CN107423464A - 确定流体管道壁的弹性参数的方法及系统 - Google Patents
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Abstract
本发明提出了确定流体管道壁的弹性参数的方法及系统。该确定流体管道壁的弹性参数的方法包括：(1)在流体管道壁中激励出环向导波；(2)记录环向导波在流体管道壁中的环向传播数据；以及(3)基于环向传播数据，确定流体管道壁的弹性参数。本发明所提出的测量方法，由于环向导波的频散曲线和理论结果在低频段吻合较好，相比轴向导波方法具有更好的精度，还能够实现血管弹性的局部测量，并且该测量方法利用超声辐射力、不依赖血管压力的测量，是一种完全无损、无侵入性测量流体管道壁的弹性参数的方法。
Description
技术领域
本发明涉及图像分析及计算领域，具体的，本发明涉及确定流体管道壁的弹性参数的方法及系统。更具体的，涉及确定流体管道壁的弹性参数的方法、确定流体管道壁的弹性参数的系统。
背景技术
弹性成像方法可以对生物组织的力学特性进行非介入性检测。从1991年提出此概念至今的二十余年里，弹性成像作为一种新型的医学检测手段无论从方法发展还是临床应用上都得到了广泛关注。弹性成像技术的主要步骤：首先，对目标软组织施加外加的或内部的激励；接下来，通过现有的医学成像技术(如超声、核磁共振等)，检测到软组织对于激励的力学响应，包括变形或剪切波传播情况等；进一步通过反分析可以根据测得的响应情况反演出软组织的弹性或粘弹性性质。
因此，通过弹性成像方法在体测量生物软组织的力学特性，对某些重大疾病的诊断、发展监控以及相关药物的疗效评价都具有重要的参考价值。
发明内容
本发明旨在至少在一定程度上解决相关技术中的技术问题之一。
本发明是基于发明人的下列发现而完成的：
本发明人在研究过程中发现，目前流行的测量血管弹性的方法有三大类：脉搏波波速法、压力变形方法和轴向导波方法。其中，轴向导波方法提出采用血管轴向导波来对血管弹性进行测量。具体来讲，是利用超声辐射力，可以在血管壁中激励出轴向导波，再通过对该导波进行频散分析，可以获得频散曲线，进一步利用理论公式对该频散曲线进行拟合，则可以得到血管弹性。但是，轴向导波在低频段与理论公式不符，如果不加修正将导致该方法存在一定的误差；同时，因为真实血管的形状大都沿着轴向是变化的，采用轴向导波无法处理血管形状沿着轴向发生变化的情况。
本发明的发明人经过深入研究发现，在轴向导波方法的基础上，进一步提出采用环向导波。具体的，环向导波的传播原理，请参考图1。环向导波的频散曲线和理论结果在低频段吻合较好，因此相比轴向导波，环向导波具有更好的精度。另一方面，对于形状沿着轴向发生变化的血管，本专利提出的方法可以在血管的不同截面上进行测量，从而真正意义上实现血管弹性的局部测量。同时，本专利提出的方法不依赖血管压力的测量，是一种完全无损、无侵入性的血管弹性定量测量方法。
有鉴于此，本发明的一个目的在于提出一种在频散曲线的低频段吻合较好、精度更高、适于血管弹性局部测量、完全无损或者非侵入式的测量流体管道壁的弹性参数的方法。
在本发明的第一方面，本发明提出了一种确定流体管道壁的弹性参数的方法。
根据本发明的实施例，所述方法包括：(1)在所述流体管道壁中激励出环向导波；(2)记录所述环向导波在所述流体管道壁中的环向传播数据；以及(3)基于所述环向传播数据，确定所述流体管道壁的弹性参数。
发明人意外地发现，采用本发明实施例的测量方法，由于环向导波的频散曲线和理论结果在低频段吻合较好，相比轴向导波方法具有更好的精度，还能够实现血管弹性的局部测量，并且该测量方法利用超声辐射力、不依赖血管压力的测量，是一种完全无损、无侵入性测量流体管道壁的弹性参数的方法。
