WO2021042298A1 - 一种vti测量装置及方法 - Google Patents

一种vti测量装置及方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2021042298A1
WO2021042298A1 PCT/CN2019/104416 CN2019104416W WO2021042298A1 WO 2021042298 A1 WO2021042298 A1 WO 2021042298A1 CN 2019104416 W CN2019104416 W CN 2019104416W WO 2021042298 A1 WO2021042298 A1 WO 2021042298A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
ultrasonic
ultrasonic wave
doppler
vti
echo signal
Prior art date
Legal status (The legal status 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 status listed.)
Ceased
Application number
PCT/CN2019/104416
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
王彦
王勃
丛龙飞
朱磊
刘硕
邵涛
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Shenzhen Mindray Bio Medical Electronics Co Ltd
Original Assignee
Shenzhen Mindray Bio Medical Electronics Co Ltd
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 Shenzhen Mindray Bio Medical Electronics Co Ltd filed Critical Shenzhen Mindray Bio Medical Electronics Co Ltd
Priority to CN201980097940.8A priority Critical patent/CN114025671B/zh
Priority to PCT/CN2019/104416 priority patent/WO2021042298A1/zh
Publication of WO2021042298A1 publication Critical patent/WO2021042298A1/zh
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

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
    • 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

Definitions

  • the invention relates to a medical device, in particular to a measuring device and method for measuring the pumping distance of each heart beat by ultrasound.
  • Cardiac output is one of the indicators for evaluating the pumping function of the heart, which corresponds to the amount of blood pumped by the heart in a period of time (for example, one minute).
  • cardiac output is difficult to directly reflect the patient's condition, in the clinical scene of heart disease, cardiac output can usually be combined with information such as electrocardiogram and blood pressure to grasp the patient's condition.
  • Doctors in the intensive care unit/coronary care unit also usually use CO to monitor the response of the heart after medication to determine the effect of the drug on the heart. Therefore, the accurate detection of the patient's cardiac output is clinically important.
  • Cardiac output (CO) stroke volume (SV) ⁇ heart rate (HR)
  • the stroke volume (SV) is calculated using the following formula:
  • Stroke output (SV) valve cross-sectional area (CSA) ⁇ pumping distance per stroke
  • the valve cross-sectional area CSA is calculated using the diameter of the aortic outflow tract.
  • the present invention mainly provides a VTI measuring device and method for improving the accuracy of cardiac output assessment.
  • a VTI measurement device including:
  • Ultrasound probe used to transmit ultrasonic waves to the measured tissue and receive the echo of the ultrasonic waves returned by the measured tissue;
  • a transmitting circuit for outputting a corresponding transmitting sequence to the ultrasonic probe according to a set mode, so as to control the ultrasonic probe to transmit corresponding ultrasonic waves;
  • the receiving circuit is used to control the ultrasonic probe to receive the echo of the ultrasonic wave returned by the tested tissue to obtain the ultrasonic echo signal;
  • Beam synthesis module used for beam synthesis of ultrasonic echo signals
  • the processor is configured to control the ultrasonic probe to transmit the first ultrasonic wave to the measured tissue through the transmitting circuit, and to receive the echo of the first ultrasonic wave returned by the measured tissue through the receiving circuit to obtain the ultrasonic echo of the first ultrasonic wave Signal, obtaining hemodynamic information according to the ultrasonic echo signal of the first ultrasonic wave, and obtaining a target sampling position according to the hemodynamic information, where the target sampling position refers to a position where hemodynamic information is least disturbed; the processor It is also used to control the ultrasonic probe to transmit a second ultrasonic wave to the tested tissue in a Doppler mode through the transmitting circuit, and to receive the echo of the second ultrasonic wave returned by the tested tissue through the receiving circuit to obtain the second ultrasonic wave.
  • the ultrasonic signal generates the Doppler spectrogram at the target sampling position according to the ultrasonic echo signal of the second ultrasonic wave, and obtains the Doppler spectrum envelope of the Doppler spectrogram according to the Doppler spectrogram, and Calculate the blood flow velocity time integral VTI at the target sampling position according to the Doppler spectrum envelope;
  • the output device is used to output VTI.
  • a VTI measurement device including:
  • Ultrasound probe used to transmit ultrasonic waves to the measured tissue and receive the echo of the ultrasonic waves returned by the measured tissue;
  • a transmitting circuit for outputting a corresponding transmitting sequence to the ultrasonic probe according to a set mode, so as to control the ultrasonic probe to transmit corresponding ultrasonic waves;
  • the receiving circuit is used to control the ultrasonic probe to receive the echo of the ultrasonic wave returned by the measured tissue to obtain the ultrasonic echo signal;
  • Beam synthesis module used for beam synthesis of ultrasonic echo signals
  • the processor is configured to control the ultrasonic probe to transmit the first ultrasonic wave to the tested tissue through the transmitting circuit, and to receive the echo of the first ultrasonic wave returned by the tested tissue through the receiving circuit to obtain the ultrasonic wave of the first ultrasonic wave.
  • the echo signal generates an ultrasound image based on the ultrasound echo signal of the first ultrasound, the ultrasound image includes a B image and/or a blood flow image, and a target sampling location is marked on the ultrasound image, and the target sampling location is an ultrasound image The position where the hemodynamic information is the least interfered; the processor is also used to control the ultrasound probe to transmit a second ultrasonic wave to the tested tissue according to the Doppler mode through the transmitting circuit, and to receive the second ultrasonic wave through the receiving circuit.
  • the echo of the second ultrasonic wave returned by the tissue, the ultrasonic echo signal of the second ultrasonic wave is obtained, the Doppler spectrogram at the target sampling position is obtained according to the ultrasonic echo of the second ultrasonic wave, and the Doppler spectrogram is obtained according to the Doppler spectrogram
  • the Doppler spectrum envelope of the Doppler spectrogram, and the velocity time integral VTI of the blood flow at the target sampling position is calculated according to the Doppler spectrum envelope;
  • the output device is used to output VTI.
  • a VTI measurement device including:
  • Ultrasound probe used to transmit ultrasonic waves to the measured tissue and receive the echo of the ultrasonic waves returned by the measured tissue;
  • a transmitting circuit for outputting a corresponding transmitting sequence to the ultrasonic probe according to a set mode, so as to control the ultrasonic probe to transmit corresponding ultrasonic waves;
  • the receiving circuit is used to control the ultrasonic probe to receive the echo of the ultrasonic wave returned by the measured tissue to obtain the ultrasonic echo signal;
  • Beam synthesis module used for beam synthesis of ultrasonic echo signals
  • the processor is used to control the ultrasonic probe to transmit the first ultrasonic wave to the tested tissue through the transmitting circuit, and to receive the echo of the first ultrasonic wave returned by the tested tissue through the receiving circuit, to obtain the ultrasonic echo of the first ultrasonic wave.
  • Wave signal obtain blood flow image data according to the ultrasound echo signal of the first ultrasound, obtain the target sampling position according to the blood flow image data, and obtain the multiplicity of the target sampling position according to the ultrasound echo signal of the first ultrasound.
  • the Doppler spectrogram, the Doppler spectrum envelope of the Doppler spectrogram is obtained according to the Doppler spectrogram, and the velocity time integral VTI of the blood flow at the target sampling position is calculated according to the Doppler spectrum envelope. ;
  • the output device is used to output VTI.
  • a VTI measurement device including:
  • Ultrasound probe used to transmit ultrasonic waves to the measured tissue and receive the echo of the ultrasonic waves returned by the measured tissue;
  • a transmitting circuit for outputting a corresponding transmitting sequence to the ultrasonic probe according to a set mode, so as to control the ultrasonic probe to transmit corresponding ultrasonic waves;
  • the receiving circuit is used to control the ultrasonic probe to receive the echo of the ultrasonic wave returned by the measured tissue, and obtain the ultrasonic echo signal output by the ultrasonic probe;
  • Beam synthesis module used for beam synthesis of ultrasonic echo signals
  • the processor is configured to control the ultrasonic probe to transmit the first ultrasonic wave to the measured tissue through the transmitting circuit, and to receive the echo of the first ultrasonic wave returned by the measured tissue through the receiving circuit to obtain the ultrasonic echo of the first ultrasonic wave Signal, obtaining hemodynamic information according to the ultrasonic echo signal of the first ultrasonic wave, and obtaining a target sampling position according to the hemodynamic information, where the target sampling position refers to a position where hemodynamic information is least disturbed; the processor Obtain the Doppler spectrogram at the target sampling position, obtain the Doppler spectrum envelope of the Doppler spectrogram according to the Doppler spectrogram, and calculate the blood at the target sampling position according to the Doppler spectrum envelope.
  • the velocity time integral VTI of the flow
  • the output device is used to output VTI.
  • a VTI measurement device including:
  • Ultrasound probe used to transmit ultrasonic waves to the measured tissue and receive the echo of the ultrasonic waves returned by the measured tissue;
  • a transmitting circuit for outputting a corresponding transmitting sequence to the ultrasonic probe according to a set mode, so as to control the ultrasonic probe to transmit corresponding ultrasonic waves;
  • the receiving circuit is used to control the ultrasonic probe to receive the echo of the ultrasonic wave returned by the tested tissue to obtain the ultrasonic echo signal;
  • Beam synthesis module used for beam synthesis of ultrasonic echo signals
  • the processor is configured to control the ultrasonic probe to transmit the first ultrasonic wave to the tested tissue through the transmitting circuit, and to receive the echo of the first ultrasonic wave returned by the tested tissue through the receiving circuit to obtain the ultrasonic wave of the first ultrasonic wave.
  • the echo signal obtains hemodynamic information according to the ultrasonic echo signal of the first ultrasonic wave, and obtains a target sampling position according to the hemodynamic information, and the target sampling position means that the hemodynamic information is disturbed and satisfies a first preset condition
  • the processor is also used to control the ultrasound probe to transmit a second ultrasonic wave to the measured tissue in a Doppler mode through the transmitting circuit, and to receive the second ultrasonic wave returned by the measured tissue through the receiving circuit Obtain the ultrasonic echo signal of the second ultrasonic wave, generate the Doppler spectrogram at the target sampling position according to the ultrasonic echo signal of the second ultrasonic wave, and obtain the Doppler spectrogram according to the Doppler spectrogram The Doppler spectrum envelope of the Le spectrogram, and calculating the velocity time integral VTI of the blood flow at the target sampling position according to the Doppler spectrum envelope;
  • the output device is used to output VTI.
  • a VTI measurement device including:
  • Ultrasound probe used to transmit ultrasonic waves to the measured tissue and receive the echo of the ultrasonic waves returned by the measured tissue;
  • a transmitting circuit for outputting a corresponding transmitting sequence to the ultrasonic probe according to a set mode, so as to control the ultrasonic probe to transmit corresponding ultrasonic waves;
  • the receiving circuit is used to control the ultrasonic probe to receive the echo of the ultrasonic wave returned by the tested tissue to obtain the ultrasonic echo signal;
  • Beam synthesis module used for beam synthesis of ultrasonic echo signals
  • the processor is configured to control the ultrasonic probe to transmit the first ultrasonic wave to the tested tissue through the transmitting circuit, and to receive the echo of the first ultrasonic wave returned by the tested tissue through the receiving circuit to obtain the ultrasonic wave of the first ultrasonic wave.
  • An echo signal an ultrasound image is generated according to the ultrasound echo signal of the first ultrasound, the ultrasound image includes a B image and/or a blood flow image, a target sampling position is marked on the ultrasound image, and the target sampling position is The position where the hemodynamic information in the ultrasound image is interfered with and meets the first preset condition;
  • the processor is further configured to control the ultrasound probe to emit a second ultrasound to the tissue under test in a Doppler mode through the transmission circuit , And receive the echo of the second ultrasonic wave returned by the tested tissue through the receiving circuit, obtain the ultrasonic echo signal of the second ultrasonic wave, and obtain the Doppler at the target sampling position according to the ultrasonic echo signal of the second ultrasonic wave Spectrogram, obtain the Doppler spectrum envelope of the Doppler spectrogram according to the Doppler spectrogram, and calculate the velocity time of the blood flow at the target sampling position according to the Doppler spectrum envelope Points VTI;
  • the output device is used to output VTI.
  • a VTI measurement device including:
  • Ultrasound probe used to transmit ultrasonic waves to the measured tissue and receive the echo of the ultrasonic waves returned by the measured tissue;
  • a transmitting circuit for outputting a corresponding transmitting sequence to the ultrasonic probe according to a set mode, so as to control the ultrasonic probe to transmit corresponding ultrasonic waves;
  • the receiving circuit is used to control the ultrasonic probe to receive the echo of the ultrasonic wave returned by the tested tissue to obtain the ultrasonic echo signal;
  • Beam synthesis module used for beam synthesis of ultrasonic echo signals
  • the processor is configured to control the ultrasonic probe to transmit the first ultrasonic wave to the tested tissue through the transmitting circuit, and to receive the echo of the first ultrasonic wave returned by the tested tissue through the receiving circuit to obtain the ultrasonic wave of the first ultrasonic wave.
  • the echo signal obtains hemodynamic information according to the ultrasonic echo signal of the first ultrasonic wave, and obtains a target sampling position according to the hemodynamic information, and the target sampling position means that the hemodynamic information is disturbed and satisfies a first preset condition
  • the processor also obtains the Doppler spectrogram at the target sampling position, obtains the Doppler spectrum envelope of the Doppler spectrogram according to the Doppler spectrogram, and according to the Doppler spectrogram Le spectrum envelope calculation of the velocity time integral VTI of the blood flow at the target sampling position;
  • the output device is used to output VTI.
  • a VTI measurement method including:
  • a VTI measurement method including:
  • the ultrasound image including a B image and/or a blood flow image
  • a VTI measurement method including:
  • the ultrasonic echo signal of the first ultrasonic wave collects an ultrasonic wave transmitted from the ultrasonic probe to the measured tissue and receives the first ultrasonic wave returned by the measured tissue. The echo is obtained;
  • the velocity time integral VTI of the blood flow at the target sampling position is calculated based on the Doppler spectrum envelope.
  • a VTI measurement method including:
  • a VTI measurement method including:
  • the target Doppler spectrogram obtain the Doppler spectrum envelope of the target Doppler spectrogram
  • a VTI measurement method including:
  • the target Doppler spectrogram obtain the Doppler spectrum envelope of the target Doppler spectrogram
  • a VTI measurement method which includes:
  • the target Doppler spectrogram obtain the Doppler spectrum envelope of the target Doppler spectrogram
  • a VTI measurement method including:
  • the target Doppler spectrogram obtain the Doppler spectrum envelope of the target Doppler spectrogram
  • a VTI measurement method including:
  • the ultrasound image including a B image and/or a blood flow image
  • target sampling position is a position in the ultrasound image where hemodynamic information is disturbed and satisfies the first preset condition
  • a computer-readable storage medium which includes a program, and the program can be executed by a processor to implement the above-mentioned method.
  • a method for evaluating the pumping function of the heart is provided, and the pumping function of the heart is evaluated by using the above-mentioned device or the VTI obtained by the above-mentioned method.
  • the VTI is the VTI at the position where the hemodynamic information in the left ventricular outflow tract is the least disturbed, that is, the VTI is the least affected by the friction of the blood vessel wall and can best reflect the heart's pumping ability. It best reflects cardiac output.
  • Figure 1 is a schematic diagram of the structure of an ultrasonic diagnostic equipment
  • Figure 2 is a flow chart of measuring VTI in the first embodiment
  • Figure 3 is a schematic diagram of a B image in an embodiment
  • Figure 4 is a Doppler spectrum diagram at a sampling position in an embodiment
  • FIG. 5 is a flowchart of measuring VTI in various embodiments
  • FIG. 6 is a flowchart of measuring VTI in various embodiments
  • Fig. 7 is a flow chart of measuring VTI in an embodiment.
  • connection and “connection” mentioned in this application include direct and indirect connection (connection) unless otherwise specified.
  • the five chambers of the heart were scanned by ultrasound, and the cardiac output CO was obtained according to the valve cross-sectional area of the left ventricular outflow tract and the movement distance of red blood cells during a systolic period.
  • the inventor realized that the aortic valve annulus is fibrous.
  • the left ventricular outflow tract is unlikely to change in a short period of time.
  • the relative change in cardiac output CO is mainly affected by the pumping distance per stroke. Therefore, the relative change of cardiac output CO can be estimated by the relative change of the pumping distance per stroke, and the measurement of the pumping distance per stroke is less prone to errors.
  • the pumping distance per stroke is generally calculated by using a Doppler spectrum image at a certain position on the cross-sectional area of the left ventricular outflow tract valve, specifically the velocity time integral (VTI) of the Doppler spectrum envelope. Therefore, the present invention proposes to use the pumping distance per stroke to reflect the heart pumping function, and when the pumping distance per stroke is calculated, the visualized velocity time integral VTI is output to the user.
  • VTI velocity time integral
  • VTI can be calculated from the Doppler spectrum envelope of an ultrasonic receiving point in the measured tissue. If the most suitable sampling location can be found, and the VTI can be calculated based on the Doppler spectrum envelope at the sampling location, the result is VTI will be more accurate, which is more conducive to the accurate evaluation of the heart pumping function.
