超声回波信号的方向信息提取方法及胎心率计算方法与流程

1.本发明涉及信号处理技术领域，具体涉及超声回波信号的方向信息提取方法及胎心率计算方法。


背景技术：

2.超声多普勒技术是胎心电子监护最普遍的方式，该方式的基本原理是：采用换能器将频率为的超声波发射到孕妇腹部，超声波遇到界面将发生反射现象，如果界面相对声源运动，则反射声波频率与入射声波频率将发生变化：当运动目标远离超声源时，超声回波信号频率降低；当运动目标靠近超声源时，超声回波信号频率增加。其中，通过对超声回波信号进行频率解调便可得到超声多普勒频移信号。
3.要想提取超声回波信号中运动目标的方向信息(即，远离超声源，或靠近超声源)，目前最常见的解调方法就是正交解调。所谓正交解调，就是对调制后的信号，分别采用两个幅度、频率完全一致，但相位成90
°
的信号进行混频处理得到。常用的数字正交解调方法也很多，如：fft法，希尔伯特变换法，数字内插法，直接数字混频法，直接乘sin/cosx法等。但是，由于心脏收缩和舒张运动过程中不是匀速运动的，因而产生的多普勒频偏信号的频率不单一，出现正交解调后得到的两路信号间存在幅相不平衡现象，导致超声回波信号的方向信息提取准确率偏低。


技术实现要素：

4.有鉴于此，本发明实施例提供了一种超声回波信号的方向信息提取方法及胎心率计算方法，以解决超声回波信号的方向信息提取准确率偏低的问题。
5.根据第一方面，本发明实施例提供了一种超声回波信号的方向信息提取方法，包括：
6.获取超声回波信号对应的同相信号以及相移信号；其中，所述相移信号是对所述超声回波信号进行任意相位的解调得到的；
7.基于所述同相信号以及相移信号对应的波形面积，确定所述超声回波信号的方向信息。
8.本发明实施例提供的超声回波信号的方向信息提取方法，通过波形面积识别任意相位解调后的超声回波信号的方向信息，由于同相信号以及相移信号对应的波形可以是频域的波形，可以是时域的波形，或者其他类型的波形；其中，由于波形面积能够准确地反映目标的运动速度以及运动方向，或者波形信号不会受到相位大小的影响，或者波形信号可以抑制方向的瞬间跳变影响，从而利用波形面积进行方向信息的识别可以降低解调后信号间幅相不平衡现象对方向信息提取准确性的影响，提高了超声回波信号的方向信息提取的准确率。
9.结合第一方面，在第一方面第一实施方式中，所述根据所述同相信号以及相移信号对应的波形面积，确定所述超声回波信号的方向信息，包括：
10.对所述同相信号以及相移信号进行合成，得到复合信号；
11.计算所述复合信号的频率形成频谱信号，并确定所述频谱信号的正向最大频率峰值以及负向最大频率峰值；
12.分别利用所述正向最大频率峰值以及所述负向最大频率峰值对所述频谱信号进行归一化处理，得到正向归一化频谱以及负向归一化频谱；
13.基于所述正向归一化频谱以及负向归一化频谱对应的波形面积，确定所述超声回波信号的方向信息。
14.本发明实施例提供的超声回波信号的方向信息提取方法，通过利用正向最大频率峰值以及负向最大频率峰值对频谱信号进行归一化处理，由于频谱是分别对频率进行正向以及负向归一化处理得到的，所得到的频谱已经分为了正向频谱以及负向频谱，那么在其对应的波形面积的基础上进行方向信息的提取，就可以直接得到超声回波信号的方向信息，提高了方向信息提取的效率以及准确性。
15.结合第一方面第一实施方式，在第一方面第二实施方式中，所述基于所述正向归一化频谱以及负向归一化频谱对应的波形面积，确定所述超声回波信号的方向信息，包括：
16.分别形成对应于所述正向归一化频谱的正向最大频率包络信号以及对应于所述负向归一化频谱的负向最大频率包络信号；
17.比较所述正向最大频率包络信号和所述负向最大频率包络信号在各自对应起点到当前时刻内对应的波形面积大小，以确定所述超声回波信号的方向信息。
18.结合第一方面第二实施方式，在第一方面第三实施方式中，所述分别形成对应于所述正向归一化频谱的正向最大频率包络信号以及对应于所述负向归一化频谱的负向最大频率包络信号，包括：
19.分别以所述正向归一化频谱的正向最大频率峰值以及所述负向归一化频谱的负向最大频率峰值为中心点，对所述正向归一化频谱以及所述负向归一化频谱进行前向和后向搜索，确定所述正向归一化频谱与阈值线的首个前向交点以及所述负向归一化频谱与所述阈值线的首个后向交点；
20.分别基于所述首个前向交点以及所述首个后向交点，形成所述正向最大频率包络信号以及负向最大频率包络信号。
21.结合第一方面第三实施方式，在第一方面第四实施方式中，所述首个前向交点为所述正向最大频率包络信号对应的起点，所述首个后向交叉点为所述负向最大频率包络信号对应的起点；其中，所述比较所述正向最大频率包络信号和所述负向最大频率包络信号在各自对应起点到当前时刻内对应的波形面积大小，以确定所述超声回波信号的方向信息，包括：
22.计算所述首个前向交点到所述当前时刻内所述正向最大频率包络信号的第一面积，以及所述首个后向交点到所述当前时刻内所述负向最大频率包络信号的第二面积；
23.比较所述第一面积与所述第二面积的大小，并将面积较大的最大频率包络信号作为所述当前时刻的方向信息。
24.本发明实施例提供的超声回波信号的方向信息提取方法，通过频谱面积法提取到的方向信息，能够比较精确地反映目标的运动速度和运动方向，从而保证了方向信息提取的准确性。
25.结合第一方面，在第一方面第五实施方式中，所述基于所述同相信号以及相移信号对应的波形面积，确定所述超声回波信号的方向信息，包括：
26.对所述同相信号以及所述相移信号进行半波识别；
27.基于所述半波识别的结果，计算所述同相信号以及所述相移信号对应波形的面积，以确定所述超声回波信号的方向信息。
28.本发明实施例提供的超声回波信号的方向信息提取方法，根据信号相位的超前滞后关系进行方向识别，不受相位大小的影响，保证了识别出的方向信息的准确性。
29.结合第一方面第五实施方式，在第一方面第六实施方式中，所述基于所述半波识别的结果，计算所述同相信号以及所述相移信号对应波形的面积，以确定所述超声回波信号的方向信息，包括：
