一种血管流速计算方法及装置与流程

本发明涉及医疗超声成像技术领域，尤其涉及一种血管流速计算方法及装置。

背景技术：

大量临床研究表明，人体主要血管的血流动力学参数能够直接反映人体的生理功能，可以作为辅助临床诊断的重要测量指标。血流速度的检测，无论是对于血管疾病的早期诊断、治疗方案的确定、疗效的评估，还是对人体器官的生理、病理研究都具有十分重要的意义。

血管流速剖面曲线被广泛用于血管壁动力学参数的计算中。因此，需要在超声诊断设备实现血管剖面速度曲线的实时快捷提取，实现测量出更多的血管动力学信息的目的。从而提供定量的检测依据，加大诊断的准确性。

现有基于超声技术的血管速度剖线的提取方法通常为根据多普勒频移测量血管剖面中某一位置的血流。但该种方法每次只能测得血管剖面某一位置的血流速度，需要多次测量，才能得出整个血管剖面大致的速度分布情况。并且这些速度分属于不同时刻，，必须结合心动周期，进行时间与血流速度的整合，生成血管剖面各点的血流速度。由上述方法可以看出，该方法不仅耗时较长，而且运算量较大，不能满足血管剖面速度曲线的实时快捷提取的要求。此外，由于需要进行时间与血流速度的整合，在进行计算过程中会引入不确定因素，增加了计算中的误差。

技术实现要素：

本发明实施例提供了一种血管流速计算方法及装置，以解决现有技术中计算血管剖面各点速度只能依靠重复采样所引起的运算量和误差较大的技术问题。

第一方面，本发明实施例提供了一种血管流速计算方法，包括：

通过初始采样门采样血管壁内的血流回波信号，并对所述血流回波信号进行处理，以将所述血流回波信号转换为数字信号；

设定多个不同扫查深度对应的片段采样门，通过所述片段采样门对处理后的血流回波信号分别进行采样，以将所述数字信号分解为多个信号片段；

分别计算每个信号片段的血流平均速度。

进一步的，在分别计算每个信号片段的血流平均速度之后，还包括：

根据每个信号片段的血流平均速度和所述每个信号片段对应的采样门深度生成实时血管剖面流速。

进一步的，所述计算每个信号片段的血流平均速度，包括：

计算每个信号片段的能量谱；

根据当前脉冲重复频率prf确定理论最大血流速度,根据所述理论最大血流速度和所述能量谱的行数及列数生成血流速度序列，根据流速和脉冲频率的对应关系确定所述血流速度序列中各个速度在所述能量谱中对应的能量值；