  • the appropriate sampling location (referred to as the "target sampling location" in this article) based on the hemodynamic information, and the person who interferes with the hemodynamic information at the sampling location If the first predetermined condition is satisfied (for example, the interference is minimal, the interference is less than a certain threshold, the interference is within a certain range, etc.), the VTI calculated by using the Doppler spectrum envelope of the sampling position will be more accurate.
  • the hemodynamic information can be blood flow velocity information and/or energy information, or Doppler spectrum information, which can be obtained from blood flow image data.
  • only one mode can be used to transmit ultrasound to the measured tissue (such as the five chambers of the heart) to obtain hemodynamic information and Doppler spectrum data used to calculate VTI, or multiple modes can be used successively Transmit ultrasound to the tested tissue to obtain hemodynamic information and Doppler spectrum data used to calculate VTI.
  • an ultrasonic diagnostic equipment 100 is provided.
  • the ultrasonic diagnostic equipment 100 includes an ultrasonic probe 110, a transmitting circuit 120, a receiving circuit 130, a beam combining module 140, and an IO solution.
  • the ultrasonic probe 110 includes a transducer (not shown in the figure) composed of a plurality of array elements arranged in an array.
  • the plurality of array elements are arranged in a row to form a linear array, or arranged in a two-dimensional matrix to form a surface array.
  • the array elements can also form a convex array.
  • the array element is used to transmit an ultrasonic beam according to the excitation electrical signal, or to transform the received ultrasonic beam into an electrical signal. Therefore, each array element can be used to realize the mutual conversion of electric pulse signals and ultrasonic beams, so as to realize the transmission of ultrasonic waves to the target tissues to be detected (such as organs, tissues, blood vessels, fetuses, etc.) in the human body or animals.
  • the echo of ultrasound reflected by the tissue When performing ultrasonic testing, you can control which array elements are used to transmit ultrasonic beams and which array elements are used to receive ultrasonic beams through the transmitting circuit and receiving circuit, or control the array elements to be used for transmitting ultrasonic beams or receiving ultrasonic beams in time slots. wave.
  • the array elements participating in the ultrasonic transmission can be excited by electrical signals at the same time, thereby simultaneously emitting ultrasonic waves; or the array elements participating in the ultrasonic transmission can also be excited by several electrical signals with a certain time interval, so as to continuously emit ultrasonic waves with a certain time interval.
  • the array element uses piezoelectric crystals to convert electrical signals into ultrasonic signals according to the transmission sequence transmitted by the transmitting circuit.
  • the ultrasonic signals may include one or more scan pulses, one or more reference pulses, and one or more push pulses. And/or one or more Doppler pulses.
  • the ultrasonic waves emitted by the ultrasonic probe may be focused waves, plane waves or divergent waves.
  • the user selects the appropriate position and angle by moving the ultrasound probe 110 to transmit ultrasound to the tested tissue 190 and receive the echo of the ultrasound returned by the tested tissue 190, and output the ultrasound echo signal.
  • the ultrasound echo signal is based on the receiving array element.
  • the channel analog electrical signal formed by the channel carries amplitude information, frequency information and time information.
  • the transmitting circuit 120 is used to generate a transmitting sequence according to the control of the processor.
  • the transmitting sequence is used to control part or all of the multiple array elements to transmit ultrasonic waves to the target tissue.
  • the parameters of the transmitting sequence include the position of the array element used for transmission, the number of array elements, and the ultrasonic wave. Beam emission parameters (e.g., amplitude, frequency, number of shots, interval of emission, angle of emission, waveform, focus position, etc.).
  • Beam emission parameters e.g., amplitude, frequency, number of shots, interval of emission, angle of emission, waveform, focus position, etc.
  • the transmitting circuit 120 is also used to phase delay the transmitted beams, so that different transmitting array elements emit ultrasonic waves at different times, so that each transmitted ultrasonic beam can be focused on a predetermined region of interest.
  • the transmission sequence parameters may be different.
  • Ultrasound is sent in different working modes, and the echo signal is received by the receiving circuit 130 and followed by After processing by the modules and corresponding algorithms, the ultrasound data in each working mode can be obtained.
  • B images reflecting the anatomical structure of the tissues, C images reflecting the anatomical structure and blood flow information of the tissues, and Doppler images can be generated respectively.
  • D image of Le spectrum image can be generated respectively.
  • the receiving circuit 130 is used to receive ultrasonic echo signals from the ultrasonic probe and process the ultrasonic echo signals.
  • the receiving circuit 130 may include one or more amplifiers, analog-to-digital converters (ADC), and the like.
  • the amplifier is used to amplify the received echo signal after proper gain compensation.
  • the amplifier is used to sample the analog echo signal at a predetermined time interval to convert it into a digitized signal.
  • the digitized echo signal still retains its amplitude Information, frequency information and phase information.
  • the data output by the receiving circuit 130 may be output to the beam combining module 140 for processing, or output to the memory 180 for storage.
  • the beam synthesis module 140 is signal-connected to the receiving circuit 130, and is used to perform beam synthesis processing such as corresponding delay and weighted summation on the echo signal. Because the distance between the ultrasonic receiving point in the measured tissue and the receiving array element is different, therefore, The channel data of the same receiving point output by different receiving array elements have delay differences, and delay processing is required to align the phase, and perform weighted summation of the different channel data of the same receiving point to obtain the ultrasound image data after beam synthesis.
  • the ultrasound image data output by the beam synthesis module 140 is also referred to as radio frequency data (RF data).
  • the beam combining module 140 outputs the radio frequency data to the IQ demodulation module 150. In some embodiments, the beam combining module 140 may also output the radio frequency data to the memory 180 for buffering or storage, or directly output the radio frequency data to the processor 160 for image processing.
  • the beam combining module 140 may perform the above functions in hardware, firmware, or software.
  • the beam combining module 140 may include a central controller circuit (CPU) capable of processing input data according to specific logic instructions, one or more micro-processing chips, or Any other electronic components, when the beam combining module 140 is implemented in software, it can execute instructions stored on a tangible and non-transitory computer readable medium (for example, the memory 180) to perform beam combining using any appropriate beam combining method Calculation.
  • CPU central controller circuit
  • the IQ demodulation module 150 removes the signal carrier through IQ demodulation, extracts the organizational structure information contained in the signal, and performs filtering to remove noise.
  • the signal obtained at this time is called a baseband signal (IQ data pair).
  • the IQ demodulation module 150 outputs the IQ data pair to the processor 160 for image processing.
  • the IQ demodulation module 150 also buffers and saves the IQ data output to the memory 180, so that the processor can read the data from the memory 180 for subsequent image processing.
  • the IQ demodulation module 150 may also use hardware, firmware, or software to perform the above functions. In some embodiments, the IQ demodulation module 150 and the beam synthesis module 140 may also be integrated in a chip.
  • the processor 160 is used to configure a central controller circuit (CPU), one or more microprocessors, a graphics controller circuit (GPU) or any other electronic components capable of processing input data according to specific logic instructions, which can be configured according to the input data Commands or predetermined commands perform control of peripheral electronic components, or perform data reading and/or saving to the memory 180, and input data can also be processed by executing a program in the memory, for example, the collected data can be processed according to one or more working modes.
  • CPU central controller circuit
  • microprocessors e.g., a graphics controller circuit (GPU) or any other electronic components capable of processing input data according to specific logic instructions, which can be configured according to the input data Commands or predetermined commands perform control of peripheral electronic components, or perform data reading and/or saving to the memory 180, and input data can also be processed by executing a program in the memory, for example, the collected data can be processed according to one or more working modes.
  • GPU graphics controller circuit
  • the ultrasound data performs one or more processing operations, including but not limited to adjusting or limiting the form of ultrasound emitted by the ultrasound probe 110, generating various image frames for subsequent display by the display 171, or adjusting or limiting the display on the display 171 Or adjust one or more image display settings displayed on the display 171 (for example, ultrasound images, interface components, locating regions of interest).
  • the collected ultrasound data can be processed by the processor 160 in real time during scanning or treatment, or can be temporarily stored in the memory 180, and processed in a quasi real-time manner in online or offline operation.
  • the processor 160 may include a control module 161, a grayscale imaging module 163, a blood flow velocity calculation module 162, a blood flow image module 164, a Doppler spectral image module 165, and a VTI calculation module 166.
  • the processor 160 may further include other image processing modules, such as an elasticity detection module for detecting the elasticity of the tissue.
  • the control module 161 is electrically connected to the transmitting circuit 120 and the receiving circuit 130 to control the operation of the transmitting circuit 120 and the receiving circuit 130, for example, controlling the transmitting circuit 120 and the receiving circuit 130 to work alternately or simultaneously.
  • the control module can also determine a suitable working mode according to the user's selection or the setting of the program, form a transmission sequence corresponding to the current working mode, and send the transmission sequence to the transmission circuit 120, so that the transmission circuit 120 uses a suitable transmission sequence to control the ultrasound
  • the probe 110 emits ultrasonic waves.
  • the control module 161 successively controls the ultrasonic probe to transmit ultrasonic waves in two working modes according to the setting of the program, first controls the ultrasonic probe to transmit the first ultrasonic wave used to obtain hemodynamic information of the measured tissue, and receives Measure the echo of the first ultrasonic wave returned by the tissue. After obtaining the sampling position according to the hemodynamic information, the control module 161 controls the ultrasound probe to transmit the second ultrasonic wave to the measured tissue according to the Doppler mode, and receive the echo of the second ultrasonic wave returned by the measured tissue.
  • the grayscale imaging module 163, the blood flow velocity calculation module 162, the blood flow image module 164, and the Doppler spectrum image module 165 constitute an image processing module.
  • the grayscale imaging module 163 is used to process the ultrasound data to generate a grayscale image of signal strength changes in the scanning range.
  • the grayscale image reflects the internal anatomical structure of the tissue and is called a B image.
  • the grayscale imaging module 163 can output the B image to the output device 170, and the output device 170 outputs a visualized B image, for example, the output device 170 displays the B image or prints the B image.
  • the grayscale imaging module 163 may also output the B image to the blood flow image module 164, and the B image and the blood flow information output by the blood flow velocity calculation module 162 together generate the blood flow image.
  • the blood flow velocity calculation module 162 is used to process the ultrasound data to generate the blood flow signal within the scanning range, for example, directly use the speckle method to process the IQ data pair or the grayscale image generated by the grayscale imaging module 163 to calculate each point Blood flow information.
  • the blood flow velocity calculation module 162 can also process the IQ data pair or the grayscale image generated by the grayscale imaging module 163 using a wall filter algorithm to suppress the echo signals of stationary tissues or tissues with a slower speed, and extract blood flow Ultrasonic echo signal, using autocorrelation algorithm to calculate the blood flow force information at each point on the ultrasonic echo signal of blood flow. Hemodynamic information includes blood flow velocity information and energy information.
  • the blood flow velocity calculation module 162 outputs blood flow information to the blood flow image module 164 and the Doppler spectrum image module 165 respectively.
  • the blood flow image module 164 is configured to superimpose the B image output by the grayscale imaging module 163 and the blood flow information output by the blood flow velocity calculation module 162 to generate a color blood flow image, which is also called a C image.
  • the Doppler spectrum image module 165 is used to obtain Doppler spectrum images of each point according to the received ultrasonic echo signal.
  • the Doppler spectrum image module 165 can output the Doppler spectrum image to the output device 170 for display or printing.
  • the VTI calculation module 166 is used to obtain a Doppler envelope according to the Doppler spectrum image obtained by the Doppler spectrum image module 165, and calculate the blood flow velocity at a specific location according to the Doppler envelope. Time integral VTI.
  • the VTI calculation module 166 is used to automatically identify the Doppler spectrogram at the position where the bleeding flow force information is least disturbed, and obtain the Doppler spectrum envelope based on the identified Doppler spectrogram.
  • the Puller spectrum envelope calculates the velocity time integral of the blood flow at the position where the hemodynamic information is least disturbed.
  • the memory 180 is used to store data or programs.
  • the memory 180 may be used to store collected ultrasound data or image frames generated by the processor that are not displayed immediately.
  • the image frames may be 2D or 3D images, or the memory 180 may Stores the graphical user interface, one or more default image display settings, and programming instructions for the processor, beamforming module or IQ decoding module.
  • the memory 180 may be a tangible and non-transitory computer-readable medium, such as flash memory, RAM, ROM, EEPROM, and so on.
  • the output device 170 is used to output various detection or diagnosis results, and the results can be visually presented to the doctor or the subject in the form of graphics, images, text, numbers, or charts.
  • the output device 170 includes a display 171 and/or a printer 172.
  • the ultrasonic diagnostic equipment 100 may also include an input device (not shown in the figure).
  • the input device may be, for example, a keyboard, operation buttons, a mouse, a trackball, etc., or a touch screen integrated with a display. Control screen.
  • the input module is a keyboard or operation button, the user can directly input operation information or operation instructions through the input module; when the input module is a mouse, trackball or touch screen, the user can connect the input module to the soft keys, Operation icons, menu options, etc. cooperate to complete the input of operation information or operation instructions.
  • FIG. 2 Based on the ultrasonic diagnostic device 100 shown in FIG. 1, the process of measuring VTI is shown in FIG. 2, and includes the following steps:
  • Step 10 The processor controls the ultrasonic probe to transmit the first ultrasonic wave to the tested tissue through the transmitting circuit, and receives the echo of the first ultrasonic wave returned by the tested tissue.
  • the measured tissue includes five chambers of the heart, and the first ultrasonic wave can be a focused wave, a plane wave, or a diverging wave.
  • the first ultrasound adopts a full-screen multi-beam focused wave or plane wave to cover the tissue parts of the five chambers of the heart as much as possible.
  • the user can position the ultrasound probe, align the transmitting array element of the ultrasound probe with the long axis of the tip of the heart to launch, scan the cut surface of the heart, and set the transmission parameters according to the B mode.
  • Various tissue interfaces on the cut surface reflect or scatter at least part of the first ultrasonic wave to form a reflected echo.
  • the ultrasonic probe receives the echo of the first ultrasonic wave and converts it into a corresponding electrical signal for output.
  • the ultrasound acquisition settings of the ultrasound probe can be set or selected by the user using the input device.
  • the user can define the gain, power, time gain compensation (TGC), resolution, etc. of the ultrasound probe by selecting one or more interface components of the GUI (Graphical User Interface) displayed on the display.
  • GUI Graphic User Interface
  • Step 11 Process the echo of the first ultrasonic wave.
  • the echo of the first ultrasonic wave is sensed by the ultrasonic probe 110, and after the receiving circuit 130, the beam synthesis module 140, the IQ demodulation module 150 and each image processing module, the ultrasonic echo signal of the blood flow is extracted from the ultrasonic data, and the ultrasonic echo signal is calculated Hemodynamic information, which is used to subsequently determine the sampling location.
  • data frames of B image or C image are also generated according to the echo of the first ultrasound.
  • Each data frame includes multiple data sets, and each data set includes position coordinates.
  • the pixel value, the position coordinate and the pixel in the display area of the B image or C image on the display screen form a one-to-one mapping relationship, and the pixel value represents the brightness and/or color of the pixel at the position.
  • the pixel value can be a brightness value
  • the pixel value can be a brightness value and a color value.
  • the color value includes the value of the three colors of red, green and blue or the proportional relationship of the three.
  • the data frame is output to the display for display, thereby displaying a visualized B image or C image on the display screen.
  • a B image 300 generated based on the echo of the first ultrasonic wave.
  • the tissue anatomy structure 301 of the five chambers of the heart is displayed on the B image 300.
  • Step 12 Determine the region of interest.
  • the marking frame 302 of interest can be manually marked at the position of the left ventricular outflow tract.