30.分别计算所述同相信号以及所述相移信号在首个过零点到当前半波达到半波峰值内的面积，以得到第三面积以及第四面积；
31.比较所述第三面积以及所述第四面积的大小；
32.基于所述同相信号和/或所述相移信号，利用比较结果确定当前半波信号的输出方向，以得到所述超声回波信号的方向信息。
33.本发明实施例提供的超声回波信号的方向信息提取方法，利用两个解调后的信号的时延特征得到带方向信息的信号，只要这两个信号间存在相位差，就可以完成方向识别，通用性强。
34.结合第一方面第六实施方式，在第一方面第七实施方式中，所述基于所述同相信号和/或所述相移信号，利用比较结果确定当前半波信号的输出方向，以得到所述超声回波信号的方向信息，包括：
35.利用所述比较结果确定所述当前半波信号的输出方向为所述同相信号的正向或负向，以得到所述超声回波信号的方向信息为所述同相信号的正向半波信号或负向半波信号；
36.或，
37.利用所述比较结果确定所述当前半波信号的输出方向为所述相移信号的正向或负向，以得到所述超声回波信号的方向信息为所述相移信号的正向半波信号或负向半波信号；
38.或，
39.对所述同相信号以及所述相移信号进行加权合成，得到合成信号；
40.利用所述比较结果确定所述当前半波信号的输出方向为所述合成信号的正向或负向，以得到所述超声回波信号的方向信息为所述合成信号的正向半波信号或负向半波信号。
41.结合第一方面，在第一方面第八实施方式中，所述基于所述同相信号以及相移信号对应的波形面积，确定所述超声回波信号的方向信息，包括：
42.对所述相移信号进行移相处理，得到处理后的相移信号；
43.对所述同相信号进行时延处理，得到处理后的同相信号，以使得所述处理后的同相信号与所述处理后的相移信号的时延一致；
44.将所述处理后的同相信号与所述处理后的相移信号相乘，得到乘积信号；
45.对所述乘积信号进行积分运算以及归一化处理得到双向信号，将所述双向信号作为所述超声回波信号的方向信息。
46.本发明实施例提供的超声回波信号的方向信息提取方法，在对相移信号进行移相以及对同相信号进行时延处理后再通过积分的方式得到双向信号，可以抑制方向的瞬间跳变影响，在保证方向信息提取准确性的基础上，提高方向信息的稳定性。
47.结合第一方面，或第一方面第一实施方式至第八实施方式中任一项，在第一方面第九实施方式中，所述获取超声回波信号对应的同相信号以及相移信号，包括：
48.获取产生解调信号的控制时序以及所述任意相位；其中，所述解调信号包括同相解调信号以及相移解调信号，所述控制时序包括分时解调控制时序以及同时解调控制时序，所述分时解调控制时序包括分时连续波解调控制时序或分时脉冲波解调控制时序，所述同时解调控制时序包括同时连续波解调控制时序或同时脉冲波解调控制时序；
49.基于所述控制时序以及所述任意相位产生所述解调信号；
50.利用所述控制时序以及所述解调信号对所述超声回波信号进行解调，得到所述同相信号以及所述相移信号。
51.本发明实施例提供的超声回波信号的方向信息提取方法，利用控制时序以及任意相位产生解调信号，可以产生任意相位的相移解调信号，可以保证所产生的解调信号的多样性，从而保证了提取出的方向信息的准确性。
52.根据第二方面，本发明实施例还提供了一种胎心率计算方法，包括：
53.获取胎心回波信号的方向信息；其中，所述胎心回波信号的方向信息是根据本发明第一方面，或第一方面任一实施方式中所述的超声回波信号的方向信息提取方法确定的；
54.基于所述胎心回波信号的方向信息计算胎心率。
55.本发明实施例提供的胎心率计算方法，利用波形面积进行方向信息的识别可以降低解调后信号间幅相不平衡现象对方向信息提取准确性的影响，提高了超声回波信号的方向信息提取的准确率，从而保证了胎心率计算的准确率。
56.结合第二方面，在第二方面第一实施方式中，所述基于所述胎心回波信号的方向信息计算胎心率，包括：
57.对所述胎心回波信号的方向信息进行方向增强处理；
58.计算方向增强处理后的信号对应的胎心率。
59.本发明实施例提供的胎心率计算方法，通过对胎心回波信号的方向信息进行方向增强处理后，可以增强方向信息的稳定性，同时提高信号的周期特征，为胎心率计算提供可靠的数据，从而提高了胎心率计算的准确率。
60.根据第三方面，本发明实施例还提供了一种超声回波信号的方向信息提取装置，包括：
61.第一获取模块，用于获取超声回波信号对应的同相信号以及相移信号；其中，所述相移信号是对所述超声回波信号进行任意相位的解调得到的；
62.确定模块，用于基于所述同相信号以及相移信号对应的波形面积，确定所述超声回波信号的方向信息。
63.本发明实施例还提供的超声回波信号的方向信息提取装置，通过波形面积识别任
意相位解调后的超声回波信号的方向信息，由于同相信号以及相移信号对应的波形可以是频域的波形，可以是时域的波形，或者其他类型的波形；其中，由于波形面积能够准确地反映目标的运动速度以及运动方向，或者波形信号不会受到相位大小的影响，或者波形信号可以抑制方向的瞬间跳变影响，从而利用波形面积进行方向信息的识别可以降低解调后信号间幅相不平衡现象对方向信息提取准确性的影响，提高了超声回波信号的方向信息提取的准确率。
64.根据第四方面，本发明实施例还提供了一种胎心率计算装置，包括：
65.第二获取模块，用于获取胎心回波信号的方向信息；其中，所述胎心回波信号的方向信息是根据本发明第一方面，或第一方面任一项实施方式中所述的超声回波信号的方向信息提取方法确定的；
66.胎心率计算模块，用于基于所述胎心回波信号的方向信息计算胎心率。
67.本发明实施例提供的胎心率计算装置，利用波形面积进行方向信息的识别可以降低解调后信号间幅相不平衡现象对方向信息提取准确性的影响，提高了超声回波信号的方向信息提取的准确率，从而保证了胎心率计算的准确率。