另外，根据本发明上述实施例的测量方法，还可以具有如下附加的技术特征：
根据本发明的实施例，所述流体管道壁的内半径在10微米～1厘米的范围内。
根据本发明的实施例，所述流体管道壁的厚度在0.5～3毫米的范围内。
根据本发明的实施例，所述流体管道壁的所述内半径是所述厚度的至少1.5倍。
根据本发明的实施例，所述流体为血液。
根据本发明的实施例，所述流体管道为血管。
根据本发明的实施例，在步骤(1)中，所述环向导波是通过在所述血管的外壁上聚焦超声辐射力而形成的。
根据本发明的实施例，在步骤(2)中，所述环向传播数据为传播二分之一圆周的数据。
根据本发明的实施例，在步骤(2)中，所述环向传播数据是以位移时空分布图的形式提供的。
根据本发明的实施例，所述弹性参数包括杨氏模量，且步骤(3)进一步包括：(3-1)基于所述位移时空分布图，确定频率-波数图；(3-2)基于所述频率-波数图，确定频散曲线；以及(3-3)基于所述频散曲线，确定所述血管的所述杨氏模量。
根据本发明的实施例，在步骤(3-1)中，所述频率-波数图是通过对所述位移时空分布图进行二维傅里叶变换而完成的。
根据本发明的实施例，在步骤(3-2)中，所述频散曲线是通过识别所述频率-波数图中各频率所对应的最大数值而确定的。
根据本发明的实施例，在步骤(3-3)中，所述血管的所述杨氏模量是通过下列至少之一确定的：(a)将所述频散曲线与标准曲线进行比对，其中，所述标准曲线是利用已知的杨式模量在血管或血管仿体的基础上构建的；和(b)利用下列公式，对所述频散曲线进行反解，
kL＝ω/cL，kT＝ω/cT，kF＝ω/cF，f＝ω/2π，c＝ω/k，
其中，ρF和ρ为血液和血管的密度，κ为血液的体积模量，E即为血管杨氏模量，h为血管壁厚，ν为血管泊松比，ω为角频率，k为波数，c为相速度，f为频率。
根据本发明的实施例，所述环向导波的频率在0～2000Hz的范围内。
在本发明的第二方面，本发明提出了一种确定流体管道壁弹性参数的系统。
根据本发明的实施例，所述系统包括：环向导波激励装置，所述环向导波激励装置用于在所述流体管道壁中激励出环向导波；环向传播数据记录装置，所述环向导波记录装置与所述环向传播数据记录装置向量，并且用于记录所述环向导波在所述流体管道壁中的环向传播数据；以及弹性确定装置，所述弹性确定装置与所述环向传播数据记录装置相连，并且用于基于所述环向传播数据，确定所述流体管道壁的弹性参数。
发明人意外地发现，采用本发明实施例的系统，该系统测量出的流体管道壁的弹性参数的精度更高，并且可在流体管道的不同截面上进行测量，从而实现流体管道壁的弹性参数的局部测量，而且该系统属于完全无损、非侵入式的测量装置。
另外，根据本发明上述实施例的测量系统，还可以具有如下附加的技术特征：
根据本发明的实施例，所述流体为血液，所述流体管道为血管，所述环向导波激励装置被配置通过在所述血管上聚焦超声辐射力而形成所述环向导波。
根据本发明的实施例，所述环向传播数据记录装置被配置为记录传播二分之一圆周的数据。
根据本发明的实施例，所述环向传播数据记录装置被配置为以位移时空分布图的形式提供所述传播数据。
根据本发明的实施例，所述弹性确定装置进一步包括：频率-波数图确定单元，所述频率-波数图确定单元用于基于所述位移时空分布图确定频率-波数图；频散曲线确定单元，所述频散曲线确定单元与所述频率-波数图确定单元相连，并且用于基于所述频率-波数图，确定频散曲线；以及杨氏模量确定单元，所述杨氏模量确定单元与所述频散曲线确定单元相连，并且用于基于所述频散曲线，确定所述血管的杨氏模量。
根据本发明的实施例，所述频率-波数图确定单元被配置通过对所述位移时空分布图进行二维傅里叶变换而完成所述频率-波数图是通过对所述位移时空分布图进行二维傅里叶变换而完成的。
