一种基于超声的血流信息多维成像系统的制作方法
【技术领域】
[0001] 本发明涉及超声成像领域，特别涉及一种基于超声的血流信息多维成像系统。
【背景技术】
[0002] 传统的超声血液诊断中，医生多采用超声B模式成像结果或D模式成像(又称脉冲 波多普勒频谱成像)结果对疾病进行诊断，但是由于很多血流疾病是B模式成像无法观测的 (如血管硬化和血管壁早期疾病），因此D模式成像得到了越来越广泛的应用；不过，由于技 术限制，现有的D模式成像大多仅包含1个子米样窗口，同时该子米样窗口包含的范围非常 小(D模式下，只能观测到子采样窗口内的血流速度信息），医生需要不断的移动该子采样窗 口来观测血管不同深度、不同位置的血流信息，这无疑导致了检测效率低下。
【发明内容】
[0003] 本发明的目的在于克服现有的D模式成像(脉冲波多普勒频谱成像)技术中，由于 技术限制，仅有一个子采样窗口导致的检测效率低下的问题，提供一种包含血管全深度信 息的多子采样窗口的血流信息成像系统。
[0004] 本文中，血管深度指被测血管横切面直径上任一点到该直径的一个选定端头的距 离值。
[0005] 为了实现上述发明目的，本发明提供了以下技术方案：
[0006] -种基于超声的血流信息多维成像系统，包括
[0007] 信号处理模块，用于接收自被测血管采集的射频信号，并将该信号经希尔伯特变 换、N个子采样门划分、时间域复合、壁滤波、频域转换后提取幅度频谱，其中，N个子采样门 包含被测血管的全部深度范围； 血速信息可视化模块，用于根据提取到的幅度频谱计算血流速度，并结合信号中的时 间信息、血管深度信息形成第一图像、第二图像及第三图像;其中，第一图像为血管深度信 息及血流速度对应图；第二图像为时间信息与血流速度对应图；第三图像为时间信息与血 管深度对应图。
[0008] 进一步的，子采样门的个数N由血管深度及所述脉冲波波长确定，即
，由于声学物理条件约束，在一个脉冲波波长内的速度估计是不可再 分的，所以目前所能实现的最准确的速度估计即为一个脉冲波波长，所以一个子采样门，为 至少一个脉冲波波长的长度或多个脉冲波波长的长度。
[0009] 优选的，子采样门的个数取符合条件的最大偶数，由上可知，子采样门的最佳长度 应为一个脉冲波波长的长度，但为了便于后续的图像显示及计算，优选的将血管深度对称 划分，即从血管中心向两侧各有N/2个子采样门。
[0010] 进一步的，子采样门的大小（即一个脉冲波长内的离散采样信号个数）由公式
获得，其中，m是用于检测的脉冲波内包含的脉冲信号个数，其为1以上自然 数，Fs是采样频率，F。是脉冲信号的中心频率，对于每个脉冲信号来说，每个波长内的采样点 数=采样频率/(2*信号中心频率）；因此对于包含m个脉冲信号的脉冲波来说，当子采样门
的长度为信号波长时，每个子采样门内包含的离散采样点数为胃个，一些实施例下，可以 N 通过公式来确定子采样门N的个数 其中，Nnum为采集到的射频信号 sub-gass 的长度，即自血管中采集到的离散信号的个数；在FS、F。及被测血管直径相同的前提下，
[0011] 进一步的，所述时间域信号复合采用公式81^)=2心，1〇进行，其中1表示1〇信 号在时间上的离散序号，k是子采样门的序号;s(i，k)表示第k个子采样门中i时刻的IQ原始 信号， Sk(i)表示经过时间域符合操作后的信号。
[0012] 进一步的，所述多维成像系统还包括血流信息提取模块，所述血流信息提取模块 用于根据信号处理模块处理后的信号中的幅度频谱、时间信息及血管深度信息形成第四图 像、第五图像及第六图像;其中，第四图像用于展示心脏收缩血流速度、心脏舒张血流速度、 血流平均速度、心率、阻力指数、搏动指数、心脏舒张收缩比及血流量在测量期间内的平均 值;第五图像用于根据用户的选择，显示第四图像中任一参数随时间的波动;第六图像用于 显示第四图像中各个参数的抖动值。
[0013] 进一步的，所得第六图像中各参数的抖动
_中，S (X)为任一参数在被测时间内的采样点值曲线，u为S(X)的均值;X为采样点。
[0014] 进一步的，将IQ信号转换为频域信号采用公式
丨行； 其中，w表示短时窗口傅里叶变换的窗口大小，表示转换后的频域信号。
[0015] 获取幅度频谱成像的步骤中，所述幅度频谱通过公
??得。
[0016] 从获得的频域信号中计算幅度频谱后，还包括提高频谱对比度的步骤;其通过将 幅度频谱在频域上做复合操作实现，其实现公式为:P( t，ω ) = Σ Pk( t，ω )。经过频域上的 复合操作后，可以使得血管内各个深度的幅度频谱对比度显著提升，还可以有效的抑制噪 声，提高频谱信噪比，有效增强频谱细节分辨率，真正意义上既抑制噪声也提升频谱细节分 辨率。