68.根据第五方面，本发明实施例提供了一种医疗设备，包括：存储器和处理器，所述存储器和所述处理器之间互相通信连接，所述存储器中存储有计算机指令，所述处理器通过执行所述计算机指令，从而执行第一方面或者第一方面的任意一种实施方式中所述的超声回波信号的方向信息提取方法，或执行第二方面或者第二方面的任意一种实施方式中所述的胎心率计算方法。
69.根据第六方面，本发明实施例提供了一种计算机可读存储介质，所述计算机可读存储介质存储计算机指令，所述计算机指令用于使所述计算机执行第一方面或者第一方面的任意一种实施方式中所述的超声回波信号的方向信息提取方法，或执行第二方面或者第二方面的任意一种实施方式中所述的胎心率计算方法。
70.根据第七方面，本发明实施例还提供了一种医疗系统，包括：
71.超声发射装置，用于向目标体发射超声信号；
72.解调信号产生装置，用于对经所述目标体反射回的信号进行解调，得到胎心回波信号；
73.本发明第五方面所述的医疗设备，所述医疗设备与所述解调信号产生装置连接。
74.本发明实施例提供的医疗系统，通过向目标体发射超声信号，并对反社会的信号进行解调，利用解调后信号的波形面积进行方向信息的识别可以降低解调后信号间幅相不平衡现象对方向信息提取准确性的影响，提高了超声回波信号的方向信息提取的准确率。
附图说明
75.为了更清楚地说明本发明具体实施方式或现有技术中的技术方案，下面将对具体实施方式或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图是本发明的一些实施方式，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
76.图1是根据本发明实施例的超声回波信号的方向信息提取方法的流程图；
77.图2是根据本发明实施例的同相信号以及相移信号的示意图；
78.图3是根据本发明实施例的超声回波信号的方向信息提取方法的流程图；
79.图4是根据本发明实施例的正向归一化频谱的示意图；
80.图5是根据本发明实施例的方向信息的示意图；
81.图6是根据本发明实施例的超声回波信号的方向信息提取方法的流程图；
82.图7是根据本发明实施例的超声回波信号的方向信息提取方法的流程图；
83.图8是根据本发明实施例的超声回波信号的方向信息提取方法的流程图；
84.图9a-图9b是根据本发明实施例的解调信号的示意图；
85.图10根据本发明实施例的胎心率计算方法的示意图；
86.图11是根据本发明实施例的超声回波信号的方向信息提取装置的结构框图；
87.图12是根据本发明实施例的胎心率计算装置的结构框图；
88.图13是本发明实施例提供的电子设备的硬件结构示意图；
89.图14是本发明实施例提供的医疗系统的结构框图。
具体实施方式
90.为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
91.根据本发明实施例，提供了一种超声回波信号的方向信息提取方法实施例，需要说明的是，在附图的流程图示出的步骤可以在诸如一组计算机可执行指令的计算机系统中执行，并且，虽然在流程图中示出了逻辑顺序，但是在某些情况下，可以以不同于此处的顺序执行所示出或描述的步骤。
92.在本实施例中提供了一种超声回波信号的方向信息提取方法，可用于医疗设备，如电脑、医疗平板等，图1是根据本发明实施例的超声回波信号的方向信息提取方法的流程图，如图1所示，该流程包括如下步骤：
93.s11，获取超声回波信号对应的同相信号以及相移信号。
94.其中，所述相移信号是对所述超声回波信号进行任意相位的解调得到的。
95.所述的超声回波信号是超声发射设备发射的超声检测信号经目标体反射后得到的回波信号，由于该回波信号中携带有目标体的运动信息，因此，通过对超声回波信号进行解调，即可得到目标体的运动信息。其中，对超声回波信号的解调可以是在其他设备中完成的，对于医疗设备而言，其仅需要获取到解调后的同相信号以及相移信号即可；对超声回波信号的解调也可以是在医疗设备中完成的，医疗设备对接收到的超声回波信号进行解调得到对应的同相信号以及相移信号。
96.对超声回波信号的具体解调方法在此并不做任何限定，可以采用正交解调，也可以采用其他解调方法，在此对相移解调对应的相位角并不做任何限定，即可以利用任意相位角对超声回波信号进行解调得到相移信号。具体地，所述的任意相位的范围可以是大于0且小于等于90
°
中的任意角度，例如20
°
、35
°
、45
°
、60
°
、75
°
或90
°
中的一种。当然，所述的任意相位的范围也可以是大于90
°
且小于等于360
°
中的任意角度，当任意相位角的范围取大于90
°
且小于等于360
°
中的任意角度时，其也是通过相位的变换转换为大于0
°
且小于等于
90
°
中的对应角度进行相位解调的。因此，本实施例中对超声回波信号进行解调的相位角并不做任何限制，可以通过多个相位角对超声回波信号进行解调，保证所产生的解调信号的多样性，保证了后续提取出的方向信息的准确性。
97.医疗设备获取到的同相信号以及相移信号如图2所示，如上文所述，由于目标体中心脏的收缩和舒张运动过程中不是匀速运动的因而产生的多普勒频偏信号的频率不单一，出现解调后的同相信号与相移信号间存在幅相不平衡现象。如图2所示，同相信号与相移信号间存在幅值、相位不一致的现象。为避免该现象对目标体中心脏运动方向信息提取准确性的影响，在上述s12中利用同相信号以及相移信号对应的波形面积进行方向信息的提取，而不是直接利用同相信号与相移信号的方向确定方向信息。
98.s12，基于同相信号以及相移信号对应的波形面积，确定超声回波信号的方向信息。
99.同相信号以及相移信号对应的波形面积，可以为同相信号以及相移信号对应的频谱面积，也可以是同相信号以及相移信号对应的时域面积，也可以同相信号与相移信号合成后的波形面积等等，在此对同相信号以及相移信号对应的波形并不做任何限制，只需保证超声回波信号的方向信息是基于同相信号以及相移信号对应的波形面积确定出的即可。
