WO2023036201A1 - 超声血流成像方法及超声成像装置 - Google Patents

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repetition frequency
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杜宜纲
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    • A61B8/5246—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image combining images from the same or different imaging techniques, e.g. color Doppler and B-mode

Definitions

  • the present application relates to the technical field of ultrasonic imaging, and more particularly relates to an ultrasonic blood flow imaging method and an ultrasonic imaging device.
  • an ultrasonic blood flow imaging method comprising: transmitting the first ultrasonic wave, the second ultrasonic wave and the third ultrasonic wave to the blood flow position of the target object to be measured at a first emission angle, and receiving Ultrasonic echoes to obtain a first echo signal, a second echo signal and a third echo signal; wherein, there is a first pulse repetition frequency between the first ultrasonic wave and the second ultrasonic wave, and the first There is a second pulse repetition frequency between the second ultrasonic wave and the third ultrasonic wave, and the relationship between the first pulse repetition frequency and the second pulse repetition frequency is a non-integer multiple; Transmitting the fourth ultrasonic wave, the fifth ultrasonic wave and the sixth ultrasonic wave to the position of the blood flow to be measured, and receiving the echo of the ultrasonic wave to obtain the fourth echo signal, the fifth echo signal and the sixth echo signal; Wherein, there is a
  • an ultrasonic blood flow imaging method comprising: transmitting the first ultrasonic wave, the second ultrasonic wave, the third ultrasonic wave and the first ultrasonic wave to the blood flow position of the target object at a first emission angle.
  • an ultrasonic blood flow imaging method comprising: transmitting the first ultrasonic wave, the second ultrasonic wave and the third ultrasonic wave to the blood flow position of the target object to be measured at a first emission angle, and receiving ultrasonic echoes to obtain a first echo signal, a second echo signal and a third echo signal; wherein, there is a first pulse repetition frequency between the first ultrasonic wave and the second ultrasonic wave, and the There is a second pulse repetition frequency between the second ultrasonic wave and the third ultrasonic wave, and the relationship between the first pulse repetition frequency and the second pulse repetition frequency is a non-integer multiple; with a second pulse repetition frequency different from the first emission angle
  • the second transmission angle transmits the fourth ultrasonic wave, the fifth ultrasonic wave, the sixth ultrasonic wave and the seventh ultrasonic wave to the position of the blood flow to be measured, and receives the echo of the ultrasonic wave to obtain the fourth echo signal, the fifth echo signal, the Six echo signals and
  • an ultrasonic imaging device includes a transmitting circuit, a receiving circuit, an ultrasonic probe and a processor, wherein: the transmitting circuit is used to control the ultrasonic probe to the target object to be tested The blood flow position transmits ultrasonic waves; the receiving circuit is used to control the ultrasonic probe to receive the echoes of the ultrasonic waves, and obtain echo signals from the echoes of the ultrasonic waves; the processor is used to perform operations based on the echo signals Ultrasonic blood flow imaging; the processor is also used to execute the above-mentioned ultrasonic blood flow imaging method.
  • ultrasonic waves are emitted to the blood flow position of the target object at least two emission angles, and each emission angle uses a non-uniform PRF to emit ultrasonic waves, which can achieve greater The actual PRF, thereby increasing the maximum measurable velocity, and then improving the measurement accuracy of the blood flow velocity vector at the blood flow position to be measured.
  • Fig. 1 shows a schematic flowchart of an ultrasonic blood flow imaging method according to an embodiment of the present application.
  • Fig. 2 shows an exemplary schematic diagram of transmitting ultrasonic waves in an ultrasonic blood flow imaging method according to an embodiment of the present application.
  • Fig. 3 shows an exemplary schematic diagram of transmitting focused ultrasonic waves between non-focused ultrasonic waves in an ultrasonic blood flow imaging method according to an embodiment of the present application.
  • Fig. 4 shows an exemplary diagram of grouping transmitted ultrasonic waves to perform wall filtering on their respective echo signals in an ultrasonic blood flow imaging method according to an embodiment of the present application.
  • Fig. 5 shows another example diagram of grouping emitted ultrasonic waves to perform wall filtering on their respective echo signals in the ultrasonic blood flow imaging method according to an embodiment of the present application.
  • Fig. 6 shows an exemplary schematic diagram of multiple consecutive transmissions of the same PRF at the same angle in the ultrasonic blood flow imaging method according to the embodiment of the present application.
  • Fig. 7 shows a schematic flowchart of an ultrasound blood flow imaging method according to another embodiment of the present application.
  • Fig. 8 shows a schematic structural block diagram of an ultrasonic imaging device according to an embodiment of the present application.
  • Fig. 1 shows a schematic flowchart of an ultrasound blood flow imaging method 100 according to an embodiment of the present application.
  • the ultrasonic blood flow imaging method 100 may include the following steps:
  • step S110 the first ultrasonic wave, the second ultrasonic wave and the third ultrasonic wave are transmitted to the blood flow position of the target object at the first transmission angle, and the echoes of the ultrasonic waves are received to obtain the first echo signal, the second echo signal signal and the third echo signal; wherein, there is a first pulse repetition frequency between the first ultrasonic wave and the second ultrasonic wave, there is a second pulse repetition frequency between the second ultrasonic wave and the third ultrasonic wave, and the first pulse repetition frequency and the second The pulse repetition frequency is a non-integer multiple relationship.
  • step S120 the fourth ultrasonic wave, the fifth ultrasonic wave and the sixth ultrasonic wave are transmitted to the blood flow position to be measured at a second transmitting angle different from the first transmitting angle, and the echoes of the ultrasonic waves are received to obtain fourth echo signals, The fifth echo signal and the sixth echo signal; wherein, there is a third pulse repetition frequency between the fourth ultrasonic wave and the fifth ultrasonic wave, there is a fourth pulse repetition frequency between the fifth ultrasonic wave and the sixth ultrasonic wave, and the third pulse repetition frequency is The frequency and the fourth pulse repetition frequency are non-integer multiples;
  • step S130 according to the first echo signal, the second echo signal, the third echo signal, the first pulse repetition frequency and the second pulse repetition frequency, the blood flow velocity vector of the blood flow position to be measured is obtained in the first transmission the first projected component of the angle;
  • step S140 according to the fourth echo signal, the fifth echo signal, the sixth echo signal, the third pulse repetition frequency and the fourth pulse repetition frequency, the blood flow velocity vector of the blood flow position to be measured is obtained in the second transmission second projection component in angle;
  • step S150 the first projection component and the second projection component are synthesized to obtain a blood flow velocity vector at the blood flow position to be measured.
  • ultrasonic waves are transmitted to the blood flow position of the target object at least two emission angles, and there are at least two pulse repetition frequencies (ie, PRF) between the ultrasonic waves emitted at each emission angle, and this is at least
  • PRF pulse repetition frequencies
  • the relationship between the two PRFs is a non-integer multiple, which means that each transmission angle uses a non-uniform PRF to transmit ultrasound, which can achieve a larger actual PRF, thereby increasing the maximum measurable speed, thereby improving the location of the blood flow to be measured
  • the measurement accuracy of the blood flow velocity vector The reason why the ultrasonic blood flow imaging method 100 can improve the maximum measurable speed will be described in detail below.
  • the blood flow velocity calculation formula based on the Doppler principle is as follows:
  • v z is the blood flow velocity component measured along the ultrasonic propagation direction
  • f 0 is the center frequency of the signal transmitted by the probe
  • f PRF is the pulse repetition frequency PRF (that is, the time between two adjacent transmissions interval)
  • N in the R(1) expression is the number of transmissions at the same position
  • x(i) represents the real part of the i-th transmission and receives the processed signal
  • y(i) represents the i-th transmission and receive the imaginary part of the processed signal
  • j is the imaginary unit.
  • the speed measurement range of formula (1) can be expressed as [-v max v max ).
  • the actual velocity is greater than vmax or less than -vmax , the measurement results will be aliased (note: the actual velocity here refers to the actual value of the velocity component along the ultrasonic emission direction, and this value is also measured).
  • the correct velocity component measurements should be:
  • the ultrasonic blood flow imaging method 100 transmits ultrasonic waves to the blood flow position of the target object to be measured at two emission angles, and there are two different PRFs between the ultrasonic waves emitted at each emission angle.
  • formula (2) can be extended to a set of equations containing two PRFs:
  • the small PRF will first appear aliasing, therefore, when f PRF1 >f PRF2 , then
  • ultrasonic waves are emitted to the blood flow position of the target object at least two emission angles, and each emission angle uses a non-uniform PRF to emit ultrasonic waves, which can achieve greater The actual PRF, thereby increasing the maximum measurable velocity, thereby improving the measurement accuracy of the blood flow velocity vector at the blood flow position to be measured.
  • step S110 to S150 in the ultrasonic blood flow imaging method 100 is not necessarily limited by their serial numbers, for example, step S120 may also be after step S130.
  • step S130 according to the first echo signal, the second echo signal, the third echo signal, the first pulse repetition frequency and the second pulse repetition frequency, the position of the blood flow to be measured is obtained.
  • the first projection component of the blood flow velocity vector on the first emission angle may include: obtaining the first blood flow velocity according to the first echo signal and the second echo signal, and obtaining the first blood flow velocity according to the second echo signal and the third echo signal signal to obtain the second blood flow velocity; obtain the first maximum measurable velocity corresponding to the first pulse repetition frequency and the second maximum measurable velocity corresponding to the second pulse repetition frequency; according to the first blood flow velocity, the second blood flow velocity, The first maximum measurable velocity and the second maximum measurable velocity determine a first anti-aliasing coefficient satisfying a first preset condition; based on the first anti-aliasing coefficient, the first blood flow velocity and/or the second blood flow velocity are performed The anti-aliasing process obtains the first projection component of the blood flow velocity vector at the first emission angle of the blood flow position to be measured.
  • the process of calculating the first projection component of the blood flow velocity vector at the blood flow position to be measured in this embodiment can be understood in combination with the above formulas.
  • the first blood flow velocity can be understood as B 1 in the previous formula (8)
  • the second blood flow velocity can be understood as B 2 in the previous formula (8)
  • the first maximum measurable velocity can be understood as the previous formula ( v max1 in 8)
  • the second maximum measurable speed can be understood as v max2 in the previous formula (8)
  • the first anti-aliasing coefficient can be understood as M and/or N in the previous formula (8)
  • the first preset Setting conditions can be understood as making formula (8) valid.
  • determining the first anti-aliasing coefficient satisfying the first preset condition according to the first blood flow velocity, the second blood flow velocity, the first maximum measurable velocity, and the second maximum measurable velocity may include: The difference between the blood flow velocity and the second blood flow velocity is taken as the first difference (i.e. B 1 -B 2 ); the difference between N times the second maximum measurable velocity and M times the first maximum measurable velocity 2 times of , as the second difference (ie 2(Nv max2 -Mv max1 )), where N and M are both integers; the difference between the first difference and the second difference, as the third difference value (i.e.
  • the value result of M corresponds to the first blood flow velocity B 1
  • anti-aliasing is performed on the first blood flow velocity based on the first anti-aliasing coefficient processing to obtain the first projection component of the blood flow velocity vector at the position of the blood flow to be measured at the first emission angle, that is, the calculation of the blood flow velocity vector at the position of the blood flow to be measured at the first emission angle by the formula (5) above The first projection component on .
  • the value result of N corresponds to the first blood flow velocity B 2
  • anti-aliasing is performed on the second blood flow velocity based on the first anti-aliasing coefficient Processing, to obtain the first projected component of the blood flow velocity vector of the blood flow position to be measured at the first emission angle, that is, to obtain the blood flow velocity vector of the blood flow position to be measured at the first emission angle through the calculation of the above formula (6)
  • the first projection component on .
  • the above-mentioned M as the first anti-aliasing coefficient to perform anti-aliasing processing on the first blood flow velocity
  • the above-mentioned N as the first anti-aliasing coefficient to perform anti-aliasing processing on the first blood flow velocity.
  • the projection components are averaged, and the averaged result is used as the first projection component of the final blood flow velocity vector at the first emission angle at the blood flow position to be measured.
  • M and/or N with the smallest absolute value in the evaluation results can be As the first anti-aliasing coefficient, it will be described below with examples.
  • step S140 according to the fourth echo signal, the fifth echo signal, the sixth echo signal, the third pulse repetition frequency and the fourth pulse repetition frequency, the position of the blood flow to be measured is obtained.
  • the second projection component of the blood flow velocity vector on the second emission angle may include: obtaining the third blood flow velocity according to the fourth echo signal and the fifth echo signal, and obtaining the third blood flow velocity according to the fifth echo signal and the sixth echo signal obtain the fourth blood flow velocity from the signal; obtain the third maximum measurable velocity corresponding to the third pulse repetition frequency and the fourth maximum measurable velocity corresponding to the fourth pulse repetition frequency; according to the third blood flow velocity, the fourth blood flow velocity, The third maximum measurable speed and the fourth maximum measurable speed determine a second anti-aliasing coefficient satisfying the second preset condition; based on the second anti-aliasing coefficient, perform the third blood flow velocity and/or the fourth blood flow velocity
  • the anti-aliasing process obtains the second projection component of the blood flow velocity vector at the blood flow position to be measured on the second emission angle.
  • the method of calculating the second projection component of the blood flow velocity vector at the blood flow position to be measured is similar to the method of calculating the first projection component described above, except that the data used in the calculation are different.
  • the third pulse repetition frequency be f PRF3 and the fourth pulse repetition frequency be f PRF4 , then the previous formulas (5) to (8) can be transformed into:
  • the third blood flow velocity can be understood as B 3 in the preceding formula (12)
  • the fourth blood flow velocity can be understood as B 4 in the preceding formula (12)
  • the third maximum measurable velocity can be understood as the preceding formula ( v max3 in 12)
  • the fourth maximum measurable speed can be understood as v max4 in the previous formula (12)
  • the second anti-aliasing coefficient can be understood as M and/or N in the previous formula (12)
  • the second preset Setting conditions can be understood as making formula (12) established.
  • M and N in formula (5) to formula (8) have the same meaning as M and N in formula (9) to formula (12), but there will be different value results based on different data sources, here Characterization by the same letter is for illustrative purposes only, and does not mean that the two are necessarily the same.
  • determining the second anti-aliasing coefficient satisfying the second preset condition according to the third blood flow velocity, the fourth blood flow velocity, the third maximum measurable velocity, and the fourth maximum measurable velocity may include: The difference between the blood flow velocity and the fourth blood flow velocity is taken as the fourth difference (ie B 3 -B 4 ); the difference between the fourth maximum measurable velocity of N times and the third maximum measurable velocity of M times 2 times of , as the fifth difference (ie 2(Nv max4 -Mv max3 )), where N and M are both integers; the difference between the fourth difference and the fifth difference, as the sixth difference value (i.e.
  • the value result of M corresponds to the third blood flow velocity B 3
  • anti-aliasing is performed on the third blood flow velocity based on the second anti-aliasing coefficient processing to obtain the second projected component of the blood flow velocity vector at the position of the blood flow to be measured at the second emission angle, that is, the calculation of the blood flow velocity vector at the position of the blood flow to be measured at the second emission angle by the formula (9) above The second projection component on .
  • the value result of N corresponds to the fourth blood flow velocity B 4
  • anti-aliasing is performed on the fourth blood flow velocity based on the second anti-aliasing coefficient processing, to obtain the second projected component of the blood flow velocity vector at the position of the blood flow to be measured at the second emission angle, that is, the calculation of the blood flow velocity vector at the position of the blood flow to be measured at the second emission angle by the formula (10) above The second projection component on .
  • the above-mentioned M as the second anti-aliasing coefficient on the projection component obtained by performing anti-aliasing processing on the third blood flow velocity
  • the above-mentioned N as the second anti-aliasing coefficient on the projection component obtained by performing anti-aliasing processing on the fourth blood flow velocity
  • the projection components are averaged, and the averaged result is used as the second projection component of the final blood flow velocity vector of the blood flow position to be measured at the first emission angle.
  • the M and/or N with the smallest absolute value in the evaluation results is taken as the first Two anti-aliasing coefficients.
