CN111110275A - 血管力学性能的测量方法、装置、系统及存储介质 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种血管力学性能的测量方法、装置、系统及存储介质。一种血管力学性能的测量方法，其特征在于，包括：向血管发射超声脉冲信号以采集所述血管反射的超声回波信号；根据所述超声回波信号确认血管应变和应变波群速度；根据所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的非线性剪切模量和初始剪切模量。本发明的技术方案，通过根据所述超声回波信号确认血管应变和应变波群速度；再根据所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的非线性剪切模量和初始剪切模量。解决了局部血管力学特性难以测量的问题，达到了准确测量局部的血管力学特性，可以更加精确反应血管局部的功能性变化，有助于提前发现血管局部病变以及对血管局部病变的精确诊疗。

Description

血管力学性能的测量方法、装置、系统及存储介质

技术领域

本发明实施例涉及血管力学性能的测量技术，尤其涉及一种血管力学性能的测量方法、装置、系统及存储介质。

背景技术

中国的心血管疾病死亡人数占居民疾病死亡人数的40％以上，居于首位，高于癌症和其他疾病。其患病率仍处于上升阶段。心血管疾病严重危害人类健康，动脉病变是其病理生理基础。动脉病变包括结构和功能改变。在动脉结构变化之前，其功能多已有不同程度的异常。动脉功能的改变已成为早期血管病变的重要筛查靶点，其与心血管疾病的关系备受关注。动脉血管的力学特性在血管功能评测中起着重要作用。已经确定动脉血管的硬度和心血管疾病有直接的关系，这使动脉血管硬度成为心血管疾病发病率和死亡率重要的预测指标。

目前临床中已经有多种技术和方法来测量体内动脉的力学特性。大多数是以估算动脉硬度的方式来表征血管的力学特性，现有技术是分析脉搏波的传播，这种脉搏波多年来一直被广泛研究和应用于心血管疾病的预测和心血管疾病风险的评估和监测。其中，最常用的一种技术是通过测量血管脉搏波速度(pulse wave velocity，PWV)估算动脉血管的硬度，但是测量血管脉搏波速度估算动脉血管的硬度技术仅能有效地研究长动脉段的广义力学特性，并不适用于动脉树血管的小段或局部。第二种技术是通过超声回波跟踪技术，根据估算动脉腔内压力(P)和动脉横截面积(A)在完整心脏周期中的变化来估算动脉僵硬度，该方法虽然可以测量局部动脉僵硬度来表达血管的力学特性，但是在估算过程中，是假定动脉壁的粘弹性特性在心动周期下是恒定的，实际上，动脉壁弹性随动脉血压是呈非线性变化的，因此，该方法测出的数据具有一定局限性，并不能准确表达血管的力学特性。

发明内容

本发明提供一种血管力学性能的测量方法、装置、系统及存储介质，以实现准确测量局部的血管力学特性，辅助血管局部病变预警和血管局部病变的精确诊疗。

第一方面，本发明实施例提供了一种血管力学性能的测量方法，包括：

向血管发射超声脉冲信号以采集所述血管反射的超声回波信号；

根据所述超声回波信号确认血管应变和应变波群速度；

根据所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的非线性剪切模量和初始剪切模量。

可选的，所述根据接收到的超声回波信号确认血管应变和应变波群速度还包括：

根据接收到的超声回波信号确认血管内径、血管厚度和血管检测质点的振动方向位移；

根据所述血管内径和所述血管厚度确认所述血管应变；

根据所述血管检测质点的振动方向位移确认所述应变波群速度。

可选的，所述超声脉冲信号包括第一超声脉冲信号和第二超声脉冲信号，所述超声回波信号包括第一超声回波信号和第二超声回波信号，所述向血管发射超声脉冲信号以采集所述超声回波信号包括：

向血管发送所述第一超声脉冲信号以采集所述第一超声回波信号；

向血管发送所述第一超声脉冲信号和所述第二超声脉冲信号以采集所述第二超声回波信号；

所述根据接收到的超声回波信号确认血管内径、血管厚度和血管检测质点的振动方向位移包括：

根据所述第一超声回波信号确认所述血管内径和所述血管厚度；

根据所述第二超声回波信号确认所述血管检测质点的振动方向位移。

可选的，所述根据所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的非线性剪切模量和初始剪切模量之后，还包括：