  • the processor can form various chambers of the heart based on the change in pixel intensity. For example, a low-intensity pixel cluster represents the chamber 303, and the relatively high-intensity pixel cluster surrounding these low-intensity pixel clusters represents the diaphragm 304 Therefore, through the B image, the user (such as a doctor) can identify each chamber according to the characteristics of each chamber.
  • the left ventricle is the larger of the chambers relative to the other chambers, so that the identification frame of interest 302 can be marked at the position of the left ventricular outflow tract, and the area enclosed by the identification frame 302 of interest is called the region of interest.
  • the processor can automatically identify the left ventricle based on the echo data of the first ultrasound, for example, using a machine learning method for automatic identification, and automatically locate the region of interest based on the identified position of the left ventricular outflow tract , And then automatically mark the interest identification frame 302 on at least a part of the left ventricular outflow tract image, as shown in FIG. 3.
  • the position and size of the interest identification frame 302 can be adjusted by the user operating an input device (such as a mouse or a touch screen), so that the size and position of the region of interest can also be adjusted.
  • Step 13 Determine the target sampling location.
  • the blood is pumped from the left ventricle through the contraction of the heart, and the blood will be rubbed by the blood vessel wall during the flow, which will reduce the flow rate.
  • the blood closer to the blood vessel wall is more affected by the friction of the blood vessel wall, and the blood in the middle position is less affected by the blood vessel wall. Therefore, the present invention hopes to collect the blood in the middle part of the blood vessel wall as a sample for calculating the VTI.
  • the processor extracts the bleeding flow force information according to the ultrasonic echo signal of the first ultrasound, and uses the position where the hemodynamic information is disturbed and satisfies the first preset condition as the target sampling position.
  • the hemodynamic information includes position information, as well as blood flow velocity information and/or energy information.
  • the phase of the hemodynamic information is It is the blood flow velocity and the model of the hemodynamic information is the energy information.
  • the first preset condition may be that the interference is minimal, or that the interference is less than a certain threshold, or that the interference is within a certain range, and so on.
  • the target sampling location can be determined according to the blood flow velocity information.
  • the solution is to find the hemodynamic information with the highest blood flow velocity in the obtained hemodynamic information, and further obtain the blood flow.
  • the position information of the hemodynamic information with the highest speed, and the position with the highest blood flow speed as the target sampling position.
  • the target sampling location can be determined according to the blood flow velocity information, and the solution is to find the hemodynamic information with the largest average blood flow velocity in a certain period of time in the obtained hemodynamic information
  • the position information of the hemodynamic information with the maximum average blood flow velocity can be obtained, and the position with the maximum average blood flow velocity is taken as the target sampling position.
  • the target sampling location can be determined according to the blood flow velocity information.
  • the solution is to find the blood flow velocity information with the maximum peak value within a certain period of time in the obtained hemodynamic information, and further obtain The position information of the dynamic information with the maximum peak blood flow velocity, and the position of the blood flow velocity with the maximum peak as the target sampling position.
  • the target sampling location can be determined according to the blood flow velocity information.
  • the solution is to find the blood flow velocity or the average blood flow velocity or the peak value of the blood flow velocity in the obtained hemodynamic information. Threshold conditions can meet clinical needs, for example, blood flow velocity is greater than 60% of maximum blood flow velocity, or average blood flow velocity is not less than 40cm/s, or the peak blood flow velocity is 30cm/s-40cm/s and so on.
  • the target sampling position can be determined according to the energy information.
  • the solution is to find the hemodynamic information with the largest energy information in the obtained hemodynamic information, and further obtain the hemodynamic information with the largest energy information.
  • the position with the largest energy information is used as the target sampling position.
  • the target sampling location can be determined according to the energy information.
  • the solution is to find the hemodynamic information with the largest average energy information in a certain period of time in the obtained hemodynamic information, and further The position information of the hemodynamic information with the largest average energy information is obtained, and the position with the largest average energy information is taken as the target sampling position.
  • the target sampling location can be determined according to the energy information.
  • the solution is to find the energy information with the largest peak value within a certain period of time in the obtained hemodynamic information, and further obtain the largest peak energy information.
  • the energy information position with the maximum peak value is used as the target sampling position.
  • the target sampling location can be determined according to the energy information.
  • the solution is to find the energy or average energy or the peak value of the energy information in the obtained hemodynamic information to meet a certain threshold condition to meet the clinical requirements. Demand, for example, the energy information is greater than 70% of the maximum energy information, and so on.
  • the target sampling position can be determined based on the combination of blood flow velocity information and energy information.
  • the solution is to first identify the blood flow information points whose energy information exceeds a set threshold, and combine these points Find the hemodynamic information with the maximum blood flow velocity or the blood flow velocity meeting certain conditions, and use the position with the maximum blood flow velocity or meeting certain conditions as the target sampling position.
  • the Doppler spectrum at the target sampling position will be collected later, so the target sampling position is also referred to as a Doppler sampling gate.
  • the position of the sampling gate 305 is marked on the B image 300.
  • the processor extracts the bleeding flow force information according to the echo of the first ultrasound, and finds out the area of interest according to the area enclosed by the interest identification frame 302 Therefore, in a preferred embodiment, only the hemodynamic information of each point in the selected area in the identification box of interest is compared, and the hemodynamic information is selected. The position with the least interference is used as the target sampling position.
  • step 12 can be omitted, that is, the interest identification box is not marked.
  • the hemodynamic information of each point in the full-screen area will be compared, and the hemodynamic information will be selected. The largest position is used as the target sampling position.
  • the target sampling location 305 can be marked on the B image or the C image as shown in FIG. 3 to provide the doctor or the subject with a more direct visual perception, or it may not be marked.
  • Step 14 Transmit the second ultrasonic wave and receive the echo.
  • the processor controls the transmitter circuit to switch to the Doppler mode, and controls the ultrasound probe to transmit the second ultrasonic wave to the measured tissue according to the Doppler mode.
  • the transmission parameters of the second ultrasonic wave are set according to the Doppler mode. It can be pulse Doppler or continuous Doppler.
  • the second ultrasonic wave can be a focused wave, a plane wave or a diverging wave.
  • the scanning range of the second ultrasonic wave includes at least the target sampling position.
  • the second ultrasonic wave may be emitted only to the target sampling position, and the Doppler data at the target sampling position can be obtained through processing.
  • the second ultrasonic wave may also be emitted for the full screen or a larger range (for example, a region of interest) including the target sampling position.
  • Step 15 Obtain the Doppler spectrogram at the target sampling position.
  • the echo of the second ultrasonic wave returned by the tested tissue is an echo signal of a duration.
  • the echo of the second ultrasonic wave is passed through the receiving circuit 130, the beam synthesizing module 140, the IQ demodulation module 150, and the velocity calculation module 162
  • the ultrasound echo signal of the blood flow is extracted from the ultrasound data
  • the Doppler spectrum imaging module 165 obtains the Doppler data according to the ultrasound echo signal of the blood flow
  • the Doppler spectrogram 401 is obtained according to the Doppler data. As shown in Figure 4.
  • the Doppler spectrum imaging module 165 can directly obtain the Doppler spectrogram 401 at the target sampling position.
  • the Doppler spectrum imaging module 165 selects the blood flow ultrasonic echo at the target sampling position from the blood flow ultrasonic echo signals at many positions Signal, and then the Doppler spectrogram 401 at the target sampling position is obtained. Or, first obtain the Doppler spectrum images of many positions, and then select the Doppler spectrum images at the target sampling position from them.
  • Step 16 Obtain the Doppler spectrum envelope at the target sampling position.
  • the envelope 403 of the Doppler spectrum image is automatically traced according to the Doppler spectrum image at the target sampling position.
  • the Doppler spectrogram 306 at the target sampling position can be displayed on or beside the B image or the C image, as shown in FIG. 3.
  • Step 17 Calculate the velocity time integral (ie VTI).
  • VTI represents the area 405 under the curve of the Doppler spectrum envelope 403, and the area 405 under the curve can be obtained by integrating the curve.
  • a certain Doppler spectrum envelope 403 curve can be integrated to calculate the area under the Doppler spectrum envelope 403 curve to obtain the velocity time integral of the blood flow at the target sampling position VTI;
  • VTI can also be calculated based on the Doppler spectrum envelope at the target sampling position in multiple cardiac cycles.
  • the distance 407 between two adjacent envelopes represents a cardiac cycle. The areas under multiple envelopes are then averaged to obtain the average VTI for multiple cardiac cycles.
  • Step 18 Output the velocity time integral VTI for the convenience of doctors to check.
  • the VTI uses two ultrasonic transmissions, that is, the first ultrasonic wave is transmitted in the B mode or the C mode, the target sampling position is detected, and then the second ultrasonic wave is transmitted in the Doppler mode.
  • Obtain the Doppler spectrogram of the target sampling position obtain the Doppler spectrum envelope of the target sampling position according to the Doppler spectrogram, and calculate the blood flow velocity time of the target sampling position according to the Doppler spectrum envelope of the target sampling position Points VTI.
  • the Doppler spectrogram of the target sampling position can be obtained by one ultrasonic emission, and the VTI can be further calculated.
  • the processing flow is shown in Fig. 5 and includes the following steps:
  • Step 20 Control the ultrasonic probe to transmit the first ultrasonic wave to the tested tissue, and control the receiving circuit to receive the echo of the first ultrasonic wave returned from the tested tissue to obtain the ultrasonic echo signal of the first ultrasonic wave.
  • the first ultrasonic wave can be a focused wave, a plane wave or a diverging wave.
  • the first ultrasound adopts a full-screen multi-beam focused wave or plane wave to cover the tissue parts of the five chambers of the heart as much as possible.
  • the first ultrasonic wave is reflected or scattered by the interface of the five chambers of the heart to form a reflected echo, and the echo signal of the first ultrasonic wave is obtained.
  • Step 21 Obtain blood flow image data according to the echo signal of the first ultrasound.
  • the echo of the first ultrasonic wave is sensed by the ultrasonic probe 110, and the blood flow image data is obtained through the receiving circuit 130, the beam synthesis module 140, the IQ demodulation module 150, and the velocity calculation module 162.
  • Step 22 Obtain a Doppler spectrogram of the target sampling position according to the blood flow image data.
  • the processor calculates the hemodynamic information of each point in the blood flow image according to the blood flow image data, and uses the point with the largest value of the hemodynamic information as the target sampling position, according to the echo signal of the first ultrasound. Obtain the Doppler spectrogram at the target sampling position.
  • Step 23 Obtain the Doppler spectrum envelope of the target sampling position according to the Doppler spectrum diagram.
  • Step 24 Calculate the velocity time integral VTI of the target sampling position according to the Doppler spectrogram. The calculation method is the same as step 17.
  • Step 25 output VTI.
  • the output mode can be displayed on the display interface or printed out by a printer.
  • hemodynamic information may also be obtained according to the echo of the first ultrasonic wave, and the target sampling position may be obtained subsequently according to the hemodynamic information.
  • the following steps are included.
  • Step 30 Control the ultrasonic probe to transmit the first ultrasonic wave to the measured tissue, and receive the echo of the first ultrasonic wave returned by the measured tissue.
  • Step 31 Obtain hemodynamic information according to the echo signal of the first ultrasonic wave.
  • the echo of the first ultrasonic wave is sensed by the ultrasonic probe 110, and hemodynamic information is obtained through the receiving circuit 130, the beam synthesis module 140, the IQ demodulation module 150, and the velocity calculation module 162.
  • Step 32 Obtain a Doppler spectrogram of the target sampling position according to the hemodynamic information.
  • the processor searches for the position where the hemodynamic information is least disturbed, and uses the position where the hemodynamic information is least disturbed as the target sampling position.
  • the Doppler spectrogram at the target sampling position can be obtained according to the echo signal of the first ultrasound; in one embodiment, the second ultrasound can be transmitted to the target sampling position according to the Doppler mode to obtain the second ultrasound. According to the ultrasonic echo signal of the second ultrasonic wave, the Doppler spectrogram at the target sampling position is obtained.
  • Step 33 Obtain the Doppler spectrum envelope at the target sampling position according to the Doppler spectrum map.
  • Step 34 Calculate the velocity time integral VTI at the target sampling position according to the Doppler spectrum envelope.
  • Step 35 output VTI.
  • the ultrasonic wave may be transmitted first to obtain the Doppler spectrogram in the preset area, the target Doppler spectrogram is determined according to the Doppler spectrogram, and the target Doppler spectrogram package is obtained according to the target Doppler spectrogram.
  • Network to calculate VTI For example, as shown in Figure 7, it includes the following steps:
  • Step 40 Control the ultrasonic probe to transmit the first ultrasonic wave to the tested tissue and receive the echo of the first ultrasonic wave returned by the tested tissue;
  • Step 41 Calculate multiple Doppler spectrograms at different positions in the preset area of the first ultrasound according to the ultrasound echo signal of the first ultrasound; the preset area may be the entire scan area, which may be an ROI selected automatically or manually area. Among them, Doppler spectrograms of multiple locations or points in the preset area can be acquired at multiple locations, and Doppler spectrograms of all locations or points in the preset area can also be acquired. It should be understood that the “dot” mentioned here refers to a pixel point in the scanning area or a small area including several pixels, rather than a pure point in a mathematical sense.
  • Step 42 Determine the target Doppler spectrogram based on the multiple Doppler spectrograms; the target Doppler spectrogram may be determined from the multiple Doppler spectrograms based on satisfying the second preset condition. For example, the target Doppler spectrogram may be selected to have The Doppler spectrogram of the maximum peak spectral velocity is used as the target Doppler spectrogram, or a Doppler spectrogram that meets other conditions can also be selected as the target Doppler spectrogram;
  • Step 43 Obtain the Doppler spectrum envelope of the target Doppler spectrogram according to the target Doppler spectrogram;
  • Step 44 Calculate the velocity time integral VTI of the blood flow at the position of the target Doppler spectrogram according to the Doppler spectrum envelope;
  • Step 45 output VTI.
  • the cardiac output CO is not directly calculated, but the VTI is directly calculated, and the VTI is displayed to the doctor.
  • the evaluation is more accurate.
  • the ultrasonic probe is controlled to transmit ultrasonic waves to the tested tissue and receive the echo of the ultrasonic waves returned by the tested tissue. According to the ultrasonic echo, find the target sampling position with the least interference of hemodynamic information, and then calculate The VTI at the target sampling location.
  • the position where the hemodynamic information of the left ventricular outflow tract is least disturbed is detected by ultrasound, and the VTI of the Doppler spectrum envelope at this position is calculated, so the calculated VTI is subjected to the vascular wall friction It has the least impact and best reflects the heart's pumping ability, and thus best reflects the cardiac output.
  • the principles herein can be reflected in a computer program product on a computer-readable storage medium, which is pre-installed with computer-readable program code.
  • a computer-readable storage medium Any tangible, non-transitory computer-readable storage medium can be used, including magnetic storage devices (hard disks, floppy disks, etc.), optical storage devices (CD-ROM, DVD, Blu Ray disks, etc.), flash memory and/or the like .
  • These computer program instructions can be loaded on a general-purpose computer, a special-purpose computer, or other programmable data processing equipment to form a machine, so that these instructions executed on the computer or other programmable data processing device can generate a device that realizes the specified function.
  • Computer program instructions can also be stored in a computer-readable memory, which can instruct a computer or other programmable data processing equipment to operate in a specific manner, so that the instructions stored in the computer-readable memory can form a piece of Manufactured products, including realizing devices that realize designated functions.
  • Computer program instructions can also be loaded on a computer or other programmable data processing equipment, thereby executing a series of operation steps on the computer or other programmable equipment to produce a computer-implemented process, so that the execution of the computer or other programmable equipment Instructions can provide steps for implementing specified functions.
  • Coupled refers to physical connection, electrical connection, magnetic connection, optical connection, communication connection, functional connection and/or any other connection.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)