根据本发明的实施例，所述频散曲线确定单元被配置为通过识别所述频率-波数图中各频率所对应的最大数值而确定所述频散曲线。
根据本发明的实施例，所述杨氏模量确定单元被配置为通过下列至少之一确定所述血管的所述杨氏模量：(a)将所述频散曲线与标准曲线进行比对，其中，所述标准曲线是利用已知杨式模量的血管或血管仿体构建的；和(b)利用下列公式，对所述频散曲线进行反解，
kL＝ω/cL，kT＝ω/cT，kF＝ω/cF，f＝ω/2π，c＝ω/k，
其中，ρF和ρ为血液和血管的密度，κ为血液的体积模量，E即为血管杨氏模量，h为血管壁厚，ν为血管泊松比，ω为角频率，k为波数，c为相速度，f为频率。
根据本发明的实施例，所述环向导波激励装置被配置为适于激励发生频率在0～2000赫兹范围内的所述环向导波。
本发明的附加方面和优点将在下面的描述中部分给出，部分将从下面的描述中变得明显，或通过本发明的实践了解到。
附图说明
本发明的上述和/或附加的方面和优点从结合下面附图对实施例的描述中将变得明显和容易理解，其中：
图1是本发明一个实施例的环向导波在流体管道壁中传播的截面(a)和剖面(b)示意图；
图2是本发明一个实施例的环向导波频散曲线与平板导波频散曲线的拟合效果图；
图3是本发明一个实施例的血管环向导波激发和频散曲线测量的理论模型图；
图4是本发明一个实施例的血管仿体实验的图；
图5是本发明另一个实施例的两个血管仿体的实验结果，(a)R＝4毫米,h＝2毫米，(b)R＝3毫米,h＝1.5毫米；
图6是本发明另一个实施例的局部狭窄的血管的模拟示意图(a)(b)及频散曲线(c)；
图7是本发明又一个实施例的椭圆形血管的模拟示意图(a)(b)(c)及频散曲线(d)。
具体实施方式
下面详细描述本发明的实施例，本技术领域人员会理解，下面实施例旨在用于解释本发明，而不应视为对本发明的限制。除非特别说明，在下面实施例中没有明确描述具体技术或条件的，本领域技术人员可以按照本领域内的常用的技术或条件或按照产品说明书进行。所用试剂或仪器未注明生产厂商者，均为可通过市购到的常规产品。
在本发明的一个方面，本发明提出了一种确定流体管道壁的弹性参数的方法。
根据本发明的实施例，该方法包括：(1)在该流体管道壁中激励出环向导波；(2)记录该环向导波在该流体管道壁中的环向传播数据；以及(3)基于该环向传播数据，确定该流体管道壁的弹性参数。
另外，根据本发明的实施例，该流体管道壁的内半径在10微米～1厘米的范围内。如此，内半径在上述范围内的流体管道壁，与人体血管的实际尺寸相近，更利于模拟和接近真实血管，进一步测量出的流体管道壁的弹性参数的精度更高。
另外，根据本发明的实施例，该流体管道壁的厚度在0.5～3毫米的范围内。如此，厚度在上述范围内的流体管道壁，与人体血管的实际尺寸相近，更利于模拟和接近真实血管，进一步测量出的流体管道壁的弹性参数的精度更高。
另外，根据本发明的实施例，该流体管道壁的内半径是厚度的至少1.5倍。具体的，发明人验证了一系列不同的内半径R与厚度h的比例下，环向导波频散曲线与平板频散曲线的拟合效果图，请参考图2(a)，可看出当内半径R是厚度h的1.5倍以上时，低频段(频率为50～2000Hz)的拟合效果更好。如此，内半径和厚度的比例在上述范围内的流体管道壁，去管道的曲率可以忽略，则环向导波的频散关系和理论结果在低频段的吻合更好，进一步测量出的流体管道壁的弹性参数的精度更高。
根据本发明的实施例，该流体壁管内流体的具体种类不受特别的限制，本领域内任何已知的流体类型均可。在本发明的一些实施例中，该流体可以为血液。本发明的发明人经过长期研究发现，该确定流体管道壁的弹性参数的方法，适用于流体为血液的情况，能够模拟人体血管，并且相对于现有的轴向导波法，测量出的流体管道壁的弹性参数的精度更高。