建立血管应变和理论剪切模量的关系图并进行显示。

可选的，在所述根据所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的非线性剪切模量和初始剪切模量之前、之时或之后，还包括：接收血压仪检测的舒张压；

在所述根据所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的非线性剪切模量和初始剪切模量之后还包括：

根据舒张压、所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的压力值；

将所述血压值、所述非线性剪切模量和所述初始剪切模量进行对应，以获取血管力学性能的测量结果。

可选的，所述根据所述超声回波信号确认血管应变和应变波群速度之前，还包括：

根据所述第一超声回波信号进行平面波成像以获得血管的超声灰度图像；

显示所述血管的超声灰度图像。

第二方面，本发明实施例还提供了一种血管力学性能的测量装置，包括：

采集模块，用于向血管发射超声脉冲信号以采集所述血管反射的超声回波信号；

第一确认模块，用于根据所述超声回波信号确认血管应变和应变波群速度；

第二确认模块，用于根据所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的非线性剪切模量和初始剪切模量。

第三方面，本发明实施例还提供了一种血管力学性能的测量系统，所述血管力学性能的测量系统包括：

一个或多个处理器；

存储器，用于存储一个或多个程序；

当所述一个或多个程序被所述一个或多个处理器执行，使得所述一个或多个处理器实现上述任一所述的血管力学性能的测量方法。

可选的，所述血管力学性能的测量系统还包括：

超声探头，用于发射超声脉冲信号和/或接收超声回波信号；

血压仪，用于检测舒张压以及收缩压。

第四方面，本发明实施例还提供了一种计算机可读存储介质，其上存储有计算机程序，其特征在于，该程序被处理器执行时实现上述任一所述的血管力学性能的测量方法。

本发明的技术方案，通过根据所述超声回波信号确认血管应变和应变波群速度；再根据所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的非线性剪切模量和初始剪切模量。解决了局部血管力学特性难以测量的问题，达到了准确测量局部的血管力学特性，可以更加精确反应血管局部的功能性变化，有助于提前发现血管局部病变以及对血管局部病变的精确诊疗。

附图说明

下面将通过参照附图详细描述本发明的示例性实施例，使本领域的普通技术人员更清楚本发明实施例的上述及其他特征和优点，附图中：

图1是本发明实施例一中的血管力学性能的测量方法的流程图；

图2是本发明实施例一中的血管力学性能的测量方法的流程图；

图3是本发明实施例一中的血管力学性能的测量方法的流程图；

图4是本发明实施例一中的血管力学性能的测量方法的流程图；

图5是本发明实施例一中的超声探头测量血管内径和血管厚度的示意图；

图6是本发明实施例一中的确认血管内径和血管厚度的灰度值图像的示意图；

图7是本发明实施例一中的确认血管内径随时间变化的示意图；

图8是本发明实施例一中的确认血管厚度随时间变化的示意图；

图9是本发明实施例一中的每个检测点获取的血管振动方向位移图像的示意图；

图10是本发明实施例一中替代实施例的血管力学性能的测量方法的流程图；

图11是本发明实施例一中可用于显示血管应变和理论剪切模量关系的示意图；

图12是本发明实施例一中替代实施例的血管力学性能的测量方法的流程图；

图13是本发明实施例二中的血管力学性能的测量方法的流程图；

图14是本发明实施例三中的血管力学性能的测量装置的示意图；

图15是本发明实施例三中替代实施例的血管力学性能的测量装置的示意图；

图16是本发明实施例三中替代实施例的血管力学性能的测量装置的示意图；

图17是本发明实施例四中的血管力学性能的测量系统的示意图；

图18是本发明实施例四中替代实施例的血管力学性能的测量系统的示意图；

图19是本发明实施例四中替代实施例的血管力学性能的测量系统的示意图。

具体实施方式

下面结合附图并通过具体实施方式来进一步说明本发明的技术方案。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，而非对发明的限定。另外还需要说明的是，所描述的实施例仅仅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，本领域普通技术人员在没有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。

除非另有定义，本文所使用的所有的技术和科学术语与属于本发明的技术领域的技术人员通常理解的含义相同。本文中在本发明的说明书中使用的术语只是为了描述具体的实施方式的目的，不是旨在于限制本发明。本文所使用的术语“和/或”包括一个或多个相关的所列项目的任意的和所有的组合。