计算所述血流速度序列中所述各个速度所对应的能量的均值，将所述能量的均值作为权重计算所述信号片段的平均血流速度。

进一步的，所述处理后的血流回波信号包括：正交i/q信号或复数信号。

进一步的，所述计算每个信号片段的能量谱，包括：

根据所述信号片段生成复数信号数组；

对复数信号数组进行快速二维傅里叶变换，并计算快速二维傅里叶变换后的每个数据点的模平方，生成所述信号片段的能量谱。

进一步的，所述对复数信号数组进行快速二维傅里叶变换，包括：

在对复数信号数组采样得到的数据量小于计算需求时，补入为零的数据。

进一步的，所述根据流速和脉冲频率的对应关系确定速度序列中各个速度在所述能量谱中对应的能量值，包括：

根据多普勒频移公式计算速度序列中各个速度在所述频率分量数组和频移分布数组的下标；

根据所述频率分量数组和频移分布数组的下标确定所述能量谱中对应的能量位置点；

根据所述能量位置点确定所述各个速度在所述能量谱中对应的能量值。

更进一步的，所述根据所述能量位置点确定所述各个速度在所述能量谱中对应的能量值，包括：

在所述频移分布数组的下标为小数时，采用距离绝对值插值方法计算速度在所述能量谱中对应的能量值。

第二方面，本发明实施例还提供了一种血管流速计算装置，包括：

信号处理模块，用于通过初始采样门采样血管壁内的血流回波信号，并对所述血流回波信号进行处理；

分解模块，用于设定多个不同深度对应的片段采样门，通过所述片段采样门对处理后的血流回波信号分别进行采样，以将所述血流回波信号分解为多个信号片段；

速度计算模块，用于分别计算每个信号片段的血流平均速度。

进一步的，所述装置还包括：

生成模块，用于根据每个信号片段的血流平均速度和所述每个信号片段对应的采样门深度生成实时血管剖面流速曲线。

进一步的，所述计算模块，包括：

能量谱计算单元，用于计算每个信号片段的能量谱；

能量值确定单元，用于根据当前脉冲重复频率prf确定理论最大血流速度,根据所述理论最大血流速度和所述能量谱的行数及列数生成血流速度序列，根据流速和脉冲频率的对应关系确定所述血流速度序列中各个速度在所述能量谱中对应的能量值；

血流速度计算单元，用于计算所述血流速度序列中所述各个速度所对应的能量均值，将所述能量均值作为权重计算所述信号片段的平均血流速度。

进一步的，所述处理后的血流回波信号包括：正交i/q信号或复数信号。

进一步的，所述能量谱计算单元包括：

复数信号数组生成子单元，用于根据所述信号片段生成复数信号数组；

能量谱生成子单元，用于对复数信号数组进行快速二维傅里叶变换，并计算快速二维傅里叶变换后的每个数据点的模平方，生成所述信号片段的能量谱。

进一步的，所述能量谱计算单元还包括：

补入子单元，用于对复数信号数组采样得到的数据量小于计算需求时，补入为零的数据，对补零后的所述复数信号数组进行快速二维傅里叶变换。

进一步的，所述能量值确定单元包括：

下标计算子单元，用于根据多普勒频移公式计算速度序列中各个速度在所述频率分量数组和频移分布数组的下标；

位置点确定子单元，用于根据所述频率分量数组和频移分布数组的下标确定所述能量谱中对应的能量位置点；

能量值确定子单元，用于根据所述能量位置点确定所述各个速度在所述能量谱中对应的能量值。

更进一步的，所述能量值确定子单元用于：

在所述频移分布数组的下标为小数时，采用距离绝对值插值方法计算速度在所述能量谱中对应的能量值。

本发明实施例提供的血管流速计算方法及装置，通过设置多个采样门对处理后的血流回波信号进行分别采样，可以将同一时间的回波信号分解为多个信号片段，并可根据每个信号片段计算对应深度的血流速度。可以根据某一时刻的回波信号计算不同深度的血流速度。无需进行多个时刻的测量和时间整合，降低了计算时间和运算量，减少了计算过程中所引入的误差。

附图说明

通过阅读参照以下附图所作的对非限制性实施例所作的详细描述，本发明的其它特征、目的和优点将会变得更明显：

图1是本发明实施例一提供的血管流速计算方法的流程示意图；

图2是本发明实施例二提供的血管流速计算方法的流程示意图；

图3a是使用传统脉冲多普勒成像方法得到的速度-时间曲线；

图3b是使用本发明实施例一提供的血管流速计算方法得到的速度-时间曲线；

图4是本发明实施例三提供的血管流速计算方法的流程示意图；

图5是本发明实施例四提供的血管流速计算方法的流程示意图；

图6是本发明实施例五提供的血管流速计算装置的结构示意图。

具体实施方式

下面结合附图和实施例对本发明作进一步的详细说明。可以理解的是，此处所描述的具体实施例仅仅用于解释本发明，而非对本发明的限定。另外还需要说明的是，为了便于描述，附图中仅示出了与本发明相关的部分而非全部结构。

实施例一

图1为本发明实施例一提供的血管流速计算方法的流程示意图，本实施例的方法适用于基于宽带脉冲多普勒技术实时就按血管剖面流速的情况。可以由血管流速计算装置来执行，该装置可通过硬件和/或软件的方式实现，并一般可以应用于超声诊断设备中。

参见图1，所述血管流速计算方法，包括：

s110，通过初始采样门采样血管壁内的血流回波信号，并对所述血流回波信号进行处理,以将所述血流回波信号转换为数字信号。

在本实施例中，可以由用户来设置初始采样门的位置和大小。初始采样门用于对血流回波信号进行采样。所设置的采样门的对应的扫查位置和扫查深度应包括完整的血管。优选的，通过设置初始采样门的参数，使初始采样门的扫查深度的顶部和底部分别位于血管上、下壁位置，其宽度即为所测血管的直径。此外，也可以先通过超声成像确定血管的具体位置和大小，根据血管的位置确定扫查位置，根据血管的大小设置初始采样门。