根据本发明的实施例，该流体壁管的具体种类不受特别的限制，本领域内任何已知的流体壁管均可。在本发明的一些实施例中，该流体管道可以为血管。本发明的发明人经过长期研究发现，该确定流体管道壁的弹性参数的方法，进一步适用于流体管壁为血管的情况，能够模拟人体血管，并且相对于现有的轴向导波法，测量出的血管壁的弹性参数的精度更高。
另外，根据本发明的实施例，在步骤(1)中，该环向导波是通过在该血管的外壁上聚焦超声辐射力而形成的。具体的，超声辐射力在血管壁中激励出的环向导波的示意图，请参考图3(a)。如此，发明人采用在该血管的外壁上聚焦超声辐射力而形成环向导波的方法，对人体而言是完全无损、非侵入式的测量方法。
另外，根据本发明的实施例，在步骤(2)中，该环向传播数据为传播二分之一圆周的数据。如此，发明人收集到的传播二分之一圆周的环向传播数据，可经过后续数据处理步骤，能获得血管壁的弹性参数的参考值。
另外，根据本发明的实施例，在步骤(2)中，该环向传播数据是以位移时空分布图的形式提供的。具体的，在半径为r＝R+h/2的圆弧上记录波的传播而得到的位移时空分布，请参考图3(b)。如此，该位移时空分布图可更直观地表现出环向导波在二分之一圆周上的传播数据，可经过后续数据处理步骤，能获得血管壁的弹性参数的参考值。
另外，根据本发明的实施例，该弹性参数包括杨氏模量，且步骤(3)进一步包括：(3-1)基于该位移时空分布图，确定频率-波数图；(3-2)基于该频率-波数图，确定频散曲线；以及(3-3)基于该频散曲线，确定该血管的该杨氏模量。本发明的发明人经过长期研究发现，测量获得的直观的移时空分布图数据，经过数学方法的处理和换算，可得到频率-波数图；该频率-波数图在一段时间内经最大值处理，可得到频散曲线；最后，对该频散曲线进行拟合，可反解出血管壁的杨氏模量。如此处理位移时空分布图，可快速、高效地得到局部血管壁的平均杨氏模量，其处理结果的精度更高。
另外，根据本发明的实施例，在步骤(3-1)中，该频率-波数图是通过对该位移时空分布图进行二维傅里叶变换而完成的。具体的，发明人选择二维傅里叶变换(2-D FourierTransformation)的数学处理方法，对位移时空分布图进行转变，如此，获得的频率-波数图利于后续的处理和拟合，进一步获得的血管壁的杨氏模量的精度更高。
另外，根据本发明的实施例，在步骤(3-2)中，该频散曲线是通过识别该频率-波数图中各频率所对应的最大数值而确定的。具体的，进行二维傅里叶变换并识别图中每个频率下的最大值，得到的环向导波频散曲线，请参考图3(c)。发明人选择最大数值的数学方法处理一段时间内的频率-波数图，如此，获得的频散曲线与理论结果在低频段的吻合更好，进一步获得的血管壁的杨氏模量的精度更高。
另外，根据本发明的实施例，在步骤(3-3)中，该血管的该杨氏模量是通过下列至少之一确定的：(a)将该频散曲线与标准曲线进行比对，其中，该标准曲线是利用已知的杨式模量在血管或血管仿体的基础上构建的；和(b)利用下列公式，对该频散曲线进行反解，
kL＝ω/cL，kT＝ω/cT，kF＝ω/cF，f＝ω/2π，c＝ω/k，
其中，ρF和ρ为血液和血管的密度，κ为血液的体积模量，E即为血管杨氏模量，h为血管壁厚，ν为血管泊松比，ω为角频率，k为波数，c为相速度，f为频率。
本发明的发明人经过长期研究发现，血管内半径R和血管厚度h的比例大于1.5，环向导波的频散关系可以由平板导波的频散关系来描述，而平板导波的频散关系具体如上述公式所示，其中的变量只有k和ω，其他参数ρF和ρ可取1000kg/m3、κ取2.2GPa、ν为0.5。上述平板导波的频散公式，确定了角频率ω与波数k之间的关系，再根据f＝ω/2π和c＝ω/k，可得到相速度c和频率f的关系，即频散曲线。具体的，利用上述公式对环向频散曲线进行拟合，得到血管杨氏模量得到杨氏模量的模型图，请参考图3(d)。