此外，术语“第一”、“第二”等可在本文中用于描述各种方向、动作、步骤或元件等，但这些方向、动作、步骤或元件不受这些术语限制。这些术语仅用于将第一个方向、动作、步骤或元件与另一个方向、动作、步骤或元件区分。举例来说，在不脱离本发明的范围的情况下，可以将第二通道振元为第二通道振元，且类似地，可将第二通道振元称为第二通道振元。第二通道振元和第二通道振元两者都是通道振元，但其不是同一通道振元。术语“第一”、“第二”等而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括一个或者更多个该特征。在本发明的描述中，“多个”的含义是至少两个，例如两个，三个等，除非另有明确具体的限定。

在更加详细地讨论示例性实施例之前应当提到的是，一些示例性实施例被描述成作为流程图描绘的处理或方法。虽然流程图将各步骤描述成顺序的处理，但是其中的许多步骤可以被并行地、并发地或者同时实施。此外，各步骤的顺序可以被重新安排。当其操作完成时处理可以被终止，但是还可以具有未包括在附图中的附加步骤。处理可以对应于方法、函数、规程、子例程、子程序等等。

实施例一

图1为本发明实施例一提供的血管力学性能的测量方法的流程图，该方法可以由血管力学性能的测量系统来执行，本实施例中血管力学性能的测量系统包括：一个或多个处理器，用于执行本实施例中的血管力学性能的测量程序；存储器，用于存储一个或多个程序；超声探头，用于发射超声脉冲信号和/或接收超声回波信号。

本实施例中，血管力学性能的测量方法具体包括如下步骤：

步骤110、向血管发射超声脉冲信号以采集所述血管反射的超声回波信号。

本实施例中，超声探头包括多个通道振元，用于实现向生物组织发射超声波并接收组织反射回的超声波。本实例使用的超声探头属于线阵探头，通道振元排列成一排构成线阵。超声探头根据激励电信号发射超声波，将接受的超声波转换为电信号。因此每个通道振元均可用于向生物组织发射超声波以及接收超声波回波。本实例采用超声探头共128个通道振元。聚焦位置对应的通道振元为之后对应的0通道振元。本实例中检测0通道振元右侧应变波的传播，0通道振元右侧通道振元依次为第1、2、3通道振元，顺次可称作第零个通道振元、第一个通道振元、第二个通道振元、第三个通道振元，以此类推。本实例选取第1-15通道振元的数据计算应变波的传播速度。

本实施例中，血管力学性能的测量系统至少包括超声声辐射力平面波采集模式。具体的，向血管发射超声脉冲信号以采集所述血管反射的超声回波信号包括：在超声声辐射力平面波采集模式向血管发射超声脉冲信号以采集所述血管反射的超声回波信号。

具体的，参见图2，所述超声脉冲信号包括第一超声脉冲信号和第二超声脉冲信号，所述超声回波信号包括第一超声回波信号和第二超声回波信号，所述向血管发射超声脉冲信号以采集所述超声回波信号包括步骤111和步骤112：

步骤111、向血管发送所述第一超声脉冲信号以采集所述第一超声回波信号。

本实施例中，第一超声脉冲信号为检测脉冲信号，仅用于对血管的无干扰检测。第一超声脉冲信号在人体内部传播时遇到不同界面将产生不同的反射信号(即回波信号)。利用回波信号传递到探头的时间差，可以检测到血管的相关数据。

步骤112、向血管发送所述第一超声脉冲信号和所述第二超声脉冲信号以采集所述第二超声回波信号。

本实施例中，参见图3，向血管发送所述第一超声脉冲信号和所述第二超声脉冲信号以采集所述第二超声回波信号还包括步骤1121和步骤1122：

步骤1121、向血管发送第二超声脉冲信号以使血管产生振动。

本实施例中，第二超声脉冲信号为激励脉冲信号，激励脉冲信号具体为超声探头发射的聚焦声束，血管在聚焦声束的作用下将产生一定频率的振动。

步骤1122、在预设时间之后，向血管发送第一超声脉冲信号以采集所述第二超声回波信号。

本实施例中，血管在产生振动后，会产生应变波，并且对第一超声脉冲信号的反射的第二超声回波信号也因此相对第一超声回波信号产生变化。预设时间可以根据具体情况进行设定，示例性的，可以设置为250微秒。