Abstract

公开了一种VTI测量装置及测量方法，控制超声探头(110)向被测组织(190)发射超声波，接收由被测组织返回的超声波的回波，根据超声波的回波找到血流动力信息受干扰最小的目标采样位置(305)，然后计算该目标采样位置处的VTI。计算出的VTI受到的血管壁摩擦力的影响最小，最能反映心脏的泵血能力和心输出量。

Description

一种VTI测量装置及方法 技术领域
本发明涉及一种医疗设备，具体涉及一种利用超声测量心脏每博泵血距离的测量装置及方法。
背景技术
心输出量(cardiac output，CO)是评价心脏泵血功能的指标之一，其与心脏在一段时间(例如一分钟)内泵出的血量相对应。心输出量虽然难以直接反映患者的病症，但在心脏疾病的临床现场，心输出量通常可以结合心电图、血压等信息一起用于掌握患者的状况。重症监护室/冠心病监护室的医生也通常利用CO来监测用药后心脏的反应来判断药物对心脏的作用。因此，准确检测患者的心输出量在临床上具有重要意义。
目前心输出量常用的计算公式是：
心输出量(CO)＝每搏输出量(SV)×心率(HR)
而每搏输出量(SV)采用以下公式计算得出：
每搏输出量(SV)＝瓣膜截面积(CSA)×每搏泵血距离
瓣膜截面积CSA采用主动脉流出道的直径计算得出。有研究结论表明，被测者的主动脉流出道直径与其身高呈线性相关，因此通常根据被测者的身高值推算出待测者的主动脉流出道直径。每搏泵血距离表示红细胞在一个收缩期内的移动距离。当推算的主动脉流出道直径存在误差时，目前的这种算法就会导致心输出量CO的计算值出现显著误差。
发明概述
技术问题
问题的解决方案
技术解决方案
本发明主要提供一种VTI测量装置及方法，用于提高心输出量评估的准确性。
一种实施例中，提供一种VTI测量装置，包括：
超声探头，用于向被测组织发射超声波，并接收由被测组织返回的超声波的回波；
发射电路，用于按照设定模式将相应的发射序列输出至所述超声探头，以控制所述超声探头发射相应的超声波；
接收电路，用于控制所述超声探头接收由被测组织返回的超声波的回波，获得超声回波信号；
波束合成模块，用于对超声回波信号进行波束合成；
处理器，用于通过所述发射电路控制所述超声探头向被测组织发射第一超声波、并通过接收电路接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号，根据所述第一超声波的超声回波信号得到血流动力信息，根据血流动力信息得到目标采样位置，所述目标采样位置是指血流动力信息受干扰最小的位置；所述处理器还用于通过所述发射电路控制所述超声探头按照多普勒模式向被测组织发射第二超声波、并通过接收电路接收由被测组织返回的第二超声波的回波，获得第二超声波的超声波信号，根据所述第二超声波的超声回波信号生成目标采样位置处的多普勒频谱图，根据所述多普勒频谱图得到多普勒频谱图的的多普勒频谱包络，并根据该多普勒频谱包络计算目标采样位置处的血流速度时间积分VTI；
输出装置，用于输出VTI。
一种实施例中，提供一种VTI测量装置，包括：
超声探头，用于向被测组织发射超声波，并接收由被测组织返回的超声波的回波；
发射电路，用于按照设定模式将相应的发射序列输出至所述超声探头，以控制所述超声探头发射相应的超声波；
接收电路，用于控制超声探头接收由被测组织返回的超声波的回波，获得超声回波信号；
波束合成模块，用于对超声回波信号进行波束合成；
处理器，用于通过所述发射电路控制所述超声探头向被测组织发射第一超声波、并通过所述接收电路接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超 声波的超声回波信号，根据该第一超声波的超声回波信号生成超声图像，所述超声图像包括B图像和/或血流图像，在超声图像上标记出目标采样位置，所述目标采样位置是超声图像中血流动力信息受干扰最小的位置；所述处理器还用于通过所述发射电路控制所述超声探头按照多普勒模式向被测组织发射第二超声波、并通过接收电路接收由被测组织返回的第二超声波的回波，获得第二超声波的超声回波信号，根据该第二超声波的超声回波得到目标采样位置处的多普勒频谱图，根据所述多普勒频谱图获得所述多普勒频谱图的多普勒频谱包络，并根据多普勒频谱包络计算目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
输出装置，用于输出VTI。
一种实施例中，提供一种VTI测量装置，包括：
超声探头，用于向被测组织发射超声波，并接收由被测组织返回的超声波的回波；
发射电路，用于按照设定模式将相应的发射序列输出至所述超声探头，以控制所述超声探头发射相应的超声波；
接收电路，用于控制超声探头接收由被测组织返回的超声波的回波，获得超声回波信号；
波束合成模块，用于对超声回波信号进行波束合成；
处理器，用于通过所述发射电路控制所述超声探头向被测组织发射第一超声波、并通过接收电路接收由被测组织返回的第一超声波的回波，，获得第一超声波的超声回波信号，根据所述第一超声波的超声回波信号得到血流图像数据，根据血流图像数据得到目标采样位置，根据所述第一超声波的超声回波信号获得所述目标采样位置处的多普勒频谱图，根据所述多普勒频谱图得到所述多普勒频谱图的多普勒频谱包络，计算根据多普勒频谱包络计算目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
输出装置，用于输出VTI。
一种实施例中，提供一种VTI测量装置，包括：
超声探头，用于向被测组织发射超声波，并接收由被测组织返回的超声波的回波；
发射电路，用于按照设定模式将相应的发射序列输出至所述超声探头，以控制所述超声探头发射相应的超声波；
接收电路，用于控制超声探头接收由被测组织返回的超声波的回波，获得所述超声探头输出的超声回波信号；
波束合成模块，用于对超声回波信号进行波束合成；
处理器，用于通过所述发射电路控制所述超声探头向被测组织发射第一超声波、并通过接收电路接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号，根据所述第一超声波的超声回波信号得到血流动力信息，根据血流动力信息得到目标采样位置，所述目标采样位置是指血流动力信息受干扰最小的位置；所述处理器获取目标采样位置处的多普勒频谱图，根据所述多普勒频谱图得到所述多普勒频谱图的多普勒频谱包络，根据多普勒频谱包络计算目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
输出装置，用于输出VTI。
一种实施中，提供了一种VTI测量装置，包括：
超声探头，用于向被测组织发射超声波，并接收由被测组织返回的超声波的回波；
发射电路，用于按照设定模式将相应的发射序列输出至所述超声探头，以控制所述超声探头发射相应的超声波；
接收电路，用于控制所述超声探头接收由被测组织返回的超声波的回波，获得超声回波信号；
波束合成模块，用于对超声回波信号进行波束合成；
处理器，用于通过所述发射电路控制所述超声探头向被测组织发射第一超声波、并通过所述接收电路接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号，根据所述第一超声波的超声回波信号得到血流动力信息，根据血流动力信息得到目标采样位置，所述目标采样位置是指血流动力信息受干扰满足第一预设条件的位置；所述处理器还用于通过所述发射电路控制所述超声探头按照多普勒模式向被测组织发射第二超声波、并通过所述接收电路接收由被测组织返回的第二超声波的回波，获得第二超声波的超声回波信号， 根据所述第二超声波的超声回波信号生成目标采样位置处的多普勒频谱图，根据所述多普勒频谱图得到所述多普勒频谱图的多普勒频谱包络，并根据所述多普勒频谱包络计算所述目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
输出装置，用于输出VTI。
一种实施中，提供了一种VTI测量装置，包括：
超声探头，用于向被测组织发射超声波，并接收由被测组织返回的超声波的回波；
发射电路，用于按照设定模式将相应的发射序列输出至所述超声探头，以控制所述超声探头发射相应的超声波；
接收电路，用于控制所述超声探头接收由被测组织返回的超声波的回波，获得超声回波信号；
波束合成模块，用于对超声回波信号进行波束合成；
处理器，用于通过所述发射电路控制所述超声探头向被测组织发射第一超声波、并通过所述接收电路接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号，根据该第一超声波的超声回波信号生成超声图像，所述超声图像包括B图像和/或血流图像，在所述超声图像上标记出目标采样位置，所述目标采样位置是所述超声图像中血流动力信息受干扰满足第一预设条件的位置；所述处理器还用于通过所述发射电路控制所述超声探头按照多普勒模式向被测组织发射第二超声波、并通过所述接收电路接收由被测组织返回的第二超声波的回波，获得第二超声波的超声回波信号，根据该第二超声波的超声回波信号得到目标采样位置处的多普勒频谱图，根据所述多普勒频谱图获得所述多普勒频谱图的多普勒频谱包络，并根据所述多普勒频谱包络计算所述目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
输出装置，用于输出VTI。
一种实施中，提供了一种VTI测量装置，包括：
超声探头，用于向被测组织发射超声波，并接收由被测组织返回的超声波的回波；
发射电路，用于按照设定模式将相应的发射序列输出至所述超声探头，以控制 所述超声探头发射相应的超声波；
接收电路，用于控制所述超声探头接收由被测组织返回的超声波的回波，获得超声回波信号；
波束合成模块，用于对超声回波信号进行波束合成；
处理器，用于通过所述发射电路控制所述超声探头向被测组织发射第一超声波、并通过所述接收电路接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号，根据所述第一超声波的超声回波信号得到血流动力信息，根据血流动力信息得到目标采样位置，所述目标采样位置是指血流动力信息受干扰满足第一预设条件的位置；所述处理器还获取目标采样位置处的多普勒频谱图，根据所述多普勒频谱图得到所述多普勒频谱图的多普勒频谱包络，并根据所述多普勒频谱包络计算所述目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
输出装置，用于输出VTI。
一种实施例中，提供一种VTI测量方法，包括：
控制超声探头向被测组织发射第一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号；
根据该第一超声波的超声回波信号得到血流动力信息；
根据血流动力信息得到目标采样位置；
控制所述超声探头按照多普勒模式向被测组织发射第二超声波、并接收由被测组织返回的第二超声波的回波，获得第二超声波的超声回波信号；
根据该第二超声波的超声回波信号得到目标采样位置处的多普勒频谱图；
根据所述多普勒频谱图获得所述多普勒频谱图的多普勒频谱包络；
根据该多普勒频谱包络计算目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
输出所述VTI。
一种实施例中，提供一种VTI测量方法，包括：
控制超声探头向被测组织发射第一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号；
根据该第一超声波的回波生成超声图像，所述超声图像包括B图像和/或血流图像；
在超声图像上标记出目标采样位置，所述目标采样位置是超声图像中血流动力信息受干扰最小的位置；
控制所述超声探头按照多普勒模式向被测组织发射第二超声波、并接收由被测组织返回的第二超声波的回波，获得第二超声波的超声回波信号；
根据该第二超声波的超声回波信号得到目标采样位置处的多普勒频谱包络；
根据多普勒频谱包络计算计算所述目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
输出所述VTI。
一种实施例中，提供一种VTI测量方法，包括：
根据第一超声波的超声回波信号得到血流动力信息，所述第一超声波的超声回波信号通过采集由超声探头向被测组织发射的一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波得到；
根据血流动力信息得到目标采样位置；
根据第二超声波的超声回波信号得到目标采样位置处的多普勒频谱图；
根据所述多普勒频谱图获得所述多普勒频谱图的多普勒频谱包络；
根据该多普勒频谱包络计算目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI。
一种实施例中，提供一种VTI测量方法，包括：
控制超声探头向被测组织发射第一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号；
根据该第一超声波的超声回波信号得到血流动力信息；
根据血流动力信息得到目标采样位置；
根据所述第一超声波的超声回波信号获取所述目标采样位置处的多普勒频谱图；
根据所述多普勒频谱图获得所述多普勒频谱图的多普勒频谱包络；
根据所述多普勒频谱包络计算所述目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
输出所述VTI。
一种实施例中，提供一种VTI测量方法，包括：
控制超声探头向被测组织发射第一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号；
根据第一超声波的超声回波信号计算第一超声波的扫描区域内多个位置处的多普勒频谱图，获得多个多普勒频谱图；
从多个多普勒频谱图中确定目标多普勒频谱图，其中该目标多普勒频谱图具有最大峰值频谱速度；
根据目标多普勒频谱图，获得目标多普勒频谱图的多普勒频谱包络；
根据多普勒频谱包络计算目标多普勒频谱图的位置处的血流的速度时间积分VTI；
输出VTI。
一种实施例中，提供一种VTI测量方法，包括：
控制超声探头向被测组织发射第一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号；
根据第一超声波的超声回波信号计算第一超声波的扫描区域内多个位置处的多普勒频谱图，获得多个多普勒频谱图；
从多个多普勒频谱图中确定满足第二预设条件的目标多普勒频谱图；
根据目标多普勒频谱图，获得目标多普勒频谱图的多普勒频谱包络；
根据多普勒频谱包络计算目标多普勒频谱图的位置处的血流的速度时间积分VTI；
输出VTI。
一个实施例中，提供了一种VTI测量方法，于包括：
控制超声探头向被测组织发射第一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号；
根据所述超声波的超声回波信号计算所述第一超声波的扫描区域内每一个点的多普勒频谱图，获得第一超声波的扫描区域内每一个点的多普勒频谱图；
从第一超声波的扫描区域内每一个点的多普勒频谱图中确定目标多普勒频谱图，其中该目标多普勒频谱图具有最大峰值频谱速度；
根据目标多普勒频谱图，获得目标多普勒频谱图的多普勒频谱包络；
根据多普勒频谱包络计算目标多普勒频谱图的位置处的血流的速度时间积分VTI；
输出VTI。
一个实施例中，提供了一种VTI测量方法，包括：
控制超声探头向被测组织发射第一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号；
基于第一超声回波信号生成第一超声图像，确定第一超声图像的感兴趣区域；
根据第一超声波的超声回波信号计算第一超声图像的感兴趣区域内每一个点的多普勒频谱图，获得多个多普勒频谱图；
从多个多普勒频谱图中确定目标多普勒频谱图，其中该目标多普勒频谱图具有最大峰值频谱速度；
根据目标多普勒频谱图，获得目标多普勒频谱图的多普勒频谱包络；
根据多普勒频谱包络计算目标多普勒频谱图的位置处的血流的速度时间积分VTI；
输出VTI。
一种实施例中，提供了一种VTI测量方法，包括：