由于设定了初始采样门的扫查位置和扫查深度，可以有效减少在血管上方的人体组织中的液体所产生的回波附加至血流回波信号中，能够避免采用回波信号估计血管半径大小所产生的错误。可以在获取高速度分辨率的同时兼顾了高空间分辨率。

利用换能器发射脉冲信号，该脉冲信号的频率范围等参数可根据人体组织特征由多普勒超声设备设置，并在发射完成后在设定的时间段对回波信号进行采样。对采样得到的血流回波信号进行处理，由于接收到的血流回波信号为模拟信号，无法对其进行分割。因此需要将其进行处理，转换为数字信号。示例性的，所述数字信号可以为i/q信号或者复数信号。

正交i/q信号和复数信号都是信息的载体。正交i/q信号一个射频信号，在极坐标上可以用振幅和相位来表示，在直角坐标上可以用x和y的值来表示。但在数字通信系统中，一般x用i来代替，表示同相，而y用q来代替，表示90°相位。可以视作一组序列；而复数信号则是时域信号，虚部和实部是正交的，便于片段采样门进行采样。示例性的，可以通过如下方式得到处理后的血流回波信号：

对接收到的经初始采样门取样的超声回波射频信号进行中心频率f0的正交解调，得到i/q信号；对i/q信号进行基带滤波处理，并将滤波后的i/q信号合成复数信号。

s120，设定多个不同扫查深度对应的片段采样门，通过所述片段采样门对所述数字信号分别进行采样，以将所述数字信号分解为多个信号片段。

由于需要测量某一时刻血管中同一剖面中不同深度的多个点的血流速度，因此，可以根据检测要求设定血管剖面中的多个点，根据这些点确定其对应的深度，所述深度可以是该点与人体皮肤表面之间的距离，也可以是该点与血管上壁的距离。并设定对应的片段采样门。示例性的，由于不同深度的回波返回的时长不同，且处理后得到的回波信号仍然是时间相关，因此可以根据不同的采样起始时间和结束时间设定多个不同深度对应的片段采样门。

每个片段采样门对应采集得到的可以是按时间方向采集的信号片段，其包含一定数量的采样点，以满足后期计算的需要。每个信号片段可以视作血管中不同位置对应的回波数字信号。相邻片段采样门所采集的信号片段的采样点之间可以有一定的重叠率。一种较优的设置为，每个信号片段包含80～320个采样点，相邻的信号片段之间的采样点的重叠率为75％。通过每个片段采样门对正交i/q信号或复数信号进行采样，可以将血流回波信号分解为若干个与血管剖面深度对应的信号片段。由于i/q信号和复数信号都为慢变信号，可以采用较低的采样率。因此可以避免由于发射带宽过宽，致使回波散射信号的频谱由于混叠作用产生分辨率变差的情况。特别是在血流速度较高时，避免由于回波信号频移过宽导致出现混叠的情况。

s130，分别计算每个信号片段的血流平均速度。

对经过正交解调后得到一组正交i\q信号，该正交i/q信号带有反射声波对移动介质的相位差信息,利用相位差可以计算得到该信号片段的血流信息。此外，也可采用能量-速度谱的方式进行计算。

本实施例通过设置多个片段采样门对处理后的血流回波信号进行分别采样，可以将同一时间的回波信号分解为多个信号片段，并可根据每个信号片段计算对应深度的血流速度。可以根据某一时刻的回波信号计算不同深度的血流速度。无需进行多个时刻的测量和时间整合，降低了计算时间和运算量，减少了计算过程中所引入的误差。

在本实施例的一个优选实施方式中，在分别计算每个信号片段的血流平均速度之后，还包括：根据每个信号片段的血流平均速度和所述每个信号片段对应的片段采样门深度生成实时血管剖面流速曲线。血管流速剖面曲线通常被广泛用于血管壁动力学参数的计算，可以为诊断提供重要的参数，因此，需要根据血管剖面中各个深度的点对应的流速生成实时血管剖面流速曲线。示例性的，可以通过对所述多个信号采样点的流体速度值进行曲线拟合，得到流体速度的剖面曲线。