示例性的，控制超声探头向血管组织的感兴趣区域发射第一超声脉冲信号，具体的，第一超声脉冲信号为平面波的超声脉冲信号，当超声探头接收平面波的回波从而得到第一超声回波信号，以确定此时刻血管的初始状态，从而确定血管的厚度内径。得到第一超声回波信号后，控制超声探头对血管组织的感兴趣区域发射第二超声脉冲信号，具体的，第二超声脉冲信号为聚焦声束的超声脉冲信号，聚焦声束可以生成声辐射力激励组织产生微米级振动，从而产生应变波的传播；超声探头在发射聚焦声束后的超声脉冲信号后的一段静息时间内不对血管组织发射也不接收超声波信号；静息结束后，控制超声探头再次向血管组织的感兴趣区域发射第一超声脉冲信号，对感兴趣区域的血管组织的应变波进行检测，即接收第二超声回波信号。连续多次进行上述采集步骤，得到多组第一超声回波信号和第二超声回波信号。第一超声回波信号和第二超声回波信号包括多帧超声回波信号。

具体的，本实例采用超声探头共128个通道振元，当设置发射平面波即第一超声脉冲信号时参与超声波发射的所有通道振元同时被电信号激励，通道振元同时发射超声脉冲信号，发射的超声脉冲信号相互平行不聚焦。本实例中激励通道振元的电信号具有一定的时间间隔，从而持续发射具有一定时间间隔的超声波。本实例平面波中每一通道振元发生的超声波具体参数为激励电压40V，激励中心频率为6.25MHZ，时间间隔为50μs。本实例中聚焦声束使用128个通道振元中间的32个通道，32个通道振元同时被电信号激励，此激励为持续激励没有时间间隔，激励时长为125μs。激励电压为40V，中心频率为4MHZ。发射聚焦声束后，静息时间为250μs。

步骤120、根据所述超声回波信号确认血管应变和应变波群速度；

本实施例中，应变波是一种只能在固体介质中传播、在传播过程中检测质点的振动方向和传播方向相互垂直的波形。应变波在薄板状介质中传播时(例如血管壁、角膜、膀胱等)，受到介质边界反射的影响，从而形成导波。应变波在无限长薄板中的传播模式还被命名为兰姆波。

本实施例中，参见图4，所述根据接收到的超声回波信号确认血管应变和应变波群速度还包括步骤121-步骤123：

步骤121、根据接收到的超声回波信号确认血管内径、血管厚度和血管检测质点的振动方向位移。

本实施例中，所述根据接收到的超声回波信号确认血管内径、血管厚度和血管检测质点的振动方向位移包括：根据所述第一超声回波信号确认所述血管内径和所述血管厚度；根据所述第二超声回波信号确认所述血管检测质点的振动方向位移。

具体的，根据第一超声回波信号构建不同深度下的超声回波图像，根据在皮肤表面下不同深度下超声回波图像的灰度可以确认血管的内径和血管厚度。示例性的，参见图5和图6，寻找在皮肤表面下随深度变化时灰度值变化的波峰，这些波峰代表着血管及周边组织界面的改变，四个波峰依次代表血管前壁上表面、血管前壁下表面、血管后壁上表面、血管后壁下表面。通过计算代表血管前壁上表面和血管后壁下表面之间波峰的距离以确定血管厚度h，通过计算血管前壁后壁上表面和血管后壁下表面之间的距离为确认血管内径D。通过第一超声回波信号寻找血管与周边组织、血液的界面，从而计算血管的厚度内径，相比于人为标记的测量方法更加准确。

具体的，根据所述第二超声回波信号确认血管上检测质点振动信号的相位，示例性的，可以根据s(t,k)＝-tan^-1(Q(t,k)/I(t,k))获得血管上质点振动信号的相位，其中，k代表第k个第二超声回波信号，即步骤112中采集的第二超声回波信号。t代表第k个回波信号对应时间，s(t,k)代表血管上质点振动信号的相位，I(t,k)代表对第二超声回波信号正交解调得到的同相分量，Q(t,k代表对第二超声回波信号正交解调得到的正交分量。再根据血管上检测质点振动信号的相位确认血管上检测质点振动信号的相位差，示例性的，可以通过

