxPRF/3 at the maximum
  • the LowPRF is the PRF that is finally effective (that is, the PRF of the same emission angle).
  • LowPRF is used to calculate blood flow velocity.
  • the velocity component of each corresponding angle can be calculated by the traditional Doppler method. The specific calculation formula is as follows:
  • v mn is the mth different emission angle calculated by the current design of the transmission and reception deflection through the equation (7) and the velocity component at the nth different reception angle, corresponding to v 11 according to different transmission reception angles, respectively.
  • v 12 , ... v 33 , etc. if there are M different emission angles and N different reception angles, the elements in the matrix of equations (3) and (4) will be arranged in order until the lower corner of their element is marked as M And N so far.
  • c denotes the imaging sound velocity
  • f 0 denotes the center frequency of the probe transmitting signal
  • f PRF denotes the PRF of the same emission angle, that is, the LowPRF mentioned above
  • K denotes the number of times of emission at the same angle when calculating the velocity component
  • x(i) denotes the i th Transmitting and receiving the real part of the processed signal
  • y(i) represents the imaginary part of the i-th transmission and receiving the processed signal
  • j is the imaginary unit, that is, the square of j is -1.
  • the maximum measurable speed of each angle is related to the corresponding f PRF (ie, PRF, LowPRF of the same emission angle):
  • MaxPRF is related to the imaging depth.
  • the reciprocal of MaxPRF is the shortest interval between two adjacent scans, which can be expressed as:
  • a blood flow imaging processing method which first determines a blood flow imaging parameter, wherein the blood flow imaging parameter includes an imaging sound velocity, a center frequency of a probe transmitting signal, and an imaging depth, and then The speed measurement range of the blood flow is obtained, and finally the first target quantity of different emission angles is determined according to the imaging sound speed, the center frequency of the probe transmission signal, the imaging depth, and the velocity measurement range of the blood flow.
  • the first target number of different emission angles can be generated, thereby facilitating the user to enter the vector blood flow imaging mode according to the indication of the first target number of different emission angles, A blood flow image with higher precision and reduced aliasing is obtained.
  • the user can also adjust the center frequency of the probe transmitting signal according to the measurement needs (for example, changing the probe or modifying the transmitting waveform) or adjusting the imaging depth according to the measurement needs, etc., according to the solution provided by the present invention, the output of the ultrasonic imaging device 10
  • the number of first targets for different launch angles will also change synchronously.
  • the speed measurement range of the blood flow may further include:
  • the second target number of different reception angles is determined according to the preset total number of angles and the first target number of different emission angles.
  • the second target number of different reception angles may be further determined.
  • the user can manually input the second target number of different receiving angles.
  • a fixed constant can also be set in the ultrasonic imaging device 10 in advance. That is, the second target number of different receiving angles.
  • the total number of angles is the number of transmission angles multiplied by the number of reception angles. Therefore, a constant can be set in advance as the total number of angles, and the system can calculate the different reception angles according to the system. The number of two targets.
  • the preset total number of angles is manually set by the user.
  • the preset total number of angles is 6 or 10, etc., and is not limited herein, and the first target number of different emission angles obtained according to the calculation may obtain different receiving angles.
  • the number of targets is as follows:
  • the number of first targets for different launch angles is calculated to be 3, then the second target number for different receiving angles is 3.333. It should be noted that since the number of angles should be positive Therefore, you can use the method of “rounding off” to determine 3.33 as 3. Similarly, if the calculated number of first targets with different launch angles is 4, then the number of second targets calculated for different receiving angles is 2.5, rounded off. After that, the first target number of different emission angles is 3.
  • the ultrasonic imaging device 10 first acquires a preset total number of angles, and then determines a second target number of different receiving angles according to the preset total number of angles and the first target number of different emission angles.
  • the user can manually set the total number of angles, or the system can set a fixed total number of angles.
  • the user can manually set the second target number for different receiving angles, or the system can set the second target number for different receiving angles.
  • the ultrasonic imaging device 10 can also calculate the second target number of different receiving angles according to the preset total number of angles and the first target number of different emission angles, and the setting manner of the plurality of angle numbers can improve the flexibility and feasibility of the solution.
  • the method further includes:
  • a blood flow image is generated based on the echo data.
  • the ultrasound imaging apparatus 10 may control the probes to have different emission angles along the first target (for example, three different emission angles respectively).
  • the target object such as the liver
  • the target object emits ultrasonic waves (which may be alternately emitted according to a certain period, where the emission order of different emission angles is not limited), and then along the second target number.
  • the ultrasonic waves emitted by the ultrasonic imaging apparatus 10 include, but are not limited to, plane waves, focused waves, or divergent waves.
  • the plane wave refers to an electromagnetic wave whose plane (ie, the isophase of the wave) is a plane when propagating. Focusing wave means that at a certain fixed point (focus point) of space and time, all the constituent waves are superimposed with zero phase, so that a very high peak is formed at this point. From the analysis of this superposition point, the inverse is obtained. The displacement curve of the wave plate.
  • a divergent wave is a light wave that has an anticline-like interface like a convex mirror and has a diverging effect on energy.
  • the ultrasonic imaging apparatus 10 can transmit ultrasonic waves along a plurality of different transmission angles of the first target, and receive ultrasonic echoes along a plurality of different receiving angles of the second target to obtain echo data, and according to the echo The data generates a blood flow image.
  • the current imaging sound velocity, the center frequency of the probe transmission signal, the imaging depth, and the velocity measurement range of the blood flow are maintained, thereby obtaining a reasonable number of emission angles and the number of reception angles, thereby entering the vector blood flow imaging mode, so that The possibility of aliasing in blood flow imaging will be greatly reduced.
  • Embodiment 2 of the present invention as shown in FIG. 5, a method for processing blood flow imaging according to an embodiment of the present invention, the method is applied to an ultrasound imaging apparatus 10, and the method for processing blood flow imaging includes:
  • a blood flow imaging parameter comprises an imaging sound velocity, a center frequency of the probe transmitting signal, and an imaging depth
  • the ultrasound imaging apparatus 10 acquires blood flow imaging parameters including imaging sound velocity, a center frequency of the probe transmission signal, and an imaging depth.
  • the imaging sound velocity is determined based on the examination site. For different tissues of the human body, the speed of sound generally varies from 1480 m / s to 1580 m / s. When the inspection site is determined, it will match an appropriate imaging sound velocity with the inspection site.
  • the imaging depth is visible and the user is generally free to adjust.
  • the center frequency of the probe's transmitted signal is also generally visible, and the user is generally free to adjust.
  • the ultrasonic imaging apparatus 10 also needs to acquire a velocity measurement range of blood flow.
  • the velocity measurement range of the blood flow generally cannot exceed the maximum measurement speed when the number of emission angles is 1.
  • the ultrasonic imaging apparatus 10 can calculate the number range of different emission angles by using the following formula:
  • M represents the number of targets in the range of different emission angles
  • c represents the imaging sound velocity
  • v max represents the maximum measurement velocity of the blood flow
  • f 0 represents the center frequency of the probe transmission signal
  • Depth represents the imaging depth
  • the ultrasonic imaging device 10 can intelligently output a range of different emission angles, and the user can select a reasonable value from a range of different emission angles according to actual needs, as the first target number of different emission angles.
  • the ultrasonic imaging apparatus 10 can also automatically output a reasonable value (for example, the maximum value of M in Formula 1) as a first target number of different emission angles according to the conditions limited by the formula (1).
  • a method for intelligently outputting a range of different emission angles is provided, and firstly, blood flow imaging parameters are determined, wherein the blood flow imaging parameters include an imaging sound velocity, a center frequency of the probe transmitting signal, and an imaging depth, and then The velocity measurement range of the blood flow is obtained, and finally the range of the different emission angles is determined according to the imaging sound velocity, the center frequency of the probe transmission signal, the imaging depth, and the velocity measurement range of the blood flow.
  • the blood flow imaging parameters and the velocity measurement range of the blood flow the number range of different emission angles can be generated, thereby facilitating the user to enter the vector blood flow imaging mode according to the indication of the first target number of different emission angles to obtain the accuracy. Higher and reduced aliased blood flow images.
  • the method may further include:
  • the first target number of different launch angles is determined from a range of quantities of different launch angles.
  • the ultrasonic imaging apparatus 10 can determine the first target number of different emission angles from a range of numbers of different emission angles. Specifically, the first target number of different emission angles can be determined in the following two ways.
  • the ultrasound imaging apparatus 10 actively generates a first target number of different emission angles.
  • the ultrasound imaging apparatus 10 calculates an optimal value according to the range of the different emission angles that have been calculated (the calculation strategy can be combined with the condition of Equation 1 to output a corresponding M value, for example, the optimal value here.
  • the optimal value can be the maximum value of M in Equation 1.
  • 5 can be selected as the first target number of different emission angles.
  • the ultrasound imaging apparatus 10 passively generates a first target number of different emission angles.
  • the numerical range is displayed on the interface of the ultrasound imaging apparatus 10, and the user passes through the interface of the ultrasound imaging apparatus 10 according to actual needs.
  • a value is selected from the range of the different emission angles as the first target number of different emission angles.
  • the ultrasonic imaging apparatus 10 can determine the first target number of different emission angles from a range of numbers of different emission angles.
  • the first target number of different emission angles can be generated, thereby facilitating the user to enter the vector blood flow imaging mode according to the indication of the first target number of different emission angles, A blood flow image with higher precision and reduced aliasing is obtained.
  • the method may further include:
  • the second target number of different receiving angles is determined according to the preset total number of angles and the first target number of different launch angles.
  • the second target number of different reception angles may be further determined.
  • the user can manually input the second target number of different receiving angles.
  • a fixed constant can also be set in the ultrasonic imaging device 10 in advance. That is, the second target number of different receiving angles.
  • the total number of angles is the number of transmission angles multiplied by the number of reception angles. Therefore, a constant can be set in advance as the total number of angles, and the system can calculate the different reception angles according to the system. The number of two targets.
  • the preset total number of angles is manually set by the user.
  • the preset total number of angles is 6 or 10, etc., and is not limited herein, and the first target number of different emission angles obtained according to the calculation may obtain different receiving angles.
  • the number of targets is as follows:
  • the number of first targets for different launch angles is calculated to be 3, then the second target number for different receiving angles is 3.333. It should be noted that since the number of angles should be positive Therefore, you can use the method of “rounding off” to determine 3.33 as 3. Similarly, if the calculated number of first targets with different launch angles is 4, then the number of second targets calculated for different receiving angles is 2.5, rounded off. After that, the first target number of different emission angles is 3.
  • the ultrasound imaging apparatus 10 first acquires a preset total number of angles, and then determines a second target number of different reception angles according to the preset total number of angles and the first target number of different emission angles.
  • the user can manually set the total number of angles, or the system can set a fixed total number of angles.
  • the user can manually set the second target number of different receiving angles, or the system can set the second target number of different receiving angles.
  • the ultrasonic imaging device 10 can also calculate the second target number of different receiving angles according to the preset total number of angles and the first target number of different emission angles, and the setting manner of the plurality of angle numbers can improve the flexibility and feasibility of the solution.
  • the method further includes:
  • a blood flow image is generated based on the echo data.
  • the ultrasound imaging apparatus 10 may transmit ultrasonic waves to the target area (such as the liver) along the first target number of different emission angles. And receiving the ultrasonic echo returned by the target area (such as the liver) along the second target number of different receiving angles to obtain echo data, thereby generating a blood flow image according to the echo data.