另外，根据本发明的实施例，该环向导波的频率在0～2000Hz的范围内。如此，发明人发现环向导波的频散曲线在频率在0～2000Hz的范围内，与平板导波的频散曲线的拟合效果更好，则进一步获得的血管壁的杨氏模量的精度更高。
综上所述，根据本发明的实施例，本发明提出了一种测量方法，由于环向导波的频散曲线和理论结果在低频段吻合较好，相比轴向导波方法具有更好的精度，还能够实现血管弹性的局部测量，并且该测量方法利用超声辐射力、不依赖血管压力的测量，是一种完全无损、无侵入性测量流体管道壁的弹性参数的方法。
在本发明的另一个方面，本发明提出了一种确定流体管道壁弹性参数的系统。
根据本发明的实施例，该系统包括：环向导波激励装置，该环向导波激励装置用于在该流体管道壁中激励出环向导波；环向传播数据记录装置，该环向导波记录装置与该环向传播数据记录装置向量，并且用于记录该环向导波在该流体管道壁中的环向传播数据；以及弹性确定装置，该弹性确定装置与该环向传播数据记录装置相连，并且用于基于该环向传播数据，确定该流体管道壁的弹性参数。
另外，根据本发明的实施例，该流体为血液，该流体管道为血管，该环向导波激励装置被配置通过在该血管上聚焦超声辐射力而形成该环向导波。本发明的发明人经过长期研究发现，该确定流体管道壁的弹性参数的方法，进一步适用于流体管壁为血管的情况，能够模拟人体血管，并且相对于现有的轴向导波法，测量出的血管壁的弹性参数的精度更高。并且，如此，发明人采用在该血管的外壁上聚焦超声辐射力而形成环向导波，对人体而言是完全无损、非侵入式的。
另外，根据本发明的实施例，该环向传播数据记录装置被配置为记录传播二分之一圆周的数据。如此，发明人收集到的传播二分之一圆周的环向传播数据，可经过后续数据处理步骤，能获得血管壁的弹性参数的参考值。
另外，根据本发明的实施例，该环向传播数据记录装置被配置为以位移时空分布图的形式提供该传播数据。如此，该位移时空分布图可更直观地表现出环向导波在二分之一圆周上的传播数据，可经过后续数据处理步骤，能获得血管壁的弹性参数的参考值。
另外，根据本发明的实施例，该弹性确定装置进一步包括：频率-波数图确定单元，该频率-波数图确定单元用于基于该位移时空分布图确定频率-波数图；频散曲线确定单元，该频散曲线确定单元与该频率-波数图确定单元相连，并且用于基于该频率-波数图，确定频散曲线；以及杨氏模量确定单元，该杨氏模量确定单元与该频散曲线确定单元相连，并且用于基于该频散曲线，确定该血管的杨氏模量。本发明的发明人经过长期研究发现，测量获得的直观的移时空分布图数据，经过数学方法的处理和换算，可得到频率-波数图；该频率-波数图在一段时间内经最大值处理，可得到频散曲线；最后，对该频散曲线进行拟合，可反解出血管壁的杨氏模量。如此处理位移时空分布图，可快速、高效地得到局部血管壁的平均杨氏模量，该系统的处理结果的精度更高。
另外，根据本发明的实施例，该频率-波数图确定单元被配置通过对该位移时空分布图进行二维傅里叶变换而完成该频率-波数图是通过对该位移时空分布图进行二维傅里叶变换而完成的。
另外，根据本发明的实施例，该频散曲线确定单元被配置为通过识别该频率-波数图中各频率所对应的最大数值而确定该频散曲线。具体的，发明人选择二维傅里叶变换(2-D Fourier Transformation)的数学处理方法，对位移时空分布图进行转变，如此，获得的频率-波数图利于后续的处理和拟合，进一步获得的血管壁的杨氏模量的精度更高。