控制超声探头向被测组织发射第一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号；
根据该第一超声波的回波生成超声图像，所述超声图像包括B图像和/或血流图像；
在超声图像上标记出目标采样位置，所述目标采样位置是超声图像中血流动力信息受干扰满足第一预设条件的位置；
控制所述超声探头按照多普勒模式向被测组织发射第二超声波、并接收由被测组织返回的第二超声波的回波，获得第二超声波的超声回波信号；
根据该第二超声波的超声回波信号得到目标采样位置处的多普勒频谱包络；
根据所述多普勒频谱包络计算所述目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
输出所述VTI。
一种实施例中，提供一种计算机可读存储介质，包括程序，所述程序能够被处理器执行以实现上述的方法。
一种实施例中，提供一种心脏泵血功能评估方法，采用上述的装置或上述方法得到的VTI对心脏泵血功能进行评价。
发明的有益效果
有益效果
上述实施例中，由于计算的VTI是左心室流出道中血流动力信息受干扰最小的位置处的VTI，即VTI受到的血管壁摩擦力的影响最小，最能反映心脏的泵血能力，因此也最能反映心输出量。
对附图的简要说明
附图说明
图1为一种超声诊断设备结构示意图；
图2为第一种实施例中测量VTI的流程图；
图3为一种实施例中B图像的示意图；
图4为一种实施例中采样位置处的多普勒频谱图；
图5为一种种实施例中测量VTI的流程图；
图6为一种种实施例中测量VTI的流程图；
图7为一种实施例中测量VTI的流程图。
发明实施例
本发明的实施方式
下面通过具体实施方式结合附图对本发明作进一步详细说明。其中不同实施方式中类似元件采用了相关联的类似的元件标号。在以下的实施方式中，很多细节描述是为了使得本申请能被更好的理解。然而，本领域技术人员可以毫不费力的认识到，其中部分特征在不同情况下是可以省略的，或者可以由其他元件、材料、方法所替代。在某些情况下，本申请相关的一些操作并没有在说明书中显示或者描述，这是为了避免本申请的核心部分被过多的描述所淹没，而对于本领域技术人员而言，详细描述这些相关操作并不是必要的，他们根据说明 书中的描述以及本领域的一般技术知识即可完整了解相关操作。
另外，说明书中所描述的特点、操作或者特征可以以任意适当的方式结合形成各种实施方式。同时，方法描述中的各步骤或者动作也可以按照本领域技术人员所能显而易见的方式进行顺序调换或调整。因此，说明书和附图中的各种顺序只是为了清楚描述某一个实施例，并不意味着是必须的顺序，除非另有说明其中某个顺序是必须遵循的。
本文中为部件所编序号本身，例如“第一”、“第二”等，仅用于区分所描述的对象，不具有任何顺序或技术含义。而本申请所说“连接”、“联接”，如无特别说明，均包括直接和间接连接(联接)。
在研究评价被测者的心脏泵血功能时，通过超声扫查心脏五腔室，根据左室流出道的瓣膜截面积和红细胞在一个收缩期内的移动距离得到心输出量CO。本发明人意识到主动脉瓣环是纤维性的，对于一个被测者而言，其左室流出道在短时间内不可能出现变化，心输出量CO的相对变化主要受每搏泵血距离的相对变化的影响，因此，心输出量CO的相对变化可以通过每搏泵血距离的相对变化进行估测，而每搏泵血距离的测量更不易产生误差。目前，每搏泵血距离普遍采用左心室流出道瓣膜截面积上某个位置处的多普勒频谱图像计算得到，具体是该多普勒频谱包络的速度时间积分VTI(Velocity time integral)。因此，本发明提出采用每搏泵血距离来反映心脏泵血功能，并在计算得到每搏泵血距离时，向用户输出可视化的速度时间积分VTI。
VTI可以通过被测组织内某个超声波接收点的多普勒频谱包络计算得出，如果能够找到最合适的采样位置，并根据该采样位置处的多普勒频谱包络计算VTI，所得的VTI将更加准确，从而更有利于心脏泵血功能的准确评价。
本发明实施例中，给出了多个通过血流动力信息来确定合适的采样位置(本文中称之为“目标采样位置”)的实施例，该采样位置的血流动力信息受到的干扰者满足第一预定条件(例如，干扰最小、干扰小于特定阈值、干扰在特定范围内，等等)，采用该采样位置的多普勒频谱包络计算得出VTI将更加准确。血流动力信息可以是血流速度信息和/或能量信息，也可以是多普勒频谱信息，这些信息可以根据血流图像数据得出。在测量VTI过程中，可以只采用一种模式向被测 组织(例如心脏五腔室)发射超声波，得到血流动力信息和用于计算VTI的多普勒频谱数据，也可以先后采用多种模式向被测组织发射超声波，分别得到血流动力信息和用于计算VTI的多普勒频谱数据，例如先采用第一种模式向心脏五腔室发射超声波，得到血流动力信息，根据血流动力信息确定出最合适的采样位置，再采用第二种模式向采样位置发射超声波，得到该位置处的多普勒频谱数据。
下面以采用超声诊断设备为例对各种实施方式进行分别说明。
请参考图1，在图1所示的一种实施例中，提供了一种超声诊断设备100，超声诊断设备100包括超声探头110、发射电路120、接收电路130、波束合成模块140、IO解调模块150、处理器160、输出装置170和存储器180。
超声探头110包括由阵列式排布的多个阵元组成的换能器(图中未示出)，多个阵元排列成一排构成线阵，或排布成二维矩阵构成面阵，多个阵元也可以构成凸阵列。阵元用于根据激励电信号发射超声波束，或将接收的超声波束变换为电信号。因此每个阵元可用于实现电脉冲信号和超声波束的相互转换，从而实现向被检测的目标组织(例如人体或动物体内的器官、组织、血管、胎儿等)发射超声波、也可用于接收经组织反射回的超声波的回波。在进行超声检测时，可通过发射电路和接收电路控制哪些阵元用于发射超声波束，哪些阵元用于接收超声波束，或者控制阵元分时隙用于发射超声波束或接收超声波束的回波。参与超声波发射的阵元可以同时被电信号激励，从而同时发射超声波；或者参与超声波发射的阵元也可以被具有一定时间间隔的若干电信号激励，从而持续发射具有一定时间间隔的超声波。
阵元例如采用压电晶体，按照发射电路传输的发射序列将电信号转换成超声信号，根据用途，超声信号可以包括一个或多个扫描脉冲、一个或多个参考脉冲、一个或多个推动脉冲和/或一个或多个多普勒脉冲。
本文中，超声探头发射的超声波可以是聚焦波、平面波或发散波。
用户通过移动超声探头110选择合适的位置和角度向被测组织190发射超声波并接收由被测组织190返回的超声波的回波，输出超声回波信号，超声回波信号是按以接收阵元为通道所形成的通道模拟电信号，其携带有幅度信息、频率信息 和时间信息。
发射电路120用于根据处理器的控制产生发射序列，发射序列用于控制多个阵元中的部分或者全部向目标组织发射超声波，发射序列参数包括发射用的阵元位置、阵元数量和超声波束发射参数(例如幅度、频率、发射次数、发射间隔、发射角度、波型、聚焦位置等)。某些情况下，发射电路120还用于对发射的波束进行相位延迟，使不同的发射阵元按照不同的时间发射超声波，以便各发射超声波束能够在预定的感兴趣区域聚焦。不同的工作模式，例如B图像模式、C图像模式和D图像模式(多普勒模式)，发射序列参数可能不同，在不同的工作模式下发送超声波，回波信号经接收电路130接收并经后续的模块和相应算法处理后得到各工作模式下的超声数据，根据各工作模式下的超声数据可分别生成反映组织解剖结构的B图像、反映组织解剖结构和血流信息的C图像以及反映多普勒频谱图像的D图像。
接收电路130用于从超声探头接收超声回波信号，并对超声回波信号进行处理。接收电路130可以包括一个或多个放大器、模数转换器(ADC)等。放大器用于在适当增益补偿之后放大所接收到的回波信号，放大器用于对模拟回波信号按预定的时间间隔进行采样，从而转换成数字化的信号，数字化后的回波信号依然保留有幅度信息、频率信息和相位信息。接收电路130输出的数据可输出给波束合成模块140进行处理，或输出给存储器180进行存储。
波束合成模块140和接收电路130信号相连，用于对回波信号进行相应的延时和加权求和等波束合成处理，由于被测组织中的超声波接收点到接收阵元的距离不同，因此，不同接收阵元输出的同一接收点的通道数据具有延时差异，需要进行延时处理，将相位对齐，并将同一接收点的不同通道数据进行加权求和，得到波束合成后的超声图像数据，波束合成模块140输出的超声图像数据也称为射频数据(RF数据)。波束合成模块140将射频数据输出至IQ解调模块150。在有的实施例中，波束合成模块140也可以将射频数据输出至存储器180进行缓存或保存，或将射频数据直接输出至处理器160进行图像处理。
波束合成模块140可以采用硬件、固件或软件的方式执行上述功能，例如，波束合成模块140可以包括能够根据特定逻辑指令处理输入数据的中央控制器电路( CPU)、一个或多个微处理芯片或其他任何电子部件，当波束合成模块140采用软件方式实现时，其可以执行存储在有形和非暂态计算机可读介质(例如，存储器180)上的指令，以使用任何适当波束合成方法进行波束合成计算。
IQ解调模块150通过IQ解调去除信号载波，提取信号中包含的组织结构信息，并进行滤波去除噪声，此时获取的信号称为基带信号(IQ数据对)。IQ解调模块150将IQ数据对输出至处理器160进行图像处理。
在有的实施例中，IQ解调模块150还将IQ数据对输出至存储器180进行缓存会保存，以便处理器从存储器180中读出数据进行后续的图像处理。
IQ解调模块150也可以采用硬件、固件或软件的方式执行上述功能，在有的实施例中，IQ解调模块150还可以和波束合成模块140集成在一个芯片中。
处理器160用于配置成能够根据特定逻辑指令处理输入数据的中央控制器电路(CPU)、一个或多个微处理器、图形控制器电路(GPU)或其他任何电子部件，其可以根据输入的指令或预定的指令对外围电子部件执行控制，或对存储器180执行数据读取和/或保存，也可以通过执行存储器中的程序对输入数据进行处理，例如根据一个或多个工作模式对采集的超声数据执行一个或多个处理操作，处理操作包括但不限于调整或限定超声探头110发出的超声波的形式，生成各种图像帧以供后续显示器171进行显示，或者调整或限定在显示器171上显示的内容和形式，或者调整在显示器171上显示的一个或多个图像显示设置(例如超声图像、界面组件、定位感兴趣区域)。
接收到回波信号时，所采集的超声数据可由处理器160在扫描或治疗期间实时地处理，也可以临时存储在存储器180上，并且在联机或离线操作中以准实时的方式进行处理。
本实施例中，处理器160可以包括控制模块161、灰阶成像模块163、血流速度计算模块162、血流图像模块164、多普勒频谱图像模块165和VTI计算模块166。在其它实施例中，处理器160还可以包括其它的图像处理模块，例如用于对组织的弹性进行检测的弹性检测模块。
控制模块161分别和发射电路120、接收电路130电连接，以控制发射电路120和接收电路130的工作，例如控制发射电路120和接收电路130交替工作或同时工作 。控制模块还可根据用户的选择或程序的设定确定合适的工作模式，形成与当前工作模式对应的发射序列，并将发射序列发送给发射电路120，以便发射电路120采用合适的发射序列控制超声探头110发射超声波。例如本实施例中，控制模块161根据程序的设定先后控制超声探头按照两种工作模式发射超声波，先控制超声探头发射用于获得被测组织血流动力信息的第一超声波，并接收由被测组织返回的第一超声波的回波。控制模块161在根据血流动力信息得到采样位置后，再控制超声探头按照多普勒模式向被测组织发射第二超声波，并接收由被测组织返回的第二超声波的回波。
灰阶成像模块163、血流速度计算模块162、血流图像模块164和多普勒频谱图像模块165构成图像处理模块。灰阶成像模块163用于对超声数据进行处理，以生成扫描范围内的信号强弱变化的灰度图像，该灰度图像反映组织内部的解剖结构，称为B图像。灰阶成像模块163可以将B图像输出至输出装置170，输出装置170输出可视化的B图像，例如输出装置170显示B图像或打印出B图像。灰阶成像模块163也可以将B图像输出至血流图像模块164，B图像和血流速度计算模块162输出的血流信息一起生成血流图像。
血流速度计算模块162用于对超声数据进行处理，以生成扫描范围内的血流信号，例如直接对IQ数据对或灰阶成像模块163生成的灰阶图像采用斑点法处理，计算各点处的血流信息。或者血流速度计算模块162也可以对IQ数据对或灰阶成像模块163生成的灰阶图像采用壁滤波算法进行处理，以抑制静止组织或速度较慢的组织的回波信号，提取血流的超声回波信号，对血流的超声回波信号采用自相关算法计算各点处的血流动力信息。血流动力信息包括血流速度信息和能量信息。血流速度计算模块162分别将血流信息输出至血流图像模块164和多普勒频谱图像模块165。
血流图像模块164用于将灰阶成像模块163输出的B图像和血流速度计算模块162输出的血流信息进行叠加，从而生成彩色的血流图像，该图像也称为C图像。
多普勒频谱图像模块165用于根据接收超声回波信号得到各点的多普勒频谱图像。多普勒频谱图像模块165可以将多普勒频谱图像输出至输出装置170进行显示或打印。
VTI计算模块166用于根据多普勒频谱图像模块165得到的多普勒频谱图像，根据多普勒频谱图像得到多普勒包络，并根据多普勒包络计算特定位置的血流的速度时间积分VTI。本实施例中，VTI计算模块166用于自动识别出血流动力信息受干扰最小的位置处的多普勒频谱图，基于识别出的多普勒频谱图得到多普勒频谱包络，根据多普勒频谱包络计算血流动力信息受干扰最小位置处的血流的速度时间积分。
存储器180用于存储数据或者程序，例如，存储器180可以用于存储所采集的超声数据或处理器所生成的暂不立即显示的图像帧，该图像帧可以是2D或3D图像，或者存储器180可以存储图形用户界面、一个或多个默认图像显示设置、用于处理器、波束合成模块或IQ解码模块的编程指令。存储器180可以是有形且非暂态的计算机可读介质，例如闪存、RAM、ROM、EEPROM等。
输出装置170用于输出各种检测或诊断结果，该结果可以采用图形、图像、文字、数字或图表的方式可视化地呈现给医生或被测者。本实施例中，输出装置170包括显示器171和/或打印机172。
在有的实施例中，超声诊断设备100还可以包括输入装置(图中未示出)，输入装置例如可以是键盘、操作按钮、鼠标、轨迹球等，也可以是与显示器集成在一起的触控屏。当输入模块是键盘或操作按钮时，用户可直接通过输入模块输入操作信息或操作指令；当输入模块是鼠标、轨迹球或触控屏时，用户可以将输入模块与显示界面上的软键、操作图标、菜单选项等一起配合完成操作信息或操作指令的输入。
请参考图2，基于图1所示的超声诊断设备100，测量VTI的流程如图2所示，包括以下步骤：
步骤10，处理器通过发射电路控制超声探头向被测组织发射第一超声波，并接收由被测组织返回的第一超声波的回波。本实施例中，被测组织包括心脏五腔室，第一超声波可以是聚焦波、平面波或发散波。为了防止遗漏最合适的采样位置，本实施例中，第一超声波采用全屏的多波束聚焦波或平面波，尽量覆盖心脏五腔室的组织部位。例如，用户可以定位超声探头，使超声探头的发射阵元对准心脏的尖端长轴进行发射，对心脏的切面进行扫查，发射参数可以按照B 模式进行设置。切面上的各种组织界面对至少部分第一超声波进行反射或散射，形成反射回波，超声探头接收第一超声波的回波，转换成相应的电信号输出。超声探头的超声采集设置可以由用户使用输入装置进行设置或选择。例如，用户可以通过选择显示在显示器上的GUI(图形用户界面)的一个或多个界面组件来限定超声探头的增益、功率、时间增益补偿(TGC)、分辨率等。
步骤11，对第一超声波的回波进行处理。第一超声波的回波由超声探头110感应到，并经接收电路130、波束合成模块140、IQ解调模块150和各图像处理模块后，从超声数据中提取血流的超声回波信号，计算血流动力信息，该血流动力信息用于后续确定采样位置。为给用户提供直观的视觉感知，本步骤中，还根据第一超声波的回波生成B图像或C图像的数据帧，每一数据帧中包括多个数据集合，每个数据集合中包括位置坐标和像素值，位置坐标和B图像或C图像在显示屏上的显示区域内的像素形成一一对应的映射关系，像素值表示该位置处的像素的亮度和/或颜色。当图像是灰度图像(例如B图像)时，像素值可以是亮度值；当图像是彩色图像(例如C图像)时，像素值可以是亮度值和颜色值，对于采用红绿蓝三原色的显示器，颜色值包括红绿蓝三种颜色的数值或三者的比例关系。生成数据帧后，将数据帧输出至显示器进行显示，从而在显示屏上显示出可视化的B图像或C图像。如图3所示是根据第一超声波的回波生成的B图像300，本发明实施例中，B图像300上显示的心脏五腔室的组织解剖结构301。