  • the ultrasonic waves emitted by the ultrasonic imaging apparatus 10 include, but are not limited to, plane waves, focused waves, or divergent waves.
  • the plane wave refers to an electromagnetic wave whose plane (ie, the isophase of the wave) is a plane when propagating. Focusing wave means that at a certain fixed point (focus point) of space and time, all the constituent waves are superimposed with zero phase, so that a very high peak is formed at this point. From the analysis of this superposition point, the inverse is obtained. The displacement curve of the wave plate.
  • a divergent wave is a light wave that has an anticline-like interface like a convex mirror and has a diverging effect on energy.
  • the ultrasonic imaging apparatus 10 can transmit ultrasonic waves along a plurality of different transmission angles of the first target, and receive ultrasonic echoes along the second target number of different receiving angles to obtain echo data, and according to the The wave data generates a blood flow image.
  • the current imaging sound velocity, the center frequency of the probe transmission signal, the imaging depth, and the velocity measurement range of the blood flow are maintained, thereby obtaining a reasonable number of emission angles and the number of reception angles, thereby entering the vector blood flow imaging mode, so that The possibility of aliasing in blood flow imaging will be greatly reduced.
  • Embodiment 3 referring to FIG. 6, a method for processing blood flow imaging according to an embodiment of the present invention, the method is applied to an ultrasound imaging apparatus 10, and the method for processing blood flow imaging includes:
  • the blood flow imaging parameters include an imaging sound velocity, a center frequency of the probe transmitting signal, and an imaging depth;
  • the ultrasound imaging apparatus 10 acquires blood flow imaging parameters including imaging sound velocity, a center frequency of the probe transmission signal, and an imaging depth.
  • the imaging sound velocity is determined based on the examination site. For different tissues of the human body, the speed of sound generally varies from 1480 m / s to 1580 m / s. When the inspection site is determined, it will match an appropriate imaging sound velocity with the inspection site.
  • the imaging depth is visible and the user is generally free to adjust.
  • the center frequency of the probe's transmitted signal is also generally visible, and the user is generally free to adjust.
  • the ultrasound imaging apparatus 10 can acquire the number of different emission angles, which can be set by the user or pre-configured by the ultrasound imaging apparatus 10.
  • the PRFs of different emission angles are the same.
  • the ultrasonic imaging apparatus 10 can calculate the measurable speed of the blood flow using the following formula:
  • M represents the number of different emission angles
  • c represents the imaging sound velocity
  • v max represents the maximum measurement velocity of the blood flow
  • f 0 represents the center frequency of the probe emission signal
  • Depth represents the imaging depth
  • the velocity measurement range of blood flow is also the maximum range of blood flow velocity that can be measured.
  • the output form can be a maximum or a range to indicate the maximum range of blood flow velocity that the user can measure.
  • the user can adjust the first target quantity of different transmission angles, determine the speed measurement range of the blood flow according to the imaging sound speed, the center frequency of the probe transmission signal, the imaging depth, and the number of different emission angles, and match the blood flow.
  • the speed measurement range and allows the user to make adjustments within this speed measurement range.
  • the method may further include:
  • the second target number of different receiving angles is determined according to the preset total number of angles and the number of different transmitting angles.
  • the second target number of different reception angles may be further determined.
  • the user can manually input the number of different receiving angles.
  • a fixed constant can also be set in the ultrasonic imaging device 10 in advance, and the constant is different.
  • the second target number of the receiving angle since the calculation accuracy is mainly determined by the total number of angles, the total number of angles is the number of transmission angles multiplied by the number of reception angles. Therefore, a constant can be set in advance as the total number of angles, and the number of different reception angles can be calculated according to the system. .
  • the preset total number of angles is manually set by the user.
  • the preset total number of angles is 6 or 10, etc., and is not limited herein, and the first target number of different emission angles obtained according to the calculation may obtain different receiving angles.
  • the number of targets is as follows:
  • the number of first targets for different launch angles is calculated to be 3, then the second target number for different receiving angles is 3.333. It should be noted that since the number of angles should be positive Therefore, you can use the method of “rounding off” to determine 3.33 as 3. Similarly, if the calculated number of first targets with different launch angles is 4, then the number of second targets calculated for different receiving angles is 2.5, rounded off. After that, the first target number of different emission angles is 3.
  • the ultrasonic imaging device 10 first acquires a preset total number of angles, and then determines a second target number of different receiving angles according to the preset total number of angles and the first target number of different emission angles.
  • the user can manually set the total number of angles, or the system can set a fixed total number of angles.
  • the user can manually set the second target number of different receiving angles, or the system can set the second target number of different receiving angles.
  • the ultrasonic imaging device 10 can also calculate the second target number of different receiving angles according to the preset total number of angles and the first target number of different emission angles, and the setting manner of the plurality of angle numbers can improve the flexibility and feasibility of the solution.
  • the method further includes:
  • a blood flow image is generated based on the echo data.
  • the ultrasound imaging apparatus 10 may transmit ultrasonic waves to the target area (such as the liver) along the first target, and then along the second target.
  • the ultrasonic echoes returned by the target area (such as the liver) are received by a plurality of different receiving angles to obtain echo data, thereby generating a blood flow image based on the echo data.
  • the ultrasonic waves emitted by the ultrasonic imaging apparatus 10 include, but are not limited to, plane waves, focused waves, or divergent waves.
  • the plane wave refers to an electromagnetic wave whose plane (ie, the isophase of the wave) is a plane when propagating. Focusing wave means that at a certain fixed point (focus point) of space and time, all the constituent waves are superimposed with zero phase, so that a very high peak is formed at this point. From the analysis of this superposition point, the inverse is obtained. The displacement curve of the wave plate.
  • a divergent wave is a light wave that has an anticline-like interface like a convex mirror and has a diverging effect on energy.
  • the ultrasonic imaging apparatus 10 can transmit ultrasonic waves along a plurality of different transmission angles of the first target, and receive ultrasonic echoes along a plurality of different receiving angles of the second target to obtain echo data, and according to the echo The data generates a blood flow image.
  • the current imaging sound velocity, the center frequency of the probe transmission signal, the imaging depth, and the velocity measurement range of the blood flow are maintained, thereby obtaining a reasonable number of different emission angles and different numbers of reception angles, thereby entering the vector blood flow imaging mode. In this way, the possibility of aliasing in blood flow imaging will be greatly reduced.
  • FIG. 10 is a schematic diagram of an operation flow of blood flow imaging in an application scenario of the present invention, as shown in the figure, specifically:
  • step S1 the user needs to determine an examination site to be subjected to blood flow imaging, such as liver, gallbladder or stomach.
  • step S2 the imaging sound velocity is determined according to the inspection site. For different tissues of the human body, the speed of sound generally varies between 1480 m/sec and 1580 m/sec. When the inspection site is determined, it matches an appropriate one of the inspection sites. Imaging sound speed.
  • step S3 according to the traditional color Doppler ultrasound, it is judged whether there is aliasing in the blood flow imaging, the anti-aliasing parameter is adjusted, the current parameter is kept unchanged, and then the vector blood flow imaging mode is entered.
  • step S4 if aliasing occurs, aliasing can be prevented by reducing the center frequency of the signal emitted by the probe.
  • the specific operation mode is to first enter the color Doppler mode to observe whether there is aliasing. If there is aliasing, reduce the center frequency of the probe transmitting signal (adjust the transmitting waveform or directly replace the low frequency probe) to achieve no aliasing or as few aliasing as possible. State, then maintain the center frequency of the current probe's transmitted signal and the speed of sound of the scanned tissue.
  • step S5 if aliasing occurs, it is also possible to prevent aliasing from occurring by increasing the PRF.
  • the specific operation mode is to enter the color Doppler mode to observe whether there is aliasing. If there is aliasing, adjust (improve) the PRF to achieve no aliasing or as few aliasing states as possible, and then maintain the current imaging depth and maximum measurement speed. , enter the vector blood flow imaging mode.
  • step S6 after entering the vector blood flow imaging mode, in the case of determining the center frequency of the probe emission signal, the sound velocity of the scanned tissue, the imaging depth, and the maximum measurement speed, the ultrasound imaging device 10 is optimally matched (refer to the above pair).
  • the optimal description is to understand the number of different launch angles.
  • the ultrasonic imaging device 10 may transmit ultrasonic waves to the inspection portion along the different number of transmission angles, and then receive echo data of the inspection portion along the different receiving angles of the number, thereby according to the echo.
  • the data generates a blood flow image.
  • the number of different emission angles can be directly given by the user, and the user-set value is limited according to the center frequency of the probe transmitting signal, the sound velocity of the scanned tissue, the imaging depth and the speed measurement range. .
  • the number of different emission angles may also be a value given by the user, matching the current maximum imaging depth according to the speed of the scanned tissue, the center frequency of the probe's transmitted signal, and the maximum measurement speed.
  • the number of different emission angles may also be directly given by the user, and the center frequency of the probe transmission signal is matched according to the speed of the scanned tissue, the maximum measurement speed, and the current imaging depth.
  • the number of launch angles is adjustable, based on the imaging sound velocity (determined by the inspection mode), the center frequency of the probe's transmitted signal (which can be adjusted by changing the probe or modifying the transmitted waveform), and the current imaging depth (determined based on measurement requirements), matching one
  • the maximum measurement speed i.e., v max in Equation 1 above
  • v max in Equation 1 above
  • the computer program product includes one or more computer instructions.
  • the computer can be a general purpose computer, a special purpose computer, a computer network, or other programmable device.
  • the computer instructions can be stored in a computer readable storage medium or transferred from one computer readable storage medium to another computer readable storage medium, for example, the computer instructions can be from a website site, computer, server or data center Transmission to another website site, computer, server, or data center by wire (eg, coaxial cable, fiber optic, Digital Subscriber Line (DSL)) or wireless (eg, infrared, wireless, microwave, etc.).
  • wire eg, coaxial cable, fiber optic, Digital Subscriber Line (DSL)
  • wireless eg, infrared, wireless, microwave, etc.
  • the computer readable storage medium can be any available media that can be stored by a computer or a data storage device such as a server, data center, or the like that includes one or more available media.
  • the usable medium may be a magnetic medium (eg, a floppy disk, a hard disk, a magnetic tape), an optical medium (eg, a DVD), or a semiconductor medium (such as a solid state disk (SSD)).
  • the disclosed system, apparatus, and method may be implemented in other manners.
  • the device embodiments described above are merely illustrative.
  • the division of the unit is only a logical function division.
  • there may be another division manner for example, multiple units or components may be combined or Can be integrated into another system, or some features can be ignored or not executed.
  • the mutual coupling or direct coupling or communication connection shown or discussed may be an indirect coupling or communication connection through some interface, device or unit, and may be in an electrical, mechanical or other form.
  • the units described as separate components may or may not be physically separated, and the components displayed as units may or may not be physical units, that is, may be located in one place, or may be distributed to multiple network units. Some or all of the units may be selected according to actual needs to achieve the purpose of the solution of the embodiment.
  • each functional unit in each embodiment of the present application may be integrated into one processing unit, or each unit may exist physically separately, or two or more units may be integrated into one unit.
  • the above integrated unit can be implemented in the form of hardware or in the form of a software functional unit.
  • the integrated unit if implemented in the form of a software functional unit and sold or used as a standalone product, may be stored in a computer readable storage medium.
  • a computer readable storage medium A number of instructions are included to cause a computer device (which may be a personal computer, server, or network device, etc.) to perform all or part of the steps of the methods described in various embodiments of the present application.
  • the foregoing storage medium includes: a U disk, a mobile hard disk, a read-only memory (ROM), a random access memory (RAM), a magnetic disk, or an optical disk, and the like, which can store program codes. .