100.医疗设备在得到同相信号以及相移信号对应的波形面积之后，可以在同一时刻比较同相信号对应的波形面积与相移信号对应的波形面积的大小，确定方向信息；也可以是直接利用同相信号以及相移信号合成的波形面积，确定方向信息等等。关于该步骤具体将在下文中进行详细描述。
101.本实施例提供的超声回波信号的方向信息提取方法，通过波形面积识别任意相位解调后的超声回波信号的方向信息，由于同相信号以及相移信号对应的波形可以是频域的波形，可以是时域的波形，或者其他类型的波形；其中，由于波形面积能够准确地反映目标的运动速度以及运动方向，或者波形信号不会受到相位大小的影响，或者波形信号可以抑制方向的瞬间跳变影响，从而利用波形面积进行方向信息的识别可以降低解调后信号间幅相不平衡现象对方向信息提取准确性的影响，提高了超声回波信号的方向信息提取的准确率。
102.在本实施例中提供了一种超声回波信号的方向信息提取方法，可用于医疗设备，如电脑、医疗平板等，图3是根据本发明实施例的超声回波信号的方向信息提取方法的流程图，如图3所示，该流程包括如下步骤：
103.s21，获取超声回波信号对应的同相信号以及相移信号。
104.其中，所述相移信号是对所述超声回波信号进行任意相位的解调得到的。
105.详细请参见图1所示实施例的s11，在此不再赘述。
106.s22，基于同相信号以及相移信号对应的波形面积，确定超声回波信号的方向信息。
107.本实施例中利用同相信号以及相移信号对应的频谱面积进行超声回波信号的方向信息的确定。
108.具体地，上述s22包括如下步骤：
109.s221，对同相信号以及相移信号进行合成，得到复合信号。
110.医疗设备在上述s21中获取到同相信号以及相移信号之后，将同相信号作为实部，
将相移信号作为虚部，合成为一个复信号，即为所述的复合信号。其中，复合信号可以表示为：i jq，其中，i为所述的同相信号，q为所述的相移信号。
111.s222，计算复合信号的频率形成频谱信号，并确定频谱信号的正向最大频率峰值以及负向最大频率峰值。
112.医疗设备在得到复合信号之后，可以通过fft、stft变换、ar谱估计等等方式计算复合信号的频率形成复合信号对应的频谱信号。其中，所述的频谱信号用于表示频率与幅值之间的关系。
113.由于频率包括正向频率(即，频率大于0)以及负向频率(即，频率小于0)，那么频谱信号就可以分为正向频率的频谱信号以及负向频率的频谱信号。医疗设备在正向频率的频谱信号中确定出正向最大频率峰值，在负向最大频率的频谱信号中确定出负向最大频率峰值。所述的正向最大频率峰值为正向频率的频谱信号中最大的幅值，相应地，所述的负向最大频谱峰值为负向频率的频谱信号中最大的幅值。
114.s223，分别利用正向最大频率峰值以及负向最大频率峰值对频谱信号进行归一化处理，得到正向归一化频谱以及负向归一化频谱。
115.医疗设备利用s222中得到的正向最大频率峰值对正向频谱信号进行归一化处理，得到正向归一化频谱；利用负向最大频率峰值对负向频谱信号进行归一化处理，得到负向归一化频谱。
116.例如，如图4所示，示出了正向归一化频谱的示意图；负向归一化频谱信号与图4类似，不同的是负向归一化频谱信号的频率小于0。
117.s224，基于正向归一化频谱以及负向归一化频谱对应的波形面积，确定超声回波信号的方向信息。
118.医疗设备在得到正向归一化频谱以及负向归一化频谱之后，可以在同一时刻比较正向归一化频谱与负向归一化频谱对应的波形面积大小，将波形面积较大的波形方向信息作为该时刻下超声回波信号的方向信息；也可以是在正向归一化频谱以及负向归一化频谱的基础上对其进行最大频率包络信号的提取，利用正向最大频率包络信号以及负向最大频率包络信号的波形面积大小，确定超声回波信号的方向信息。
119.作为本实施例的一种可选实施方式，上述s224包括如下步骤：
120.(1)分别形成对应于正向归一化频谱的正向最大频率包络信号以及对应于负向归一化频谱的负向最大频率包络信号。
121.医疗设备在得到正向归一化频谱以及负向归一化频谱之后，分别形成于其对应的正向最大频率包络信号以及负向最大频率包络信号。具体地，上述步骤(1)包括如下步骤：
122.(1.1)分别以正向归一化频谱的正向最大频率峰值以及负向归一化频谱的负向最大频率峰值为中心点，对正向归一化频谱以及负向归一化频谱进行前向和后向搜索，确定正向归一化频谱与阈值线的首个前向交点以及负向归一化频谱与阈值线的首个后向交点。
123.医疗设备可以遍历正向归一化频谱，得到正向最大频率峰值；遍历负向归一化频谱，得到负向最大频率峰值。在确定出正向最大频率峰值以及负向最大频率峰值之后，对正向归一化频谱以及负向归一化频谱进行前向以及后向搜索，确定首个前向交点以及首个后向交点。由于对正向归一化频谱的处理方式于负向归一化频谱的处理方式类似，在下文中以正向归一化频谱的处理方式进行详细描述为例。
124.如图4所示，医疗设备确定该正向归一化频谱信号的正向最大频率峰值为f_max，阈值线为thr，该阈值线对应的幅值大小可以根据实际情况进行具体设置，在此对其具体数值并不做任何限定。以该正向最大频率峰值为中心点，分别对该正向归一化频谱信号进行前向搜索以及后向搜索，确定正向归一化频谱信号与该阈值线的首个前向交点以及首个后向交点，将首个前向交点以及首个后向交点之间的频带范围定义为δf。
125.(1.2)分别基于首个前向交点以及首个后向交点，形成正向最大频率包络信号以及负向最大频率包络信号。
126.医疗设备以正向归一化频谱信号与阈值线的首个前向交点的频率作为正向最大频率得到正向最大频率包络信号，以负向归一化频谱信号与阈值线的首个后向交点的频率作为负向最大频率得到负向最大频率包络信号。
127.(2)比较正向最大频率包络信号和负向最大频率包络信号在各自对应起点到当前时刻内对应的波形面积大小，以确定超声回波信号的方向信息。
128.其中，所述首个前向交点为正向最大频率包络信号对应的起点，所述首个后向交叉点为负向最大频率包络信号对应的起点。医疗设备在确定出正向最大频率包络信号的起点以及负向最大频率包络信号的起点之后，在正向最大包络信号以及负向最大包络信号中计算从起点到当前时刻这段时间段内对应波形的面积大小，通过比较计算出的面积确定超声回波信号的方向信息。