步骤12，确定感兴趣区域。根据B图像300上显示的心脏五腔室的组织解剖结构301，可采用手动的方式将感兴趣标识框302标记在左心室流出道的位置。根据第一超声波的回波，处理器可基于像素强度的变化来形成心脏的各个腔室，例如，低强度像素群集表示腔室303，围绕这些低强度像素群集的相对高强度像素集群表示隔膜304，因此通过B图像，用户(例如医生)根据各腔室的特征可识别出各个腔室。例如，腔室中相对于其余腔室较大的是左心室，从而可将感兴趣标识框302标记在左心室流出道的位置，感兴趣标识框302所围合的区域称为感兴趣区域。在有的实施例中，处理器可基于第一超声波的回波数据自动识别出左心室，例如采用机器学习的方法进行自动识别，并基于识别出的左心室流出道的位置自动定位感兴趣区域，然后自动将感兴趣标识框302标记在左心室流 出道图像的至少一部分上，如图3所示。可选的，感兴趣标识框302的位置和大小可以通过用户操作输入装置(例如鼠标或触控屏)进行调整，从而感兴趣区域的大小和位置也可以调整。
步骤13，确定目标采样位置。血液经心脏收缩从左心室泵出，血液在流动过程中将受到血管壁的摩擦，使得流速降低。越靠近血管壁的血液，受血管壁摩擦力的影响越大，中间位置处的血液受血管壁的影响小，因此本发明希望采集血管壁中间部分的血液作为计算VTI的样本。本实施例中，处理器根据第一超声波的超声回波信号提取出血流动力信息，将血流动力信息受干扰满足第一预设条件的位置作为目标采样位置。血流动力信息包括位置信息，以及血流速度信息和/或能量信息，例如，对第一超声波的回波数据进行壁滤波和自相关处理，得到血流动力信息，血流动力信息的相位即是血流速度，血流动力信息取模，就是能量信息。其中第一预设条件可以是干扰最小，也可以是干扰小于特定阈值，还可以是干扰在特定范围内，等等。
在一种具体实施例中，可根据血流速度信息确定目标采样位置，其方案是：在所获得的血流动力信息中查找出血流速度最大的血流动力信息，进一步可得到该血流速度最大的血流动力信息的位置信息，将血流速度最大的位置作为目标采样位置。在一种具体实施例中，可根据血流速度信息确定目标采样位置，其方案是：在所获得的血流动力信息中查找出一定的时间段内平均血流速度最大的血流动力学信息，进一步可得到平均血流速度最大的血流动力信息的位置信息，将平均血流速度最大的位置作为目标采样位置。在一种具体实施例中，可根据血流速度信息确定目标采样位置，其方案是：在所获得的血流动力信息中一定的时间段内找出峰值最大的血流速度信息，进一步可得到峰值血流速度最大的动力学信息的位置信息，将峰值最大的血流速度位置作为目标采样位置。在一种实施例中，可根据血流速度信息确定目标采样位置，其方案是：在所获得的血流动力信息中查找出血流速度或平均血流速度或血流速度的峰值满足一定的阈值条件就可以满足临床的需求，比如血流速度大于最大血流速度的60％，或者平均血流速度不小于40cm/s，或者血流速度的峰值在30cm/s-40cm/s等等。
在另一种具体实施例中，可根据能量信息确定目标采样位置，其方案是：在所 获得的血流动力信息中查找出能量信息最大的血流动力信息，进一步可得到该能量信息最大的血流动力信息的位置信息，将能量信息最大的位置作为目标采样位置。在一种具体实施例中，可根据能量信息确定目标采样位置，其方案是：在所获得的血流动力信息中查找出一定的时间段内平均能量信息最大的血流动力学信息，进一步可得到平均能量信息最大的血流动力信息的位置信息，将平均能量信息最大的位置作为目标采样位置。在一种具体实施例中，可根据能量信息确定目标采样位置，其方案是：在所获得的血流动力信息中一定的时间段内找出峰值最大的能量信息，进一步可得到峰值能量信息最大的动力学信息的位置信息，将峰值最大的能量信息位置作为目标采样位置。在一种实施例中，可根据能量信息确定目标采样位置，其方案是：在所获得的血流动力信息中查找出能量或平均能量或能量信息的峰值满足一定的阈值条件就可以满足临床的需求，比如能量信息大于最大能量信息的70％等等。
在另一种具体实施例中，可根据血流速度信息和能量信息综合来确定目标采样位置，其方案是：可先识别出能量信息超过设定阈值的血流动力信息点，将这些点中查找出血流速度最大或者血流速度满足一定条件的血流动力信息，并血流速度最大或满足一定条件的位置作为目标采样位置。后续将采集该目标采样位置处的多普勒频谱，因此也将该目标采样位置称作多普勒取样门。
在一种实施例中，为方便用户查看，在B图像300上标记处取样门305的位置。正常情况下，因为VTI采用左心室流出道瓣膜截面积上某个位置处的多普勒频谱图像计算得到，因此取样门305的位置应该位于感兴趣标识框302内部。为减少数据处理量，在一种较佳的实施例中，处理器根据第一超声波的回波提取出血流动力信息，根据感兴趣标识框302所围合的区域查找出落入感兴趣区域内的血流动力信息，因此在一种较佳的实施例中，只对感兴趣标识框中所选定的区域中的各点的血流动力信息进行比较，选出其中血流动力信息受干扰最小的位置作为目标采样位置。
在有的实施例中，可以省略步骤12，即没有标记出感兴趣标识框，在这种情况下，将对全屏区域中的各点的血流动力信息进行比较，选出其中血流动力信息最大的位置作为目标采样位置。
当确定出目标采样位置后，可以将目标采样位置305标记在如图3所示的B图像或C图像上，以给医生或被测者提供更直接的视觉感知，也可以不标记出来。
步骤14，发射第二超声波并接收回波。在得到目标采样位置后，处理器控制发射电路切换到多普勒模式，控制超声探头按照多普勒模式向被测组织发射第二超声波，第二超声波的发射参数按照多普勒模式进行设置，其可以是脉冲多普勒，也可以是连续多普勒。第二超声波可以采用聚焦波，也可以采用平面波或发散波。第二超声波的扫描范围至少包括目标采样位置，在较佳的实施例中，可以只对目标采样位置发射第二超声波，通过处理得到目标采样位置处的多普勒数据。在有的实施例中，也可以针对全屏或包括目标采样位置在内的更大范围(例如感兴趣区域)发射第二超声波。
步骤15，得到目标采样位置处的多普勒频谱图。由被测组织返回的第二超声波的回波是一个持续时间段的回波信号，第二超声波的回波经接收电路130、波束合成模块140、IQ解调模块150，在由速度计算模块162处理后，从超声数据中提取血流的超声回波信号，多普勒频谱图像模块165根据血流的超声回波信号得到多普勒数据，根据多普勒数据得到多普勒频谱图401，如图4所示。当只对目标采样位置发射第二超声波时，多普勒频谱图像模块165可以直接得到目标采样位置处的多普勒频谱图401。当针对全屏或包括采样位置在内的更大范围发射第二超声波时，多普勒频谱图像模块165从众多位置的血流超声回波信号中，选择出目标采样位置处的血流超声回波信号，然后得到目标采样位置处的多普勒频谱图401。或者先得到众多位置的多普勒频谱图像，再从中选择出目标采样位置处的多普勒频谱图像。
步骤16，得到目标采样位置处的多普勒频谱包络。根据目标采样位置处的多普勒频谱图像自动描迹出多普勒频谱图像的包络403。为给医生或被测者提供更直接的视觉感知，可以将目标采样位置处的多普勒频谱图306显示在B图像或C图像上或旁边，如图3所示。
步骤17，计算速度时间积分(即VTI)。如图4所示的多普勒频谱图401，VTI代表多普勒频谱包络403曲线下的面积405，曲线下的面积405可通过对曲线进行积分得到。在计算VTI时，可对选定的某个多普勒频谱包络403曲线进行积分， 计算出多普勒频谱包络403曲线下的面积，从而得到目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；VTI也可以根据多个心动周期内的目标采样位置处的多普勒频谱包络计算得出，如图4所示，两个相邻包络之间的距离407表示一个心动周期，计算多个包络下的面积，然后对多个面积求平均，得到多个心动周期的平均VTI。
步骤18，输出该速度时间积分VTI，以方便医生查看。输出方式可以是在显示界面上进行显示，如图3所示，在超声图像301旁边显示VTI值307，如图中所示，VTI＝17.2crn。在其他实施例中，也可以通过打印机打印出来。
在上述实施例中，计算出VTI采用了两次超声波发射，即先在B模式或C模式下发射第一次超声波，检测出目标采样位置，然后切换到多普勒模式下发射第二次超声波，得到目标采样位置的多普勒频谱图，根据多普勒频谱图得到目标采样位置的多普勒频谱包络，根据目标采样位置的多普勒频谱包络计算目标采样位置的血流速度时间积分VTI。在另一个实施例中，可通过一次超声波发射即可得到目标采样位置的多普勒频谱图，并进一步计算出VTI，其处理流程如图5所示，包括以下步骤：
步骤20，控制超声探头向被测组织发射第一超声波，并通过控制接收电路接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号。第一超声波可以是聚焦波，也可以是平面波或发散波。为了防止遗漏最合适的采样位置，本实施例中，第一超声波采用全屏的多波束聚焦波或平面波，尽量覆盖心脏五腔室的组织部位。第一超声波经心脏五腔室的界面反射或散射后形成反射回波，得到第一超声波的回波信号。
步骤21，根据第一超声波的回波信号得到血流图像数据。第一超声波的回波由超声探头110感应到，并经接收电路130、波束合成模块140、IQ解调模块150、速度计算模块162得到血流图像数据。
步骤22，根据血流图像数据得到目标采样位置的多普勒频谱图。在一种具体实施例中，处理器根据血流图像数据计算血流图像中每一点的血流动力信息，将血流动力信息数值最大的点作为目标采样位置，根据第一超声的回波信号获得目标采样位置处的多普勒频谱图。
步骤23，根据多普勒频谱图得到目标采样位置的多普勒频谱包络。
步骤24，根据多普勒频谱图计算目标采样位置的速度时间积分VTI。计算方法同步骤17。
步骤25，输出VTI。输出方式可以是在显示界面上进行显示或打印机打印输出。
在一个实施例中，也可以根据第一超声波的回波得到血流动力信息，后续根据血流动力信息得到目标采样位置。例如图6所示，包括以下步骤。
步骤30，控制超声探头向被测组织发射第一超声波，并接收由被测组织返回的第一超声波的回波。
步骤31，根据第一超声波的回波信号得到血流动力信息。第一超声波的回波由超声探头110感应到，并经接收电路130、波束合成模块140、IQ解调模块150、速度计算模块162得到血流动力信息。
步骤32，根据血流动力信息得到目标采样位置的多普勒频谱图。在一种具体实施例中，处理器查找出血流动力信息受干扰最小的位置，将该血流动力信息受干扰最小的位置作为目标采样位置。一个实施例中，可以根据第一超声波的回波信号获取目标采样位置处的多普勒频谱图；一个实施例中，可以按照多普勒模式对目标采样位置发射第二超声波，获取第二超声波的超声回波信号，根据该第二超声波的超声回波信号得到目标采样位置处的多普勒频谱图。
步骤33，根据多普勒频谱图获取目标采样位置处的多普勒频谱包络。
步骤34，根据多普勒频谱包络计算目标采样位置处的速度时间积分VTI。
步骤35，输出VTI。
一个实施例中，可先发射超声波获取预设区域内的多普勒频谱图，根据多普勒频谱图确定目标多普勒频谱图，根据目标多普勒频谱图获取目标多普勒频谱图包络，从而计算VTI。例如图7所示，包括以下步骤：
步骤40，控制超声探头向被测组织发射第一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波；
步骤41，根据第一超声波的超声回波信号计算第一超声波的预设区域内不同位置处多个多普勒频谱图；其中预设区域可以为整个扫描区域，可以是自动或手 动选择的ROI区域。其中多个位置处可以获取预设区域内多个位置处或多个点的多普勒频谱图，也可以获取预设区域内所有位置处或所有点的多普勒频谱图。应当理解，这里所说的“点”指的是扫描区域内的像素点或是包括若干个像素点的一个小区域，而非数学意义上的纯粹的点。
步骤42，根据多个多普勒频谱图中确定目标多普勒频谱图；可以基于满足第二预设条件从多个多普勒频谱图中确定目标多普勒频谱图，例如，可以选取具有最大峰值频谱速度的多普勒频谱图作为目标多普勒频谱图，或者，也可以选取满足其他条件的多普勒频谱图作为目标多普勒频谱图；
步骤43，根据目标多普勒频谱图获得目标多普勒频谱图的多普勒频谱包络；
步骤44，根据多普勒频谱包络计算所述目标多普勒频谱图的位置处的血流的速度时间积分VTI；
步骤45，输出VTI。
本发明实施例中，在评价被测者的心脏泵血功能时，并不直接计算出心输出量CO，而是直接计算出VTI，将VTI展示给医生。这种心输出量CO评估方法中由于不需要推算被测者的主动脉流出道直径，因此评估更加准确。
本发明实施例中，控制超声探头向被测组织发射超声波、并接收由被测组织返回的超声波的回波，根据超声波的回波得到找到血流动力信息受干扰最小的目标采样位置，然后计算该目标采样位置处的VTI。在计算VTI时，由于是通过超声检测出左心室流出道中血流动力信息受干扰最小的位置，并计算该位置处多普勒频谱包络的VTI，因此计算出的VTI受到的血管壁摩擦力的影响最小，最能反映心脏的泵血能力，从而也最能反映心输出量。
本文参照了各种示范实施例进行说明。然而，本领域的技术人员将认识到，在不脱离本文范围的情况下，可以对示范性实施例做出改变和修正。例如，各种操作步骤以及用于执行操作步骤的组件，可以根据特定的应用或考虑与系统的操作相关联的任何数量的成本函数以不同的方式实现(例如一个或多个步骤可以被删除、修改或结合到其他步骤中)。
另外，如本领域技术人员所理解的，本文的原理可以反映在计算机可读存储介质上的计算机程序产品中，该可读存储介质预装有计算机可读程序代码。任何 有形的、非暂时性的计算机可读存储介质皆可被使用，包括磁存储设备(硬盘、软盘等)、光学存储设备(CD-ROM、DVD、Blu Ray盘等)、闪存和/或诸如此类。这些计算机程序指令可被加载到通用计算机、专用计算机或其他可编程数据处理设备上以形成机器，使得这些在计算机上或其他可编程数据处理装置上执行的指令可以生成实现指定的功能的装置。这些计算机程序指令也可以存储在计算机可读存储器中，该计算机可读存储器可以指示计算机或其他可编程数据处理设备以特定的方式运行，这样存储在计算机可读存储器中的指令就可以形成一件制造品，包括实现指定功能的实现装置。计算机程序指令也可以加载到计算机或其他可编程数据处理设备上，从而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一个计算机实现的进程，使得在计算机或其他可编程设备上执行的指令可以提供用于实现指定功能的步骤。
虽然在各种实施例中已经示出了本文的原理，但是许多特别适用于特定环境和操作要求的结构、布置、比例、元件、材料和部件的修改可以在不脱离本披露的原则和范围内使用。以上修改和其他改变或修正将被包含在本文的范围之内。
前述具体说明已参照各种实施例进行了描述。然而，本领域技术人员将认识到，可以在不脱离本披露的范围的情况下进行各种修正和改变。因此，对于本披露的考虑将是说明性的而非限制性的意义上的，并且所有这些修改都将被包含在其范围内。同样，有关于各种实施例的优点、其他优点和问题的解决方案已如上所述。然而，益处、优点、问题的解决方案以及任何能产生这些的要素，或使其变得更明确的解决方案都不应被解释为关键的、必需的或必要的。本文中所用的术语“包括”和其任何其他变体，皆属于非排他性包含，这样包括要素列表的过程、方法、文章或设备不仅包括这些要素，还包括未明确列出的或不属于该过程、方法、系统、文章或设备的其他要素。此外，本文中所使用的术语“耦合”和其任何其他变体都是指物理连接、电连接、磁连接、光连接、通信连接、功能连接和/或任何其他连接。
具有本领域技术的人将认识到，在不脱离本发明的基本原理的情况下，可以对上述实施例的细节进行许多改变。因此，本发明的范围应根据以下权利要求确 定。