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Radar, Positioning & Navigation (AREA)
  • Remote Sensing (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)

Abstract

本发明实施例提供了一种血流成像的处理方法，包括：确定血流成像参数，其中，所述血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度；获取血流的速度测量范围；根据所述成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围确定不同发射角度的第一目标数量。本发明实施例还提供了一种超声成像设备。本发明利用血流成像参数以及血流的速度测量范围，能够生成不同发射角度的第一目标数量，从而便于用户按照不同发射角度的第一目标数量的指示进入向量血流成像模式，以得到精度较高且减少混叠的血流图像。

Description

血流成像的处理方法及超声成像设备 技术领域
本发明涉及医学成像领域，尤其涉及一种血流成像的处理方法及超声成像设备。
背景技术
超声向量血流成像技术在最近的十几年中有了巨大的发展，从学术研究到产品化实现，如今已实现了商业化的医用向量血流成像。对于采用多角度发射和/或接收实现的向量血流成像，其主要弊端是容易出现混叠。血流的最终速度大小和方向是由多个不同角度合成的，因此只要有一个角度发生了混叠，那么最终的合成速度大小和方向都会产生严重的偏差。
目前，为了减少混叠发生的可能，对于多角度发射和/或接收实现的向量血流成像来说，可以通过直接增大发射脉冲重复频率(pulse repetition frequency，PRF)，或通过减少发射角度数量来间接增大相同角度的PRF，以此达到降低混叠的目的。
对于采用多角度发射和/或接收实现的向量血流成像，发射角度越多，在未产生混叠的情况下，合成的速度精度越高。但PRF会随角度的增加而减少，这使混叠更容易出现。一旦出现混叠，角度多了不但不能提高速度计算精度，还会使最终的合成速度出现明显错误。
发明内容
本申请实施例提供了一种血流成像的处理方法及超声成像设备，能够生成不同发射角度的第一目标数量，从而便于用户按照不同发射角度的第一目标数量的指示进入向量血流成像模式，以得到精度较高且减少混叠的血流图像。
本发明实施例第一方面提供了一种血流成像的处理方法，包括：
确定血流成像参数，其中，所述血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度；
获取血流的速度测量范围；
根据所述成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围确定不同发射角度的第一目标数量。
本发明实施例第二方面提供了一种血流成像的处理方法，包括：
确定血流成像参数，其中，所述血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度；
获取血流的速度测量范围；
根据所述成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围确定不同发射角度的数量范围。
本发明实施例第三方面提供了一种血流成像的处理方法，包括：
确定血流成像参数，其中，所述血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度；
获取不同发射角度的第一目标数量；
根据所述成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及不同发射角度的数量确定血流的速度测量范围。
本发明实施例第四方面提供了一种超声成像设备，包括：
探头；
发射电路，所述发射电路激励所述探头向目标对象发射超声波；
接收电路，所述接收电路通过所述探头接收从所述目标对象返回的超声回波以获得超声回波信号；
处理器，所述处理器处理所述超声回波信号以获得所述目标对象的血流图像；
显示器，所述显示器显示所述血流图像；
其中所述处理器还执行如下步骤：
确定血流成像参数，其中，所述血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度；
获取血流的速度测量范围；
根据所述成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围确定不同发射角度的第一目标数量。
本发明实施例第五方面提供了一种超声成像设备，包括：
探头；
发射电路，所述发射电路激励所述探头向目标对象发射超声波；
接收电路，所述接收电路通过所述探头接收从所述目标对象返回的超声回波以获得超声回波信号；
处理器，所述处理器处理所述超声回波信号以获得所述目标对象的血流图像；
显示器，所述显示器显示所述血流图像；
其中所述处理器还执行如下步骤：
确定血流成像参数，其中，所述血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度；
获取血流的速度测量范围；
根据所述成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围确定不同发射角度的数量范围。
本发明实施例第六方面提供了一种超声成像设备，包括：
探头；
发射电路，所述发射电路激励所述探头向目标对象发射超声波；
接收电路，所述接收电路通过所述探头接收从所述目标对象返回的超声回波以获得超声回波信号；
处理器，所述处理器处理所述超声回波信号以获得所述目标对象的血流图像；
显示器，所述显示器显示所述血流图像；
其中所述处理器还执行如下步骤：
确定血流成像参数，其中，所述血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度；
获取不同发射角度的第一目标数量；
根据成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及不同发射角度的第一目标数量确定血流的速度测量范围。
本申请实施例提供的技术方案中，提供了一种血流成像的处理方法，首先确定血流成像参数，其中，血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中 心频率以及成像深度，然后可以获取血流的速度测量范围，最后根据成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围确定不同发射角度的第一目标数量。通过上述方式，利用血流成像参数以及血流的速度测量范围，能够生成不同发射角度的第一目标数量，从而便于用户按照不同发射角度的第一目标数量的指示进入向量血流成像模式，以得到精度较高且减少混叠的血流图像。
附图说明
图1为本发明实施例中超声成像设备的结构框图示意图；
图2为本发明实施例中血流成像的处理方法一个实施例的示意图；
图3为本发明实施例中向量速度合成的一个示意图；
图4为本发明实施例中多个发射角度是交替发射的一个示意图；
图5为本发明实施例中血流成像的处理方法另一个实施例的示意图；
图6为本发明实施例中血流成像的处理方法另一个实施例的示意图；
图7为本发明应用场景中血流成像的一个操作流示意图。
具体实施方式
下面将结合本申请实施例中的附图，对本申请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申请一部分实施例，而不是全部的实施例。
本申请的说明书和权利要求书及上述附图中的术语“第一”、“第二”、“第三”、“第四”等(如果存在)是用于区别类似的对象，而不必用于描述特定的顺序或先后次序。应该理解这样使用的数据在适当情况下可以互换，以便这里描述的实施例能够以除了在这里图示或描述的内容以外的顺序实施。此外，术语“包括”和“具有”以及他们的任何变形，意图在于覆盖不排他的包含，例如，包含了一系列步骤或单元的过程、方法、系统、产品或设备不必限于清楚地列出的那些步骤或单元，而是可包括没有清楚地列出的或对于这些过程、方法、产品或设备固有的其它步骤或单元。
图1为本发明实施例中的超声成像设备10的结构框图示意图。该超声成像设备10可以包括探头100、发射电路101、发射/接收选择开关102、接收电路103、波束合成电路104、处理器105和显示器106。发射电路101可以激励探头100向目标对象发射超声波。接收电路103可以通过探头100接收从目标对象返回的超声回波，从而获得超声回波信号。该超声回波信号经过波束合成电路104进行波束合成处理后，送入处理器105。处理器105对该超声回波信号进行处理，以获得目标对象的血流图像。处理器105获得的血流图像可以存储于存储器107中。这些血流图像可以在显示器106上显示。
本发明的实施例中，前述的超声成像设备10的显示器106可为触摸显示屏、液晶显示屏等，也可以是独立于超声成像设备10之外的液晶显示器、电视机等独立显示设备，也可为手机、平板电脑等电子设备上的显示屏，等等。
本发明的实施例中，前述的超声成像设备10的存储器107可为闪存卡、固态存储器、硬盘等。
本发明的实施例中还提供一种计算机可读存储介质，该计算机可读存储介质存储有多条程序指令，该多条程序指令被处理器105调用执行后，可执行本发明各个实施例中的成像方法中的部分步骤或全部步骤或其中步骤的任意组合。
一些实施例中，该计算机可读存储介质可为存储器107，其可以是闪存卡、固态存储器、硬盘等非易失性存储介质。
本发明的实施例中，前述的超声成像设备10的处理器105可以通过软件、硬件、固件或者其组合实现，可以使用电路、单个或多个专用集成电路(application specific integrated circuits，ASIC)、单个或多个通用集成电路、单个或多个微处理器、单个或多个可编程逻辑器件、或者前述电路或器件的组合、或者其他适合的电路或器件，从而使得该处理器105可以执行本发明的各个实施例中的成像方法的相应步骤。
下面将采用三个实施例对本发明中的血流成像处理方法进行详细描述。
实施例一，请参阅图2，本发明实施例提供的一种血流成像的处理方法，该方法应用于超声成像设备10，血流成像的处理方法实施例包括：
201、确定血流成像参数，其中，血流成像参数包括成像声速、探头发射 信号的中心频率以及成像深度；
本实施例中，超声成像设备10获取血流成像参数，血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度。
在超声成像系统中，成像声速是根据检查部位确定的。对于人体不同的组织，声速一般在1480米/秒至1580米/秒之间变化，当检查部位确定后，会匹配一个与该检查部位适当的成像声速。
成像深度是可见的，用户一般可以自由调整。
探头发射信号的中心频率一般也是可见的，用户一般也可以自由调整。
202、获取血流的速度测量范围；