129.具体地，上述步骤(2)包括如下步骤：
130.(2.1)计算首个前向交点到当前时刻内正向最大频率包络信号的第一面积，以及首个后向交点到当前时刻内负向最大频率包络信号的第二面积。
131.对于正向最大频率包络信号而言，医疗设备计算首个前向交点到当前时刻内波形的第一面积；对于负向最大频率包络信号而言，医疗设备计算首个后向交点到当前时刻内波形的第二面积。
132.(2.2)比较第一面积与第二面积的大小，并将面积较大的最大频率包络信号作为当前时刻的方向信息。
133.医疗设备比较第一面积与第二面积的大小，当第一面积大于第二面积时，将正向最大频率包络信号作为当前时刻的方向信息；当第一面积小于第二面积时，将负向最大频率包括信号作为当前时刻的方向信息。
134.其中，图5示出了超声回波信号对应的方向信息，其中图5中方向信息的幅值大小为对应时刻正向最大频率包络信号的幅值，或对应时刻负向最大频率包络信号的幅值。
135.本实施例提供的超声回波信号的方向信息提取方法，通过利用正向最大频率峰值以及负向最大频率峰值对频谱信号进行归一化处理，由于频谱是分别对频率进行正向以及负向归一化处理得到的，所得到的频谱已经分为了正向频谱以及负向频谱，那么在其对应的波形面积的基础上进行方向信息的提取，就可以直接得到超声回波信号的方向信息，提高了方向信息提取的效率以及准确性。
136.在本实施例中提供了一种超声回波信号的方向信息提取方法，可用于医疗设备，如电脑、医疗平板等。在本实施例中，医疗设备根据信号相位的超前滞后关系进行方向识别，即根据同相信号与相移信号的时延特征，进行方向信息的提取。图6是根据本发明实施例的超声回波信号的方向信息提取方法的流程图，如图6所示，该流程包括如下步骤：
137.s31，获取超声回波信号对应的同相信号以及相移信号。
138.其中，所述相移信号是对所述超声回波信号进行任意相位的解调得到的。
139.详细请参见图1所示实施例的s11，在此不再赘述。
140.s32，基于同相信号以及相移信号对应的波形面积，确定超声回波信号的方向信息。
141.具体地，上述s32包括如下步骤：
142.s321，对同相信号以及相移信号进行半波识别。
143.所述的半波识别为识别出信号相邻两个过零点之间的波形，即医疗设备分别对同相信号以及相移信号进行半波识别。
144.s322，基于半波识别的结果，计算同相信号以及相移信号对应波形的面积，以确定超声回波信号的方向信息。
145.医疗设备识别出同相信号以及相移信号的半波之后，可以利用同相信号以及相移信号的首个过零点到当前半波达到零点的面积，或者可以利用同相信号以及相移信号的首个过零点到当前半波达到半波峰值内的面积；通过比较对应于同相信号的面积与对应于相移信号的面积的大小，确定超声回波信号的方向信息。
146.具体地，上述s322包括如下步骤：
147.(1)分别计算同相信号以及相移信号在首个过零点到当前半波达到半波峰值内的面积，以得到第三面积以及第四面积。
148.由于同相信号对应第三面积的计算方式与相移信号对应第四面积的计算方式类似，在此以同相信号对应的第三面积的计算方式为例进行详细描述。
149.医疗设备确定同相信号从首个过零点到当前半波达到半波峰值的波形范围，再计算这部分波形对应的面积，得到第三面积。
150.(2)比较第三面积以及第四面积的大小。
151.医疗设备在计算出同相信号对应的第三面积，以及相移信号对应的第四面积之后，将第三信号与第四信号进行大小的比较。
152.(3)基于同相信号和/或相移信号，利用比较结果确定当前半波信号的输出方向，以得到超声回波信号的方向信息。
153.例如，第三面积的大小为10，第四面积的大小为20，计算第三面积与第四面积的差值为-10。可以定义当第三面积与第四面积的差值大于零时，方向信息为正向信号；当第三面积与第四面积的差值小于零时，方向信息为负向信息。但是需要说明的是，本发明的保护范围并不限于此，计算的是第三面积与第四面积的差值，还是计算第四面积与第三面积的差值，或者定义大于零为正向或负向均是可以根据实际情况进行相应的设置，在此并不做任何限制。
154.在下文的描述中，将方向信息为正向信号定义为：第三面积与第四面积的差值大于零，将方向信息为负向信号定义为：第三面积与第四面积的差值小于零。
155.具体地，该步骤(3)可以包括如下三种情况：
156.a)以同相信号为基准，当方向信息为正向信号时，输出同相信号的正向半波信号；当方向信息为负向信号时，输出同相信号的负向半波信号。即，利用比较结果确定当前半波信号的输出方向为同相信号的正向或负向，以得到超声回波信号的方向信息为同相信号的
正向半波信号或负向半波信号。
157.b)以相移信号为基准，当方向信息为正向信号时，输出相移信号的正向半波信号；当方向信息为负向信号时，输出相移信号的负向半波信号。即，利用比较结果确定当前半波信号的输出方向为相移信号的正向或负向，以得到超声回波信号的方向信息为相移信号的正向半波信号或负向半波信号。
158.c)以同相信号与相移信号的加权合成信号为基准。即，对同相信号以及相移信号进行加权合成，得到合成信号；利用比较结果确定当前半波信号的输出方向为合成信号的正向或负向，以得到超声回波信号的方向信息为合成信号的正向半波信号或负向半波信号。
159.上述三种情况仅仅是本实施例的一些可选实施方式，但是本发明的保护范围并不限于此，也可以对同相信号以及相移信号进行其他方式的合成做为基准信号，再进行超声回波信号的方向信息的输出。
160.本实施例提供的超声回波信号的方向信息提取方法，根据信号相位的超前滞后关系进行方向识别，不受相位大小的影响，保证了识别出的方向信息的准确性。
161.在本实施例中提供了一种超声回波信号的方向信息提取方法，可用于医疗设备，如电脑、医疗平板等。在本实施例中采用积分面积法提取方向信息，图7是根据本发明实施例的超声回波信号的方向信息提取方法的流程图，如图7所示，该流程包括如下步骤：