实施例二

图2为本发明实施例二提供的血管流速计算方法的流程示意图。本实施例以上述实施例为基础进行优化，将所述计算每个信号片段的血流平均速度，具体优化为：计算每个信号片段的能量谱；根据当前脉冲重复频率prf确定理论最大血流速度,根据所述理论最大血流速度和所述能量谱的行数及列数生成血流速度序列，根据流速和脉冲频率的对应关系确定所述血流速度序列中各个速度在所述能量谱中对应的能量值；计算所述血流速度序列中所述各个速度所对应的能量均值，将所述能量均值作为权重计算所述信号片段的平均血流速度。

参见图2，所述血管流速计算方法，包括：

s210，通过初始采样门采样血管壁内的血流回波信号，并对所述血流回波信号进行处理，以将所述血流回波信号转换为数字信号。

s220，设定多个不同扫查深度对应的片段采样门，通过所述片段采样门对所述数字信号分别进行采样，以将所述数字信号分解为多个信号片段。

所述处理后的血流回波信号可以包括：正交i/q信号或复数信号。正交i/q信号和复数信号都是信息的载体。正交i/q信号一个射频信号，在极坐标上可以用振幅和相位来表示，在直角坐标上可以用x和y的值来表示。但在数字通信系统中，一般x用i来代替，表示同相，而y用q来代替，表示90°相位。可以视作一组序列；而复数信号则是时域信号，虚部和实部是正交的。便于片段采样门进行采样。示例性的，可以通过如下方式得到处理后的血流回波信号：

对接收到的经初始采样门取样的超声回波射频信号进行中心频率f0的正交解调，得到i/q信号；对i/q信号进行基带滤波处理，并将滤波后的i/q信号合成复数信号。

s230，计算每个信号片段的能量谱。

能量谱，也称为能量谱密度，是指用密度的概念表示信号能量在各频率点的分布情况。也即是说，对能量谱在频域上积分就可以得到信号的能量。对确定性的信号，特别是非周期的确定性信号，常用能量谱来描述。示例性的，将采样门采集到的复数信号数组进行快速二维傅里叶变换，计算快速二维傅里叶变换后的每个数据点的模平方，可得到该信号片段的能量谱。

s240，根据当前脉冲重复频率prf确定理论最大血流速度，根据所述理论最大血流速度和所述能量谱的行数及列数生成血流速度序列，根据流速和脉冲频率的对应关系确定所述血流速度序列中各个速度在所述能量谱中对应的能量值。

设定超声仪血流速度显示最大值为vmax,其具体数值可根据尼奎斯特定理得出。具体的，可通过如下公式计算得出：

vmax＝(prf*c)/(4*f0)，其中prf为脉冲重复频率；f0为中心频率。

据此可以生成组数值范围为-vmax到vmax的速度序列v_dis，来用于对各血流速度值的精确查找。亦即建立用于表示速度和能量谱能量之间的映射关系。此映射关系直接和速度显示的动态范围有关,而且映射表的长度仅为256。

可以根据所述能量谱的列数设定信号片段中的频率分量数组，根据所述能量谱的行数设定与所述频率分量数组对应的频移分布数组，示例性的，根据血流速度和发射信号频率和频移之间的对应关系，定义信号的频率分量为数组fsig(i)，对应的频移分布为数组fd(j)。其中i和j分别为2d-fft能量谱列数和行数，其具体定义如下：

fd(j)＝j/(m-1)*prf,j＝-m,-m+1,…,-1,0,1,…,m-1；

fsig(i)＝i/(n-1)*fs–fs/2,i＝0,1,2,…,n-1。

根据流速和脉冲频率的对应关系确定速度序列中各个速度在所述能量谱中对应的能量值。可以包括：根据多普勒频移公式计算速度序列中各个速度在所述频率分量数组和频移分布数组的下标；根据所述频率分量数组和频移分布数组的下标确定所述能量谱中对应的能量位置点；根据所述能量位置点确定所述各个速度在所述能量谱中对应的能量值。