本实施例中，超声成像设备10还需要获取血流的速度测量范围，其中，血流的速度测量范围不能超过发射角度数量为1时的最大测量速度。
203、根据成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围确定不同发射角度的第一目标数量。
本实施例中，超声成像设备10可以采用如下公式，计算得到不同发射角度的第一目标数量：
M≤c 2/(8v maxf 0×Depth)；                                  (1)
其中，M表示不同发射角度的第一目标数量，c表示成像声速，v max表示血流的最大测量速度，f 0表示探头发射信号的中心频率，Depth表示成像深度。
超声成像设备10可以智能化的输出不同发射角度的第一目标数量，即最优值(计算策略可结合公式1的条件，输出对应的M值，例如，此处最优值可为公式1中M的最大值)，该最优值可以是按照上述公式确定的M的最大值，或者是M的最大值量程范围内的某个数量值。
不同的发射角度数量主要应用于向量血流成像，可以理解的是，在实际应用中，也存在M＝1的情况，同样适用本说明书提供的血流成像的处理方法。
下面将结合具体的算法和示意图，对公式(1)的推导进行说明。
本方案所提供的血流成像的处理方法，可以采用多角度发射和多角度接收的方式，或只采用多角度发射，或只采用多角度接收的方式，此处不做限定。实现基于多角度发射和(或)多角度接收的血流成像，可以采用下述计算方法进行 血流速度的计算。具体地，以3个不同发射角度和3个不同接收角度为例，可由如下公式实现血流速度的计算：
Figure PCTCN2018081598-appb-000001
其中，
Figure PCTCN2018081598-appb-000002
表示最终计算得到的向量速度，而A和V D可以通过如下矩阵表示。
Figure PCTCN2018081598-appb-000003
在A矩阵中，下角标1、2和3分别为第1个发射或接收角度，第2个发射或接收角度和第3个发射或接收角度。α为发射角度，β为接收角度。
如果发射角度都是相同的或者接收角度都是相同的，则A矩阵可以分别表示为：
Figure PCTCN2018081598-appb-000004
式(3.1)表示3个不同接收角度，而发射角度α都是相同的。
Figure PCTCN2018081598-appb-000005
式(3.2)表示3个不同发射角度，而接收角度β都是相同的。
V D可以表示为：
Figure PCTCN2018081598-appb-000006
在V D矩阵中的v 11,v 12,……v 33是根据传统多普勒原理计算出来的每个对应角度的血流速度分量，角标中的第一个数字表示发射角度标号，角标中的第二个数字表示接收角度标号。如果发射角度都是相同的或者接收角度都是相同的，则V D矩阵可直接表示为：
Figure PCTCN2018081598-appb-000007
式(4.1)既可以作为3个不同接收角度，而发射角度α都是相同的情况下的表达式；也可以作为3个不同发射角度，而接收角度β都是相同的情况下的表达式。
式(2)对于向量速度
Figure PCTCN2018081598-appb-000008
的解可以表示为：
Figure PCTCN2018081598-appb-000009
式(5)中的v z和v x分别为计算出来的沿成像深度方向和图像横向方向的速度分量。两个速度方向互相垂直，如图3所示向量速度合成得到血流速度的大小和方向。
不同的发射角度数量是根据用户操作时的两项指标建立起来的，这两项指标分别是成像深度和最大可测量速度，且这两项内容均需要由用户给出。成像深度包括血流成像深度和当前二维灰阶图的成像深度。
请参阅图4，图4为本发明实施例中多个(图示列举了3个，仅用作举例说明)不同发射角度交替发射的一个示意图，如图所示，血流成像深度决定了血流成像的最大PRF值，即MaxPRF，也就是相邻两次发射的最小时间间隔。由于多个不同发射角度是交替进行的，同一个发射角度的PRF，即LowPRF，最大不能超过MaxPRF除以发射偏转角度数，即
LowPRF≤MaxPRF/M；                                (6)
式(6)中，M为不同发射角度的数量。例如，图4所示的3个不同发射角度，其相同发射角度的PRF最大为MaxPRF/3，对于相同角度的PRF而言，LowPRF才是最终生效的PRF(也就是相同发射角度的PRF)，LowPRF用于计算血流速度。每个对应角度的速度分量可由传统多普勒方法计算得到，具体计算公式如下：
Figure PCTCN2018081598-appb-000010
Figure PCTCN2018081598-appb-000011
其中，v mn是按照当前设计的发射和接收偏转通过式(7)计算得到的第m个不同发射角度和第n个不同接收角度下的速度分量，根据不同的发射接收角度分别对应v 11,v 12,……v 33等，如果有M个不同发射角度和N个不同接收角度，则式(3)和(4)矩阵中的元素将按照顺序一直排列下去到其元素的下角标为M和N为止。c表示成像声速，f 0表示探头发射信号的中心频率，f PRF表示相同发射角度的PRF，即上述提到的LowPRF，K表示计算速度分量时相同角度的发射次数，x(i)表示第i次发射并接收处理后的信号的实部，y(i)表示第i次发射并接收处理后的信号的虚部，
Figure PCTCN2018081598-appb-000012
是取虚部算子，
Figure PCTCN2018081598-appb-000013
是取实部算子，j是虚数单位，即j的平方为-1。
根据式(7)，每个角度的最大可测量速度与对应的f PRF(即相同发射角度的PRF，LowPRF)关系为：
Figure PCTCN2018081598-appb-000014
式(9)结合(6)，可以得到：
M≤MaxPRF×c/(4v maxf 0)；                            (10)
其中，MaxPRF和成像深度有关，MaxPRF的倒数也就是相邻两次扫描的最短时间间隔，可以表示为：
1/MaxPRF＝2×Depth/c                              (11)
最后，将式(10)和式(11)结合，可以得到不同发射角度的第一目标数量的计算公式，即：
M≤c 2/(8v maxf 0×Depth)。
本申请实施例提供的技术方案中，提供了一种血流成像的处理方法，首先确定血流成像参数，其中，血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度，然后可以获取血流的速度测量范围，最后根据成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围确定不同发射角度的第一目标数量。通过上述方式，利用血流成像参数以及血流的速度测量范围，能够生成不同发射角度的第一目标数量，从而便于用户按照不同发射角度的第一目标数量的指示进入向量血流成像模式，以得到精度较高且减少混叠的血流图像。
实际应用中，用户还可根据测量需要调整探头发射信号的中心频率(例如更换探头或者修改发射波形)或者根据测量需要调整成像深度，等等，按照本发明提供的方案，超声成像设备10输出的不同发射角度的第一目标数量也会同步变化。
可选地，在上述图2对应的实施例的基础上，本发明实施例提供的血流成像的处理方法第一个可选实施例中，根据成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围确定不同发射角度的第一目标数量之后，还可以包括：
获取预设总角度数量；
根据预设总角度数量以及不同发射角度的第一目标数量，确定不同接收角 度的第二目标数量。
本实施例中，在超声成像设备10生成不同发射角度的第一目标数量之后，还可以进一步确定不同接收角度的第二目标数量。在一种可能的实现方式中，用户可以手动输入不同接收角度的第二目标数量，在另一种可能的实现方式中，也可以提前在超声成像设备10中设定一个固定的常数，该常数即为不同接收角度的第二目标数量。在实际应用中，由于计算精度主要由总角度数决定，总角度数为发射角度数乘以接收角度数，因此，可以提前设定一个常数作为总角度数，根据系统计算出不同接收角度的第二目标数量。
预设总角度数量由用户手动设定一个数，比如预设总角度数量为6或者10等，此处不作限定，那么根据计算得到的不同发射角度的第一目标数量可以得到不同接收角度的第二目标数量，具体如下：
(1)假设预设总角度数量为6，计算得到不同发射角度的第一目标数量为3，那么不同接收角度的第二目标数量则为2；
(2)假设预设总角度数量为6，计算得到不同发射角度的第一目标数量为2，那么不同接收角度的第二目标数量则为3；
(3)假设预设总角度数量为6，计算得到不同发射角度的第一目标数量为1，那么不同接收角度的第二目标数量则为6；
(4)假设预设总角度数量为10，计算得到不同发射角度的第一目标数量为5，那么不同接收角度的第二目标数量则为2；
(5)假设预设总角度数量为10，计算得到不同发射角度的第一目标数量为3，那么不同接收角度的第二目标数量则为3.333，需要注意的是，由于角度数量应为正数，所以可以采用“四舍五入”的方式，将3.333确定为3，同理，如果计算出来的不同发射角度的第一目标数量为4，那么计算出来不同接收角度的第二目标数量则为2.5，四舍五入后，不同发射角度的第一目标数量为3。
其次，本发明实施例中，超声成像设备10首先获取预设总角度数量，然后根据预设总角度数量以及不同发射角度的第一目标数量，确定不同接收角度的第二目标数量。通过上述方式，用户可以手动设定总角度数量，也可以系统设定固定的总角度数量。此外，用户可以手动设定不同接收角度的第二目标数 量，也可以系统设定不同接收角度的第二目标数量。超声成像设备10还可以根据预设总角度数量以及不同发射角度的第一目标数量，计算得到不同接收角度的第二目标数量，多种角度数量的设置方式能够提升方案的灵活性和可行性。
可选地，在上述图2对应的第一个实施例的基础上，本发明实施例提供的血流成像的处理方法第二个可选实施例中，还可以包括：
沿上述第一目标数量个不同发射角度发射超声波，并沿上述第二目标数量个不同接收角度接收超声回波，以获得回波数据；
根据回波数据生成血流图像。
本实施例中，超声成像设备10在确定不同发射角度的第一目标数量和不同接收角度的第二目标数量之后，可以控制探头沿第一目标数量个不同发射角度(例如3个不同发射角度分别为-15°、0°、15°)，对目标物体(如肝脏)发射超声波(可以是按照一定周期交替性的发射，此处不限定不同发射角度的发射顺序)，再沿第二目标数量个不同接收角度(例如3个不同接收角度分别为-15°、0°、15°)接收目标物体(如肝脏)返回的超声回波，以获得回波数据，从而根据回波数据生成血流图像。