162.s41，获取超声回波信号对应的同相信号以及相移信号。
163.其中，所述相移信号是对所述超声回波信号进行任意相位的解调得到的。
164.详细请参见图1所示实施例的s11，在此不再赘述。
165.s42，基于同相信号以及相移信号对应的波形面积，确定超声回波信号的方向信息。
166.具体地，上述s42包括如下步骤：
167.s421，对相移信号进行移相处理，得到处理后的相移信号。
168.医疗设备对相移信号进行移相处理，增加相移信号与同相信号的相位差，得到处理后的相移信号。例如，可以设计一个希尔伯特滤波器，利用矩形窗设计一个n阶的fir滤波器，实现希尔伯特变换。
169.希尔伯特变换器本质上相对于一个900移相器，经过希尔伯特变换只改变了信号的相位，不会改变信号的对应频率上的幅值。对解调后的相移信号经过希尔伯特变换相移90
°
后，可以增强相位差信息，例如，当解调相位差为90
°
时，希尔伯特变换前同相信号与相移信号相位在-90
°
和90
°
之间切换，而希尔伯特变换相移90
°
后，这两路信号相位差在0
°
和180
°
之间切换，出现同相和反向的交替出现，后续经过乘积运算后，同相信号相乘为正，反向信号相乘为负，快捷的得到信号方向。
170.可选地，医疗设备在对相移信号进行移相处理的同时剔除滤波后的信号的n各数据，得到希尔伯特变换后的信号。
171.s422，对同相信号进行时延处理，得到处理后的同相信号，以使得处理后的同相信号与处理后的相移信号的时延一致。
172.医疗设备对同相信号不做任何变换处理，仅做一定的时延，得到处理后的同相信号。其中，延迟长度与上述移相处理的时延一致。
173.可选地，对同相信号进行时延处理的同时还可以提出信号的前n个数据，得到处理后的同相信号。
174.s423，将处理后的同相信号与处理后的相移信号相乘，得到乘积信号。
175.医疗设备将处理的同相信号与处理后的相移信号相乘，增强信号和抑制干扰，获得乘积信号。
176.s424，对乘积信号进行积分运算以及归一化处理得到双向信号，将双向信号作为超声回波信号的方向信息。
177.医疗设备对上述乘积信号采用滑动窗的方式进行积分运算，获得带方向的积分信号，然后将该积分信号进行归一化处理，便可得到超声回波信号的方向信息。
178.本实施例提供的超声回波信号的方向信息提取方法，在对相移信号进行移相以及对同相信号进行时延处理后再通过积分的方式得到双向信号，可以抑制方向的瞬间跳变影响，在保证方向信息提取准确性的基础上，提高方向信息的稳定性。
179.在本实施例中提供了一种超声回波信号的方向信息提取方法，可用于医疗设备，如电脑、医疗平板等，图8是根据本发明实施例的超声回波信号的方向信息提取方法的流程图，如图8所示，该流程包括如下步骤：
180.s51，获取超声回波信号对应的同相信号以及相移信号。
181.其中，所述相移信号是对所述超声回波信号进行任意相位的解调得到的。
182.具体地，上述s51包括如下步骤：
183.s511，获取产生解调信号的控制时序以及任意相位。
184.其中，所述解调信号包括同相解调信号以及相移解调信号，所述控制时序包括分时解调控制时序或同时解调控制时序，所述分时解调控制时序包括分时连续波解调控制时序或分时脉冲波解调控制时序，所述同时解调控制时序包括同时连续波解调控制时序或同时脉冲波解调控制时序。
185.解调信号的控制时序以及任意相位可以是人为在医疗设备上设定的，也可以是医疗设备从其他终端获取到的，在此对解调信号的控制时序以及任意相位的获取方式并不做任何限定。
186.其中，分时解调控制时序可以为分时连续波解调控制时序，也可以为分时脉冲波解调控制时序。所述的分时连续波解调为采用连续波方式产生相应的分时解调信号，所述的分时脉冲波解调为采用脉冲波方式产生相应的分时解调信号。
187.同时解调控制时序可以为同时连续波解调控制时序，也可以为同时脉冲波解调控制时序。所述的同时连续波解调为采用连续波方式产生相应的同时解调信号，所述的同时脉冲波解调为采用脉冲波方式产生相应的同时解调信号。
188.s512，基于控制时序以及任意相位产生解调信号。
189.解调信号的产生可以是按照脉冲波方式产生，也可以是由连续波方式产生的。其中，对于连续波，医疗设备控制超声发射晶片源源不断的产生超声发射信号，接收晶片持续接收超声回波信号；对于脉冲波，医疗设备控制超声发射晶片按照一定的超声脉冲发射控制时序交替完成超声信号的发射和回波信号的接收。
190.对于连续波多普勒，解调信号可以由医疗设备控制超声控制模块持续产生。
191.对于脉冲波多普勒，解调信号可以由医疗设备控制超声脉冲解调控制时序产生。
192.在一个超声脉冲解调控制时序中，包含几个部分：静息时间、超声脉冲解调持续时间、超声脉冲解调重复时间。在相位解调中，超声解调控制模块需要在超声发射脉冲发出一段时间(td)后开始产生两个解调脉冲信号，用于后续的混频处理。这两个解调信号，一个为与超声检测信号(称为本振信号)同相位的同相解调脉冲信号rx1＝acos(ω0t)，另一个为与本振信号仅超声脉冲频率间存在一定相位差的相移解调脉冲信号这两个解调脉冲信号，可以通过分时产生，进行分时解调，也可以同时产生，进行同时解调。
193.其中，图9a示出了分时解调的控制时序，包含同相静息时间r1_st、同相解调持续时间t_r1、相移静息时间r2_st、同相解调持续时间t_r2，其中，t_r1 r1_st＝rp1。以同相解调持续时间t_r1为例，当采用脉冲波的方式产生该解调信号时，即产生一个脉冲宽度为t_r1的脉冲波；当采用连续波的方式产生该解调信号时，即连续产生多个解调信号，且多个解调信号的持续时间为t_r1。图9a中所示的分时解调信号是采用连续波的方式产生的。
194.图9b示出了同时解调的控制时序，包含静息时间r_st、超声脉冲解调持续时间t_r其中，t_r r_st＝rp1。