Claims (35)

  1. 一种VTI测量装置，其特征在于包括：
    超声探头(110)，用于向被测组织发射超声波，并接收由被测组织返回的超声波的回波；
    发射电路(120)，用于按照设定模式将相应的发射序列输出至所述超声探头，以控制所述超声探头发射相应的超声波；
    接收电路(130)，用于控制所述超声探头接收由被测组织返回的超声波的回波，获得超声回波信号；
    波束合成模块(140)，用于对超声回波信号进行波束合成；
    处理器(160)，用于通过所述发射电路控制所述超声探头向被测组织发射第一超声波、并通过所述接收电路接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号，根据所述第一超声波的超声回波信号得到血流动力信息，根据血流动力信息得到目标采样位置，所述目标采样位置是指血流动力信息受干扰最小的位置；所述处理器还用于通过所述发射电路控制所述超声探头按照多普勒模式向被测组织发射第二超声波、并通过所述接收电路接收由被测组织返回的第二超声波的回波，获得第二超声波的超声回波信号，根据所述第二超声波的超声回波信号生成目标采样位置处的多普勒频谱图，根据所述多普勒频谱图得到所述多普勒频谱图的多普勒频谱包络，并根据所述多普勒频谱包络计算所述目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
    输出装置(170)，用于输出VTI。
  2. 如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述处理器还用于根据所述第一超声波的超声回波信号生成可视化的超声图像，所述超声图像包括B图像和/或血流图像。
  3. 如权利要求2所述的装置，其特征在于，所述处理器还用于在超声图像上标记出可视化的目标采样位置。
  4. 如权利要求2所述的装置，其特征在于，所述处理器还用于在超声 图像上标记出可视化的感兴趣区域，在感兴趣区域内标记出可视化的目标采样位置。
  5. 一种VTI测量装置，其特征在于包括：
    超声探头(110)，用于向被测组织发射超声波，并接收由被测组织返回的超声波的回波；
    发射电路(120)，用于按照设定模式将相应的发射序列输出至所述超声探头，以控制所述超声探头发射相应的超声波；
    接收电路(130)，用于控制所述超声探头接收由被测组织返回的超声波的回波，获得超声回波信号；
    波束合成模块(140)，用于对超声回波信号进行波束合成；
    处理器(160)，用于通过所述发射电路控制所述超声探头向被测组织发射第一超声波、并通过所述接收电路接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号，根据该第一超声波的超声回波信号生成超声图像，所述超声图像包括B图像和/或血流图像，在所述超声图像上标记出目标采样位置，所述目标采样位置是所述超声图像中血流动力信息受干扰最小的位置；所述处理器还用于通过所述发射电路控制所述超声探头按照多普勒模式向被测组织发射第二超声波、并通过所述接收电路接收由被测组织返回的第二超声波的回波，获得第二超声波的超声回波信号，根据该第二超声波的超声回波信号得到目标采样位置处的多普勒频谱图，根据所述多普勒频谱图获得所述多普勒频谱图的多普勒频谱包络，并根据所述多普勒频谱包络计算所述目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
    输出装置(170)，用于输出VTI。
  6. 如权利要求5所述的装置，其特征在于，所述输出装置包括显示器，所述显示器用于显示图像和数据，所述数据包括VTI，所述图像包括超声图像和多普勒取样门。
  7. 如权利要求1-6中任一项所述的装置，其特征在于，所述血流动力 信息包括血流速度信息和/或能量信息。
  8. 如权利要求7所述的装置，其特征在于，所述处理器根据所述第一超声波的超声回波信号计算被测组织各接收点的血流速度信息和/或能量信息，将速度最大的位置或能量信息最大的位置作为目标采样位置。
  9. 如权利要求1-8中任一项所述的装置，其特征在于，所述第一超声波是聚焦波、平面波或发散波。
  10. 一种VTI测量装置，其特征在于包括：
    超声探头(110)，用于向被测组织发射超声波，并接收由被测组织返回的超声波的回波；
    发射电路(120)，用于按照设定模式将相应的发射序列输出至所述超声探头，以控制所述超声探头发射相应的超声波；
    接收电路(130)，用于控制所述超声探头接收由被测组织返回的超声波的回波，获得超声回波信号；
    波束合成模块(140)，用于对超声回波信号进行波束合成；
    处理器(160)，用于通过所述发射电路控制所述超声探头向被测组织发射第一超声波、并通过所述接收电路接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号，根据所述第一超声波的超声回波信号得到血流图像数据，根据所述血流图像数据得到目标采样位置，根据所述第一超声波的超声回波信号获得所述目标采样位置处的多普勒频谱图，根据所述多普勒频谱图得到所述多普勒频谱图的多普勒频谱包络，并根据所述多普勒频谱包络计算所述目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；输出装置(170)，用于输出VTI。
  11. 如权利要求10所述的装置，其特征在于，所述处理器根据血流图像数据计算血流图像中每一点的血流动力信息，将血流动力信息数值最大的点作为目标采样位置。
  12. 如权利要求11所述的装置，其特征在于，所述血流动力信息包括 血流速度信息和/或能量信息。
  13. 如权利要求12所述的装置，其特征在于，所述处理器根据所述第一超声波的超声回波信号计算被测组织各接收点的血流速度信息和/或能量信息，将速度最大的位置或能量信息最大的位置作为目标采样位置。
  14. 如权利要求10-13中任一项所述的装置，其特征在于，所述第一超声波是聚焦波、平面波或发散波。
  15. 一种VTI测量装置，其特征在于包括：
    超声探头(110)，用于向被测组织发射超声波，并接收由被测组织返回的超声波的回波；
    发射电路(120)，用于按照设定模式将相应的发射序列输出至所述超声探头，以控制所述超声探头发射相应的超声波；
    接收电路(130)，用于控制所述超声探头接收由被测组织返回的超声波的回波，获得超声回波信号；
    波束合成模块(140)，用于对超声回波信号进行波束合成；
    处理器(160)，用于通过所述发射电路控制所述超声探头向被测组织发射第一超声波、并通过所述接收电路接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号，根据所述第一超声波的超声回波信号得到血流动力信息，根据血流动力信息得到目标采样位置，所述目标采样位置是指血流动力信息受干扰最小的位置；所述处理器还获取目标采样位置处的多普勒频谱图，根据所述多普勒频谱图得到所述多普勒频谱图的多普勒频谱包络，并根据所述多普勒频谱包络计算所述目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
    输出装置(170)，用于输出VTI。
  16. 一种VTI测量装置，其特征在于包括：
    超声探头(110)，用于向被测组织发射超声波，并接收由被测组织返回的超声波的回波；
    发射电路(120)，用于按照设定模式将相应的发射序列输出至所述超声探头，以控制所述超声探头发射相应的超声波；
    接收电路(130)，用于控制所述超声探头接收由被测组织返回的超声波的回波，获得超声回波信号；
    波束合成模块(140)，用于对超声回波信号进行波束合成；
    处理器(160)，用于通过所述发射电路控制所述超声探头向被测组织发射第一超声波、并通过所述接收电路接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号，根据所述第一超声波的超声回波信号得到血流动力信息，根据血流动力信息得到目标采样位置，所述目标采样位置是指血流动力信息受干扰满足第一预设条件的位置；所述处理器还用于通过所述发射电路控制所述超声探头按照多普勒模式向被测组织发射第二超声波、并通过所述接收电路接收由被测组织返回的第二超声波的回波，获得第二超声波的超声回波信号，根据所述第二超声波的超声回波信号生成目标采样位置处的多普勒频谱图，根据所述多普勒频谱图得到所述多普勒频谱图的多普勒频谱包络，并根据所述多普勒频谱包络计算所述目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
    输出装置(170)，用于输出VTI。
  17. 一种VTI测量装置，其特征在于包括：
    超声探头(110)，用于向被测组织发射超声波，并接收由被测组织返回的超声波的回波；
    发射电路(120)，用于按照设定模式将相应的发射序列输出至所述超声探头，以控制所述超声探头发射相应的超声波；
    接收电路(130)，用于控制所述超声探头接收由被测组织返回的超声波的回波，获得超声回波信号；
    波束合成模块(140)，用于对超声回波信号进行波束合成；
    处理器(160)，用于通过所述发射电路控制所述超声探头向被测 组织发射第一超声波、并通过所述接收电路接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号，根据该第一超声波的超声回波信号生成超声图像，所述超声图像包括B图像和/或血流图像，在所述超声图像上标记出目标采样位置，所述目标采样位置是所述超声图像中血流动力信息受干扰满足第一预设条件的位置；所述处理器还用于通过所述发射电路控制所述超声探头按照多普勒模式向被测组织发射第二超声波、并通过所述接收电路接收由被测组织返回的第二超声波的回波，获得第二超声波的超声回波信号，根据该第二超声波的超声回波信号得到目标采样位置处的多普勒频谱图，根据所述多普勒频谱图获得所述多普勒频谱图的多普勒频谱包络，并根据所述多普勒频谱包络计算所述目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
    输出装置(170)，用于输出VTI。
  18. 一种VTI测量装置，其特征在于包括：
    超声探头(110)，用于向被测组织发射超声波，并接收由被测组织返回的超声波的回波；
    发射电路(120)，用于按照设定模式将相应的发射序列输出至所述超声探头，以控制所述超声探头发射相应的超声波；
    接收电路(130)，用于控制所述超声探头接收由被测组织返回的超声波的回波，获得超声回波信号；
    波束合成模块(140)，用于对超声回波信号进行波束合成；
    处理器(160)，用于通过所述发射电路控制所述超声探头向被测组织发射第一超声波、并通过所述接收电路接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号，根据所述第一超声波的超声回波信号得到血流动力信息，根据血流动力信息得到目标采样位置，所述目标采样位置是指血流动力信息受干扰满足第一预设条件的位置；所述处理器还获取目标采样位置处的多普勒频谱图，根据所述多普勒频谱图得到所述多普勒频谱 图的多普勒频谱包络，并根据所述多普勒频谱包络计算所述目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
    输出装置(170)，用于输出VTI。
  19. 一种VTI测量方法，其特征在于包括：
    控制超声探头向被测组织发射第一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号；
    根据该第一超声波的超声回波信号得到血流动力信息；
    根据所述血流动力信息得到目标采样位置；
    控制所述超声探头按照多普勒模式向被测组织发射第二超声波、并接收由被测组织返回的第二超声波的回波，获得第二超声波的超声回波信号；
    根据该第二超声波的超声回波信号得到目标采样位置处的多普勒频谱图；
    根据所述多普勒频谱图获得所述多普勒频谱图的多普勒频谱包络；
    根据所述多普勒频谱包络计算所述目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
    输出所述VTI。
  20. 如权利要求16所述的方法，其特征在于还包括：根据所述第一超声波的超声回波信号生成可视化的超声图像并进行显示，所述超声图像包括B图像和/或血流图像。
  21. 如权利要求17所述的方法，其特征在于还包括：在超声图像上标记出可视化的目标采样位置。
  22. 一种VTI测量方法，其特征在于包括：
    控制超声探头向被测组织发射第一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号；
    根据该第一超声波的回波生成超声图像，所述超声图像包括B图像和/或血流图像；
    在超声图像上标记出目标采样位置，所述目标采样位置是超声图像中血流动力信息受干扰最小的位置；
    控制所述超声探头按照多普勒模式向被测组织发射第二超声波、并接收由被测组织返回的第二超声波的回波，获得第二超声波的超声回波信号；
    根据该第二超声波的超声回波信号得到目标采样位置处的多普勒频谱包络；
    根据所述多普勒频谱包络计算所述目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
    输出所述VTI。
  23. 一种VTI测量方法，其特征在于包括：
    根据第一超声波的超声回波信号得到血流动力信息，所述第一超声波的超声回波信号通过由超声探头向被测组织发射第一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波得到；
    根据所述血流动力信息得到目标采样位置；
    根据第二超声波的超声回波信号得到目标采样位置处的多普勒频谱图；
    根据所述多普勒频谱图获得所述多普勒频谱图的多普勒频谱包络；
    根据所述多普勒频谱包络计算所述目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI。
  24. 一种VTI测量方法，其特征在于包括：
    控制超声探头向被测组织发射第一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号；
    根据该第一超声波的超声回波信号得到血流动力信息；
    根据所述血流动力信息得到目标采样位置；
    根据所述第一超声波的超声回波信号获取所述目标采样位置处的多普勒频谱图；
    根据所述多普勒频谱图获得所述多普勒频谱图的多普勒频谱包络；
    根据所述多普勒频谱包络计算所述目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
    输出所述VTI。
  25. 如权利要求16至21中任一项所述的方法，其特征在于，所述血流动力信息包括血流速度信息和/或能量信息。
  26. 如权利要求22所述的方法，其特征在于，所述目标采样位置为速度最大的位置或能量信息最大的位置。
  27. 如权利要求16至23任一项所述的方法，其特征在于，所述第一超声波是聚焦波、平面波或发散波。
  28. 一种VTI测量方法，其特征在于包括：
    控制超声探头向被测组织发射第一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号；
    根据所述第一超声波的超声回波信号计算所述第一超声波的扫描区域内多个位置处的多普勒频谱图，获得多个多普勒频谱图；
    从所述多个多普勒频谱图中确定目标多普勒频谱图，其中该目标多普勒频谱图具有最大峰值频谱速度；
    根据所述目标多普勒频谱图，获得所述目标多普勒频谱图的多普勒频谱包络；
    根据所述多普勒频谱包络计算所述目标多普勒频谱图的位置处的血流的速度时间积分VTI；
    输出所述VTI。
  29. 一种VTI测量方法，其特征在于包括：
    控制超声探头向被测组织发射第一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号；
    根据所述第一超声波的超声回波信号计算所述第一超声波的扫描区域内多个位置处的多普勒频谱图，获得多个多普勒频谱图；
    从所述多个多普勒频谱图中确定满足第二预设条件的目标多普勒频谱图；
    根据所述目标多普勒频谱图，获得所述目标多普勒频谱图的多普勒频谱包络；
    根据所述多普勒频谱包络计算所述目标多普勒频谱图的位置处的血流的速度时间积分VTI；
    输出所述VTI。
  30. 如权利要求25-26中任一项所述的方法，其特征在于，所述第一超声波是平面波或发散波。
  31. 一种VTI测量方法，其特征在于包括：
    控制超声探头向被测组织发射第一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号；
    根据所述第一超声波的超声回波信号计算所述第一超声波的扫描区域内每一个点的多普勒频谱图，获得第一超声波的扫描区域内每一个点的多普勒频谱图；
    从所述第一超声波的扫描区域内每一个点的多普勒频谱图中确定目标多普勒频谱图，其中该目标多普勒频谱图具有最大峰值频谱速度；
    根据所述目标多普勒频谱图，获得所述目标多普勒频谱图的多普勒频谱包络；
    根据所述多普勒频谱包络计算所述目标多普勒频谱图的位置处的血流的速度时间积分VTI；
    输出所述VTI。
  32. 一种VTI测量方法，其特征在于包括：
    控制超声探头向被测组织发射第一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号；
    基于第一超声回波信号生成第一超声图像，确定所述第一超声图像的感兴趣区域；
    根据所述第一超声波的超声回波信号计算所述第一超声图像的感兴趣区域内每一个点的多普勒频谱图，获得多个多普勒频谱图；
    从所述多个多普勒频谱图中确定目标多普勒频谱图，其中该目标多普勒频谱图具有最大峰值频谱速度；
    根据所述目标多普勒频谱图，获得所述目标多普勒频谱图的多普勒频谱包络；
    根据所述多普勒频谱包络计算所述目标多普勒频谱图的位置处的血流的速度时间积分VTI；
    输出所述VTI。
  33. 一种VTI测量方法，其特征在于包括：
    控制超声探头向被测组织发射第一超声波、并接收由被测组织返回的第一超声波的回波，获得第一超声波的超声回波信号；
    根据该第一超声波的回波生成超声图像，所述超声图像包括B图像和/或血流图像；
    在超声图像上标记出目标采样位置，所述目标采样位置是超声图像中血流动力信息受干扰满足第一预设条件的位置；
    控制所述超声探头按照多普勒模式向被测组织发射第二超声波、并接收由被测组织返回的第二超声波的回波，获得第二超声波的超声回波信号；
    根据该第二超声波的超声回波信号得到目标采样位置处的多普勒频谱包络；
    根据所述多普勒频谱包络计算所述目标采样位置处的血流的速度时间积分VTI；
    输出所述VTI。
  34. 一种计算机可读存储介质，其特征在于，包括程序，所述程序能够被处理器执行以实现如权利要求16-29中任一项所述的方法。
  35. 一种心脏泵血功能评估方法，其特征在于，采用如权利要求1-15中任一项所述的装置或如权利要求16-29中任一项所述方法得到的 VTI对心脏泵血功能进行评价。
PCT/CN2019/104416 2019-09-04 2019-09-04 一种vti测量装置及方法 Ceased WO2021042298A1 (zh)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201980097940.8A CN114025671B (zh) 2019-09-04 2019-09-04 一种vti测量装置及方法
PCT/CN2019/104416 WO2021042298A1 (zh) 2019-09-04 2019-09-04 一种vti测量装置及方法