需要说明的是，超声成像设备10发射的超声波包含但不仅限于平面波、聚焦波或发散波。其中，平面波是指传播时波面(即波的等相面)为平面的电磁波。聚焦波是指在空间与时间的某一固定点(聚焦点)处，所有组成波均以零相位叠加，从而在该点处形成一个极高的波峰，从分析这个叠加点出发，反推得到造波板的位移曲线。发散波是指背斜形界面如同凸面镜，对能量有发散作用的光波。
再次，本发明实施例中，超声成像设备10可以沿第一目标数量个不同发射角度发射超声波，并沿第二目标数量个不同接收角度接收超声回波，以获得回波数据，并根据回波数据生成血流图像。通过上述方式，保持当前的成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围，从而得到合理的发射角度数量和接收角度数量，以此进入向量血流成像模式，这样，血流成像出现混叠的可能性将会大大减少。
实施例二，请参阅图5，本发明实施例提供的一种血流成像的处理方法， 该方法应用于超声成像设备10，血流成像的处理方法实施例包括：
301、确定血流成像参数，其中，血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度；
本实施例中，超声成像设备10获取血流成像参数，血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度。
在超声成像系统中，成像声速是根据检查部位确定的。对于人体不同的组织，声速一般在1480米/秒至1580米/秒之间变化，当检查部位确定后，会匹配一个与该检查部位适当的成像声速。
成像深度是可见的，用户一般可以自由调整。
探头发射信号的中心频率一般也是可见的，用户一般也可以自由调整。
302、获取血流的速度测量范围；
本实施例中，超声成像设备10还需要获取血流的速度测量范围。其中，由于设备的功能限制，血流的速度测量范围一般不能超过发射角度数量为1时的最大测量速度。
303、根据成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围确定不同发射角度的数量范围。
本实施例中，超声成像设备10可以采用如下公式，计算得到不同发射角度的数量范围：
M≤c 2/(8v maxf 0×Depth)；                                (1)
其中，M表示在不同发射角度数量范围内的目标数量，c表示成像声速，v max表示血流的最大测量速度，f 0表示探头发射信号的中心频率，Depth表示成像深度。
超声成像设备10可以智能化的输出不同发射角度的数量范围，用户可以根据实际需求，从不同发射角度的数量范围中选择一个合理的数值，作为不同发射角度的第一目标数量。超声成像设备10按照公式(1)所限制的条件，也可以自动输出一个合理的数值(例如公式1中M的最大值)，作为不同发射角度的第一目标数量。
本发明实施例中，提供了一种智能化输出不同发射角度数量范围的方法，首先确定血流成像参数，其中，血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的 中心频率以及成像深度，然后可以获取血流的速度测量范围，最后根据成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围确定不同发射角度的数量范围。通过上述方式，利用血流成像参数以及血流的速度测量范围，能够生成不同发射角度的数量范围，从而便于用户按照不同发射角度的第一目标数量的指示进入向量血流成像模式，以得到精度较高且减少混叠的血流图像。
可选地，在上述图5对应的实施例的基础上，本发明实施例提供的血流成像的处理方法第一个可选实施例中，还可以包括：
从不同发射角度的数量范围中确定不同发射角度的第一目标数量。
本实施例中，超声成像设备10可以从不同发射角度的数量范围中确定不同发射角度的第一目标数量。具体地，可以通过如下两种方式确定不同发射角度的第一目标数量。
方式一，超声成像设备10主动生成不同发射角度的第一目标数量。
在该方式中，超声成像设备10根据已经计算得到的不同发射角度的数量范围，计算出一个最优值(计算策略可结合公式1的条件，输出对应的M值，例如，此处最优值可为公式1中M的最大值)。例如，当不同发射角度的数量范围为1至5时，可以选择5作为不同发射角度的第一目标数量。
方式二，超声成像设备10被动生成不同发射角度的第一目标数量。
在该方式中，超声成像设备10根据已经计算得到的不同发射角度的数量范围之后，会将该数值范围展示在超声成像设备10的界面上，用户根据实际需求，通过超声成像设备10的界面从不同发射角度的数量范围中选择一个数值，作为不同发射角度的第一目标数量。
其次，本发明实施例中，超声成像设备10可以从不同发射角度的数量范围中确定不同发射角度的第一目标数量。通过上述方式，利用血流成像参数以及血流的速度测量范围，能够生成不同发射角度的第一目标数量，从而便于用户按照不同发射角度的第一目标数量的指示进入向量血流成像模式，以得到精度较高且减少混叠的血流图像。
可选地，在上述图5对应的第一个实施例的基础上，本发明实施例提供的血流成像的处理方法第二个可选实施例中，根据成像声速、探头发射信号的中 心频率、成像深度以及血流的速度测量范围确定不同发射角度的数量范围之后，还可以包括：
获取预设总角度数量；
根据预设总角度数量以及不同发射角度的第一目标数量，确定不同接收角度的第二目标数量。
本实施例中，在超声成像设备10生成不同发射角度的第一目标数量之后，还可以进一步确定不同接收角度的第二目标数量。在一种可能的实现方式中，用户可以手动输入不同接收角度的第二目标数量，在另一种可能的实现方式中，也可以提前在超声成像设备10中设定一个固定的常数，该常数即为不同接收角度的第二目标数量。在实际应用中，由于计算精度主要由总角度数决定，总角度数为发射角度数乘以接收角度数，因此，可以提前设定一个常数作为总角度数，根据系统计算出不同接收角度的第二目标数量。
预设总角度数量由用户手动设定一个数，比如预设总角度数量为6或者10等，此处不作限定，那么根据计算得到的不同发射角度的第一目标数量可以得到不同接收角度的第二目标数量，具体如下：
(1)假设预设总角度数量为6，计算得到不同发射角度的第一目标数量为3，那么不同接收角度的第二目标数量则为2；
(2)假设预设总角度数量为6，计算得到不同发射角度的第一目标数量为2，那么不同接收角度的第二目标数量则为3；
(3)假设预设总角度数量为6，计算得到不同发射角度的第一目标数量为1，那么不同接收角度的第二目标数量则为6；
(4)假设预设总角度数量为10，计算得到不同发射角度的第一目标数量为5，那么不同接收角度的第二目标数量则为2；
(5)假设预设总角度数量为10，计算得到不同发射角度的第一目标数量为3，那么不同接收角度的第二目标数量则为3.333，需要注意的是，由于角度数量应为正数，所以可以采用“四舍五入”的方式，将3.333确定为3，同理，如果计算出来的不同发射角度的第一目标数量为4，那么计算出来不同接收角度的第二目标数量则为2.5，四舍五入后，不同发射角度的第一目标数量为3。
再次，本发明实施例中，超声成像设备10首先获取预设总角度数量，然后根据预设总角度数量以及不同发射角度的第一目标数量，确定不同接收角度的第二目标数量。通过上述方式，用户可以手动设定总角度数量，也可以系统设定固定的总角度数量。此外，用户可以手动设定不同接收角度的第二目标数量，也可以系统设定不同接收角度的第二目标数量。超声成像设备10还可以根据预设总角度数量以及不同发射角度的第一目标数量，计算得到不同接收角度的第二目标数量，多种角度数量的设置方式能够提升方案的灵活性和可行性。
可选地，在上述图5对应的第二个实施例的基础上，本发明实施例提供的血流成像的处理方法第三个可选实施例中，还可以包括：
沿第一目标数量个不同发射角度发射超声波，并沿第二目标数量个不同接收角度接收超声回波，以获得回波数据；
根据回波数据生成血流图像。
本实施例中，超声成像设备10在确定不同发射角度的第一目标数量和不同接收角度的第二目标数量之后，可以沿第一目标数量个不同发射角度，对目标区域(如肝脏)发射超声波，再沿第二目标数量个不同接收角度接收目标区域(如肝脏)返回的超声回波，以获得回波数据，从而根据回波数据生成血流图像。
需要说明的是，超声成像设备10发射的超声波包含但不仅限于平面波、聚焦波或发散波。其中，平面波是指传播时波面(即波的等相面)为平面的电磁波。聚焦波是指在空间与时间的某一固定点(聚焦点)处，所有组成波均以零相位叠加，从而在该点处形成一个极高的波峰，从分析这个叠加点出发，反推得到造波板的位移曲线。发散波是指背斜形界面如同凸面镜，对能量有发散作用的光波。
进一步地，本发明实施例中，超声成像设备10可以沿第一目标数量个不同发射角度发射超声波，并沿第二目标数量个不同接收角度接收超声回波，以获得回波数据，并根据回波数据生成血流图像。通过上述方式，保持当前的成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围，从而得到合理的发射角度数量和接收角度数量，以此进入向量血流成像模式，这样， 血流成像出现混叠的可能性将会大大减少。
实施例三，请参阅图6，本发明实施例提供的一种血流成像的处理方法，该方法应用于超声成像设备10，血流成像的处理方法实施例包括：
401、确定血流成像参数，其中，血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度；
本实施例中，超声成像设备10获取血流成像参数，血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度。
在超声成像系统中，成像声速是根据检查部位确定的。对于人体不同的组织，声速一般在1480米/秒至1580米/秒之间变化，当检查部位确定后，会匹配一个与该检查部位适当的成像声速。
成像深度是可见的，用户一般可以自由调整。
探头发射信号的中心频率一般也是可见的，用户一般也可以自由调整。
402、获取不同发射角度的第一目标数量；
本实施例中，超声成像设备10可以获取不同发射角度的数量，该不同发射角度的数量可以由用户进行设置，也可以是超声成像设备10预先配置的。且本实施例中，不同的发射角度的PRF均相同。
403、根据成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及不同发射角度的第一目标数量确定血流的速度测量范围。
本实施例中，超声成像设备10可以采用如下公式，计算得到血流的可测量速度：
M≤c 2/(8v maxf 0×Depth)；                                (1)
其中，M表示不同发射角度的数量，c表示成像声速，v max表示血流的最大测量速度，f 0表示探头发射信号的中心频率，Depth表示成像深度。
血流的速度测量范围也就是能够测量的血流速度的最大量程，输出形式可以是一个最大值或者是一个范围，以提示用户能够测量的血流速度的最大量程。