195.分时解调时，每次仅产生一个解调脉冲信号，但这个解调信号的相位在0
°
和间交替变化，产生同相解调脉冲和相移解调脉冲，这样在0
°
相位解调时得到同相信号，相位解调时得到相移信号。分时解调后的信号，再通过与相位切换频率同步的时钟进行解析信号的分离，便可得到同相信号和相移信号。
196.同时解调时，同时产生同相解调脉冲信号和相移解调脉冲信号，这两个解调脉冲信号间仅超声脉冲频率存在一定相位差。同时解调可以保证回波信号完全一样，只是两个解调脉冲信号存在相位差，可提高解调后两个信号幅值和形态的一致性。
197.此外，相移解调脉冲信号与同相解调脉冲信号间的相位差不限于正交相位，且相位差大小可变。
198.s513，利用控制时序以及解调信号对超声回波信号进行解调，得到同相信号以及相移信号。
199.超声发射脉冲信号通过超声传感器发出后，遇到目标体，会发生反射现象，被运动物体反射回来的信号，便是超声回波信号：r1(t)＝a1cosω1t，其中ω1为超声回波信号的频率，该频率随运动物体的运动速度发生改变。对该回波信号进行一定的滤波放大后，供后续解调处理。其中，超声发射信号为一个超声脉冲频率ω0的超声发射信号s0(t)＝acos(ω0t)，称为本振信号，由超声换能器传感器发出。
200.对于分时解调方案，按照分时解调回波获取时序交替获取对应相位的回波信号，然后通过a/d按照分时解调时序交替采集便可获得同相回波信号和相移回波信号。单路回波信号获取重复时间rp2为超声脉冲发射重复时间rp1的两倍，即rp2＝2*rp1。
201.对于同时解调方案，同相回波信号和相移回波信号均按照相同的回波获取时序获取对应相位的回波信号，且回波信号获取重复时间与超声脉冲发射重复时间一致。
202.医疗设备采用解调信号与超声回波信号相乘完成混频处理，然后通过滤波处理便可提取该超声回波信号的频偏信号。其中乘法器混频处理集频偏提取过程如下：
203.假设与本振信号同相的解调信号为：rx1＝acos(ω0t)；
204.与本振信号呈相位差的相移解调信号为：
205.被运动目标反射回来的超声回波信号为：r1(t)＝a1cosω1t；
206.当同相解调信号与超声回波信号相乘时，可混频得到同相信号vi(t)：
[0207][0208]
当相移解调信号与回波信号相乘时，可混频得到相移信号vq(t)：
[0209][0210]
将vi(t)和vq(t)分别经过滤波处理，滤除高频信号cos(ω1 ω0)t后得到胎心多普勒频偏信号i(t)和q(t)，其中δω＝ω
1-ω0。
[0211][0212][0213]
根据多普勒原理，当运动目标面向探头运动时，超声波频率增加，δω＞0，此时：
[0214]
i(t)超前q(t)相位
[0215]
当运动目标远离探头运动时，超声波频率减小，δω《0,此时：
[0216]
i(t)滞后q(t)相位
[0217]
s52，基于同相信号以及相移信号对应的波形面积，确定超声回波信号的方向信息。
[0218]
详细请参见图3所示实施例的s22，或图6所示实施例的s32，或图7所示实施例的s42，在此不再赘述。
[0219]
本实施例提供的超声回波信号的方向信息提取方法，利用控制时序以及任意相位产生解调信号，可以产生任意相位的相移解调信号，可以保证所产生的解调信号的多样性，从而保证了提取出的方向信息的准确性。
[0220]
在本实施例中提供了一种胎心率计算方法，可用于医疗设备，如电脑、医疗平板等，图10是根据本发明实施例的超声回波信号的方向信息提取方法的流程图，如图10所示，该流程包括如下步骤：
[0221]
s61，获取胎心回波信号的方向信息。
[0222]
其中，所述胎心回波信号的方向信息是根据上述实施方式中所述的超声回波信号的方向信息提取方法确定的。
[0223]
其中，关于胎心回波信号的方向信息的提取方式请参见图1、图3、图6、图7以及图8所示实施例的相关描述，在此不再赘述。
[0224]
作为本实施例的一种可选实施方式，胎心回波信号中的成分比较复杂，不仅包含了胎心运动的信号，还包含着胎动、母胎运动干扰等信号。但这些信号的频率成分相对于胎心信号略低，在进行方向识别前，需要对频偏信号进行带通滤波和增益控制，提高信噪比。
[0225]
s62，基于胎心回波信号的方向信息计算胎心率。
[0226]
本实施例提供的胎心率计算方法，利用波形面积进行方向信息的识别可以降低解调后信号间幅相不平衡现象对方向信息提取准确性的影响，提高了超声回波信号的方向信息提取的准确率，从而保证了胎心率计算的准确率。
[0227]
作为本实施例的一种可选实施方式，上述s62包括如下步骤：
[0228]
(1)对胎心回波信号的方向信息进行方向增强处理。
[0229]
由于正交解调存在幅相不平衡现象，同时根据心脏搏动机理，虽然不可能在几十个微秒内出现心脏收缩和舒张频繁切换的情况，但子宫内环境干扰却可能导致正向和反向频偏同时存在甚至频繁切换的情况，加剧幅相不平衡现象。
[0230]
因此，为了降低同一时刻正向信号和反向信号频繁交替变化这类干扰而导致合成信号在某些信号段方向信息误识别或者相抵消的情况，影响后续胎心计算的准确性，可对胎心回波信号的方向信息增加一定的延时消抖处理、峰值增强、平滑处理或滤波处理等，增强方向信息的稳定性，同时提高信号的周期特征，为胎心率计算模块提供可靠的数据。
[0231]
(2)计算方向增强处理后的信号对应的胎心率。
[0232]
通过对胎心回波信号的方向信息进行方向增强处理后，可以增强方向信息的稳定性，同时提高信号的周期特征，为胎心率计算提供可靠的数据，从而提高了胎心率计算的准确率。
[0233]
在本实施例中还提供了一种超声回波信号的方向信息提取装置，或胎心率计算装置，该装置用于实现上述实施例及优选实施方式，已经进行过说明的不再赘述。如以下所使用的，术语“模块”可以实现预定功能的软件和/或硬件的组合。尽管以下实施例所描述的装置较佳地以软件来实现，但是硬件，或者软件和硬件的组合的实现也是可能并被构想的。
[0234]