在宽带脉冲多普勒中，每一个频率分量都会产生与之对应的频移，可按照多普勒频移公式计算得出各频率分量下血流的速度。示例性的，可以通过如下方式计算：

v_dis(n)＝fd(j)*c/(2*(fsig(i)+f0))，其中，fs为采样频率；c为光速。根据该公式可逆推出各速度在所述频率分量数组和频移分布数组的下标，即i和j的数值，根据i和j的数据，可以确定各速度在能量谱中对应的能量位置点。其具体逆推公式如下：

j＝((m-1)*2*(fsig(i)+f0)*v_dis(n))/prf/c+1；其中，由于j的起始位置为0，而能量谱的起始位置为1，为使二者统一，因此需要加1。调整j的起始位置与能量谱对应。

根据上述公式可得到血流速度序列v_dis中每个速度在所述能量谱中对应的能量值。

s250，计算所述血流速度序列中所述各个速度所对应的能量均值，将所述能量均值作为权重计算所述信号片段的平均血流速度。

根据上述方法可分别计算得到血流速度序列v_dis中每个速度在所述能量谱中对应的能量值。并计算这些能量的平均值。示例性的，首先计算血流速度序列v_dis中某一速度值的累加能量power_v(n)，然后计算能量累加的次数v_num。并将power_v(n)与v_num的除数作为能量均值。即：power_v(i)＝power_v(i)/v_num(i)。

通过精确速度查找方法快速找到v_dis里每个速度所对应的能量power_v后，对速度进行以能量大小为加权系数求平均的处理。得到各信号片断对应的平均血流速度。示例性的，可以采用如下方式计算信号片段的血流平均速度：

将上述公式离散化后，得到下述公式：

其中，表示采样门内取样信号的平均速度。

利用上述方法可以依次计算得到每个片段采样门采样得到的片段信号的血流平均速度。采用上述方法计算得到的血流速度能够分辨出真实速度的分布位置。

采用本实施例提供的方法是根据能量值做为加权系数计算的剖面某点的平均血流速度，能够根据能量与速度的关系计算平均血流速度。能够更加准确计算得到血管剖面各点的血流速度。而传统脉冲多普勒成像方法由于只能按照发射扫查信号的中心频率来计算频移，而血液中的红细胞在发射信号各个频率分量上都能产生频移，产生的回波频移范围较宽，无法准确的得出血流速度。容易出现混叠的现象。而采用本实施例所提供的方法，虽然也将接收到范围较宽的频移信号代入进行计算，但由于频率分量产生的频移信号的能量相对于正常的频移分量的能量要弱很多，在通过能量值加权计算时，频率分量产生的频移信号对于整个速度的计算的影响微乎其微，因此减少了频率分量产生的频移信号对血流速度计算的影响。使得计算得到的速度更加贴近于真实的血流速度。

图3a是使用传统脉冲多普勒成像方法得到的血流速度随时间变化曲线，图3b是使用本发明实施例一提供的血管流速计算方法得到的血流速度-随时间变化曲线。由图3a和图3b可以看出，图3a中使用传统脉冲多普勒成像方法得到的速度-时间曲线与模型原值由明显差异，曲线震荡。与图3a相比，图3b中的速度-时间曲线平滑，与模型值趋于一致。

本实施例通过将所述计算每个信号片段的血流平均速度，具体优化为：计算每个信号片段的能量谱；根据当前脉冲重复频率prf确定理论最大血流速度,根据所述理论最大血流速度和所述能量谱的行数及列数生成血流速度序列，根据流速和脉冲频率的对应关系确定所述血流速度序列中各个速度在所述能量谱中对应的能量值；计算所述血流速度序列中所述各个速度所对应的能量均值，将所述能量均值作为权重计算所述信号片段的平均血流速度。可以针对血管中速度较快的散射子反射能量较弱的特点，将高速血流的能量完整计入。能够分辨出真实速度的分布位置，减少与真实值之间的偏差。

实施例三

图4为本发明实施例三提供的血管流速计算方法的流程示意图。本实施例以上述实施例为基础进行优化，将所述根据所述能量位置点确定所述各个速度在所述能量谱中对应的能量值，具体优化为：在所述频移分布数组的下标为小数时，采用距离绝对值插值方法计算速度在所述能量谱中对应的能量值。