本发明实施例中，用户可以调整不同发射角度的第一目标数量，根据成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及不同发射角度的数量确定血流的速度测量范围，匹配出定血流的速度测量范围，并允许用户在该速度测量范 围内进行调整。通过上述方式，用户能够根据实际需求对测量速度进行合理的调整，一方面提升了测量的灵活性和可行性，另一方面，在该速度测量范围内进行测量速度的调整，可以使得血流成像在较精确的情况下出现混叠的可能性减少。
可选地，在上述图6对应的实施例的基础上，本发明实施例提供的血流成像的处理方法第一个可选实施例中，根据成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及不同发射角度的第一目标数量确定血流的速度测量范围之后，还可以包括：
获取预设总角度数量；
根据预设总角度数量以及不同发射角度的数量，确定不同接收角度的第二目标数量。
本实施例中，在超声成像设备10生成不同发射角度的第一目标数量之后，还可以进一步确定不同接收角度的第二目标数量。在一种可能的实现方式中，用户可以手动输入不同接收角度的数量，在另一种可能的实现方式中，也可以提前在超声成像设备10中设定一个固定的常数，该常数即为不同接收角度的第二目标数量。在实际应用中，由于计算精度主要由总角度数决定，总角度数为发射角度数乘以接收角度数，因此，可以提前设定一个常数作为总角度数，根据系统计算出不同接收角度的数量。
预设总角度数量由用户手动设定一个数，比如预设总角度数量为6或者10等，此处不作限定，那么根据计算得到的不同发射角度的第一目标数量可以得到不同接收角度的第二目标数量，具体如下：
(1)假设预设总角度数量为6，计算得到不同发射角度的第一目标数量为3，那么不同接收角度的第二目标数量则为2；
(2)假设预设总角度数量为6，计算得到不同发射角度的第一目标数量为2，那么不同接收角度的第二目标数量则为3；
(3)假设预设总角度数量为6，计算得到不同发射角度的第一目标数量为1，那么不同接收角度的第二目标数量则为6；
(4)假设预设总角度数量为10，计算得到不同发射角度的第一目标数量为5，那么不同接收角度的第二目标数量则为2；
(5)假设预设总角度数量为10，计算得到不同发射角度的第一目标数量为3，那么不同接收角度的第二目标数量则为3.333，需要注意的是，由于角度数量应为正数，所以可以采用“四舍五入”的方式，将3.333确定为3，同理，如果计算出来的不同发射角度的第一目标数量为4，那么计算出来不同接收角度的第二目标数量则为2.5，四舍五入后，不同发射角度的第一目标数量为3。
其次，本发明实施例中，超声成像设备10首先获取预设总角度数量，然后根据预设总角度数量以及不同发射角度的第一目标数量，确定不同接收角度的第二目标数量。通过上述方式，用户可以手动设定总角度数量，也可以系统设定固定的总角度数量。此外，用户可以手动设定不同接收角度的第二目标数量，也可以系统设定不同接收角度的第二目标数量。超声成像设备10还可以根据预设总角度数量以及不同发射角度的第一目标数量，计算得到不同接收角度的第二目标数量，多种角度数量的设置方式能够提升方案的灵活性和可行性。
可选地，在上述图6对应的第一个实施例的基础上，本发明实施例提供的血流成像的处理方法第二个可选实施例中，还可以包括：
沿第一目标数量个不同发射角度发射超声波，并沿第二目标数量个不同接收角度接收超声回波，以获得回波数据；
根据回波数据生成血流图像。
本实施例中，超声成像设备10在确定不同发射角度的数量和不同接收角度的数量之后，可以沿第一目标数量个不同发射角度，对目标区域(如肝脏)发射超声波，再沿第二目标数量个不同接收角度接收目标区域(如肝脏)返回的超声回波，以获得回波数据，从而根据回波数据生成血流图像。
需要说明的是，超声成像设备10发射的超声波包含但不仅限于平面波、聚焦波或发散波。其中，平面波是指传播时波面(即波的等相面)为平面的电磁波。聚焦波是指在空间与时间的某一固定点(聚焦点)处，所有组成波均以零相位叠加，从而在该点处形成一个极高的波峰，从分析这个叠加点出发，反推得到造波板的位移曲线。发散波是指背斜形界面如同凸面镜，对能量有发散作用的光波。
再次，本发明实施例中，超声成像设备10可以沿第一目标数量个不同发射角度发射超声波，并沿第二目标数量个不同接收角度接收超声回波，以获得回波数据，并根据回波数据生成血流图像。通过上述方式，保持当前的成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围，从而得到合理的不同发射角度数量和不同接收角度数量，以此进入向量血流成像模式，这样，血流成像出现混叠的可能性将会大大减少。
为了防止混叠发生，得到最优的不同发射角度数量，下面将结合图10举例阐述一种比较常见的操作流，在实际应用中，还可以存在多种操作方式，例如，探头发射信号的中心频率根据最大测量速度的提高而降低，这样可以增加发射角度数量，提高向量血流成像的精度。此外，还可以通过提高不同接收角度数量等方法，提高速度计算精度。
为了便于理解，请参阅图10，图10为本发明应用场景中血流成像的一个操作流示意图，如图所示，具体地：
步骤S1中，首先，用户需要确定待进行血流成像的检查部位，比如肝脏、胆囊或者胃部等。
步骤S2中，成像声速是根据检查部位确定的，对于人体不同的组织，声速一般在1480米/秒至1580米/秒之间变化，当检查部位确定后，会匹配一个与该检查部位适当的成像声速。
步骤S3中，根据传统彩超判断血流成像是否存在混叠，进行防混叠参数调整后保持当前参数不变，再进入向量血流成像模式。
步骤S4中，如果出现混叠则可以通过降低探头发射信号的中心频率的方法来防止混叠发生。具体操作方式为，先进入彩超模式观察是否存在混叠，如果有混叠，则降低探头发射信号的中心频率(调整发射波形或直接更换低频探头)，达到无混叠或尽可能少的混叠状态，然后保持当前的探头发射信号的中心频率以及扫描组织的声速。
步骤S5中，如果出现混叠则还可以通过提高PRF的方法来防止混叠发生。具体操作方式为，先进入彩超模式观察是否存在混叠，如果有混叠，则调整(提高)PRF，达到无混叠或尽可能少的混叠状态，然后保持当前的成像深度以及最大测量速度，进入向量血流成像模式。
步骤S6中，在进入向量血流成像模式之后，在确定探头发射信号的中心频率、扫描组织的声速、成像深度以及最大测量速度的情况下，由超声成像设备10匹配出最优(参考上述对最优的说明进行理解)的不同发射角度数量。
步骤S7中，超声成像设备10在确定不同发射角度数量之后，可以沿该数量的不同发射角度对检查部位发射超声波，再沿该数量的不同接收角度接收检查部位的回波数据，从而根据回波数据生成血流图像。
需要说明的是，在实际应用中，不同发射角度的数量可由用户直接给定一个值，再根据探头发射信号的中心频率、扫描组织的声速、成像深度和速度测量范围，限定用户设定的值。不同发射角度的数量也可以是由用户给定一个值，根据扫描组织的声速，探头发射信号的中心频率以及最大测量速度，匹配出当前的最大成像深度。不同发射角度的数量还可以是由用户直接给定一个值，根据扫描组织的声速、最大测量速度和当前的成像深度，匹配出探头发射信号的中心频率。
发射角度数量是可调整的，根据成像声速(由检查模式确定)、探头发射信号的中心频率(可通过换探头或者修改发射波形进行调整)和当前成像深度(根据测量需求确定)，匹配出一个最大测量速度(即上述公式1中v max)用户可在这个最大值的范围内进行调整)。
在上述实施例中，可以全部或部分地通过软件、硬件、固件或者其任意组合来实现。当使用软件实现时，可以全部或部分地以计算机程序产品的形式实现。
所述计算机程序产品包括一个或多个计算机指令。在计算机上加载和执行所述计算机程序指令时，全部或部分地产生按照本发明实施例所述的流程或功能。所述计算机可以是通用计算机、专用计算机、计算机网络、或者其他可编程装置。所述计算机指令可以存储在计算机可读存储介质中，或者从一个计算机可读存储介质向另一计算机可读存储介质传输，例如，所述计算机指令可以从一个网站站点、计算机、服务器或数据中心通过有线(例如同轴电缆、光纤、数字用户线(Digital Subscriber Line，DSL))或无线(例如红外、无线、微波等)方式向另一个网站站点、计算机、服务器或数据中心进行传输。所述计算机可读存储介质可以是计算机能够存储的任何可用介质或 者是包含一个或多个可用介质集成的服务器、数据中心等数据存储设备。所述可用介质可以是磁性介质，(例如，软盘、硬盘、磁带)、光介质(例如，DVD)、或者半导体介质(例如固态硬盘Solid State Disk(SSD))等。
所属领域的技术人员可以清楚地了解到，为描述的方便和简洁，上述描述的系统，装置和单元的具体工作过程，可以参考前述方法实施例中的对应过程，在此不再赘述。
在本申请所提供的几个实施例中，应该理解到，所揭露的系统，装置和方法，可以通过其它的方式实现。例如，以上所描述的装置实施例仅仅是示意性的，例如，所述单元的划分，仅仅为一种逻辑功能划分，实际实现时可以有另外的划分方式，例如多个单元或组件可以结合或者可以集成到另一个系统，或一些特征可以忽略，或不执行。另一点，所显示或讨论的相互之间的耦合或直接耦合或通信连接可以是通过一些接口，装置或单元的间接耦合或通信连接，可以是电性，机械或其它的形式。
所述作为分离部件说明的单元可以是或者也可以不是物理上分开的，作为单元显示的部件可以是或者也可以不是物理单元，即可以位于一个地方，或者也可以分布到多个网络单元上。可以根据实际的需要选择其中的部分或者全部单元来实现本实施例方案的目的。
另外，在本申请各个实施例中的各功能单元可以集成在一个处理单元中，也可以是各个单元单独物理存在，也可以两个或两个以上单元集成在一个单元中。上述集成的单元既可以采用硬件的形式实现，也可以采用软件功能单元的形式实现。
所述集成的单元如果以软件功能单元的形式实现并作为独立的产品销售或使用时，可以存储在一个计算机可读取存储介质中。基于这样的理解，本申请的技术方案本质上或者说对现有技术做出贡献的部分或者该技术方案的全部或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一个存储介质中，包括若干指令用以使得一台计算机设备(可以是个人计算机，服务器，或者网络设备等)执行本申请各个实施例所述方法的全部或部分步骤。而前述的存储介质包括：U盘、移动硬盘、只读存储器(Read-Only Memory，ROM)、随机存取存储器(random access memory，RAM)、磁碟或者光盘等各 种可以存储程序代码的介质。
以上所述，以上实施例仅用以说明本申请的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述实施例对本申请进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本申请各实施例技术方案的精神和范围。