本实施例提供一种超声回波信号的方向信息提取装置，如图11所示，包括：
[0235]
第一获取模块71，用于获取超声回波信号对应的同相信号以及相移信号；其中，所述相移信号是对所述超声回波信号进行任意相位的解调得到的；
[0236]
确定模块72，用于基于所述同相信号以及相移信号对应的波形面积，确定所述超声回波信号的方向信息。
[0237]
本实施例还提供一种胎心率计算装置，如图12所示，包括：
[0238]
第二获取模块81，用于获取胎心回波信号的方向信息；其中，所述胎心回波信号的方向信息是根据本发明第一方面，或第一方面任一项实施方式中所述的超声回波信号的方向信息提取方法确定的；
[0239]
胎心率计算模块82，用于基于所述胎心回波信号的方向信息计算胎心率。
[0240]
本实施例中的超声回波信号的方向信息提取装置，或胎心率计算装置是以功能单元的形式来呈现，这里的单元是指asic电路，执行一个或多个软件或固定程序的处理器和存储器，和/或其他可以提供上述功能的器件。
[0241]
上述各个模块的更进一步的功能描述与上述对应实施例相同，在此不再赘述。
[0242]
本发明实施例还提供一种医疗设备，具有上述图11所示的超声回波信号的方向信息提取装置，或图12所示的胎心率计算装置。
[0243]
请参阅图13，图13是本发明可选实施例提供的一种医疗设备的结构示意图，如图13所示，该医疗设备可以包括：至少一个处理器91，例如cpu(central processing unit，中央处理器)，至少一个通信接口93，存储器94，至少一个通信总线92。其中，通信总线92用于实现这些组件之间的连接通信。其中，通信接口93可以包括显示屏(display)、键盘(keyboard)，可选通信接口93还可以包括标准的有线接口、无线接口。存储器94可以是高速ram存储器(random access memory，易挥发性随机存取存储器)，也可以是非不稳定的存储
器(non-volatile memory)，例如至少一个磁盘存储器。存储器94可选的还可以是至少一个位于远离前述处理器91的存储装置。其中处理器91可以结合图11或图12所描述的装置，存储器94中存储应用程序，且处理器91调用存储器94中存储的程序代码，以用于执行上述任一方法步骤。
[0244]
其中，通信总线92可以是外设部件互连标准(peripheral component interconnect，简称pci)总线或扩展工业标准结构(extended industry standard architecture，简称eisa)总线等。通信总线92可以分为地址总线、数据总线、控制总线等。为便于表示，图11或图12中仅用一条粗线表示，但并不表示仅有一根总线或一种类型的总线。
[0245]
其中，存储器94可以包括易失性存储器(英文：volatile memory)，例如随机存取存储器(英文：random-access memory，缩写：ram)；存储器也可以包括非易失性存储器(英文：non-volatile memory)，例如快闪存储器(英文：flash memory)，硬盘(英文：hard disk drive，缩写：hdd)或固态硬盘(英文：solid-state drive，缩写：ssd)；存储器94还可以包括上述种类的存储器的组合。
[0246]
其中，处理器91可以是中央处理器(英文：central processing unit，缩写：cpu)，网络处理器(英文：network processor，缩写：np)或者cpu和np的组合。
[0247]
其中，处理器91还可以进一步包括硬件芯片。上述硬件芯片可以是专用集成电路(英文：application-specific integrated circuit，缩写：asic)，可编程逻辑器件(英文：programmable logic device，缩写：pld)或其组合。上述pld可以是复杂可编程逻辑器件(英文：complex programmable logic device，缩写：cpld)，现场可编程逻辑门阵列(英文：field-programmable gate array，缩写：fpga)，通用阵列逻辑(英文：generic array logic,缩写：gal)或其任意组合。
[0248]
可选地，存储器94还用于存储程序指令。处理器91可以调用程序指令，实现如本技术图1、3、6、7以及8实施例中所示的超声回波信号的方向信息提取方法，或图10实施例中所示的胎心率计算方法。
[0249]
本发明实施例还提供了一种非暂态计算机存储介质，所述计算机存储介质存储有计算机可执行指令，该计算机可执行指令可执行上述任意方法实施例中的超声回波信号的方向信息提取方法，或胎心率计算方法。其中，所述存储介质可为磁碟、光盘、只读存储记忆体(read-only memory，rom)、随机存储记忆体(random access memory，ram)、快闪存储器(flash memory)、硬盘(hard disk drive，缩写：hdd)或固态硬盘(solid-state drive，ssd)等；所述存储介质还可以包括上述种类的存储器的组合。
[0250]
本发明实施例还提供一种医疗系统，如图14所示，包括超声发射装置101、解调信号产生装置102以及医疗设备103。其中，超声发射装置101用于向目标体发射超声信号。
[0251]
解调信号产生装置102用于对经所述目标体反射回的信号进行解调，得到胎心回波信号。其中，解调信号的产生以及对超声回波信号的解调请参见图8所示实施例的详细描述，在此不再赘述。
[0252]
医疗设备103与解调信号产生102装置连接。其中，关于医疗设备103的具体结构细节请参见图13所示实施例的详细描述，在此不再赘述。
[0253]
虽然结合附图描述了本发明的实施例，但是本领域技术人员可以在不脱离本发明
的精神和范围的情况下做出各种修改和变型，这样的修改和变型均落入由所附权利要求所限定的范围之内。