  • the first pulse repetition frequency is 3k (ie 3000Hz)
  • the second pulse repetition frequency is 4k (ie 4000Hz)
  • the sound velocity c is 1540m/s
  • the center frequency of the signal emitted by the probe is 5MHz
  • the first The maximum measurable speeds (in absolute value) corresponding to the pulse repetition frequency and the second pulse repetition frequency respectively are:
  • the first pulse repetition frequency is 2k (ie 2000Hz)
  • the second pulse repetition frequency is 9k (ie 9000Hz)
  • the sound velocity c is 1540m/s
  • the center frequency of the signal emitted by the probe is 4MHz
  • the first The maximum measurable speeds (in absolute value) corresponding to the first pulse repetition frequency and the second pulse repetition frequency are respectively:
  • the velocity value measured by this method is the same as the actual velocity value, which proves that the method of the present application can accurately measure the projection component of the blood flow velocity at a certain emission angle, and thus can accurately measure the blood flow velocity.
  • Flow velocity vector is the same as the actual velocity value, which proves that the method of the present application can accurately measure the projection component of the blood flow velocity at a certain emission angle, and thus can accurately measure the blood flow velocity.
  • the first pulse repetition frequency is 3.5k (i.e. 3500Hz)
  • the second pulse repetition frequency is 2k (i.e. 2000Hz)
  • the sound velocity c is 1540m/s
  • the center frequency of the signal emitted by the probe is 5MHz
  • the maximum measurable speeds (in absolute value) corresponding to the first pulse repetition frequency and the second pulse repetition frequency are respectively:
  • the first launch angle and the second launch angle are described in the above example, it is only the simplest example.
  • This application aims to obtain the velocity component corresponding to each angle through multi-angle launch (at least two launch angles) (that is, the projection component in the foregoing), and then perform vector reconstruction according to these velocity components to obtain the blood flow velocity vector.
  • the first emission angle emits the first to the third ultrasonic waves
  • the second emission angle emits the fourth to sixth ultrasonic waves
  • the application is not limited to each emission angle.
  • the number of emitted ultrasonic waves only needs to satisfy at least three for each emission angle.
  • multi-angle transmission combined with multi-angle reception (that is, receive ultrasonic echoes at one or more receiving angles) to obtain multiple velocity components at different angles, and then perform vector reconstruction based on these velocity components to obtain blood flow Velocity vector, imaging the blood flow velocity vector to realize vector blood flow imaging.
  • the first emission angle and the second emission angle may alternately emit.
  • the transmission order of the first ultrasonic wave, the second ultrasonic wave, the third ultrasonic wave, the fourth ultrasonic wave, the fifth ultrasonic wave, and the sixth ultrasonic wave can be: the first ultrasonic wave, the fourth ultrasonic wave, the second ultrasonic wave, the The fifth ultrasonic wave, the third ultrasonic wave, and the sixth ultrasonic wave.
  • Alternate firing at two launch angles makes the time interval between different angles short and the resultant velocity vector more accurate.
  • the same emission angle can also be emitted continuously.
  • the transmission order of the aforementioned first ultrasonic wave, second ultrasonic wave, third ultrasonic wave, fourth ultrasonic wave, fifth ultrasonic wave, and sixth ultrasonic wave can be: first ultrasonic wave, second ultrasonic wave, fourth ultrasonic wave, fifth ultrasonic wave, fifth ultrasonic wave, and sixth ultrasonic wave.
  • the transmission order of the aforementioned first ultrasonic wave, second ultrasonic wave, third ultrasonic wave, fourth ultrasonic wave, fifth ultrasonic wave, and sixth ultrasonic wave can also be: first ultrasonic wave, fourth ultrasonic wave, fifth ultrasonic wave, The second ultrasound, the third ultrasound, the sixth ultrasound; or the first ultrasound, the second ultrasound, the fourth ultrasound, the third ultrasound, the fifth ultrasound, the sixth ultrasound; or the first ultrasound, the second ultrasound, the fourth ultrasound, Fifth ultrasonic wave, sixth ultrasonic wave, third ultrasonic wave; or first ultrasonic wave, fourth ultrasonic wave, second ultrasonic wave, third ultrasonic wave, fifth ultrasonic wave, sixth ultrasonic wave; or first ultrasonic wave, fourth ultrasonic wave, fifth ultrasonic wave, The sixth ultrasound, the second ultrasound, the third ultrasound; or the first ultrasound, the fourth ultrasound, the second ultrasound, the fifth ultrasound, the sixth ultrasound, the third ultrasound; or the first ultrasound, the fourth ultrasound, the fifth ultrasound, The second ultrasound, the sixth ultrasound, and the
  • Fig. 2 shows an exemplary schematic diagram of transmitting ultrasonic waves in an ultrasonic blood flow imaging method according to an embodiment of the present application.
  • the arrow pointing to the left is the first launch angle
  • the arrow pointing to the right is the second launch angle.
  • the two PRFs corresponding to the first emission angle are 6k and 5k respectively
  • the two PRFs corresponding to the second emission angle are also 6k and 5k respectively.
  • the method of the present application can increase the maximum measurable speed, wherein the pulse repetition frequency used in obtaining the maximum measurable speed according to the method of the present application is the least common multiple of the two PRFs (ie 6k and 5k). It is precisely because of this that the relationship between the first pulse repetition frequency and the second pulse repetition frequency described above is a non-integer multiple relationship, and the relationship between the third pulse repetition frequency and the fourth pulse repetition frequency is a non-integer multiple relationship, otherwise it is impossible to improve the maximum measurable speed.
  • the first pulse repetition frequency and the second pulse repetition frequency are relatively prime to each other, the maximum measurable speed at the first emission angle can be maximized.
  • the third pulse repetition frequency and the fourth pulse repetition frequency are relatively prime to each other, the maximum measurable speed at the second firing angle can be maximized.
  • the reciprocal of the maximum value of the first pulse repetition frequency, the second pulse repetition frequency, the third pulse repetition frequency, and the fourth pulse repetition frequency is greater than the blood flow imaging depth and the ultrasonic wave to be tested. Twice the ratio of the speed of sound propagating in the bloodstream.
  • the reciprocal of each pulse repetition frequency corresponds to the time interval between two ultrasonic transmissions. Therefore, the reciprocal of the maximum value of the first pulse repetition frequency, the second pulse repetition frequency, the third pulse repetition frequency, and the fourth pulse repetition frequency is greater than the blood flow imaging depth and the ultrasonic wave in the blood flow to be measured.
  • Twice the ratio of the sound velocity propagating in the middle means that the minimum transmission time interval is greater than twice the ratio of the blood flow imaging depth to the sound velocity of the ultrasonic wave propagating in the blood flow to be measured, which can ensure that all the emitted ultrasonic waves can be received.
  • the first pulse repetition frequency may be the same as the third pulse repetition frequency
  • the second pulse repetition frequency may be the same as the fourth pulse repetition frequency
  • the scan of the blood flow imaging is usually a non-focused wave, for example, a plane wave or a divergent wave and the like. After such a scan, the entire image can be obtained through beamforming signal processing.
  • blood flow imaging also needs to ensure the image quality of traditional grayscale images.
  • grayscale images In order for grayscale images to have sufficient spatial resolution, it is usually necessary to employ focused wave emission. In this way, it is necessary to alternately transmit and scan focused waves and non-focused waves in order to realize high frame rate blood flow imaging and high spatial resolution gray-scale B-image imaging at the same time.
  • the first ultrasonic wave, the second ultrasonic wave, the third ultrasonic wave, the fourth ultrasonic wave, the fifth ultrasonic wave and the sixth ultrasonic wave may all be unfocused ultrasonic waves
  • the method 100 may also include (not shown): transmit focused ultrasound to the position of the blood flow to be measured, and receive the echo of the focused ultrasound to obtain a focused echo signal; generate a grayscale image of the blood flow position to be measured based on the focused echo signal; based on the position of the blood flow to be measured
  • the blood flow velocity vector generates a blood flow velocity vector diagram; display the grayscale image and superimpose the blood flow velocity vector diagram on the grayscale image.
  • the focused ultrasonic wave can be transmitted between any adjacent two of the first ultrasonic wave, the second ultrasonic wave, the third ultrasonic wave, the fourth ultrasonic wave, the fifth ultrasonic wave and the sixth ultrasonic wave.
  • the reciprocal of the minimum value among the first pulse repetition frequency, the second pulse repetition frequency, the third pulse repetition frequency and the fourth pulse repetition frequency is the maximum transmission time interval, and the focused ultrasound can be Transmitted between two ultrasonic waves.
  • unfocused waves are used for blood flow imaging (slashes with arrows), and there are two different launch angles, and each launch angle corresponds to two different launch PRFs, 7k and 3k, respectively.
  • Focused waves are used for grayscale B-image imaging (vertical lines without arrows).
  • the method 100 may further include: receiving the first echo signal, the second echo signal, the third echo signal, the fourth echo signal, the fifth echo signal, and the sixth echo signal
  • the echo signals with the same emission angle and the same emission time interval between each other are regarded as a group of signals, at least two groups of echo signals are obtained, and wall filtering is performed on each group of echo signals , the echo signals obtained after wall filtering are used to calculate the first blood flow velocity, the second blood flow velocity, the third blood flow velocity and the fourth blood flow velocity.
  • Wall filtering is to filter the signal, filter out the immobile tissue, and obtain the signal of moving blood flow.
  • Wall filtering is generally high-pass filtering, and traditional wall filtering includes FIR or IIR filters.
  • the input signals of these two filters are generally equidistant signals.
  • This application uses a non-uniform transmission PRF, that is, the time intervals between two adjacent transmissions or two adjacent transmissions at the same angle at different times are different. . It will be described below in conjunction with FIG. 4 and FIG. 5 .
  • Fig. 4 shows an exemplary diagram of grouping transmitted ultrasonic waves to perform wall filtering on their respective echo signals in an ultrasonic blood flow imaging method according to an embodiment of the present application.
  • two PRFs are used for both launch angles, 6k and 5k respectively, and the time intervals between two adjacent launches or two adjacent launches at the same angle at different times are different. Therefore, in order to ensure the normal use of wall filtering, wall filtering will be carried out in the following way: take the echo signals with the same emission angle and the same emission time interval between each other as a group of signals, obtain at least two groups of echo signals, and Each group of echo signals is subjected to wall filtering separately. As shown in the lower figure of Figure 4, different colors are used to distinguish different groups of signals, and signals of the same color (that is, echo signals with the same emission angle and the same emission time interval between each other) are used as a group of signals for wall filtering .
  • Fig. 5 shows another example diagram of grouping transmitted ultrasonic waves to perform wall filtering on their respective echo signals in the ultrasonic blood flow imaging method according to an embodiment of the present application.
  • two PRFs are used for the two emission angles, 7k and 3k respectively, and focused waves for grayscale imaging are also emitted during the unfocused wave emission interval, similar to the example in Figure 4, The time intervals between two adjacent launches or two adjacent launches at the same angle at different times are different.
  • wall filtering will be carried out in the following way: take the echo signals with the same emission angle and the same emission time interval as a group of signals, obtain at least two groups of echo signals, and Each group of echo signals is subjected to wall filtering separately. As shown in the lower figure of Figure 5, different colors are used to distinguish different groups of signals, and signals of the same color (that is, echo signals with the same emission angle and the same emission time interval between each other) are used as a group of signals for wall filtering .
  • the ultrasonic wave with the same PRF in the same emission angle is only used as an example for illustration, and the number of emission is not limited. In the actual process, the ultrasonic wave with the same PRF in the same emission angle can also be continuously emitted for multiple times.
  • Second-rate For example, at least one of the aforementioned first to sixth ultrasonic waves may be continuously emitted multiple times, that is, ultrasonic waves with the same PRF at the same emission angle may be emitted continuously one or more times. As shown in Fig. 6, it is the case where the same PRF is transmitted 6 times at the same angle.
  • the calculation of the three-dimensional velocity vector can also be performed, and the method 100 can also include: transmitting the seventh ultrasonic wave to the position of the blood flow to be measured at a third transmission angle different from the first transmission angle and the second transmission angle , the eighth ultrasonic wave and the ninth ultrasonic wave, and receive the echoes of the ultrasonic waves to obtain the seventh echo signal, the eighth echo signal and the ninth echo signal; wherein, there is a fifth ultrasonic wave between the seventh ultrasonic wave and the eighth ultrasonic wave Pulse repetition frequency, there is a sixth pulse repetition frequency between the eighth ultrasonic wave and the ninth ultrasonic wave, and the relationship between the fifth pulse repetition frequency and the sixth pulse repetition frequency is a non-integer multiple; according to the seventh echo signal, the eighth echo signal, the ninth echo signal, the fifth pulse repetition frequency and the sixth pulse repetition frequency, to obtain the third projection component of the blood flow velocity vector at the blood flow position to be measured on the third emission angle; for the first projection component Combining with the second projection
  • the above exemplarily shows the ultrasonic blood flow imaging method 100 according to one embodiment of the present application.
  • ultrasonic waves are emitted to the blood flow position of the target object at least two emission angles, and each emission angle uses a non-uniform PRF to emit ultrasonic waves, which can realize Larger actual PRF, thereby increasing the maximum measurable velocity, thereby improving the measurement accuracy of the blood flow velocity vector at the blood flow position to be measured.
  • the ultrasound blood flow imaging method 700 may include the following steps:
  • step S710 transmit the first ultrasonic wave, the second ultrasonic wave, the third ultrasonic wave and the fourth ultrasonic wave to the blood flow position of the target object at the first transmission angle, and receive the echo of the ultrasonic waves to obtain the first echo signal, The second echo signal, the third echo signal and the fourth echo signal; wherein, there is a first pulse repetition frequency between the first ultrasonic wave and the second ultrasonic wave, and there is a second pulse repetition frequency between the third ultrasonic wave and the fourth ultrasonic wave Frequency, the relationship between the first pulse repetition frequency and the second pulse repetition frequency is a non-integer multiple.
  • step S720 the fifth ultrasonic wave, the sixth ultrasonic wave, the seventh ultrasonic wave and the eighth ultrasonic wave are transmitted to the blood flow position to be measured at a second transmitting angle different from the first transmitting angle, and the echoes of the ultrasonic waves are received to obtain the fifth ultrasonic wave echo signal, sixth echo signal, seventh echo signal and eighth echo signal; wherein, there is a third pulse repetition frequency between the fifth ultrasonic wave and the sixth ultrasonic wave, and there is a pulse repetition frequency between the seventh ultrasonic wave and the eighth ultrasonic wave.
  • the fourth pulse repetition frequency, the third pulse repetition frequency and the fourth pulse repetition frequency are non-integer multiples.
  • step S730 according to the first echo signal, the second echo signal, the third echo signal, the fourth echo signal, the first pulse repetition frequency and the second pulse repetition frequency, the blood flow at the blood flow position to be measured is obtained The first projected component of the velocity vector at the first launch angle.
  • step S740 according to the fifth echo signal, the sixth echo signal, the seventh echo signal, the eighth echo signal, the third pulse repetition frequency and the fourth pulse repetition frequency, the blood flow at the blood flow position to be measured is obtained The second projected component of the velocity vector at the second launch angle.
  • step S750 the first projection component and the second projection component are synthesized to obtain a blood flow velocity vector at the blood flow position to be measured.
  • the ultrasonic blood flow imaging method 700 is generally similar to the aforementioned ultrasonic blood flow imaging method 100, except that the ultrasonic blood flow imaging method 100 uses two different PRFs to control all Two adjacent ultrasonic waves (that is, there is a first PRF between the first ultrasonic wave and the second ultrasonic wave, and there is a second PRF between the second ultrasonic wave and the third ultrasonic wave); in contrast, the ultrasonic blood flow imaging method 700 uses two Two adjacent ultrasonic waves with different PRFs at the same emission angle (that is, there is a first PRF between the first ultrasonic wave and the second ultrasonic wave, a second PRF between the third ultrasonic wave and the fourth ultrasonic wave, and a second PRF between the second ultrasonic wave and the third ultrasonic wave.
  • the ultrasonic blood flow imaging method 100 needs to multiplex the ultrasonic echo signals when calculating the blood flow velocity (that is, the first blood flow velocity is obtained according to the first echo signal and the second echo signal, and the first blood flow velocity is obtained according to the second echo signal and The second blood flow velocity is obtained from the third echo signal, that is, the second echo signal is multiplexed), and the ultrasonic blood flow imaging method 700 does not need to multiplex the ultrasonic echo signal when calculating the blood flow velocity (that is, according to the first echo signal signal and the second echo signal to obtain the first blood flow velocity, and obtain the second blood flow velocity according to the third echo signal and the fourth echo signal).