Claims (20)

  1. 一种血流成像的处理方法，其特征在于，包括：
    确定血流成像参数，其中，所述血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度；
    获取血流的速度测量范围；
    根据所述成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围确定不同发射角度的第一目标数量。
  2. 根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述根据所述成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围确定不同发射角度的第一目标数量之后，所述方法还包括：
    获取预设总角度数量；
    根据所述预设总角度数量以及所述不同发射角度的第一目标数量，确定不同接收角度的第二目标数量。
  3. 根据权利要求2所述的方法，其特征在于，所述方法还包括：
    沿所述第一目标数量个不同发射角度发射超声波，并沿所述第二目标数量个不同接收角度接收超声回波，以获得回波数据；
    根据所述回波数据生成血流图像。
  4. 一种血流成像的处理方法，其特征在于，包括：
    确定血流成像参数，其中，所述血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度；
    获取血流的速度测量范围；
    根据所述成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围确定不同发射角度的数量范围。
  5. 根据权利要求4所述的方法，其特征在于，所述方法还包括：
    从所述不同发射角度的数量范围中确定不同发射角度的第一目标数量。
  6. 根据权利要求5所述的方法，其特征在于，所述根据所述成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围确定不同发射角度的数量范围之后，所述方法还包括：
    获取预设总角度数量；
    根据所述预设总角度数量以及所述不同发射角度的第一目标数量，确定不同接收角度的第二目标数量。
  7. 根据权利要求6所述的方法，其特征在于，所述方法还包括：
    沿所述第一目标数量个不同发射角度发射超声波，并沿所述第二目标数量个不同接收角度接收超声回波，以获得回波数据；
    根据所述回波数据生成血流图像。
  8. 一种血流成像的处理方法，其特征在于，包括：
    确定血流成像参数，其中，所述血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度；
    获取不同发射角度的第一目标数量；
    根据所述成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及不同发射角度的第一目标数量确定血流的速度测量范围。
  9. 根据权利要求8所述的方法，其特征在于，所述根据所述成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及不同发射角度的第一目标数量确定血流的速度测量范围之后，所述方法还包括：
    获取预设总角度数量；
    根据所述预设总角度数量以及所述不同发射角度的第一目标数量，确定不同接收角度的第二目标数量。
  10. 根据权利要求9所述的方法，其特征在于，所述方法还包括：
    沿所述第一目标数量个不同发射角度发射超声波，并沿所述第二目标数量个不同接收角度接收超声回波，以获得回波数据；
    根据所述回波数据生成血流图像。
  11. 一种超声成像设备，其特征在于，包括：
    探头；
    发射电路，所述发射电路激励所述探头向目标对象发射超声波；
    接收电路，所述接收电路控制所述探头接收从所述目标对象返回的超声回波以获得超声回波信号；
    处理器，所述处理器处理所述超声回波信号以获得所述目标对象的血流图像；
    显示器，所述显示器显示所述血流图像；
    其中所述处理器还执行如下步骤：
    确定血流成像参数，其中，所述血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度；
    获取血流的速度测量范围；
    根据所述成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围确定不同发射角度的第一目标数量。
  12. 根据权利要求11所述的超声成像设备，其特征在于，所述处理器还用于执行如下步骤：
    获取预设总角度数量；
    根据所述预设总角度数量以及所述不同发射角度的第一目标数量，确定不同接收角度的第二目标数量。
  13. 根据权利要求12所述的超声成像设备，其特征在于，所述发射电路激励所述探头向目标对象发射超声波包括：
    所述发射电路激励所述探头沿所述第一目标数量个不同发射角度发射超声波；
    所述接收电路控制所述探头接收从所述目标对象返回的超声回波以获得超声回波信号包括：
    所述接收电路控制所述探头沿所述第二目标数量个不同接收角度接收超声回波，以获得回波数据；
    所述处理器处理所述超声回波信号以获得所述目标对象的血流图像包括：
    所述处理器根据所述回波数据生成血流图像。
  14. 一种超声成像设备，其特征在于，包括：
    探头；
    发射电路，所述发射电路激励所述探头向目标对象发射超声波；
    接收电路，所述接收电路控制所述探头接收从所述目标对象返回的超声回波以获得超声回波信号；
    处理器，所述处理器处理所述超声回波信号以获得所述目标对象的血流图像；
    显示器，所述显示器显示所述血流图像；
    其中所述处理器还执行如下步骤：
    确定血流成像参数，其中，所述血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度；
    获取血流的速度测量范围；
    根据所述成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及血流的速度测量范围确定不同发射角度的数量范围。
  15. 根据权利要求14所述的超声成像设备，其特征在于，所述处理器还用于执行如下步骤：
    从所述不同发射角度的数量范围中确定不同发射角度的第一目标数量。
  16. 根据权利要求15所述的超声成像设备，其特征在于，所述处理器还用于执行如下步骤：
    获取预设总角度数量；
    根据所述预设总角度数量以及所述不同发射角度的第一目标数量，确定不同接收角度的第二目标数量。
  17. 根据权利要求16所述的超声成像设备，其特征在于，所述发射电路激励所述探头向目标对象发射超声波包括：
    所述发射电路激励所述探头沿所述第一目标数量个不同发射角度发射超声波；
    所述接收电路控制所述探头接收从所述目标对象返回的超声回波以获得超声回波信号包括：
    所述接收电路控制所述探头沿所述第二目标数量个不同接收角度接收超声回波，以获得回波数据；
    所述处理器处理所述超声回波信号以获得所述目标对象的血流图像包括：
    所述处理器根据所述回波数据生成血流图像。
  18. 一种超声成像设备，其特征在于，包括：
    探头；
    发射电路，所述发射电路激励所述探头向目标对象发射超声波；
    接收电路，所述接收电路控制所述探头接收从所述目标对象返回的超声回 波以获得超声回波信号；
    处理器，所述处理器处理所述超声回波信号以获得所述目标对象的血流图像；
    显示器，所述显示器显示所述血流图像；
    其中所述处理器还执行如下步骤：
    确定血流成像参数，其中，所述血流成像参数包括成像声速、探头发射信号的中心频率以及成像深度；
    获取不同发射角度的第一目标数量；
    根据所述成像声速、探头发射信号的中心频率、成像深度以及不同发射角度的数量确定血流的速度测量范围。
  19. 根据权利要求18所述的超声成像设备，其特征在于，所述处理器还用于执行如下步骤：
    获取预设总角度数量；
    根据所述预设总角度数量以及所述不同发射角度的第一目标数量，确定不同接收角度的第二目标数量。
  20. 根据权利要求19所述的超声成像设备，其特征在于，所述发射电路激励所述探头向目标对象发射超声波包括：
    所述发射电路激励所述探头沿所述第一目标数量个不同发射角度发射超声波；
    所述接收电路控制所述探头接收从所述目标对象返回的超声回波以获得超声回波信号包括：
    所述接收电路控制所述探头沿所述第二目标数量个不同接收角度接收超声回波，以获得回波数据；
    所述处理器处理所述超声回波信号以获得所述目标对象的血流图像包括：
    所述处理器根据所述回波数据生成血流图像。
PCT/CN2018/081598 2018-03-30 2018-04-02 血流成像的处理方法及超声成像设备 WO2019183990A1 (zh)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201880058059.2A CN111093515B (zh) 2018-03-30 2018-04-02 血流成像的处理方法及超声成像设备
US17/038,468 US11602324B2 (en) 2018-03-30 2020-09-30 Flow imaging processing method and ultrasound imaging device