参见图4，所述血管流速计算方法，包括：

s310，通过初始采样门采样血管壁内的血流回波信号，并对所述血流回波信号进行处理，以将所述血流回波信号转换为数字信号。

s320，设定多个不同扫查深度对应的片段采样门，通过所述片段采样门对所述数字信号分别进行采样，以将所述数字信号分解为多个信号片段。

s330，计算每个信号片段的能量谱。

s340，根据当前脉冲重复频率prf确定理论最大血流速度,根据所述理论最大血流速度和所述能量谱的行数及列数生成血流速度序列，根据流速和脉冲频率的对应关系确定所述血流速度序列中各个速度在所述能量谱中对应的能量值，在所述频移分布数组的下标为小数时，采用距离绝对值插值方法计算速度在所述能量谱中对应的能量值。

在利用上述逆推公式进行计算时，计算得到的j可能不是整数。对于这种情况，则需要将j分别取整为大于j的第一个整数j_post和小于j的第一个整数j_pre。根据j与j_post和j_pre之间的距离，采用距离绝对值差值的方式进行计算，以得到j对应的能量。

示例性的，可以采用如下方式进行距离绝对值插值计算。首先计算j_post与j_pre的加权系数。具体方式如下：

c1＝abs(j_pre-j)

c2＝abs(j_post-j)

当c1+c2不等于0时，

a1＝c2/(c1+c2)

a2＝c1/(c1+c2)。

若c1+c2等于0时，则a1＝0.5,a2＝0.5。

其中，c1为j与大于j的第一个整数j_pre的相对距离；c2为j与小于j的第一个整数j_post的相对距离。

s350，计算所述血流速度序列中所述各个速度所对应的能量均值，将所述能量均值作为权重计算所述信号片段的平均血流速度。

本实施例通过将所述根据所述能量位置点确定所述各个速度在所述能量谱中对应的能量值，具体优化为：在所述频移分布数组的下标为小数时，采用距离绝对值插值方法计算速度在所述能量谱中对应的能量值。可以在计算出j不是整数时，利用j与前后整数之间的距离，精确的计算j的值。能够进一步提高各个速度在所述能量谱中对应的能量值的精确度，进而提高计算得到的血流速度的准确度。

实施例四

图5为本发明实施例四提供的血管流速计算方法的流程示意图。本实施例以上述实施例为基础进行优化，将所述计算每个信号片段的能量谱，具体优化为：在采样得到的数据量小于计算需求时，补入为零的数据。

参见图5，所述血管流速计算方法，包括：

s410，通过初始采样门采样血管壁内的血流回波信号，并对所述血流回波信号进行处理,，以将所述血流回波信号转换为数字信号。

s420，设定多个不同扫查深度对应的片段采样门，通过所述片段采样门对所述数字信号分别进行采样，以将所述数字信号分解为多个信号片段。

s430，计算每个信号片段的能量谱，在采样得到的数据量小于计算需求时，补入为零的数据。

其中，计算每个信号片段的能量谱，包括：根据所述信号片段生成复数信号数组；对复数信号数组进行快速二维傅里叶变换，并计算快速二维傅里叶变换后的每个数据点的模平方，生成所述信号片段的能量谱。二维快速傅里叶变换所处理的对象为二维数组。虽然每个片段采样门采样得到的i/q信号或者复数信号之间有重叠，但仍然可能出现采样得到的信号不满足二维快速傅里叶变换所需要的数据。因此，需要对数据进行补充，以满足二维快速傅里叶变换的需求。示例性的，可以采用补零的方式使数据完整，以满足二维快速傅里叶变换的需求。如果采样构成信号片段的信号组的数量小于二维快速傅里叶变换的组数，可以补进为零的信号组；如果信号组中的数据小于二维快速傅里叶变换的点数，则补入为零的信号点。并对补零后的所述复数信号数组进行快速二维傅里叶变换。

s440，根据当前脉冲重复频率prf确定理论最大血流速度,根据所述理论最大血流速度和所述能量谱的行数及列数生成血流速度序列，根据流速和脉冲频率的对应关系确定所述血流速度序列中各个速度在所述能量谱中对应的能量值。

s450，计算所述血流速度序列中所述各个速度的能量均值，将所述能量均值作为权重计算所述信号片段的平均血流速度。

本实施例通过将所述计算每个信号片段的能量谱，具体优化为：在采样得到的数据量小于计算需求时，补入为零的数据。可以在采样数据不满足二维快速傅里叶变换时，补入数据，以方便计算采样信号的能量谱。