  • the similarities between the two will not be described in detail here, and the details of the ultrasonic blood flow imaging method 700 can be understood in conjunction with the foregoing, and only its main operations will be briefly described here.
  • the to-be Measuring the first projection component of the blood flow velocity vector at the blood flow position on the first emission angle may include: obtaining the first blood flow velocity according to the first echo signal and the second echo signal, and obtaining the first blood flow velocity according to the third echo signal and Obtain the second blood flow velocity from the fourth echo signal; obtain the first maximum measurable velocity corresponding to the first pulse repetition frequency and the second maximum measurable velocity corresponding to the second pulse repetition frequency; according to the first blood flow velocity, the second The blood flow velocity, the first maximum measurable velocity, and the second maximum measurable velocity determine a first anti-aliasing coefficient satisfying a first preset condition; based on the first anti-aliasing coefficient, the first blood flow velocity and/or the second The blood flow velocity is subjected to anti-aliasing processing to obtain a first projection component of the blood flow velocity vector at the
  • determining the first anti-aliasing coefficient satisfying the first preset condition according to the first blood flow velocity, the second blood flow velocity, the first maximum measurable velocity, and the second maximum measurable velocity may include: The difference between the flow velocity and the second blood flow velocity is taken as the first difference; twice the difference between N times the second maximum measurable velocity and M times the first maximum measurable velocity is taken as the second difference , where N and M are both integers; the difference between the first difference and the second difference is used as the third difference; the calculation of M and N that makes the absolute value of the third difference obtain the minimum value value result, using M and/or N in the value result as the first anti-aliasing coefficient; where, when the value result of M is used as the first anti-aliasing coefficient, the first anti-aliasing coefficient is based on the first anti-aliasing coefficient Perform anti-aliasing processing on the flow velocity to obtain the first projection component of the blood flow velocity vector at the first emission angle at the blood flow position to be measured; when the value of N is used as the first anti-
  • the above-mentioned M as the first anti-aliasing coefficient to perform anti-aliasing processing on the first blood flow velocity
  • the above-mentioned N as the first anti-aliasing coefficient to perform anti-aliasing processing on the first blood flow velocity.
  • the projection components are averaged, and the averaged result is used as the first projection component of the final blood flow velocity vector at the first emission angle at the blood flow position to be measured.
  • M and/or N with the smallest absolute value in the evaluation results are used as the first anti-aliasing coefficient.
  • the Measuring the second projection component of the blood flow velocity vector at the blood flow position on the second emission angle may include: obtaining the third blood flow velocity according to the fifth echo signal and the sixth echo signal, and obtaining the third blood flow velocity according to the seventh echo signal and Obtain the fourth blood flow velocity from the eighth echo signal; obtain the third maximum measurable velocity corresponding to the third pulse repetition frequency and the fourth maximum measurable velocity corresponding to the fourth pulse repetition frequency; according to the third blood flow velocity, the fourth The blood flow velocity, the third maximum measurable velocity, and the fourth maximum measurable velocity determine a second anti-aliasing coefficient satisfying a second preset condition; based on the second anti-aliasing coefficient, the third blood flow velocity and/or the fourth The blood flow velocity is subjected to anti-aliasing processing to obtain a second projection component of the blood flow velocity vector at the blood flow position
  • determining the second anti-aliasing coefficient satisfying the second preset condition according to the third blood flow velocity, the fourth blood flow velocity, the third maximum measurable velocity, and the fourth maximum measurable velocity may include: The difference between the flow velocity and the fourth blood flow velocity is taken as the fourth difference; twice the difference between N times the third maximum measurable velocity and M times the fourth maximum measurable velocity is taken as the fifth difference , where N and M are both integers; the difference between the fourth difference and the fifth difference is used as the sixth difference; the calculation of M and N that makes the absolute value of the sixth difference obtain the minimum value value result, using M and/or N in the value result as the second anti-aliasing coefficient; where, when the value result of M is used as the second anti-aliasing coefficient, the third anti-aliasing coefficient is calculated based on the second anti-aliasing coefficient Perform anti-aliasing processing on the flow velocity to obtain the second projection component of the blood flow velocity vector at the second emission angle at the blood flow position to be measured; when the value of N is used as the second anti
  • the above-mentioned M as the second anti-aliasing coefficient on the projection component obtained by performing anti-aliasing processing on the third blood flow velocity
  • the above-mentioned N as the second anti-aliasing coefficient on the projection component obtained by performing anti-aliasing processing on the fourth blood flow velocity
  • the projection components are averaged, and the averaged result is used as the second projection component of the final blood flow velocity vector at the blood flow position to be measured at the second emission angle.
  • M and/or N with the smallest absolute value in the evaluation results are used as the second anti-aliasing coefficient.
  • the transmission order of the first ultrasonic wave, the second ultrasonic wave, the third ultrasonic wave, the fourth ultrasonic wave, the fifth ultrasonic wave, the sixth ultrasonic wave, the seventh ultrasonic wave, and the eighth ultrasonic wave can be: the first ultrasonic wave, the Fifth ultrasonic wave, second ultrasonic wave, sixth ultrasonic wave, third ultrasonic wave, seventh ultrasonic wave, fourth ultrasonic wave, eighth ultrasonic wave; or first ultrasonic wave, second ultrasonic wave, fifth ultrasonic wave, sixth ultrasonic wave, third ultrasonic wave, fourth ultrasonic wave Ultrasound, the seventh ultrasound, the eighth ultrasound; or the first ultrasound, the second ultrasound, the third ultrasound, the fifth ultrasound, the sixth ultrasound, the seventh ultrasound, the fourth ultrasound, the eighth ultrasound; or the first ultrasound, the second ultrasound Ultrasonic, third ultrasonic, fourth ultrasonic, fifth ultrasonic, sixth ultrasonic, seventh ultrasonic, eighth ultrasonic.
  • the emission sequences of the first to eighth ultrasonic waves in the embodiments of the present application are not limited to the ones listed above, and only need to achieve the alternating effect, which is not limited here lift.
  • the first pulse repetition frequency and the second pulse repetition frequency are relatively prime to each other, and the third pulse repetition frequency and the fourth pulse repetition frequency are relatively prime to each other.
  • the reciprocal of the maximum value of the first pulse repetition frequency, the second pulse repetition frequency, the third pulse repetition frequency, and the fourth pulse repetition frequency is greater than the blood flow imaging depth and the ultrasonic wave to be tested. Twice the ratio of the speed of sound propagating in the bloodstream.
  • the first pulse repetition frequency may be the same as the third pulse repetition frequency
  • the second pulse repetition frequency may be the same as the fourth pulse repetition frequency
  • receiving the echo of the ultrasonic wave may include: receiving the echo of the ultrasonic wave at one or more receiving angles.
  • the first ultrasonic wave, the second ultrasonic wave, the third ultrasonic wave, the fourth ultrasonic wave, the fifth ultrasonic wave, the sixth ultrasonic wave, the seventh ultrasonic wave and the eighth ultrasonic wave may all be unfocused ultrasonic waves, and the method 700 may also Including (not shown): transmitting focused ultrasound to the position of the blood flow to be measured, receiving the echo of the focused ultrasound to obtain a focused echo signal; generating a grayscale image of the blood flow position to be measured based on the focused echo signal; The blood flow velocity vector at the blood flow position generates a blood flow velocity vector diagram; the gray scale image is displayed and the blood flow velocity vector diagram is superimposed on the gray scale image.
  • the focused ultrasonic wave can be between any two adjacent ultrasonic waves in the first ultrasonic wave, the second ultrasonic wave, the third ultrasonic wave, the fourth ultrasonic wave, the fifth ultrasonic wave, the sixth ultrasonic wave, the seventh ultrasonic wave and the eighth ultrasonic wave. between launches.
  • the reciprocal of the minimum value among the first pulse repetition frequency, the second pulse repetition frequency, the third pulse repetition frequency and the fourth pulse repetition frequency is the maximum transmission time interval
  • the focused ultrasonic wave can be The transmission between two ultrasonic waves corresponding to the maximum transmission time interval.
  • the method 700 may further include (not shown): in the first echo signal, the second echo signal, the third echo signal, the fourth echo signal, the fifth echo signal,
  • the echo signals with the same emission angle and the same emission time interval between each other are regarded as a group of signals, and at least Two groups of echo signals, and wall filtering is performed on each group of echo signals, and the echo signals obtained after wall filtering are used to calculate the first blood flow velocity, the second blood flow velocity, the third blood flow velocity and the fourth blood flow velocity. blood flow velocity.
  • the calculation of the three-dimensional velocity vector can also be performed, and the method 700 can also include: transmitting the ninth ultrasonic wave to the blood flow position to be measured at a third transmission angle different from the first transmission angle and the second transmission angle , the tenth ultrasonic wave, the eleventh ultrasonic wave and the twelfth ultrasonic wave, and receiving the echoes of the ultrasonic waves to obtain the ninth echo signal, the tenth echo signal, the eleventh echo signal and the twelfth echo signal; Wherein, there is a fifth pulse repetition frequency between the ninth ultrasonic wave and the tenth ultrasonic wave, a sixth pulse repetition frequency between the eleventh ultrasonic wave and the twelfth ultrasonic wave, the fifth pulse repetition frequency and the sixth pulse repetition frequency The frequency is a non-integer multiple; according to the ninth echo signal, the tenth echo signal, the eleventh echo signal, the twelfth echo signal, the fifth pulse repetition frequency and the sixth pulse repetition frequency, the blood to be
  • the ultrasonic blood flow imaging method may include: transmitting the first ultrasonic wave, the second ultrasonic wave, and the second ultrasonic wave to the blood flow position of the target object at a first emission angle Three ultrasonic waves, and receive the echoes of the ultrasonic waves to obtain the first echo signal, the second echo signal and the third echo signal; wherein, there is a first pulse repetition frequency between the first ultrasonic wave and the second ultrasonic wave, and the second There is a second pulse repetition frequency between the ultrasonic wave and the third ultrasonic wave, the relationship between the first pulse repetition frequency and the second pulse repetition frequency is a non-integer multiple; The position transmits the fourth ultrasonic wave, the fifth ultrasonic wave, the sixth ultrasonic wave and the seventh ultrasonic wave, and receives the echo of the ultrasonic wave to obtain the fourth echo signal, the fifth echo signal, the sixth echo signal and the seventh echo signal ; Wherein, there is a third pulse repetition frequency
  • the first emission angle in the ultrasonic blood flow imaging method in the embodiment of the present application adopts the scheme corresponding to the first emission angle in the ultrasonic blood flow imaging method 100 described above, and the second emission angle adopts the ultrasonic The scheme corresponding to the second emission angle in the blood flow imaging method 700.
  • Relevant descriptions can be understood with reference to the content in the foregoing method 100 and method 700 , and details are not repeated here.
  • the ultrasonic imaging device 800 includes an ultrasonic probe 810, a transmitting circuit 820, a receiving circuit 830, and a processor 830, wherein: the transmitting circuit 820 is used to control the ultrasonic probe 810 to transmit ultrasonic waves to the blood flow position of the target object; The receiving circuit 830 is used to control the ultrasonic probe 810 to receive ultrasonic echoes, and obtain echo signals from the ultrasonic echoes; the processor 840 is used to perform ultrasonic blood flow imaging based on the echo signals; the processor 840 is also used to perform the aforementioned The above-mentioned ultrasonic blood flow imaging method 100 or 700 according to the embodiment of the present application.
  • the structure and operation of the ultrasonic imaging device 800 can be understood in combination with the foregoing, and for the sake of brevity, details are not repeated here.
  • the ultrasonic blood flow imaging method and device transmit ultrasonic waves to the blood flow position of the target object at least two transmission angles, and each transmission angle uses a non-uniform PRF to transmit ultrasound, which can A larger actual PRF is realized, thereby increasing the maximum measurable velocity, and further improving the measurement accuracy of the blood flow velocity vector at the blood flow position to be measured.
  • the disclosed devices and methods may be implemented in other ways.
  • the device embodiments described above are only illustrative.
  • the division of the units is only a logical function division. In actual implementation, there may be other division methods.
  • multiple units or components can be combined or May be integrated into another device, or some features may be omitted, or not implemented.
  • the various component embodiments of the present application may be realized in hardware, or in software modules running on one or more processors, or in a combination thereof.
  • a microprocessor or a digital signal processor (DSP) may be used in practice to implement some or all functions of some modules in the item analysis device according to the embodiment of the present application.
  • DSP digital signal processor
  • the present application can also be implemented as an ultrasound imaging device program (eg, computer program and computer program product) for performing part or all of the methods described herein.
  • Such a program implementing the present application may be stored on a computer-readable medium, or may be in the form of one or more signals.
  • Such a signal may be downloaded from an Internet site, or provided on a carrier signal, or provided in any other form.