另外，根据本发明的实施例，该杨氏模量确定单元被配置为通过下列至少之一确定该血管的该杨氏模量：(a)将该频散曲线与标准曲线进行比对，其中，该标准曲线是利用已知杨式模量的血管或血管仿体构建的；和(b)利用下列公式，对该频散曲线进行反解，
kL＝ω/cL，kT＝ω/cT，kF＝ω/cF，f＝ω/2π，c＝ω/k，
其中，ρF和ρ为血液和血管的密度，κ为血液的体积模量，E即为血管杨氏模量，h为血管壁厚，ν为血管泊松比，ω为角频率，k为波数，c为相速度，f为频率。
本发明的发明人经过长期研究发现，血管内半径R和血管厚度h的比例大于1.5，环向导波的频散关系可以由平板导波的频散关系来描述，而平板导波的频散关系具体如上述公式所示，其中的变量只有k和ω，其他参数ρF和ρ可取1000kg/m3、κ取2.2GPa、ν为0.5。上述平板导波的频散公式，确定了角频率ω与波数k之间的关系，再根据f＝ω/2π和c＝ω/k，可得到相速度c和频率f的关系，即频散曲线。
另外，根据本发明的实施例，该环向导波激励装置被配置为适于激励发生频率在0～2000赫兹范围内的该环向导波。如此，发明人发现环向导波的频散曲线在频率在0～2000Hz的范围内，与平板导波的频散曲线的拟合效果更好，则该系统进一步获得的血管壁的杨氏模量的精度更高。
综上所述，根据本发明的实施例，本发明提出了一种确定流体管道壁弹性参数的系统，该系统测量出的流体管道壁的弹性参数的精度更高，并且可在流体管道的不同截面上进行测量，从而实现流体管道壁的弹性参数的局部测量，而且该系统属于完全无损、非侵入式的测量装置。
下面参考具体实施例，对本发明进行描述，需要说明的是，这些实施例仅是描述性的，而不以任何方式限制本发明。
实施例1
在该实施例中，采用有限元方法进行数值实验。在有限元中，输入的血管杨氏模量为E。在有限元中模拟环向导波的传播，测量得到血管壁的杨氏模量为E*。而二者的相对误差，请见表1所示。表1的结果表明，只要保证R/h不小于2，本方法的理论模型偏差不超过10％。
表1.数值验证(E--输入的杨氏模量，E*--利用本方法提取的杨氏模量)
实施例2
在该实施例中，采用了PVA(polyvinyl alcohol)制作的血管仿体，进行模拟试验。其中，模具及仿体请参考图4(a)，实验过程中装置的结构示意图见图4(b)。并且，声辐射力的激发和超声散斑图像的采集，都是基于配备L10-5探头的Verasonics V1系统(Verasonics Inc.,Kirkland,WA,USA)进行的。
该实施例获得的环向导波的速度分布图，如图4(c)所示；环向导波的波传播路径，如图4(d)所示；根据图4(d)路径上的速度时空分布图，如图4(e)所示；以及，进一步获得环向导波的频散曲线，如图4(f)所示。
根据实验所得的血管仿体频散曲线，利用平板导波的频散曲线方程进行拟合，可以得到血管仿体的杨氏模量分别为90kPa和95kPa。这些结果和独立的拉伸实验结果精确吻合。
通过仿体试验，充分证明该检测方法的准确性。
实施例3
在该实施例中，由于真实的血管往往存在局部狭窄或者截面形状不均匀等情况，模仿局部狭窄和血管截面为非圆形的情况，进行数值实验。
该实施例的局部狭窄的数值实验结果，如图6所示。其中，血管的局部存在一个狭窄，其具体几何尺寸如图6(a)所示，并模拟出人体体液(Fluid)中动脉壁(Artetial Wall)上存在局部狭窄(ARF)的情况。从图6(c)中可看出，局部狭窄的情况下，在50～2000Hz的低频范围内，本方法依然较准确提取到了血管的弹性模量，说明本方法对血管存在局部狭窄的情况也具有适用性。
该实施例的血管截面为非圆形的数值实验结果，如图7所示。其中，根据如图7(a)所示的真实血管的截面形状，假设血管形状为椭圆形，如图7(c)所示。这种情况下，只要保证截面上任意局部位置的局部曲率半径和壁厚之比大于1，就能够获得精度可靠的结果。从图7(d)可看出，本方法依然准确提取到了血管的弹性模量，说明本方法对血管截面为非圆形的情况也具有适用性。