实施例五

图6是本发明实施例五提供的血管流速计算装置的结构示意图，如图6所示，所述装置包括：

信号处理模块510，用于通过初始采样门采样血管壁内的血流回波信号，并对所述血流回波信号进行处理,以将所述血流回波信号转换为数字信号；

分解模块520，用于设定多个不同扫查深度对应的片段采样门，通过所述片段采样门对处理后的血流回波信号分别进行采样，以将所述数字信号分解为多个信号片段；

速度计算模块530，用于用于分别计算每个信号片段的血流平均速度。

本发明实施例提供的血管流速计算装置，通过设置多个采样门对处理后的血流回波信号进行分别采样，可以将同一时间的回波信号分解为多个信号片段，并可根据每个信号片段计算对应深度的血流速度。可以根据某一时刻的回波信号计算不同深度的血流速度。无需进行多个时刻的测量和时间整合，降低了计算时间和运算量，减少了计算过程中所引入的误差。

在上述各实施例的基础上，所述装置还包括：

生成模块，用于根据每个信号片段的血流平均速度和所述每个信号片段对应的采样门深度生成实时血管剖面流速曲线。

在上述各实施例的基础上，所述计算模块，包括：

能量谱计算单元，用于计算每个信号片段的能量谱；

能量值确定单元，用于根据当前脉冲重复频率prf确定理论最大血流速度,根据所述理论最大血流速度和所述能量谱的行数及列数生成血流速度序列，根据流速和脉冲频率的对应关系确定所述血流速度序列中各个速度在所述能量谱中对应的能量值；；

血流速度计算单元，用于计算所述血流速度序列中所述各个速度所对应的能量的均值，将所述能量的均值作为权重计算所述信号片段的平均血流速度。在上述各实施例的基础上，所述处理后的血流回波信号包括：正交i/q信号或复数信号。

在上述各实施例的基础上，所述能量谱计算单元包括：

复数信号数组生成子单元，用于根据所述信号片段生成复数信号数组；

能量谱生成子单元，用于对复数信号数组进行快速二维傅里叶变换，并计算快速二维傅里叶变换后的每个数据点的模平方，生成所述信号片段的能量谱。

在上述各实施例的基础上，所述能量谱计算单元还包括：

补入子单元，用于对复数信号数组采样得到的数据量小于计算需求时，补入为零的数据。

在上述各实施例的基础上，所述能量值确定单元包括：

下标计算子单元，用于根据多普勒频移公式计算速度序列中各个速度在所述频率分量数组和频移分布数组的下标；

位置点确定子单元，用于根据所述频率分量数组和频移分布数组的下标确定所述能量谱中对应的能量位置点；

能量值确定子单元，用于根据所述能量位置点确定所述各个速度在所述能量谱中对应的能量值。

在上述各实施例的基础上，所述能量值确定子单元用于：

在所述频移分布数组的下标为小数时，采用距离绝对值插值方法计算速度在所述能量谱中对应的能量值。

本发明实施例所提供血管流速计算装置可用于执行本发明任意实施例提供的血管流速计算方法，具备相应的功能模块，实现相同的有益效果。

显然，本领域技术人员应该明白，上述本发明的各模块或各步骤可以通过如上所述的设备实施。可选地，本发明实施例可以用计算机装置可执行的程序来实现，从而可以将它们存储在存储装置中由处理器来执行，所述的程序可以存储于一种计算机可读存储介质中，上述提到的存储介质可以是只读存储器，磁盘或光盘等；或者将它们分别制作成各个集成电路模块，或者将它们中的多个模块或步骤制作成单个集成电路模块来实现。这样，本发明不限制于任何特定的硬件和软件的结合。

注意，上述仅为本发明的较佳实施例及所运用技术原理。本领域技术人员会理解，本发明不限于这里所述的特定实施例，对本领域技术人员来说能够进行各种明显的变化、重新调整和替代而不会脱离本发明的保护范围。因此，虽然通过以上实施例对本发明进行了较为详细的说明，但是本发明不仅仅限于以上实施例，在不脱离本发明构思的情况下，还可以包括更多其他等效实施例，而本发明的范围由所附的权利要求范围决定。