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Abstract

一种超声血流成像方法及超声成像装置，该方法包括：以第一发射角度向目标对象的待测血流位置发射第一到第三超声波以得到待测血流位置的血流速度矢量在第一发射角度上的第一投影分量，其中，第一超声波与第二超声波之间具有第一脉冲重复频率，第二超声波与第三超声波之间具有第二脉冲重复频率，第一脉冲重复频率与第二脉冲重复频率为非整数倍关系；以第二发射角度向待测血流位置发射第四到第六超声波以得到待测血流位置的血流速度矢量在第二发射角度上的第二投影分量，其中，第四超声波与第五超声波之间具有第三脉冲重复频率，第五超声波与第六超声波之间具有第四脉冲重复频率，第三脉冲重复频率和第四脉冲重复频率为非整数倍关系。

Description

超声血流成像方法及超声成像装置
说明书
技术领域
本申请涉及超声成像技术领域，更具体地涉及一种超声血流成像方法及超声成像装置。
背景技术
对于基于多普勒原理的超声血流成像，如果实际血流速度超过了成像系统的最大可测量速度，测量结果将会发生混叠，使得到的测值不正确。提高脉冲重复频率(Pulse Repetition Frequency，简称为PRF)和降低发射波形的中心频率可提高最大可测量速度。但PRF受到声速和成像深度的限制不能无限制的提高。超声矢量血流成像，当采用多个发射角度时，受到成像深度的限制，相同角度间用于计算速度的PRF则更低，更有可能发生混叠，导致测值错误。矢量血流成像更加侧重定量测量的精度，所以更应避免混叠的发生。
发明内容
为了解决上述问题而提出了本申请。根据本申请一方面，提供了一种超声血流成像方法，所述方法包括：以第一发射角度向目标对象的待测血流位置发射第一超声波、第二超声波和第三超声波，并接收超声波的回波，以获得第一回波信号、第二回波信号和第三回波信号；其中，所述第一超声波与所述第二超声波之间具有第一脉冲重复频率，所述第二超声波与所述第三超声波之间具有第二脉冲重复频率，所述第一脉冲重复频率与所述第二脉冲重复频率为非整数倍关系；以不同于所述第一发射角度的第二发射角度向所述待测血流位置发射第四超声波、第五超声波和第六超声波，并接收超声波的回波，以获得第四回波信号、第五回波信号和第六回波信号；其中，所述第四超声波与所述第五超声波之间具有第三脉冲重复频率，所述第五超声波与所述第六超声波之间具有第四脉冲重复频率，所述第三脉冲重复频率和所述 第四脉冲重复频率为非整数倍关系；根据所述第一回波信号、所述第二回波信号、所述第三回波信号、所述第一脉冲重复频率和所述第二脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第一发射角度上的第一投影分量；根据所述第四回波信号、所述第五回波信号、所述第六回波信号、所述第三脉冲重复频率和所述第四脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第二发射角度上的第二投影分量；对所述第一投影分量和第二投影分量进行合成得到所述待测血流位置的血流速度矢量。
根据本申请另一方面，提供了一种超声血流成像方法，所述方法包括：以第一发射角度向目标对象的待测血流位置发射第一超声波、第二超声波、第三超声波和第四超声波，并接收超声波的回波，以获得第一回波信号、第二回波信号、第三回波信号和第四回波信号；其中，所述第一超声波与所述第二超声波之间具有第一脉冲重复频率，所述第三超声波与所述第四超声波之间具有第二脉冲重复频率，所述第一脉冲重复频率与所述第二脉冲重复频率为非整数倍关系；以不同于所述第一发射角度的第二发射角度向所述待测血流位置发射第五超声波、第六超声波、第七超声波和第八超声波，并接收超声波的回波，以获得第五回波信号、第六回波信号、第七回波信号和第八回波信号；其中，所述第五超声波与所述第六超声波之间具有第三脉冲重复频率，所述第七超声波与所述第八超声波之间具有第四脉冲重复频率，所述第三脉冲重复频率和所述第四脉冲重复频率为非整数倍关系；根据所述第一回波信号、所述第二回波信号、所述第三回波信号、所述第四回波信号、所述第一脉冲重复频率和所述第二脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第一发射角度上的第一投影分量；根据所述第五回波信号、所述第六回波信号、所述第七回波信号、所述第八回波信号、所述第三脉冲重复频率和所述第四脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第二发射角度上的第二投影分量；对所述第一投影分量和第二投影分量进行合成得到所述待测血流位置的血流速度矢量。
根据本申请另一方面，提供了一种超声血流成像方法，所述方法包括：以第一发射角度向目标对象的待测血流位置发射第一超声波、第二超声波和第三超声波，并接收超声波的回波，以获得第一回波信号、第二回波信号和第三回波信号；其中，所述第一超声波与所述第二超声波之间具有第一脉冲 重复频率，所述第二超声波与所述第三超声波之间具有第二脉冲重复频率，所述第一脉冲重复频率与所述第二脉冲重复频率为非整数倍关系；以不同于所述第一发射角度的第二发射角度向所述待测血流位置发射第四超声波、第五超声波、第六超声波和第七超声波，并接收超声波的回波，以获得第四回波信号、第五回波信号、第六回波信号和第七回波信号；其中，所述第四超声波与所述第五超声波之间具有第三脉冲重复频率，所述第六超声波与所述第七超声波之间具有第四脉冲重复频率，所述第三脉冲重复频率和所述第四脉冲重复频率为非整数倍关系；根据所述第一回波信号、所述第二回波信号、所述第三回波信号、所述第一脉冲重复频率和所述第二脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第一发射角度上的第一投影分量；根据所述第四回波信号、所述第五回波信号、所述第六回波信号、所述第七回波信号、所述第三脉冲重复频率和所述第四脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第二发射角度上的第二投影分量；对所述第一投影分量和第二投影分量进行合成得到所述待测血流位置的血流速度矢量。
根据本申请再一方面，提供了一种超声成像装置，所述装置包括发射电路、接收电路、超声探头和处理器，其中：所述发射电路用于控制所述超声探头向目标对象的待测血流位置发射超声波；所述接收电路用于控制所述超声探头接收所述超声波的回波，并从所述超声波的回波获取回波信号；所述处理器用于基于所述回波信号进行超声血流成像；所述处理器还用于执行上述的超声血流成像方法。
根据本申请实施例的超声血流成像方法及超声成像装置以至少两个发射角度向目标对象的待测血流位置发射超声波，每个发射角度均采用非均匀的PRF发射超声波，能够实现更大的实际PRF，从而提高最大可测量速度，进而提高待测血流位置的血流速度矢量的测量精度。
附图说明
通过结合附图对本申请实施例进行更详细的描述，本申请的上述以及其他目的、特征和优势将变得更加明显。附图用来提供对本申请实施例的进一步理解，并且构成说明书的一部分，与本申请实施例一起用于解释本申请，并不构成对本申请的限制。在附图中，相同的参考标号通常代表相 同部件或步骤。
图1示出根据本申请一个实施例的超声血流成像方法的示意性流程图。
图2示出根据本申请实施例的超声血流成像方法中发射超声波的示例性示意图。
图3示出根据本申请实施例的超声血流成像方法中在非聚焦超声波之间发射聚焦超声波的示例性示意图。
图4示出根据本申请实施例的超声血流成像方法中将发射的超声波进行分组以对其各自的回波信号进行壁滤波的一个示例图。
图5示出根据本申请实施例的超声血流成像方法中将发射的超声波进行分组以对其各自的回波信号进行壁滤波的另一个示例图。
图6示出根据本申请实施例的超声血流成像方法中同一角度相同PRF连续发射多次的示例性示意图。
图7示出根据本申请另一个实施例的超声血流成像方法的示意性流程图。
图8示出根据本申请实施例的超声成像装置的示意性结构框图。
具体实施方式
为了使得本申请的目的、技术方案和优点更为明显，下面将参照附图详细描述根据本申请的示例实施例。显然，所描述的实施例仅仅是本申请的一部分实施例，而不是本申请的全部实施例，应理解，本申请不受这里描述的示例实施例的限制。基于本申请中描述的本申请实施例，本领域技术人员在没有付出创造性劳动的情况下所得到的所有其他实施例都应落入本申请的保护范围之内。
图1示出了根据本申请一个实施例的超声血流成像方法100的示意性流程图。如图1所示，超声血流成像方法100可以包括如下步骤：
在步骤S110，以第一发射角度向目标对象的待测血流位置发射第一超声波、第二超声波和第三超声波，并接收超声波的回波，以获得第一回波信号、第二回波信号和第三回波信号；其中，第一超声波与第二超声波之间具有第一脉冲重复频率，第二超声波与第三超声波之间具有第二脉冲重复频率，第一脉冲重复频率与第二脉冲重复频率为非整数倍关系。
在步骤S120，以不同于第一发射角度的第二发射角度向待测血流位置发射第四超声波、第五超声波和第六超声波，并接收超声波的回波，以获得第四回波信号、第五回波信号和第六回波信号；其中，第四超声波与第五超声波之间具有第三脉冲重复频率，第五超声波与第六超声波之间具有第四脉冲重复频率，第三脉冲重复频率和第四脉冲重复频率为非整数倍关系；
在步骤S130，根据第一回波信号、第二回波信号、第三回波信号、第一脉冲重复频率和第二脉冲重复频率，得到待测血流位置的血流速度矢量在第一发射角度上的第一投影分量；
在步骤S140，根据第四回波信号、第五回波信号、第六回波信号、第三脉冲重复频率和第四脉冲重复频率，得到待测血流位置的血流速度矢量在第二发射角度上的第二投影分量；
在步骤S150，对第一投影分量和第二投影分量进行合成得到待测血流位置的血流速度矢量。
在本申请的实施例中，以至少两个发射角度向目标对象的待测血流位置发射超声波，每个发射角度发射的超声波之间具有至少两个脉冲重复频率(即PRF)，且这至少两个PRF之间是非整数倍的关系，这意味着每个发射角度均采用非均匀的PRF发射超声波，这能够实现更大的实际PRF，从而提高最大可测量速度，进而提高待测血流位置的血流速度矢量的测量精度。下面来详细描述超声血流成像方法100能够提高最大可测量速度的原因。
首先，基于多普勒原理的血流速度计算公式，如下所示：
Figure PCTCN2022117632-appb-000001
其中：
Figure PCTCN2022117632-appb-000002
在上述公式(1)中，v z为沿超声传播方向所测得的血流速度分量，f 0为探头发射信号的中心频率，f PRF为脉冲重复频率PRF(即相邻两次发射的时间间隔的倒数)；R(1)表达式中的N是同一位置的发射次数，x(i)表示第i次发射并接收处理后的信号的实部，y(i)表示第i次发射并接收处理后的信号的虚部；
Figure PCTCN2022117632-appb-000003
是取虚部算子，
Figure PCTCN2022117632-appb-000004
是取实部算子，j是虚数单位。
为表达方便，设
Figure PCTCN2022117632-appb-000005
arctan(A)的变化范围为(-ππ]，则公式(1)的最大可测量速度(取绝对值)可以表示为：
Figure PCTCN2022117632-appb-000006
公式(1)测速范围可以表示为[-v max v max)。当实际速度大于v max或小于-v max时，测量结果将会发生混叠(注：这里的实际速度是指沿超声发射方向速度分量的实际值，测量的也是这个值)。正确的速度分量测值应该是：
Figure PCTCN2022117632-appb-000007
当无混叠发生时，M＝0，公式(2)等同于公式(1)。当发生混叠时，M为非零整数，包括正整数和负整数，例如，-3，-2，-1，1，2，3等等。由于M是未知的，因此还需要更多信息才有可能得到v z-corr。
基于此，在本申请的实施例中，超声血流成像方法100以两个发射角度向目标对象的待测血流位置发射超声波，每个发射角度发射的超声波之间具有两个不同的PRF。我们以第一发射角度的两个PRF为例来描述，将第一脉冲重复频率表示为f PRF1，将第二脉冲重复频率表示为f PRF2。基于此，可将公式(2)扩展为一组包含两个PRF的方程组：
Figure PCTCN2022117632-appb-000008
Figure PCTCN2022117632-appb-000009
公式(3)和公式(4)的两个方程虽然有三个未知数(即v z-corr、M和N)，但由于M和N是整数，因此该方程组在某种情况下也是可解的。
首先，PRF小的首先会出现混叠，因此，当f PRF1＞f PRF2时，则|M|≤|N|；反之，当f PRF1＜p PRF2时，则|M|≥|N|。
为了进一步简化，设：
Figure PCTCN2022117632-appb-000010
则公式(3)和(4)进一步可以被表示为：
v z-corr＝B 1+2Mv max1      (5)
v z-corr＝B 2+2Nv max2      (6)
其中，|B 1|≤v max1,|B 2|≤v max2。合并(5)和(6)，得到：
B 1-B 2＝2(Nv max2-Mv max1)       (7)
在公式(7)中，B1，B2，v max1，v max2已知。可尝试不同M和N使公式(7)尽可能的成立，该操作可进一步公式化表示为：
argmin M,N|(B 1-B 2)-2(Nv mac2-Mv mac1)|     (8)
Figure PCTCN2022117632-appb-000011
公式(8)中，
Figure PCTCN2022117632-appb-000012
表示整数集合。可通过穷举法找到多组M和N的解，然后将绝对值最小的M或N代入公式(3)或(4)计算得到去混叠之后的实际速度。
由于公式(7)中有两个未知数，分别为M和N，使该等式成立，会有无穷多组解。因此，在计算时每一组M和N都对应一个测量结果，这样也就有无穷多个测值，也就是说这些测值都有可能是实际的血流速度。考虑到血流速度是不可能无限大的，一般认为绝对值最小的M或N对应的速度测值就是实际速度测值。当然，这属于一种假设，当实际测值大于这个绝对值最小的M或N对应的速度测值时，同样相当于发生了混叠。但是这种方式的最大可测量速度已经远高于传统方法了。
因此，根据本申请实施例的超声血流成像方法100以至少两个发射角度向目标对象的待测血流位置发射超声波，每个发射角度均采用非均匀的PRF发射超声波，能够实现更大的实际PRF，从而提高最大可测量速度，进而提高待测血流位置的血流速度矢量的测量精度。
此处，应注意，根据本申请实施例的超声血流成像方法100的步骤S110到步骤S150的顺序并不一定受其序号的限定，例如步骤S120也可以在步骤S130之后。
在本申请的实施例中，步骤S130所述的根据第一回波信号、第二回波信号、第三回波信号、第一脉冲重复频率和第二脉冲重复频率，得到待测血流位置的血流速度矢量在第一发射角度上的第一投影分量，可以包括：根据第一回波信号和第二回波信号得到第一血流速度，根据第二回波信号和第三回波信号得到第二血流速度；获取第一脉冲重复频率对应的第一最大可测量速度和第二脉冲重复频率对应的第二最大可测量速度；根据第一血流速度、第二血流速度、第一最大可测量速度和第二最大可测量速度确定满足第一预设条件的第一去混叠系数；基于第一去混叠系数对第一血流速度和/或第二血流速度进行去混叠处理，得到待测血流位置的血流速度矢 量在第一发射角度上的第一投影分量。
可结合前文的公式来理解该实施例中计算待测血流位置的血流速度矢量的第一投影分量的过程。其中，第一血流速度可以理解为前面公式(8)中的B 1，第二血流速度可以理解为前面公式(8)中的B 2；第一最大可测量速度可以理解为前面公式(8)中的v max1，第二最大可测量速度可以理解为前面公式(8)中的v max2；第一去混叠系数可以理解为前面公式(8)中M和/或N；第一预设条件可以理解为使公式(8)成立。
基于此，根据第一血流速度、第二血流速度、第一最大可测量速度和第二最大可测量速度确定满足第一预设条件的第一去混叠系数，可以包括：将第一血流速度与第二血流速度的差值，作为第一差值(即B 1-B 2)；将N倍的第二最大可测量速度与M倍的第一最大可测量速度的差值的2倍，作为第二差值(即2(Nv max2-Mv max1))，其中N和M均为整数；将第一差值与第二差值这两者的差值，作为第三差值(即(B 1-B 2)-2(Nv nax2-Mv max1))；计算使第三差值的绝对值取得最小值的M和N的取值结果(即公式(8))，将取值结果中的M和/或N作为第一去混叠系数。
由于M的取值结果对应于第一血流速度B 1，因此，当M的取值结果作为第一去混叠系数时，基于第一去混叠系数对第一血流速度进行去混叠处理，得到待测血流位置的血流速度矢量在第一发射角度上的第一投影分量，即通过前文的公式(5)计算得到待测血流位置的血流速度矢量在第一发射角度上的第一投影分量。由于N的取值结果对应于第一血流速度B 2，因此，当N的取值结果作为第一去混叠系数时，基于第一去混叠系数对第二血流速度进行去混叠处理，得到待测血流位置的血流速度矢量在第一发射角度上的第一投影分量，即通过前文的公式(6)计算得到待测血流位置的血流速度矢量在第一发射角度上的第一投影分量。也可以将上述M作为第一去混叠系数对第一血流速度进行去混叠处理得到的投影分量和上述N作为第一去混叠系数对第一血流速度进行去混叠处理得到的投影分量进行平均，将平均后的结果作为最终的待测血流位置的血流速度矢量在第一发射角度上的第一投影分量。