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN2018081366 2018-03-30
CNPCT/CN2018/081366 2018-03-30

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US17/038,468 Continuation US11602324B2 (en) 2018-03-30 2020-09-30 Flow imaging processing method and ultrasound imaging device

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2019183990A1 true WO2019183990A1 (zh) 2019-10-03

Family

ID=68062556

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/CN2018/081598 WO2019183990A1 (zh) 2018-03-30 2018-04-02 血流成像的处理方法及超声成像设备

Country Status (3)

Country Link
US (1) US11602324B2 (zh)
CN (1) CN111093515B (zh)
WO (1) WO2019183990A1 (zh)

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101856242A (zh) * 2010-06-30 2010-10-13 深圳市蓝韵实业有限公司 一种脉冲波多普勒成像方法及装置
CN101884551A (zh) * 2009-05-15 2010-11-17 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 提高超声多普勒成像自动调整性能的方法及其超声系统
CN106456118A (zh) * 2013-11-19 2017-02-22 港大科桥有限公司 超声流体向量成像装置及其方法
CN106580372A (zh) * 2017-01-22 2017-04-26 飞依诺科技(苏州)有限公司 一种超声彩色血流成像的脉冲重复频率调整方法及装置

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
AU4393200A (en) * 1999-05-10 2000-11-21 B-K Medical A/S Estimation of vector velocity
US9247927B2 (en) * 2013-03-15 2016-02-02 B-K Medical Aps Doppler ultrasound imaging
CN105559828B (zh) * 2014-10-09 2020-11-06 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 血流成像方法及系统
US10548571B1 (en) * 2014-11-21 2020-02-04 Ultrasee Corp Fast 2D blood flow velocity imaging
CN110013274B (zh) * 2015-04-29 2022-04-22 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 超声血流成像显示方法及超声成像系统
CN105919624B (zh) * 2016-05-25 2019-09-10 飞依诺科技(苏州)有限公司 一种高脉冲重复扫查频率信号的编码和装置
CN106137257A (zh) * 2016-07-29 2016-11-23 飞依诺科技(苏州)有限公司 一种超声波彩色成像方法及装置
KR20180097270A (ko) * 2017-02-23 2018-08-31 삼성메디슨 주식회사 초음파 진단 장치 및 그 제어 방법

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101884551A (zh) * 2009-05-15 2010-11-17 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 提高超声多普勒成像自动调整性能的方法及其超声系统
CN101856242A (zh) * 2010-06-30 2010-10-13 深圳市蓝韵实业有限公司 一种脉冲波多普勒成像方法及装置
CN106456118A (zh) * 2013-11-19 2017-02-22 港大科桥有限公司 超声流体向量成像装置及其方法
CN106580372A (zh) * 2017-01-22 2017-04-26 飞依诺科技(苏州)有限公司 一种超声彩色血流成像的脉冲重复频率调整方法及装置

Also Published As

Publication number Publication date
US11602324B2 (en) 2023-03-14
CN111093515B (zh) 2023-10-20
US20210007706A1 (en) 2021-01-14
CN111093515A (zh) 2020-05-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN106662552B (zh) 超声诊断设备和操作超声诊断设备的方法
US11980503B2 (en) Ultrasound signal processing device and ultrasound diagnostic device
US10335114B2 (en) Method and ultrasound apparatus for providing ultrasound image
JP6257942B2 (ja) 弾性計測装置、弾性計測装置のプログラム及び超音波診断装置
US20150196283A1 (en) Ultrasound diagnostic apparatus, sound velocity determining method, and recording medium
US20120238877A1 (en) Ultrasound diagnostic apparatus and ultrasound image producing method
CN113631953A (zh) 使用基波和谐波信号的定量超声
KR101652727B1 (ko) 초음파 도플러 영상 장치 및 그 제어 방법
JP2023155494A (ja) 超音波診断装置
CN108601581B (zh) 用于输出对象的速率的方法以及超声诊断设备
WO1997048341A1 (fr) Appareil de diagnostic aux ultrasons
Peralta et al. Feasibility study of a coherent multi-transducer US imaging system
WO2019183990A1 (zh) 血流成像的处理方法及超声成像设备
KR20120067535A (ko) 미드 포인트 알고리즘에 기초하여 ｈｐｒｆ 도플러 영상을 제공하는 초음파 시스템 및 방법
EP3888557B1 (en) Ultrasonic diagnostic device and method for controlling ultrasonic diagnostic device
US10018598B2 (en) Ultrasonic imaging apparatus and method of controlling the same
US10304226B2 (en) Ultrasound focal zone system and method
JP7211150B2 (ja) 超音波診断装置、超音波画像生成方法及びプログラム
KR101563501B1 (ko) 혈관 부하 측정 방법 및 장치
WO2020133332A1 (zh) 确定超声波发射角度的方法以及超声设备
JP2015019862A (ja) 被検体情報取得装置、被検体情報取得方法、及びプログラム
US11051786B2 (en) Acoustic wave diagnostic apparatus and control method thereof
CN114072063B (zh) 超声三维成像方法和装置
CN112971854A (zh) 壁面剪切参数的检测方法、超声成像系统及可读存储介质
JP2024068927A (ja) 超音波診断システムの制御方法および超音波診断システム

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 18911889

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

32PN Ep: public notification in the ep bulletin as address of the adressee cannot be established

Free format text: NOTING OF LOSS OF RIGHTS PURSUANT TO RULE 112(1) EPC (EPO FORM 1205A DATED 09/02/2021)

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 18911889

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1