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/CN2019/104416 WO2021042298A1 (zh) 2019-09-04 2019-09-04 一种vti测量装置及方法

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2021042298A1 true WO2021042298A1 (zh) 2021-03-11

Family

ID=74852092

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/CN2019/104416 Ceased WO2021042298A1 (zh) 2019-09-04 2019-09-04 一种vti测量装置及方法

Country Status (2)

Country Link
CN (1) CN114025671B (zh)
WO (1) WO2021042298A1 (zh)

Cited By (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113749690A (zh) * 2021-09-24 2021-12-07 无锡祥生医疗科技股份有限公司 血管的血流量测量方法、装置及存储介质
CN114504378A (zh) * 2022-01-04 2022-05-17 南京航空航天大学 一种集超声影像引导于一体微波消融治疗仪
CN114533127A (zh) * 2022-01-13 2022-05-27 南京易云医疗设备科技有限公司 一种用于对血管检测的多普勒超声系统
CN114664414A (zh) * 2022-03-28 2022-06-24 中国人民解放军总医院第三医学中心 血流频谱包络线生成方法及装置、可读存储介质
CN114869335A (zh) * 2022-04-07 2022-08-09 皖南医学院第一附属医院（皖南医学院弋矶山医院） 一种局部血流指数的测定方法及设备
CN115517705A (zh) * 2021-06-24 2022-12-27 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 频谱分析方法和超声成像系统
CN115670513A (zh) * 2021-07-23 2023-02-03 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 基于超声的血流测量方法和超声成像系统
CN115736978A (zh) * 2022-11-23 2023-03-07 武汉中科医疗科技工业技术研究院有限公司 超声成像方法、装置、计算机设备和存储介质
CN115770062A (zh) * 2021-09-07 2023-03-10 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种超声波数据的处理方法、成像装置
CN116650017A (zh) * 2023-08-01 2023-08-29 苏州晟智医疗科技有限公司 血流参数测量装置、设备及存储介质
CN116725572A (zh) * 2023-04-10 2023-09-12 苏州圣泽医疗科技有限公司 连续心排量获取装置、电子设备、计算设备及存储介质
CN120788615A (zh) * 2025-09-12 2025-10-17 苏州晟智医疗科技有限公司 心输出量确定方法、装置、电子设备和存储介质

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN116671979B (zh) * 2022-02-23 2026-03-17 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 一种心输出量的检测方法、装置、电子设备及存储介质
CN116491981A (zh) * 2023-04-24 2023-07-28 必欧瀚生物技术（合肥）有限公司 一种血流检测仪

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1557123A1 (en) * 2004-01-20 2005-07-27 Uscom Limited Method and system for the determination of blood characteristics in infants
CN108135571A (zh) * 2015-09-30 2018-06-08 通用电气公司 用于测量心输出量的方法和系统
CN108784740A (zh) * 2017-04-28 2018-11-13 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 超声图像中血流量获得方法、超声成像系统及存储介质
CN108969016A (zh) * 2017-05-31 2018-12-11 通用电气公司 用于自动分析多普勒频谱的方法和系统
CN109452954A (zh) * 2017-09-06 2019-03-12 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 超声成像方法及装置

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5100343B2 (ja) * 2007-12-05 2012-12-19 株式会社東芝 超音波診断装置、及び超音波診断装置の制御プログラム
JP6116853B2 (ja) * 2011-11-30 2017-04-19 東芝メディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置及び画像処理方法
US20180192996A1 (en) * 2017-01-10 2018-07-12 Canon Medical Systems Corporation Ultrasonic diagnostic device, image processing device, and image processing method

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1557123A1 (en) * 2004-01-20 2005-07-27 Uscom Limited Method and system for the determination of blood characteristics in infants
CN108135571A (zh) * 2015-09-30 2018-06-08 通用电气公司 用于测量心输出量的方法和系统
CN108784740A (zh) * 2017-04-28 2018-11-13 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 超声图像中血流量获得方法、超声成像系统及存储介质
CN108969016A (zh) * 2017-05-31 2018-12-11 通用电气公司 用于自动分析多普勒频谱的方法和系统
CN109452954A (zh) * 2017-09-06 2019-03-12 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 超声成像方法及装置

Cited By (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN115517705A (zh) * 2021-06-24 2022-12-27 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 频谱分析方法和超声成像系统
CN115670513A (zh) * 2021-07-23 2023-02-03 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 基于超声的血流测量方法和超声成像系统
CN115770062B (zh) * 2021-09-07 2025-10-10 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种超声波数据的处理方法、成像装置
CN115770062A (zh) * 2021-09-07 2023-03-10 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种超声波数据的处理方法、成像装置
CN113749690B (zh) * 2021-09-24 2024-01-30 无锡祥生医疗科技股份有限公司 血管的血流量测量方法、装置及存储介质
CN113749690A (zh) * 2021-09-24 2021-12-07 无锡祥生医疗科技股份有限公司 血管的血流量测量方法、装置及存储介质
CN114504378A (zh) * 2022-01-04 2022-05-17 南京航空航天大学 一种集超声影像引导于一体微波消融治疗仪
CN114533127A (zh) * 2022-01-13 2022-05-27 南京易云医疗设备科技有限公司 一种用于对血管检测的多普勒超声系统
CN114664414A (zh) * 2022-03-28 2022-06-24 中国人民解放军总医院第三医学中心 血流频谱包络线生成方法及装置、可读存储介质
CN114869335A (zh) * 2022-04-07 2022-08-09 皖南医学院第一附属医院（皖南医学院弋矶山医院） 一种局部血流指数的测定方法及设备
CN114869335B (zh) * 2022-04-07 2023-12-08 皖南医学院第一附属医院（皖南医学院弋矶山医院） 一种局部血流指数的测定方法及设备
CN115736978A (zh) * 2022-11-23 2023-03-07 武汉中科医疗科技工业技术研究院有限公司 超声成像方法、装置、计算机设备和存储介质
CN116725572A (zh) * 2023-04-10 2023-09-12 苏州圣泽医疗科技有限公司 连续心排量获取装置、电子设备、计算设备及存储介质
CN116650017B (zh) * 2023-08-01 2023-10-27 苏州晟智医疗科技有限公司 血流参数测量装置、设备及存储介质
CN116650017A (zh) * 2023-08-01 2023-08-29 苏州晟智医疗科技有限公司 血流参数测量装置、设备及存储介质
CN120788615A (zh) * 2025-09-12 2025-10-17 苏州晟智医疗科技有限公司 心输出量确定方法、装置、电子设备和存储介质

Also Published As

Publication number Publication date
CN114025671A (zh) 2022-02-08
CN114025671B (zh) 2024-11-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN114025671B (zh) 一种vti测量装置及方法
CN108135571B (zh) 用于测量心输出量的方法和系统
CN102551800B (zh) 用于显示超声数据的方法和系统
JP5771297B1 (ja) 超音波診断装置
US20110087094A1 (en) Ultrasonic diagnosis apparatus and ultrasonic image processing apparatus
US9877698B2 (en) Ultrasonic diagnosis apparatus and ultrasonic image processing apparatus
CN107198546A (zh) 超声波诊断装置、图像处理装置以及图像处理方法
US11039777B2 (en) Ultrasonic diagnostic apparatus and control method
CN115429320A (zh) 基于超声血流成像的血压、脉搏波测量装置和方法
CN114190986B (zh) 心功能参数的监测方法及超声设备
WO2021087765A1 (zh) 一种超声成像设备和子宫内膜蠕动的检测方法
CN114072065B (zh) 一种超声成像设备和脉搏波成像方法
CN115770062B (zh) 一种超声波数据的处理方法、成像装置
JP2009039277A (ja) 超音波診断装置
EP3357429B1 (en) Ultrasonic diagnosis apparatus and control method for same
CN112168210B (zh) 医学图像处理终端、超声诊断设备和胎儿图像的处理方法
JP5299961B2 (ja) 超音波診断装置、画像処理装置及び超音波診断装置の制御プログラム
CN115721339A (zh) 超声成像方法及设备
US20170105704A1 (en) Ultrasonic diagnostic apparatus and medical image processing apparatus
JP5337446B2 (ja) 超音波画像診断装置、画像処理装置及び超音波画像診断支援プログラム
JP2007125273A (ja) 超音波解析装置
US20250375188A1 (en) Ultrasound imaging device and doppler ultrasound imaging method thereof
US20240032896A1 (en) Ultrasonic diagnosis apparatus, medical image processing apparatus, and non-transitory computer readable medium
WO2026055882A1 (zh) 一种超声成像设备和心脏心肌弹性的评估方法
CN116507287A (zh) 超声成像系统、方法和计算机存储介质

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: 19944124

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 19944124

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 05/09/2022)

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 19944124

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1