在本申请的实施例中，当存在至少两组M和N的取值结果，使得前述第三差值的绝对值取得最小值时，可以将取值结果中绝对值最小的M和 /或N作为第一去混叠系数，稍后在下文中结合实例来描述。
在本申请的实施例中，步骤S140所述的根据第四回波信号、第五回波信号、第六回波信号、第三脉冲重复频率和第四脉冲重复频率，得到待测血流位置的血流速度矢量在第二发射角度上的第二投影分量，可以包括：根据第四回波信号和第五回波信号得到第三血流速度，根据第五回波信号和第六回波信号得到第四血流速度；获取第三脉冲重复频率对应的第三最大可测量速度和第四脉冲重复频率对应的第四最大可测量速度；根据第三血流速度、第四血流速度、第三最大可测量速度和第四最大可测量速度确定满足第二预设条件的第二去混叠系数；基于第二去混叠系数对第三血流速度和/或第四血流速度进行去混叠处理，得到待测血流位置的血流速度矢量在第二发射角度上的第二投影分量。
此处，计算待测血流位置的血流速度矢量的第二投影分量的方式与前文所述的计算第一投影分量的方式类似，只是计算时所用的数据不同。为了便于理解，设第三脉冲重复频率为f PRF3，第四脉冲重复频率为f PRF4，则前面的公式(5)到公式(8)分别可变换为：
v z-corr＝B 3+2Mv max3    (9)
v z-corr＝B 4+2Nv max4      (10)
B 3-B 4＝2(Nv max4-Mv max3)     (11)
argmin M,N|(B 3-B 4)-2(Nv max4-Mv max3)|     (12)
因此，第三血流速度可以理解为前面公式(12)中的B 3，第四血流速度可以理解为前面公式(12)中的B 4；第三最大可测量速度可以理解为前面公式(12)中的v max3，第四最大可测量速度可以理解为前面公式(12)中的v max4；第二去混叠系数可以理解为前面公式(12)中M和/或N；第二预设条件可以理解为使公式(12)成立。其中公式(5)到公式(8)中的M和N与公式(9)到公式(12)中的M和N具有相同含义，只是基于不同的数据源会存在不同的取值结果，此处通过同一字母表征仅作示例性说明，并不表示两者一定相同。
基于此，根据第三血流速度、第四血流速度、第三最大可测量速度和第四最大可测量速度确定满足第二预设条件的第二去混叠系数，可以包括：将第三血流速度与第四血流速度的差值，作为第四差值(即B 3-B 4)；将 N倍的第四最大可测量速度与M倍的第三最大可测量速度的差值的2倍，作为第五差值(即2(Nv max4-Mv max3))，其中N和M均为整数；将第四差值与第五差值这两者的差值，作为第六差值(即(B 3-B 4)-2(Nc max4-Mv max3))；计算使第六差值的绝对值取得最小值的M和N的取值结果(即公式(12))，将取值结果中的M和/或N作为第二去混叠系数。
由于M的取值结果对应于第三血流速度B 3，因此，当M的取值结果作为第二去混叠系数时，基于第二去混叠系数对第三血流速度进行去混叠处理，得到待测血流位置的血流速度矢量在第二发射角度上的第二投影分量，即通过前文的公式(9)计算得到待测血流位置的血流速度矢量在第二发射角度上的第二投影分量。由于N的取值结果对应于第四血流速度B 4，因此，当N的取值结果作为第二去混叠系数时，基于第二去混叠系数对第四血流速度进行去混叠处理，得到待测血流位置的血流速度矢量在第二发射角度上的第二投影分量，即通过前文的公式(10)计算得到待测血流位置的血流速度矢量在第二发射角度上的第二投影分量。也可以将上述M作为第二去混叠系数对第三血流速度进行去混叠处理得到的投影分量和上述N作为第二去混叠系数对第四血流速度进行去混叠处理得到的投影分量进行平均，将平均后的结果作为最终的待测血流位置的血流速度矢量在第一发射角度上的第二投影分量。
在本申请的实施例中，当存在至少两组M和N的取值结果，使得第六差值的绝对值取得最小值时，将取值结果中绝对值最小的M和/或N作为第二去混叠系数。
现在以第一发射角度为例来描述根据本申请实施例的方法100的一些实例，应理解，以第二发射角度也是类似的情况。
在一个实例中，假定第一脉冲重复频率为3k(即3000Hz)，第二脉冲重复频率为4k(即4000Hz)，当声速c为1540m/s，探头发射信号的中心频率为5MHz时，第一脉冲重复频率和第二脉冲重复频率各自对应的最大可测量速度(取绝对值)分别为：
Figure PCTCN2022117632-appb-000013
Figure PCTCN2022117632-appb-000014
下面介绍当测量的实际速度超过这两个值时具体如何通过公式(8) 去混叠得到实际速度。例如，当前的实际速度为：v＝0.5m/s时，那么由于发生混叠，得到的B 1和B 2分别为：
B 1＝0.5-2×0.231＝0.038m/s
B 2＝0.5-2×0.308＝-0.116m/s
将B 1和B 2，v max1和v max2全部代入公式(8)：
Figure PCTCN2022117632-appb-000015
Figure PCTCN2022117632-appb-000016
设|(0.038+0.116)-2(0.308N-0.231M)|为X，以下通过表1示出不同M和N对应的X：
表1
M N X
0 0 0.154
1 0 0.616
1 1 0
-1 0 -0.308
-1 -1 0.308
-2 -1 -0.154
-2 -2 0.462
2 1 0.462
2 2 -0.154
3 2 0.308
3 3 -0.308
4 3 0.154
4 4 -0.462
5 4 0
5 5 -0.616
6 5 -0.154
6 6 0.77
由表1中数值可以看出，当M和N均为1时以及M＝5、N＝4时，均得到最小的X。取绝对值相对较小的M，将M＝1代入公式(3)可得到最终值：
Figure PCTCN2022117632-appb-000017
不难看到，该方法测得的速度值与实际速度值相同，证明了本申请的方法能够精确测量血流速度在某个发射角度上的投影分量，进而能够精确测量血流速度矢量。
在另一个实例中，假定第一脉冲重复频率为2k(即2000Hz)，第二脉冲重复频率为9k(即9000Hz)，当声速c为1540m/s，探头发射信号的中心频率为4MHz时，第一脉冲重复频率和第二脉冲重复频率各自对应的最大可测量速度(取绝对值)分别为：
Figure PCTCN2022117632-appb-000018
Figure PCTCN2022117632-appb-000019
下面介绍当测量的实际速度超过这两个值时，具体如何通过公式(8)去混叠得到实际速度。例如，当前的实际速度为：v＝-1m/s时，那么由于发生混叠，得到的B 1和B 2分别为：
B 1＝-1+3×2×0.1925＝0.155m/s
B 2＝-1+2×0.86625＝0.7325m/s
将B 1和B 2，v max1和v max2全部代入公式(8)：
Figure PCTCN2022117632-appb-000020
Figure PCTCN2022117632-appb-000021
设|(0.155-0.7324)-(0.8662N-0.1925M)|为X，以下通过表2示出不同M和N对应的X：
表2
M N X
0 0 -0.5775
1 0 -0.1925
1 1 -1.925
2 1 -1.54
2 0 0.1925
3 0 0.5775
3 1 -1.155
4 1 -0.77
6 1 0
-1 0 -0.9625
-1 -1 0.77
-2 0 -1.3475
-3 -1 0
-3 0 -1.7325
-4 -1 -0.385
-4 -2 1.3475
-5 -3 2.695
-12 -3 0
由表2中数值可以看出，当M＝6、N＝1时，M＝-3、N＝-1以及M＝-12、N＝-3时，均得到最小的X。取绝对值相对较小的M，将M＝-3代入公式(3)可得到最终值：
Figure PCTCN2022117632-appb-000022
在该实例中，同样能够看到，该方法测得的速度值与实际速度值相同，证明了本申请的方法能够精确测量血流速度在某个发射角度上的投影分量，进而能够精确测量血流速度矢量。
在再一个实例中，假定第一脉冲重复频率为3.5k(即3500Hz)，第二 脉冲重复频率为2k(即2000Hz)，当声速c为1540m/s，探头发射信号的中心频率为5MHz时，第一脉冲重复频率和第二脉冲重复频率各自对应的最大可测量速度(取绝对值)分别为：
Figure PCTCN2022117632-appb-000023
Figure PCTCN2022117632-appb-000024
下面介绍当测量的实际速度超过这两个值时具体如何通过公式(8)去混叠得到实际速度。例如，当前的实际速度为：v＝1.5m/s时，那么由于发生混叠，得到的B 1和B 2分别为：
B 1＝1.5-3×2×0.2695＝-0.117m/s
B 2＝1.5-5×2×0.154＝-0.04m/s
将B 1和B 2，v max1和v max2全部代入公式(8)：
Figure PCTCN2022117632-appb-000025
Figure PCTCN2022117632-appb-000026
设|(-0.117+0.04)-2(0.154N-0.2695M)|为X，以下通过表3示出不同M和N对应的X：
表3
M N X
0 0 -0.077
0 1 -0.385
1 1 0.154
1 2 -0.154
2 2 0.385
0 2 -0.693
1 3 -0.462
2 3 0.077
3 3 0.616
3 4 0.308
3 5 0
7 12 0
-1 -2 0
-5 -9 0
由表3中数值可以看出，当M＝3、N＝5时，M＝7、N＝12时，M＝-1、N＝-2以及M＝-5、N＝-9时，均得到最小的X。取绝对值相对较小的M，将M＝-1代入公式(3)可得到最终值：
Figure PCTCN2022117632-appb-000027
在该实例中，可以看到，由于实际速度过大，采用这种方法依然无法得到正确的血流速度值。
只有将M＝3代入公式(3)才能得到正确的速度值，即：
Figure PCTCN2022117632-appb-000028
但在未知实际速度的情况下，无法得知代入哪个M的值才能得到实际速度值，这是本申请的非均匀PRF发射计算血流速度的局限，但相比传统方法，已经很大程度上提高了最大的可测量速度。
虽然在上述示例中描述第一发射角度和第二发射角度，但其仅是最为简单的示例，本申请旨在通过多角度发射(至少两个发射角度)的方式得到每个角度对应的速度分量(即前文中的投影分量)，然后根据这些速度分量进行矢量重建得到血流速度矢量。此外，在上述示例中虽然描述第一发射角度发射第一到第三超声波，第二发射角度发射第四到第六超声波，但其仅是最简单的示例，本申请不限定在每个发射角度发射超声波的数量，其只要满足每个发射角度至少三个即可。另外，还可以采用多角度发射结合多角度接收的方式(即以一个或多个接收角度接收超声波的回波)，得到多个不同角度的速度分量，然后根据这些速度分量进行矢量重建得到血流速度矢量，对血流速度矢量进行成像实现矢量血流成像。
在本申请的实施例中，第一发射角度和第二发射角度可以交替发射。在该实施例中，前述的第一超声波、第二超声波、第三超声波、第四超声 波、第五超声波、第六超声波的发射顺序可以为：第一超声波、第四超声波、第二超声波、第五超声波、第三超声波、第六超声波。两个发射角度交替发射使得不同角度之间的时间间隔短，合成的速度矢量更精确。在其他实施例中，同一发射角度也可以连续发射。例如，前述的第一超声波、第二超声波、第三超声波、第四超声波、第五超声波、第六超声波的发射顺序可以为：第一超声波、第二超声波、第四超声波、第五超声波、第三超声波、第六超声波；或者第一超声波、第二超声波、第三超声波、第四超声波、第五超声波、第六超声波。在其他实施例中，前述的第一超声波、第二超声波、第三超声波、第四超声波、第五超声波、第六超声波的发射顺序还可以为：第一超声波、第四超声波、第五超声波、第二超声波、第三超声波、第六超声波；或者第一超声波、第二超声波、第四超声波、第三超声波、第五超声波、第六超声波；或者第一超声波、第二超声波、第四超声波、第五超声波、第六超声波、第三超声波；或者第一超声波、第四超声波、第二超声波、第三超声波、第五超声波、第六超声波；或者第一超声波、第四超声波、第五超声波、第六超声波、第二超声波、第三超声波；或者第一超声波、第四超声波、第二超声波、第五超声波、第六超声波、第三超声波；或者第一超声波、第四超声波、第五超声波、第二超声波、第六超声波、第三超声波。下面结合图2来示例性地描述。
图2示出根据本申请实施例的超声血流成像方法中发射超声波的示例性示意图。如图2所示，在图2的示例中，以两个发射角度为例，箭头朝向左侧为第一发射角度，箭头朝向右侧为第二发射角度。其中，第一发射角度对应的两个PRF分别为6k和5k，第二发射角度对应的两个PRF也分别为6k和5k。在该示例中，当c为1540m/s，探头发射信号的中心频率为3MHz时，传统方法最大可测量速度为(取绝对值，PRF＝6k时)：
Figure PCTCN2022117632-appb-000029
而本申请的方法对应的最大可测量速度为：
Figure PCTCN2022117632-appb-000030
很明显，本申请的方法能够提高最大可测量速度，其中根据本申请的方法获得最大可测量速度中采用的脉冲重复频率是两个PRF(即6k和5k)这两者的最小公倍数。也正因此，前文描述的第一脉冲重复频率和第二脉 冲重复频率之间是非整数倍关系，第三脉冲重复频率和第四脉冲重复频率之间是非整数倍关系，否则无法实现提高最大可测量速度。此外，也能看出，当第一脉冲重复频率与第二脉冲重复频率这两者彼此互质时，能够最大程度地提高第一发射角度下的最大可测量速度。类似地，当第三脉冲重复频率与第四脉冲重复频率这两者彼此互质时，能够最大程度地提高第二发射角度下的最大可测量速度。
在本申请的实施例中，第一脉冲重复频率、第二脉冲重复频率、第三脉冲重复频率与第四脉冲重复频率这四者中的最大值的倒数大于血流成像深度与超声波在待测血流中传播的声速的比值的两倍。每个脉冲重复频率的倒数均对应于两次发射超声波的时间间隔。因此，第一脉冲重复频率、第二脉冲重复频率、第三脉冲重复频率与第四脉冲重复频率这四者中的最大值的倒数最大值的倒数大于血流成像深度与超声波在待测血流中传播的声速的比值的两倍即表示：最小发射时间间隔大于血流成像深度与超声波在待测血流中传播的声速的比值的两倍，这可以确保发出的超声波均能够被接收到。
在本申请的实施例中，第一脉冲重复频率可以与第三脉冲重复频率相同，第二脉冲重复频率可以与第四脉冲重复频率相同。
对于高帧率的矢量血流成像，血流成像的扫描通常是非聚焦波，例如，平面波或发散波等等。这样一次扫描后，经过波束合成信号处理就可以得到整幅图像。但血流成像的同时还需要保证传统灰阶图像的图像质量。为了灰阶图像可有足够的空间分辨率，通常需要采用聚焦波发射。这样就需要聚焦波与非聚焦波交替发射扫描，才能同时实现高帧率的血流成像和高空间分辨率的灰阶B图成像。
基于此，在本申请的实施例中，前述的第一超声波、第二超声波、第三超声波、第四超声波、第五超声波以及第六超声波可以均为非聚焦超声波，方法100还可以包括(未示出)：向待测血流位置发射聚焦超声波，接收聚焦超声波的回波，以获得聚焦回波信号；基于聚焦回波信号生成待测血流位置的灰阶图像；基于待测血流位置的血流速度矢量生成血流速度矢量图；显示该灰阶图像并在灰阶图像上叠加显示血流速度矢量图。
其中，聚焦超声波可以在第一超声波、第二超声波、第三超声波、第 四超声波、第五超声波和第六超声波中的任意相邻两个之间发射。例如，第一脉冲重复频率、第二脉冲重复频率、第三脉冲重复频率与第四脉冲重复频率这四者中的最小值的倒数为最大发射时间间隔，聚焦超声波可以在最大发射时间间隔对应的两个超声波之间发射。
以下结合图3示例性地说明聚焦波与非聚焦波交替扫描。如图3所示，非聚焦波用于血流成像(带箭头的斜线)，有两个不同的发射角度，每个发射角度对应两个不同的发射PRF，分别为7k和3k。聚焦波用于灰阶B图成像(无箭头的竖线)。在该示例中，当声速c为1540m/s，探头发射信号的中心频率为3MHz时，传统方法的最大可测量速度为(取绝对值，PRF＝7k时)：
Figure PCTCN2022117632-appb-000031
而本申请的方法对应的最大可测量速度为：
Figure PCTCN2022117632-appb-000032
与此同时，扫描深度与传统矢量血流成像(PRF＝7k时)类似，并没有受到影响。因为相邻两次发射的最小时间间隔没有变化，均为14k的倒数。
在本申请的实施例中，方法100还可以包括：在第一回波信号、第二回波信号、第三回波信号、第四回波信号、第五回波信号以及第六回波信号组成的回波信号序列中，将具有相同发射角度且彼此之间具有相同发射时间间隔的回波信号作为一组信号，得到至少两组回波信号，并对每组回波信号分别进行壁滤波，壁滤波之后得到的回波信号用于计算得到第一血流速度、第二血流速度、第三血流速度和第四血流速度。
壁滤波是对信号进行滤波，滤掉不动的组织，得到运动血流的信号。壁滤波一般为高通滤波，传统壁滤波包括FIR或IIR滤波器。但这两种滤波器的输入信号一般为等间距信号，本申请采用了非均匀的发射PRF，也就是相邻两次发射或相同角度相邻两次发射在不同时刻的时间间隔都是不同的。下面结合图4和图5来描述。