[0017] 优选的，所述射频信号转换为IQ信号后，还包括经过低通滤波的步骤，低通滤波用 于过滤掉信号中的直流分量和无效频率。
[0018] 优选的，从获得的频域信号中计算幅度频谱成像后，还包括对图像平滑处理、压缩 处理的步骤。
[0019]与现有技术相比，本发明的有益效果：与传统的D模式成像系统(脉冲波多普勒频 谱成像系统)相比，本发明提供的血流信息多维成像系统通过N个包含血管全深度范围的子 采样窗口对采集的IQ信号进行子采样划分，并进一步的通过将每个子采样窗口内的IQ信号 进行时间域复合、频域转换、频域复合等操作得血管全深度范围内各处的血流速度信息，避 免了传统D模式成像中，医生需不断移动子采样窗口，且仅能对血管位于子采样窗口内的部 位进行检测的缺陷；由于本发明提供的成像系统，同时对血管全深度范围内进行子窗口采 样，获取血管全深度范围内各个位置的血流信息，因此，用户可以选择同时观看整个血管的 血流信息分布，也可以选择血管中的某一深度任意时刻或任意时间段的血流信息，从而缩 小了检测时间，提高了检测效率，简化了检测难度。
【附图说明】： 图1本发明提供的多维成像系统的结构框图。
[0021]图2为本发明中信号处理模块信号处理流程图。
[0022]图3a为本发明中第一图像、第二图像、第三图像显示示例框图。
[0023]图3b为本发明中第一图像、第二图像、第三图像具体显示示例。
[0024]图4a为本发明中血管各深度血流速度的三维模型图。
[0025]图4b为图4a与第一图像、第二图像、第三图像关联示意图。
[0026]图5a为本发明中第四图像、第五图像、第六图像显示示例框图 [0027]图5b为本发明中第四图像、第五图像、第六图像具体显示示例。
【具体实施方式】
[0028] 下面结合附图及具体实施例对本发明作进一步的详细描述。但不应将此理解为本 发明上述主题的范围仅限于以下的实施例，凡基于本
【发明内容】
所实现的技术均属于本发明 的范围。
[0029] 如图1所示，本实施例提供一种基于超声的血流信息多维成像系统;包括，信号处 理模块1，用于接收自被测血管采集的射频信号，并将该信号经希尔伯特变换、N个子采样门 划分、时间域复合、壁滤波、频域转换后提取幅度频谱，其中，N个子采样门包含被测血管的 全部深度范围； 其中如图2所示，信号处理模块2中信号处理的具体流程如下：
[0030] SlOO:接收采集自被测血管内的反馈射频信号，并将该射频信号经希尔伯特变换 后获得离散IQ信号的步骤;该反馈射频信号，是按照预设脉冲重复频率发射的超声脉冲波 对血管进行检测后的反馈射频信号。
[0031]本步骤中，通过希尔伯特变换获得离散IQ信号的过程如下公式表达：
其中，F。是脉冲波中各个脉冲信号的中心频率，Fs是采样频率，Nnum为采集的射频信号 的长度，即自血管中采集到的离散信号的个数;如，当采样频率为20MHz(每秒钟采样20M个 采样点）时，声波脉冲波的速率是1540m/s(声音在人体中的传播速度），那么在该采样频率 下，每厘米会有260个采样点，假设颈动脉宽度为0.8cm，那么此时，采集的射频信号的长度 N_=0.8*260 = 208个采样点。即IQ信号的长度为208。
[0032] S101:将所述离散IQ信号通过低通滤波器进行低通滤波，用于过滤掉信号中的直 流分量和无效频率。可选的，可采用低通IIR滤波器(Low pass IIR filter)完成本步骤。
[0033] S200:将离散IQ信号通过N个子采样门进行子采样划分，N个子采样门包含血管的 全部深度范围；N为2以上自然数；优选的，本实施例中，子采样门的个数为满足 被测rfn.管首释 2<^<最大的偶数，且N个子采样门互不交叉；由于血管深度远远大于超 声脉冲波波长，因此可以认为本实施例中每个子采样门的门宽即为脉冲波波长;子采样门 个数为偶数的优点是，方便后续过程中的计算及图像的显示，优选的将血管深度对称划分， 即从血管中心向两侧各有N/2个子采样门。
[0034] 经过本步骤子采样划分后，每个子采样门中包含的采样点公￥
获 得，其中，m是用于检测的脉冲波内包含的脉冲信号个数，其为1以上自然数，Fs是采样频率， F。是脉冲信号的中心频率，对于每个脉冲信号来说，每个波长内的采样点数=采样频率/ (2*信号中心频率）；因此对于包含m个脉冲信号的脉冲波来说，当子采样门的长度为信号波 长时，每个子采样门内包含的离散采样点数：
[0035] S300:将每个子采样门内的IQ信号顺序进行时间域信号复合、壁滤波器滤波、频域 转换，生成频域信号；采用壁滤波器进行滤波的目的为提出信号中的低速血流信息及低速 组织运动信息，从而提高后续频谱信号的信噪比。
[0036]所述时间域信号复合采用公式％(1)=28(1，1〇进行，其中1表示四信号在时