总结
综合实施例1～3可得出，本发明提出了一种测量方法，由于环向导波的频散曲线和理论结果在低频段吻合较好，相比轴向导波方法具有更好的精度，还能够实现血管弹性的局部测量，并且该测量方法利用超声辐射力、不依赖血管压力的测量，是一种完全无损、无侵入性测量流体管道壁的弹性参数的方法。
在本说明书的描述中，参考术语“一个实施例”、“一些实施例”、“示例”、“具体示例”、或“一些示例”等的描述意指结合该实施例或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本发明的至少一个实施例或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不必须针对的是相同的实施例或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任一个或多个实施例或示例中以合适的方式结合。此外，在不相互矛盾的情况下，本领域的技术人员可以将本说明书中描述的不同实施例或示例以及不同实施例或示例的特征进行结合和组合。
尽管上面已经示出和描述了本发明的实施例，可以理解的是，上述实施例是示例性的，不能理解为对本发明的限制，本领域的普通技术人员在本发明的范围内可以对上述实施例进行变化、修改、替换和变型。
Claims (11)
1.一种确定流体管道壁的弹性参数的方法，其特征在于，包括：
(1)在所述流体管道壁中激励出环向导波；
(2)记录所述环向导波在所述流体管道壁中的环向传播数据；以及
(3)基于所述环向传播数据，确定所述流体管道壁的弹性参数。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述流体管道壁的内半径在10微米～1厘米的范围内；
任选地，所述流体管道壁的厚度在0.5～3毫米的范围内；
任选地，所述流体管道壁的所述内半径是所述厚度的至少1.5倍。
3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述流体为血液；
任选地，所述流体管道为血管。
4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，在步骤(1)中，所述环向导波是通过在所述血管的外壁上聚焦超声辐射力而形成的。
5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，在步骤(2)中，所述环向传播数据为传播二分之一圆周的数据；
任选地，在步骤(2)中，所述环向传播数据是以位移时空分布图的形式提供的。
6.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，所述弹性参数包括杨氏模量，且步骤(3)进一步包括：
(3-1)基于所述位移时空分布图，确定频率-波数图；
(3-2)基于所述频率-波数图，确定频散曲线；以及
(3-3)基于所述频散曲线，确定所述血管的所述杨氏模量；
任选地，在步骤(3-1)中，所述频率-波数图是通过对所述位移时空分布图进行二维傅里叶变换而完成的；
任选地，在步骤(3-2)中，所述频散曲线是通过识别所述频率-波数图中各频率所对应的最大数值而确定的；
任选地，在步骤(3-3)中，所述血管的所述杨氏模量是通过下列至少之一确定的：
(a)将所述频散曲线与标准曲线进行比对，其中，所述标准曲线是利用已知的杨式模量在血管或血管仿体的基础上构建的；和
(b)利用下列公式，对所述频散曲线进行反解，