图4示出根据本申请实施例的超声血流成像方法中将发射的超声波进行分组以对其各自的回波信号进行壁滤波的一个示例图。如图4的上图所 示，两个发射角度均采用两个PRF，分别为6k和5k，相邻两次发射或相同角度相邻两次发射在不同时刻的时间间隔都是不同的。因此，为了确保正常使用壁滤波，壁滤波将采用以下方式进行：将具有相同发射角度且彼此之间具有相同发射时间间隔的回波信号作为一组信号，得到至少两组回波信号，并对每组回波信号分别进行壁滤波。如图4的下图所示，以不同颜色来区分不同组的信号，相同颜色的信号(即具有相同发射角度且彼此之间具有相同发射时间间隔的回波信号)为一组信号进行壁滤波。
图5示出根据本申请实施例的超声血流成像方法中将发射的超声波进行分组以对其各自的回波信号进行壁滤波的另一个示例图。如图5的上图所示，两个发射角度均采用两个PRF，分别为7k和3k，且非聚焦波发射间隔期间还发射有用于灰阶成像的聚焦波，与图4示例类似地，相邻两次发射或相同角度相邻两次发射在不同时刻的时间间隔都是不同的。因此，为了确保正常使用壁滤波，壁滤波将采用以下方式进行：将具有相同发射角度且彼此之间具有相同发射时间间隔的回波信号作为一组信号，得到至少两组回波信号，并对每组回波信号分别进行壁滤波。如图5的下图所示，以不同颜色来区分不同组的信号，相同颜色的信号(即具有相同发射角度且彼此之间具有相同发射时间间隔的回波信号)为一组信号进行壁滤波。
图2至图5中仅以同一发射角度中具有相同PRF的超声波发射一次为例作为说明，并非对其发射次数加以限定，实际过程中，同一发射角度中具有相同PRF的超声波也可以连续发射多次。例如前述第一超声波至第六超声波中的至少一个可以连续发射多次，即同一发射角度中具有相同PRF的超声波可以连续发射一次或多次。如图6所示，为同一角度相同PRF连续发射6次的情况。
在本申请的实施例中，还可以进行三维速度矢量的计算，方法100还可以包括：以不同于第一发射角度和第二发射角度的第三发射角度向待测血流位置发射第七超声波、第八超声波和第九超声波，并接收超声波的回波，以获得第七回波信号、第八回波信号和第九回波信号；其中，第七超声波与第八超声波之间具有第五脉冲重复频率，第八超声波与所述第九超声波之间具有第六脉冲重复频率，第五脉冲重复频率和第六脉冲重复频率为非整数倍关系；根据第七回波信号、第八回波信号、第九回波信号、第 五脉冲重复频率和第六脉冲重复频率，得到待测血流位置的血流速度矢量在所述第三发射角度上的第三投影分量；对第一投影分量和第二投影分量进行合成得到待测血流位置的血流速度矢量，包括：对第一投影分量、所述第二投影分量和第三投影分量进行合成得到待测血流位置的三维血流速度矢量。该实施例在方法100的基础上增加了另一个发射角度，相关说明可以参考前述步骤S110～S150进行理解，此处不再赘言。
以上示例性地示出了根据本申请一个实施例的超声血流成像方法100。基于上面的描述，根据本申请实施例的超声血流成像方法100以至少两个发射角度向目标对象的待测血流位置发射超声波，每个发射角度均采用非均匀的PRF发射超声波，能够实现更大的实际PRF，从而提高最大可测量速度，进而提高待测血流位置的血流速度矢量的测量精度。
下面结合图7描述根据本申请另一个实施例的超声血流成像方法700的示意性流程图。如图7所示，超声血流成像方法700可以包括如下步骤：
在步骤S710，以第一发射角度向目标对象的待测血流位置发射第一超声波、第二超声波、第三超声波和第四超声波，并接收超声波的回波，以获得第一回波信号、第二回波信号、第三回波信号和第四回波信号；其中，第一超声波与第二超声波之间具有第一脉冲重复频率，第三超声波与第四超声波之间具有第二脉冲重复频率，第一脉冲重复频率与第二脉冲重复频率为非整数倍关系。
在步骤S720，以不同于第一发射角度的第二发射角度向待测血流位置发射第五超声波、第六超声波、第七超声波和第八超声波，并接收超声波的回波，以获得第五回波信号、第六回波信号、第七回波信号和第八回波信号；其中，第五超声波与第六超声波之间具有第三脉冲重复频率，第七超声波与第八超声波之间具有第四脉冲重复频率，第三脉冲重复频率和第四脉冲重复频率为非整数倍关系。
在步骤S730，根据第一回波信号、第二回波信号、第三回波信号、第四回波信号、第一脉冲重复频率和第二脉冲重复频率，得到待测血流位置的血流速度矢量在第一发射角度上的第一投影分量。
在步骤S740，根据第五回波信号、第六回波信号、第七回波信号、第八回波信号、第三脉冲重复频率和第四脉冲重复频率，得到待测血流位置 的血流速度矢量在第二发射角度上的第二投影分量。
在步骤S750，对第一投影分量和第二投影分量进行合成得到待测血流位置的血流速度矢量。
根据本申请实施例的超声血流成像方法700与前文所述的超声血流成像方法100大体上类似，不同之处在于：超声血流成像方法100以两个不同的PRF控制同一发射角度下所有相邻两个超声波(即第一超声波与第二超声波之间具有第一PRF，第二超声波与第三超声波之间具有第二PRF)；相比之下，超声血流成像方法700以两个不同的PRF同一发射角度下部分相邻两个超声波(即第一超声波与第二超声波之间具有第一PRF，第三超声波与第四超声波之间具有第二PRF，第二超声波与第三超声波之间的PRF不限定)。基于此，超声血流成像方法100在计算血流速度时需要复用超声回波信号(即根据第一回波信号和第二回波信号得到第一血流速度，根据第二回波信号和第三回波信号得到第二血流速度，即复用了第二回波信号)，而超声血流成像方法700在计算血流速度时无需复用超声回波信号(即根据第一回波信号和第二回波信号得到第一血流速度，根据第三回波信号和第四回波信号得到第二血流速度)。为了简洁，此处不再详细描述二者的相似之处，可以结合前文所述理解超声血流成像方法700的细节，此处仅简要描述其主要操作。
在本申请的实施例中，步骤S730的根据第一回波信号、第二回波信号、第三回波信号、第四回波信号、第一脉冲重复频率和第二脉冲重复频率，得到待测血流位置的血流速度矢量在第一发射角度上的第一投影分量，可以包括：根据第一回波信号和第二回波信号得到第一血流速度，根据第三回波信号和第四回波信号得到第二血流速度；获取第一脉冲重复频率对应的第一最大可测量速度和第二脉冲重复频率对应的第二最大可测量速度；根据第一血流速度、第二血流速度、第一最大可测量速度和第二最大可测量速度确定满足第一预设条件的第一去混叠系数；基于第一去混叠系数对第一血流速度和/或第二血流速度进行去混叠处理，得到待测血流位置的血流速度矢量在第一发射角度上的第一投影分量。
其中，根据第一血流速度、第二血流速度、第一最大可测量速度和第二最大可测量速度确定满足第一预设条件的第一去混叠系数，可以包括： 将第一血流速度与第二血流速度的差值，作为第一差值；将N倍的第二最大可测量速度与M倍的第一最大可测量速度的差值的2倍，作为第二差值，其中N和M均为整数；将第一差值与第二差值这两者的差值，作为第三差值；计算使第三差值的绝对值取得最小值的M和N的取值结果，将取值结果中的M和/或N作为第一去混叠系数；其中，当M的取值结果作为第一去混叠系数时，基于第一去混叠系数对第一血流速度进行去混叠处理，得到待测血流位置的血流速度矢量在第一发射角度上的第一投影分量；当N的取值结果作为第一去混叠系数时，基于第一去混叠系数对第二血流速度进行去混叠处理，得到待测血流位置的血流速度矢量在第一发射角度上的第一投影分量。也可以将上述M作为第一去混叠系数对第一血流速度进行去混叠处理得到的投影分量和上述N作为第一去混叠系数对第一血流速度进行去混叠处理得到的投影分量进行平均，将平均后的结果作为最终的待测血流位置的血流速度矢量在第一发射角度上的第一投影分量。
其中，当存在至少两组M和N的取值结果，使得第三差值的绝对值取得最小值时，将取值结果中绝对值最小的M和/或N作为第一去混叠系数。
在本申请的实施例中，步骤S740的根据第五回波信号、第六回波信号、第七回波信号、第八回波信号、第三脉冲重复频率和第四脉冲重复频率，得到待测血流位置的血流速度矢量在第二发射角度上的第二投影分量，可以包括：根据第五回波信号和第六回波信号得到第三血流速度，根据第七回波信号和第八回波信号得到第四血流速度；获取第三脉冲重复频率对应的第三最大可测量速度和第四脉冲重复频率对应的第四最大可测量速度；根据第三血流速度、第四血流速度、第三最大可测量速度和第四最大可测量速度确定满足第二预设条件的第二去混叠系数；基于第二去混叠系数对第三血流速度和/或第四血流速度进行去混叠处理，得到待测血流位置的血流速度矢量在第二发射角度上的第二投影分量。
其中，根据第三血流速度、第四血流速度、第三最大可测量速度和第四最大可测量速度确定满足第二预设条件的第二去混叠系数，可以包括：将第三血流速度与第四血流速度的差值，作为第四差值；将N倍的第三最大可测量速度与M倍的第四最大可测量速度的差值的2倍，作为第五差值， 其中N和M均为整数；将第四差值与第五差值这两者的差值，作为第六差值；计算使第六差值的绝对值取得最小值的M和N的取值结果，将取值结果中的M和/或N作为第二去混叠系数；其中，当M的取值结果作为第二去混叠系数时，基于第二去混叠系数对第三血流速度进行去混叠处理，得到待测血流位置的血流速度矢量在第二发射角度上的第二投影分量；当N的取值结果作为第二去混叠系数时，基于第二去混叠系数对第四血流速度进行去混叠处理，得到待测血流位置的血流速度矢量在第二发射角度上的第二投影分量。也可以将上述M作为第二去混叠系数对第三血流速度进行去混叠处理得到的投影分量和上述N作为第二去混叠系数对第四血流速度进行去混叠处理得到的投影分量进行平均，将平均后的结果作为最终的待测血流位置的血流速度矢量在第二发射角度上的第二投影分量。
其中，当存在至少两组M和N的取值结果，使得第六差值的绝对值取得最小值时，将取值结果中绝对值最小的M和/或N作为第二去混叠系数。
在本申请的实施例中，第一超声波、第二超声波、第三超声波、第四超声波、第五超声波、第六超声波、第七超声波、第八超声波的发射顺序可以为：第一超声波、第五超声波、第二超声波、第六超声波、第三超声波、第七超声波、第四超声波、第八超声波；或者第一超声波、第二超声波、第五超声波、第六超声波、第三超声波、第四超声波、第七超声波、第八超声波；或者第一超声波、第二超声波、第三超声波、第五超声波、第六超声波、第七超声波、第四超声波、第八超声波；或者第一超声波、第二超声波、第三超声波、第四超声波、第五超声波、第六超声波、第七超声波、第八超声波。类似的，参考前述实施例中的交替扫描顺序的描述，本申请实施例中第一至第八超声波的发射顺序不限于以上列举的几种，只需达到交替效果即可，此处不做穷举。
在本申请的实施例中，第一脉冲重复频率与第二脉冲重复频率这两者彼此互质，第三脉冲重复频率与第四脉冲重复频率这两者彼此互质。
在本申请的实施例中，第一脉冲重复频率、第二脉冲重复频率、第三脉冲重复频率与第四脉冲重复频率这四者中的最大值的倒数大于血流成像深度与超声波在待测血流中传播的声速的比值的两倍。
在本申请的实施例中，第一脉冲重复频率可以与第三脉冲重复频率相同，第二脉冲重复频率可以与第四脉冲重复频率相同。
在本申请的实施例中，接收超声波的回波，可以包括：以一个或多个接收角度接收超声波的回波。
在本申请的实施例中，第一超声波、第二超声波、第三超声波、第四超声波、第五超声波、第六超声波、第七超声波以及第八超声波可以均为非聚焦超声波，方法700还可以包括(未示出)：向待测血流位置发射聚焦超声波，接收聚焦超声波的回波，以获得聚焦回波信号；基于聚焦回波信号生成待测血流位置的灰阶图像；基于待测血流位置的血流速度矢量生成血流速度矢量图；显示该灰阶图像并在灰阶图像上叠加显示血流速度矢量图。
在本申请的实施例中，聚焦超声波可以在第一超声波、第二超声波、第三超声波、第四超声波、第五超声波、第六超声波、第七超声波以及第八超声波中的任意相邻两个之间发射。
在本申请的实施例中，第一脉冲重复频率、第二脉冲重复频率、第三脉冲重复频率与第四脉冲重复频率这四者中的最小值的倒数为最大发射时间间隔，聚焦超声波可以在最大发射时间间隔对应的两个超声波之间发射。
在本申请的实施例中，方法700还可以包括(未示出)：在第一回波信号、第二回波信号、第三回波信号、第四回波信号、第五回波信号、第六回波信号、第七回波信号以及第八回波信号组成的回波信号序列中，将具有相同发射角度且彼此之间具有相同发射时间间隔的回波信号作为一组信号，得到至少两组回波信号，并对每组回波信号分别进行壁滤波，壁滤波之后得到的回波信号用于计算得到第一血流速度、第二血流速度、第三血流速度和第四血流速度。
在本申请的实施例中，还可以进行三维速度矢量的计算，方法700还可以包括：以不同于第一发射角度和第二发射角度的第三发射角度向待测血流位置发射第九超声波、第十超声波、第十一超声波和第十二超声波，并接收超声波的回波，以获得第九回波信号、第十回波信号、第十一回波信号和第十二回波信号；其中，第九超声波与所述第十超声波之间具有第五脉冲重复频率，第十一超声波与所述第十二超声波之间具有第六脉冲重 复频率，第五脉冲重复频率和第六脉冲重复频率为非整数倍关系；根据第九回波信号、第十回波信号、第十一回波信号、第十二回波信号、第五脉冲重复频率和第六脉冲重复频率，得到待测血流位置的血流速度矢量在第三发射角度上的第三投影分量；对第一投影分量和第二投影分量进行合成得到待测血流位置的血流速度矢量，包括：对第一投影分量、第二投影分量和第三投影分量进行合成得到待测血流位置的三维血流速度矢量。该实施例在方法700的基础上增加了另一个发射角度，相关说明可以参考前述步骤S710～S750进行理解，此处不再赘言。
方法100和方法700还可以结合使用，在本申请的实施例中，超声血流成像方法可以包括：以第一发射角度向目标对象的待测血流位置发射第一超声波、第二超声波和第三超声波，并接收超声波的回波，以获得第一回波信号、第二回波信号和第三回波信号；其中，第一超声波与第二超声波之间具有第一脉冲重复频率，第二超声波与第三超声波之间具有第二脉冲重复频率，第一脉冲重复频率与所述第二脉冲重复频率为非整数倍关系；以不同于第一发射角度的第二发射角度向待测血流位置发射第四超声波、第五超声波、第六超声波和第七超声波，并接收超声波的回波，以获得第四回波信号、第五回波信号、第六回波信号和第七回波信号；其中，第四超声波与第五超声波之间具有第三脉冲重复频率，第六超声波与第七超声波之间具有第四脉冲重复频率，第三脉冲重复频率和第四脉冲重复频率为非整数倍关系；根据第一回波信号、第二回波信号、第三回波信号、第一脉冲重复频率和第二脉冲重复频率，得到待测血流位置的血流速度矢量在第一发射角度上的第一投影分量；根据第四回波信号、第五回波信号、第六回波信号、第七回波信号、第三脉冲重复频率和第四脉冲重复频率，得到待测血流位置的血流速度矢量在第二发射角度上的第二投影分量；对第一投影分量和第二投影分量进行合成得到待测血流位置的血流速度矢量。
本申请实施例的超声血流成像方法中的第一发射角度采用了与前文所述的超声血流成像方法100中第一发射角度对应的方案，第二发射角度采用了与前文所述的超声血流成像方法700中第二发射角度对应的方案。相关说明可以参考前述方法100和方法700中的内容进行理解，此处不再赘言。
下面结合图8描述根据本申请实施例的超声成像装置800，超声成像装置800。如图8所示，超声成像装置800包括超声探头810、发射电路820、接收电路830和处理器830，其中：发射电路820用于控制超声探头810向目标对象的待测血流位置发射超声波；接收电路830用于控制超声探头810接收超声波的回波，并从超声波的回波获取回波信号；处理器840用于基于回波信号进行超声血流成像；处理器840还用于执行前文所述的根据本申请实施例的超声血流成像方法100或700。可以结合前文所述理解超声成像装置800的结构和操作，为了简洁，此处不再赘述。
基于上面的描述，根据本申请实施例的超声血流成像方法和装置以至少两个发射角度向目标对象的待测血流位置发射超声波，每个发射角度均采用非均匀的PRF发射超声波，能够实现更大的实际PRF，从而提高最大可测量速度，进而提高待测血流位置的血流速度矢量的测量精度。
尽管这里已经参考附图描述了示例实施例，应理解上述示例实施例仅仅是示例性的，并且不意图将本申请的范围限制于此。本领域普通技术人员可以在其中进行各种改变和修改，而不偏离本申请的范围和精神。所有这些改变和修改意在被包括在所附权利要求所要求的本申请的范围之内。
本领域普通技术人员可以意识到，结合本文中所公开的实施例描述的各示例的单元及算法步骤，能够以电子硬件、或者计算机软件和电子硬件的结合来实现。这些功能究竟以硬件还是软件方式来执行，取决于技术方案的特定应用和设计约束条件。专业技术人员可以对每个特定的应用来使用不同方法来实现所描述的功能，但是这种实现不应认为超出本申请的范围。
在本申请所提供的几个实施例中，应该理解到，所揭露的设备和方法，可以通过其他的方式实现。例如，以上所描述的设备实施例仅仅是示意性的，例如，所述单元的划分，仅仅为一种逻辑功能划分，实际实现时可以有另外的划分方式，例如多个单元或组件可以结合或者可以集成到另一个设备，或一些特征可以忽略，或不执行。
在此处所提供的说明书中，说明了大量具体细节。然而，能够理解，本申请的实施例可以在没有这些具体细节的情况下实践。在一些实例中，并未详细示出公知的方法、结构和技术，以便不模糊对本说明书的理解。
类似地，应当理解，为了精简本申请并帮助理解各个发明方面中的一个或多个，在对本申请的示例性实施例的描述中，本申请的各个特征有时被一起分组到单个实施例、图、或者对其的描述中。然而，并不应将该本申请的方法解释成反映如下意图：即所要求保护的本申请要求比在每个权利要求中所明确记载的特征更多的特征。更确切地说，如相应的权利要求书所反映的那样，其发明点在于可以用少于某个公开的单个实施例的所有特征的特征来解决相应的技术问题。因此，遵循具体实施方式的权利要求书由此明确地并入该具体实施方式，其中每个权利要求本身都作为本申请的单独实施例。
本领域的技术人员可以理解，除了特征之间相互排斥之外，可以采用任何组合对本说明书(包括伴随的权利要求、摘要和附图)中公开的所有特征以及如此公开的任何方法或者设备的所有过程或单元进行组合。除非另外明确陈述，本说明书(包括伴随的权利要求、摘要和附图)中公开的每个特征可以由提供相同、等同或相似目的的替代特征来代替。
此外，本领域的技术人员能够理解，尽管在此所述的一些实施例包括其他实施例中所包括的某些特征而不是其他特征，但是不同实施例的特征的组合意味着处于本申请的范围之内并且形成不同的实施例。例如，在权利要求书中，所要求保护的实施例的任意之一都可以以任意的组合方式来使用。
本申请的各个部件实施例可以以硬件实现，或者以在一个或者多个处理器上运行的软件模块实现，或者以它们的组合实现。本领域的技术人员应当理解，可以在实践中使用微处理器或者数字信号处理器(DSP)来实现根据本申请实施例的物品分析设备中的一些模块的一些或者全部功能。本申请还可以实现为用于执行这里所描述的方法的一部分或者全部的超声成像装置程序(例如，计算机程序和计算机程序产品)。这样的实现本申请的程序可以存储在计算机可读介质上，或者可以具有一个或者多个信号的形式。这样的信号可以从因特网网站上下载得到，或者在载体信号上提供，或者以任何其他形式提供。
应该注意的是上述实施例对本申请进行说明而不是对本申请进行限制，并且本领域技术人员在不脱离所附权利要求的范围的情况下可设计出替换 实施例。在权利要求中，不应将位于括号之间的任何参考符号构造成对权利要求的限制。单词“包含”不排除存在未列在权利要求中的元件或步骤。位于元件之前的单词“一”或“一个”不排除存在多个这样的元件。本申请可以借助于包括有若干不同元件的硬件以及借助于适当编程的计算机来实现。在列举了若干超声成像装置的单元权利要求中，这些超声成像装置中的若干个可以是通过同一个硬件项来具体体现。单词第一、第二、以及第三等的使用不表示任何顺序。可将这些单词解释为名称。
以上所述，仅为本申请的具体实施方式或对具体实施方式的说明，本申请的保护范围并不局限于此，任何熟悉本技术领域的技术人员在本申请揭露的技术范围内，可轻易想到变化或替换，都应涵盖在本申请的保护范围之内。本申请的保护范围应以权利要求的保护范围为准。

Claims (36)

  1. 一种超声血流成像方法，其特征在于，所述方法包括：
    以第一发射角度向目标对象的待测血流位置发射第一超声波、第二超声波和第三超声波，并接收超声波的回波，以获得第一回波信号、第二回波信号和第三回波信号；其中，所述第一超声波与所述第二超声波之间具有第一脉冲重复频率，所述第二超声波与所述第三超声波之间具有第二脉冲重复频率，所述第一脉冲重复频率与所述第二脉冲重复频率为非整数倍关系；
    以不同于所述第一发射角度的第二发射角度向所述待测血流位置发射第四超声波、第五超声波和第六超声波，并接收超声波的回波，以获得第四回波信号、第五回波信号和第六回波信号；其中，所述第四超声波与所述第五超声波之间具有第三脉冲重复频率，所述第五超声波与所述第六超声波之间具有第四脉冲重复频率，所述第三脉冲重复频率和所述第四脉冲重复频率为非整数倍关系；
    根据所述第一回波信号、所述第二回波信号、所述第三回波信号、所述第一脉冲重复频率和所述第二脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第一发射角度上的第一投影分量；
    根据所述第四回波信号、所述第五回波信号、所述第六回波信号、所述第三脉冲重复频率和所述第四脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第二发射角度上的第二投影分量；
    对所述第一投影分量和第二投影分量进行合成得到所述待测血流位置的血流速度矢量。
  2. 根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述根据所述第一回波信号、所述第二回波信号、所述第三回波信号、所述第一脉冲重复频率和所述第二脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第一发射角度上的第一投影分量，包括：
    根据所述第一回波信号和所述第二回波信号得到第一血流速度，根据所述第二回波信号和所述第三回波信号得到第二血流速度；
    获取所述第一脉冲重复频率对应的第一最大可测量速度和所述第二 脉冲重复频率对应的第二最大可测量速度；
    根据所述第一血流速度、所述第二血流速度、所述第一最大可测量速度和所述第二最大可测量速度确定满足第一预设条件的第一去混叠系数；
    基于所述第一去混叠系数对所述第一血流速度和/或所述第二血流速度进行去混叠处理，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第一发射角度上的第一投影分量；
    所述根据所述第四回波信号、所述第五回波信号、所述第六回波信号、所述第三脉冲重复频率和所述第四脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第二发射角度上的第二投影分量，包括：
    根据所述第四回波信号和所述第五回波信号得到第三血流速度，根据所述第五回波信号和所述第六回波信号得到第四血流速度；
    获取所述第三脉冲重复频率对应的第三最大可测量速度和所述第四脉冲重复频率对应的第四最大可测量速度；
    根据所述第三血流速度、所述第四血流速度、所述第三最大可测量速度和所述第四最大可测量速度确定满足第二预设条件的第二去混叠系数；
    基于所述第二去混叠系数对所述第三血流速度和/或所述第四血流速度进行去混叠处理，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第二发射角度上的第二投影分量。
  3. 根据权利要求2所述的方法，其特征在于，
    所述根据所述第一血流速度、所述第二血流速度、所述第一最大可测量速度和所述第二最大可测量速度确定满足第一预设条件的第一去混叠系数，包括：
    将所述第一血流速度与所述第二血流速度的差值，作为第一差值；
    将N倍的所述第二最大可测量速度与M倍的所述第一最大可测量速度的差值的2倍，作为第二差值，其中N和M均为整数；
    将所述第一差值与所述第二差值这两者的差值，作为第三差值；
    计算使所述第三差值的绝对值取得最小值的M和N的取值结果，将所述取值结果中的M和/或N作为所述第一去混叠系数；
    其中，当M的取值结果作为所述第一去混叠系数时，基于所述第一去混叠系数对所述第一血流速度进行去混叠处理，得到所述待测血流位置的 血流速度矢量在所述第一发射角度上的第一投影分量；当N的取值结果作为所述第一去混叠系数时，基于所述第一去混叠系数对所述第二血流速度进行去混叠处理，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第一发射角度上的第一投影分量；
    所述根据所述第三血流速度、所述第四血流速度、所述第三最大可测量速度和所述第四最大可测量速度确定满足第二预设条件的第二去混叠系数，包括：
    将所述第三血流速度与所述第四血流速度的差值，作为第四差值；
    将N倍的所述第三最大可测量速度与M倍的所述第四最大可测量速度的差值的2倍，作为第五差值，其中N和M均为整数；
    将所述第四差值与所述第五差值这两者的差值，作为第六差值；
    计算使所述第六差值的绝对值取得最小值的M和N的取值结果，将所述取值结果中的M和/或N作为所述第二去混叠系数；
    其中，当M的取值结果作为所述第二去混叠系数时，基于所述第二去混叠系数对所述第三血流速度进行去混叠处理，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第二发射角度上的第二投影分量；当N的取值结果作为所述第二去混叠系数时，基于所述第二去混叠系数对所述第四血流速度进行去混叠处理，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第二发射角度上的第二投影分量。
  4. 根据权利要求3所述的方法，其特征在于，
    当存在至少两组M和N的取值结果，使得所述第三差值的绝对值取得最小值时，将所述取值结果中绝对值最小的M和/或N作为所述第一去混叠系数；
    当存在至少两组M和N的取值结果，使得所述第六差值的绝对值取得最小值时，将所述取值结果中绝对值最小的M和/或N作为所述第二去混叠系数。
  5. 根据权利要求2所述的方法，其特征在于，所述方法还包括：
    在所述第一回波信号、所述第二回波信号、所述第三回波信号、所述第四回波信号、所述第五回波信号以及所述第六回波信号组成的回波信号序列中，将具有相同发射角度且彼此之间具有相同发射时间间隔的回波信 号作为一组信号，得到至少两组回波信号，并对每组回波信号分别进行壁滤波，壁滤波之后得到的回波信号用于计算得到所述第一血流速度、所述第二血流速度、所述第三血流速度和所述第四血流速度。
  6. 根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第一超声波、所述第二超声波、所述第三超声波、所述第四超声波、所述第五超声波、所述第六超声波的发射顺序为：
    所述第一超声波、所述第四超声波、所述第二超声波、所述第五超声波、所述第三超声波、所述第六超声波；或者
    所述第一超声波、所述第二超声波、所述第四超声波、所述第五超声波、所述第三超声波、所述第六超声波；或者
    所述第一超声波、所述第二超声波、所述第三超声波、所述第四超声波、所述第五超声波、所述第六超声波；或者
    所述第一超声波、所述第四超声波、所述第五超声波、所述第二超声波、所述第三超声波、所述第六超声波；或者
    所述第一超声波、所述第二超声波、所述第四超声波、所述第三超声波、所述第五超声波、所述第六超声波；或者
    所述第一超声波、所述第二超声波、所述第四超声波、所述第五超声波、所述第六超声波、所述第三超声波；或者
    所述第一超声波、所述第四超声波、所述第二超声波、所述第三超声波、所述第五超声波、所述第六超声波；或者
    所述第一超声波、所述第四超声波、所述第五超声波、所述第六超声波、所述第二超声波、所述第三超声波；或者
    所述第一超声波、所述第四超声波、所述第二超声波、所述第五超声波、所述第六超声波、所述第三超声波；或者
    所述第一超声波、所述第四超声波、所述第五超声波、所述第二超声波、所述第六超声波、所述第三超声波。
  7. 根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第一脉冲重复频率与所述第二脉冲重复频率这两者彼此互质，所述第三脉冲重复频率与所述第四脉冲重复频率这两者彼此互质。
  8. 根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第一脉冲重复频 率、所述第二脉冲重复频率、所述第三脉冲重复频率与所述第四脉冲重复频率这四者中的最大值的倒数大于血流成像深度与超声波在所述待测血流中传播的声速的比值的两倍。
  9. 根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第一脉冲重复频率与所述第三脉冲重复频率相同，所述第二脉冲重复频率与所述第四脉冲重复频率相同。
  10. 根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述接收超声波的回波，包括：以一个或多个接收角度接收超声波的回波。
  11. 根据权利要求1-10中的任一项所述的方法，其特征在于，所述第一超声波、所述第二超声波、所述第三超声波、所述第四超声波、所述第五超声波以及所述第六超声波均为非聚焦超声波，所述方法还包括：
    向所述待测血流位置发射聚焦超声波，接收所述聚焦超声波的回波，以获得聚焦回波信号；
    基于所述聚焦回波信号生成所述待测血流位置的灰阶图像；
    基于所述待测血流位置的血流速度矢量生成血流速度矢量图；
    显示所述灰阶图像并在所述灰阶图像上叠加显示所述血流速度矢量图。
  12. 根据权利要求11所述的方法，其特征在于，所述聚焦超声波在所述第一超声波、所述第二超声波、所述第三超声波、所述第四超声波、所述第五超声波和所述第六超声波中的任意相邻两个之间发射。
  13. 根据权利要求11所述的方法，其特征在于，所述第一脉冲重复频率、所述第二脉冲重复频率、所述第三脉冲重复频率与所述第四脉冲重复频率这四者中的最小值的倒数为最大发射时间间隔，所述聚焦超声波在所述最大发射时间间隔对应的两个超声波之间发射。
  14. 根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述方法还包括：
    以不同于所述第一发射角度和所述第二发射角度的第三发射角度向所述待测血流位置发射第七超声波、第八超声波和第九超声波，并接收超声波的回波，以获得第七回波信号、第八回波信号和第九回波信号；其中，所述第七超声波与所述第八超声波之间具有第五脉冲重复频率，所述第八超声波与所述第九超声波之间具有第六脉冲重复频率，所述第五脉冲重复 频率和所述第六脉冲重复频率为非整数倍关系；
    根据所述第七回波信号、所述第八回波信号、所述第九回波信号、所述第五脉冲重复频率和所述第六脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第三发射角度上的第三投影分量；
    所述对所述第一投影分量和第二投影分量进行合成得到所述待测血流位置的血流速度矢量，包括：
    对所述第一投影分量、所述第二投影分量和所述第三投影分量进行合成得到所述待测血流位置的三维血流速度矢量。
  15. 一种超声血流成像方法，其特征在于，所述方法包括：
    以第一发射角度向目标对象的待测血流位置发射第一超声波、第二超声波、第三超声波和第四超声波，并接收超声波的回波，以获得第一回波信号、第二回波信号、第三回波信号和第四回波信号；其中，所述第一超声波与所述第二超声波之间具有第一脉冲重复频率，所述第三超声波与所述第四超声波之间具有第二脉冲重复频率，所述第一脉冲重复频率与所述第二脉冲重复频率为非整数倍关系；
    以不同于所述第一发射角度的第二发射角度向所述待测血流位置发射第五超声波、第六超声波、第七超声波和第八超声波，并接收超声波的回波，以获得第五回波信号、第六回波信号、第七回波信号和第八回波信号；其中，所述第五超声波与所述第六超声波之间具有第三脉冲重复频率，所述第七超声波与所述第八超声波之间具有第四脉冲重复频率，所述第三脉冲重复频率和所述第四脉冲重复频率为非整数倍关系；
    根据所述第一回波信号、所述第二回波信号、所述第三回波信号、所述第四回波信号、所述第一脉冲重复频率和所述第二脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第一发射角度上的第一投影分量；
    根据所述第五回波信号、所述第六回波信号、所述第七回波信号、所述第八回波信号、所述第三脉冲重复频率和所述第四脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第二发射角度上的第二投影分量；
    对所述第一投影分量和第二投影分量进行合成得到所述待测血流位置的血流速度矢量。
  16. 根据权利要求15所述的方法，其特征在于，所述根据所述第一 回波信号、所述第二回波信号、所述第三回波信号、所述第四回波信号、所述第一脉冲重复频率和所述第二脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第一发射角度上的第一投影分量，包括：
    根据所述第一回波信号和所述第二回波信号得到第一血流速度，根据所述第三回波信号和所述第四回波信号得到第二血流速度；
    获取所述第一脉冲重复频率对应的第一最大可测量速度和所述第二脉冲重复频率对应的第二最大可测量速度；
    根据所述第一血流速度、所述第二血流速度、所述第一最大可测量速度和所述第二最大可测量速度确定满足第一预设条件的第一去混叠系数；
    基于所述第一去混叠系数对所述第一血流速度和/或所述第二血流速度进行去混叠处理，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第一发射角度上的第一投影分量；
    所述根据所述第五回波信号、所述第六回波信号、所述第七回波信号、所述第八回波信号、所述第三脉冲重复频率和所述第四脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第二发射角度上的第二投影分量，包括：