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kL＝ω/cL，kT＝ω/cT，kF＝ω/cF，f＝ω/2π，c＝ω/k，
其中，ρF和ρ为血液和血管的密度，κ为血液的体积模量，E即为血管杨氏模量，h为血管壁厚，ν为血管泊松比，ω为角频率，k为波数，c为相速度，f为频率。
7.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述环向导波的频率在0～2000Hz的范围内。
8.一种确定流体管道壁弹性参数的系统，其特征在于，包括：
环向导波激励装置，所述环向导波激励装置用于在所述流体管道壁中激励出环向导波；
环向传播数据记录装置，所述环向导波记录装置与所述环向传播数据记录装置向量，并且用于记录所述环向导波在所述流体管道壁中的环向传播数据；以及
弹性确定装置，所述弹性确定装置与所述环向传播数据记录装置相连，并且用于基于所述环向传播数据，确定所述流体管道壁的弹性参数。
9.根据权利要求8所述的系统，其特征在于，所述流体为血液，所述流体管道为血管，所述环向导波激励装置被配置通过在所述血管上聚焦超声辐射力而形成所述环向导波；
任选地，所述环向传播数据记录装置被配置为记录传播二分之一圆周的数据；
任选地，所述环向传播数据记录装置被配置为以位移时空分布图的形式提供所述传播数据。
10.根据权利要求8所述的系统，其特征在于，所述弹性确定装置进一步包括：
频率-波数图确定单元，所述频率-波数图确定单元用于基于所述位移时空分布图确定频率-波数图；
频散曲线确定单元，所述频散曲线确定单元与所述频率-波数图确定单元相连，并且用于基于所述频率-波数图，确定频散曲线；以及
杨氏模量确定单元，所述杨氏模量确定单元与所述频散曲线确定单元相连，并且用于基于所述频散曲线，确定所述血管的杨氏模量；
任选地，所述频率-波数图确定单元被配置通过对所述位移时空分布图进行二维傅里叶变换而完成所述频率-波数图是通过对所述位移时空分布图进行二维傅里叶变换而完成的；
任选地，所述频散曲线确定单元被配置为通过识别所述频率-波数图中各频率所对应的最大数值而确定所述频散曲线；
任选地，所述杨氏模量确定单元被配置为通过下列至少之一确定所述血管的所述杨氏模量：
(a)将所述频散曲线与标准曲线进行比对，其中，所述标准曲线是利用已知杨式模量的血管或血管仿体构建的；和
(b)利用下列公式，对所述频散曲线进行反解，
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kL＝ω/cL，kT＝ω/cT，kF＝ω/cF，f＝ω/2π，c＝ω/k，
其中，ρF和ρ为血液和血管的密度，κ为血液的体积模量，E即为血管杨氏模量，h为血管壁厚，ν为血管泊松比，ω为角频率，k为波数，c为相速度，f为频率。
11.根据权利要求8所述的系统，其特征在于，所述环向导波激励装置被配置为适于激励发生频率在0～2000赫兹范围内的所述环向导波。
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN108051141A (zh) * | 2017-12-29 | 2018-05-18 | 四川大学华西医院 | 一种压力可调式超声仿体 |
| CN111134635A (zh) * | 2019-12-31 | 2020-05-12 | 清华大学 | 血管弹性的检测方法、装置、电子设备和存储介质 |
| CN114129189A (zh) * | 2021-11-30 | 2022-03-04 | 深圳先进技术研究院 | 双频血管内超声换能器、血管壁杨氏模量计算方法和装置 |
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