    根据所述第五回波信号和所述第六回波信号得到第三血流速度，根据所述第七回波信号和所述第八回波信号得到第四血流速度；
    获取所述第三脉冲重复频率对应的第三最大可测量速度和所述第四脉冲重复频率对应的第四最大可测量速度；
    根据所述第三血流速度、所述第四血流速度、所述第三最大可测量速度和所述第四最大可测量速度确定满足第二预设条件的第二去混叠系数；
    基于所述第二去混叠系数对所述第三血流速度和/或所述第四血流速度进行去混叠处理，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第二发射角度上的第二投影分量。
  17. 根据权利要求16所述的方法，其特征在于，
    所述根据所述第一血流速度、所述第二血流速度、所述第一最大可测量速度和所述第二最大可测量速度确定满足第一预设条件的第一去混叠系数，包括：
    将所述第一血流速度与所述第二血流速度的差值，作为第一差值；
    将N倍的所述第二最大可测量速度与M倍的所述第一最大可测量速度的差值的2倍，作为第二差值，其中N和M均为整数；
    将所述第一差值与所述第二差值这两者的差值，作为第三差值；
    计算使所述第三差值的绝对值取得最小值的M和N的取值结果，将所述取值结果中的M和/或N作为所述第一去混叠系数；
    其中，当M的取值结果作为所述第一去混叠系数时，基于所述第一去混叠系数对所述第一血流速度进行去混叠处理，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第一发射角度上的第一投影分量；当N的取值结果作为所述第一去混叠系数时，基于所述第一去混叠系数对所述第二血流速度进行去混叠处理，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第一发射角度上的第一投影分量；
    所述根据所述第三血流速度、所述第四血流速度、所述第三最大可测量速度和所述第四最大可测量速度确定满足第二预设条件的第二去混叠系数，包括：
    将所述第三血流速度与所述第四血流速度的差值，作为第四差值；
    将N倍的所述第三最大可测量速度与M倍的所述第四最大可测量速度的差值的2倍，作为第五差值，其中N和M均为整数；
    将所述第四差值与所述第五差值这两者的差值，作为第六差值；
    计算使所述第六差值的绝对值取得最小值的M和N的取值结果，将所述取值结果中的M和/或N作为所述第二去混叠系数；
    其中，当M的取值结果作为所述第二去混叠系数时，基于所述第二去混叠系数对所述第三血流速度进行去混叠处理，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第二发射角度上的第二投影分量；当N的取值结果作为所述第二去混叠系数时，基于所述第二去混叠系数对所述第四血流速度进行去混叠处理，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第二发射角度上的第二投影分量。
  18. 根据权利要求17所述的方法，其特征在于，
    当存在至少两组M和N的取值结果，使得所述第三差值的绝对值取得最小值时，将所述取值结果中绝对值最小的M和/或N作为所述第一去混叠系数；
    当存在至少两组M和N的取值结果，使得所述第六差值的绝对值取得最小值时，将所述取值结果中绝对值最小的M和/或N作为所述第二去混叠系数。
  19. 根据权利要求16所述的方法，其特征在于，所述方法还包括：
    在所述第一回波信号、所述第二回波信号、所述第三回波信号、所述第四回波信号、所述第五回波信号、所述第六回波信号、所述第七回波信号以及所述第八回波信号组成的回波信号序列中，将具有相同发射角度且彼此之间具有相同发射时间间隔的回波信号作为一组信号，得到至少两组回波信号，并对每组回波信号分别进行壁滤波，壁滤波之后得到的回波信号用于计算得到所述第一血流速度、第二血流速度、第三血流速度和第四血流速度。
  20. 根据权利要求15所述的方法，其特征在于，所述第一超声波、所述第二超声波、所述第三超声波、所述第四超声波、所述第五超声波、所述第六超声波、所述第七超声波、所述第八超声波的发射顺序为：
    所述第一超声波、所述第五超声波、所述第二超声波、所述第六超声波、所述第三超声波、所述第七超声波、所述第四超声波、所述第八超声波；或者
    所述第一超声波、所述第二超声波、所述第五超声波、所述第六超声波、所述第三超声波、所述第四超声波、所述第七超声波、所述第八超声波；或者
    所述第一超声波、所述第二超声波、所述第三超声波、所述第五超声波、所述第六超声波、所述第七超声波、所述第四超声波、所述第八超声波；或者
    所述第一超声波、所述第二超声波、所述第三超声波、所述第四超声波、所述第五超声波、所述第六超声波、所述第七超声波、所述第八超声波。
  21. 根据权利要求15所述的方法，其特征在于，所述第一脉冲重复频率与所述第二脉冲重复频率这两者彼此互质，所述第三脉冲重复频率与所述第四脉冲重复频率这两者彼此互质。
  22. 根据权利要求15所述的方法，其特征在于，所述第一脉冲重复 频率、所述第二脉冲重复频率、所述第三脉冲重复频率与所述第四脉冲重复频率这四者中的最大值的倒数大于血流成像深度与超声波在所述待测血流中传播的声速的比值的两倍。
  23. 根据权利要求15所述的方法，其特征在于，所述第一脉冲重复频率与所述第三脉冲重复频率相同，所述第二脉冲重复频率与所述第四脉冲重复频率相同。
  24. 根据权利要求15所述的方法，其特征在于，所述接收超声波的回波，包括：以一个或多个接收角度接收超声波的回波。
  25. 根据权利要求15-24中的任一项所述的方法，其特征在于，所述第一超声波、所述第二超声波、所述第三超声波、所述第四超声波、所述第五超声波、所述第六超声波、所述第七超声波以及所述第八超声波均为非聚焦超声波，所述方法还包括：
    向所述待测血流位置发射聚焦超声波，接收所述聚焦超声波的回波，以获得聚焦回波信号；
    基于所述聚焦回波信号生成所述待测血流位置的灰阶图像；
    基于所述待测血流位置的血流速度矢量生成血流速度矢量图；
    显示所述灰阶图像并在所述灰阶图像上叠加显示所述血流速度矢量图。
  26. 根据权利要求25所述的方法，其特征在于，所述聚焦超声波在所述第一超声波、所述第二超声波、所述第三超声波、所述第四超声波、所述第五超声波、所述第六超声波、所述第七超声波以及所述第八超声波中的任意相邻两个之间发射。
  27. 根据权利要求25所述的方法，其特征在于，所述第一脉冲重复频率、所述第二脉冲重复频率、所述第三脉冲重复频率与所述第四脉冲重复频率这四者中的最小值的倒数为最大发射时间间隔，所述聚焦超声波在所述最大发射时间间隔对应的两个超声波之间发射。
  28. 根据权利要求15所述的方法，其特征在于，所述方法还包括：
    以不同于所述第一发射角度和所述第二发射角度的第三发射角度向所述待测血流位置发射第九超声波、第十超声波、第十一超声波和第十二超声波，并接收超声波的回波，以获得第九回波信号、第十回波信号、第 十一回波信号和第十二回波信号；其中，所述第九超声波与所述第十超声波之间具有第五脉冲重复频率，所述第十一超声波与所述第十二超声波之间具有第六脉冲重复频率，所述第五脉冲重复频率和所述第六脉冲重复频率为非整数倍关系；
    根据所述第九回波信号、所述第十回波信号、所述第十一回波信号、所述第十二回波信号、所述第五脉冲重复频率和所述第六脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第三发射角度上的第三投影分量；
    所述对所述第一投影分量和第二投影分量进行合成得到所述待测血流位置的血流速度矢量，包括：
    对所述第一投影分量、所述第二投影分量和所述第三投影分量进行合成得到所述待测血流位置的三维血流速度矢量。
  29. 一种超声血流成像方法，其特征在于，所述方法包括：
    以第一发射角度向目标对象的待测血流位置发射第一超声波、第二超声波和第三超声波，并接收超声波的回波，以获得第一回波信号、第二回波信号和第三回波信号；其中，所述第一超声波与所述第二超声波之间具有第一脉冲重复频率，所述第二超声波与所述第三超声波之间具有第二脉冲重复频率，所述第一脉冲重复频率与所述第二脉冲重复频率为非整数倍关系；
    以不同于所述第一发射角度的第二发射角度向所述待测血流位置发射第四超声波、第五超声波、第六超声波和第七超声波，并接收超声波的回波，以获得第四回波信号、第五回波信号、第六回波信号和第七回波信号；其中，所述第四超声波与所述第五超声波之间具有第三脉冲重复频率，所述第六超声波与所述第七超声波之间具有第四脉冲重复频率，所述第三脉冲重复频率和所述第四脉冲重复频率为非整数倍关系；
    根据所述第一回波信号、所述第二回波信号、所述第三回波信号、所述第一脉冲重复频率和所述第二脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第一发射角度上的第一投影分量；
    根据所述第四回波信号、所述第五回波信号、所述第六回波信号、所述第七回波信号、所述第三脉冲重复频率和所述第四脉冲重复频率，得到 所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第二发射角度上的第二投影分量；
    对所述第一投影分量和第二投影分量进行合成得到所述待测血流位置的血流速度矢量。
  30. 根据权利要求29所述的方法，其特征在于，所述根据所述第一回波信号、所述第二回波信号、所述第三回波信号、所述第一脉冲重复频率和所述第二脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第一发射角度上的第一投影分量，包括：
    根据所述第一回波信号和所述第二回波信号得到第一血流速度，根据所述第二回波信号和所述第三回波信号得到第二血流速度；
    获取所述第一脉冲重复频率对应的第一最大可测量速度和所述第二脉冲重复频率对应的第二最大可测量速度；
    根据所述第一血流速度、所述第二血流速度、所述第一最大可测量速度和所述第二最大可测量速度确定满足第一预设条件的第一去混叠系数；
    基于所述第一去混叠系数对所述第一血流速度和/或所述第二血流速度进行去混叠处理，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第一发射角度上的第一投影分量；
    所述根据所述第四回波信号、所述第五回波信号、所述第六回波信号、所述第七回波信号、所述第三脉冲重复频率和所述第四脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第二发射角度上的第二投影分量，包括：
    根据所述第四回波信号和所述第五回波信号得到第三血流速度，根据所述第六回波信号和所述第七回波信号得到第四血流速度；
    获取所述第三脉冲重复频率对应的第三最大可测量速度和所述第四脉冲重复频率对应的第四最大可测量速度；
    根据所述第三血流速度、所述第四血流速度、所述第三最大可测量速度和所述第四最大可测量速度确定满足第二预设条件的第二去混叠系数；
    基于所述第二去混叠系数对所述第三血流速度和/或所述第四血流速度进行去混叠处理，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第二发射角度上的第二投影分量。
  31. 根据权利要求30所述的方法，其特征在于，
    所述根据所述第一血流速度、所述第二血流速度、所述第一最大可测量速度和所述第二最大可测量速度确定满足第一预设条件的第一去混叠系数，包括：
    将所述第一血流速度与所述第二血流速度的差值，作为第一差值；
    将N倍的所述第二最大可测量速度与M倍的所述第一最大可测量速度的差值的2倍，作为第二差值，其中N和M均为整数；
    将所述第一差值与所述第二差值这两者的差值，作为第三差值；
    计算使所述第三差值的绝对值取得最小值的M和N的取值结果，将所述取值结果中的M和/或N作为所述第一去混叠系数；
    其中，当M的取值结果作为所述第一去混叠系数时，基于所述第一去混叠系数对所述第一血流速度进行去混叠处理，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第一发射角度上的第一投影分量；当N的取值结果作为所述第一去混叠系数时，基于所述第一去混叠系数对所述第二血流速度进行去混叠处理，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第一发射角度上的第一投影分量；
    所述根据所述第三血流速度、所述第四血流速度、所述第三最大可测量速度和所述第四最大可测量速度确定满足第二预设条件的第二去混叠系数，包括：
    将所述第三血流速度与所述第四血流速度的差值，作为第四差值；
    将N倍的所述第三最大可测量速度与M倍的所述第四最大可测量速度的差值的2倍，作为第五差值，其中N和M均为整数；
    将所述第四差值与所述第五差值这两者的差值，作为第六差值；
    计算使所述第六差值的绝对值取得最小值的M和N的取值结果，将所述取值结果中的M和/或N作为所述第二去混叠系数；
    其中，当M的取值结果作为所述第二去混叠系数时，基于所述第二去混叠系数对所述第三血流速度进行去混叠处理，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第二发射角度上的第二投影分量；当N的取值结果作为所述第二去混叠系数时，基于所述第二去混叠系数对所述第四血流速度进行去混叠处理，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第二发射角度上的第二投影分量。
  32. 根据权利要求31所述的方法，其特征在于，
    当存在至少两组M和N的取值结果，使得所述第三差值的绝对值取得最小值时，将所述取值结果中绝对值最小的M和/或N作为所述第一去混叠系数；
    当存在至少两组M和N的取值结果，使得所述第六差值的绝对值取得最小值时，将所述取值结果中绝对值最小的M和/或N作为所述第二去混叠系数。
  33. 根据权利要求30所述的方法，其特征在于，所述方法还包括：
    在所述第一回波信号、所述第二回波信号、所述第三回波信号、所述第四回波信号、所述第五回波信号、所述第六回波信号以及所述第七回波信号组成的回波信号序列中，将具有相同发射角度且彼此之间具有相同发射时间间隔的回波信号作为一组信号，得到至少两组回波信号，并对每组回波信号分别进行壁滤波，壁滤波之后得到的回波信号用于计算得到所述第一血流速度、第二血流速度、第三血流速度和第四血流速度。
  34. 根据权利要求29所述的方法，其特征在于，所述方法还包括：
    以不同于所述第一发射角度和所述第二发射角度的第三发射角度向所述待测血流位置发射第八超声波、第九超声波和第十超声波，并接收超声波的回波，以获得第八回波信号、第九回波信号和第十回波信号；其中，所述第八超声波与所述第九超声波之间具有第五脉冲重复频率，所述第九超声波与所述第十超声波之间具有第六脉冲重复频率，所述第五脉冲重复频率和所述第六脉冲重复频率为非整数倍关系；
    根据所述第八回波信号、所述第九回波信号、所述第十回波信号、所述第五脉冲重复频率和所述第六脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第三发射角度上的第三投影分量；
    所述对所述第一投影分量和第二投影分量进行合成得到所述待测血流位置的血流速度矢量，包括：
    对所述第一投影分量、所述第二投影分量和所述第三投影分量进行合成得到所述待测血流位置的三维血流速度矢量。
  35. 根据权利要求29所述的方法，其特征在于，所述方法还包括：
    以不同于所述第一发射角度和所述第二发射角度的第三发射角度向 所述待测血流位置发射第八超声波、第九超声波、第十超声波和第十一超声波，并接收超声波的回波，以获得第八回波信号、第九回波信号、第十回波信号和第十一回波信号；其中，所述第八超声波与所述第九超声波之间具有第五脉冲重复频率，所述第十超声波与所述第十一超声波之间具有第六脉冲重复频率，所述第五脉冲重复频率和所述第六脉冲重复频率为非整数倍关系；
    根据所述第八回波信号、所述第九回波信号、所述第十回波信号、所述第十一回波信号、所述第五脉冲重复频率和所述第六脉冲重复频率，得到所述待测血流位置的血流速度矢量在所述第三发射角度上的第三投影分量；
    所述对所述第一投影分量和第二投影分量进行合成得到所述待测血流位置的血流速度矢量，包括：
    对所述第一投影分量、所述第二投影分量和所述第三投影分量进行合成得到所述待测血流位置的三维血流速度矢量。
  36. 一种超声成像装置，其特征在于，所述装置包括发射电路、接收电路、超声探头和处理器，其中：
    所述发射电路用于控制所述超声探头向目标对象的待测血流位置发射超声波；
    所述接收电路用于控制所述超声探头接收所述超声波的回波，并从所述超声波的回波获取回波信号；
    所述处理器用于基于所述回波信号进行超声血流成像；
    所述处理器还用于执行权利要求1-35中的任一项所述的超声血流成像方法。
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