获得血管上质点振动信号的相位差，其中y(t)代表血管上检测质点振动信号的相位差，

代表所有血管上检测质点振动信号的相位的平均值。最后通过血管上检测质点振动信号的相位差确认需要检测的血管上质点随时间变化的血管检测质点的振动方向位移，示例性的，可以通过d(t)＝Cy(t)/(2πf₀)获得血管上质点随时间变化的血管检测质点的振动方向位移，其中，d(t)代表t时刻的血管检测质点的振动方向位移，C是超声脉冲的纵向传播的速度，f₀为超声探头的中心频率。

步骤122、根据所述血管内径和所述血管厚度确认所述血管应变。

本实施例中，本步骤中可根据在至少一个心动周期下采集第一超声回波信号获得在至少一个心动周期的血管内径的变化曲线和血管厚度的变化曲线，并根据血管内径的变化曲线和血管厚度的变化曲线确认血管应变。

具体的，参见图7，根据每个时刻血管厚度绘制血管厚度随时间的变化曲线图。根据血管厚度随时间的变化曲线图可以确认血管内径最小的坐标点P1(D₁，t₁)和血管内径最大的坐标点P2(D₂，t₂)，在血管内径最小时血压对应为舒张压时，在血管内径最大时血压对应为收缩压时。将血管内径最小的时刻记为初始0时刻，本实施例中，将t₁为初始0时刻。参见图8，根据每个时刻血管内径绘制血管内径虽时间的变化曲线图，根据t₁可对应找到血压对应为舒张压时的坐标点P3(h₁，t₁),根据t₁可对应找到血压对应为收缩压时的坐标点P3(h₂，t₂)。本实施例中，将t₁为初始0时刻(即t₁＝t₀)，初始0时刻的厚度其厚度记为h₀(即h₁＝h₀)，将初始0时刻之后的其他时刻厚度记为h_i，其中，i，(i＝1，2，3…)为时刻计数，示例性的，i代表第几个时刻的计数。根据

可以获得i时刻的血管应变，其中∈_i为i时刻的血管应变，i时刻应变为初始血管厚度与i时刻血管厚度的差值与初始血管厚度的比值。

步骤123、根据所述血管检测质点的振动方向位移确认所述应变波群速度。

本实施例中，根据通道振元间血管检测质点的振动方向位移曲线的传播使用Time-to-peak的方法计算应变波群速度Vg。具体的，步骤121获得血管上检测质点随时间变化的血管检测质点的振动方向位移d(t)，由于超声探头为多通道振元超声探头，因此每个通道振元都会对应接收一个血管检测质点的振动方向位移d(t)。参见图9，每个通道振元下都对应一个检测点，每个通道振元都可以得到检测点的血管检测质点的振动方向位移d(t)图像，沿应变波的传播方向，依次获取所有检测点的d(t)图像的波谷位置出现的时间点，分别记为t_a，t_b，t_c…。相邻两个通道振元间的间隔为固定值S，因此每个检测点的间隔也为S，起振位置到第一个通道振元的传播距离为S，起振位置到第二个通道振元的传播距离为2S，以此类推，其中起振位置为第零个通道振元下血管位置。因此，应变波从起振位置到第一个检测点的距离为S，经历的时间为t_a；应变波从起振位置到第二个检测点的距离为2S，经历的时间为t_b；以此类推。将起振位置到每一个通道振元的传播距离为纵坐标，以所有检测点的d(t)图像的波谷位置出现的时间点(即t_a，t_b，t_c…)为横坐标，对所有点进行线性拟合得到一条直线，其中横轴为时间，纵轴为距离，该直线的斜率即为应变波群速度(可用Vg表示)。

步骤130、根据所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的非线性剪切模量和初始剪切模量。

本实施例中，每次采集都会对应获得一个应变∈和一个应变波群速度Vg，应变∈和应变波群速度Vg一一对应的。将i时刻的应变记为∈_i，i时刻的应变波群速度Vg记为V_i，其中，i(i＝1，2，3…)为时刻计数，示例性的，i代表第几个时刻的计数。

示例性的，本实施例中根据所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的非线性剪切模量和初始剪切模量包括：

步骤A1：根据

计算计算i时刻的剪切模量μ_i，其中，μ_i为i时刻的实际剪切模量，ρ为血管组织密度，

为应变波群速度V_i的平方值。

步骤A2：根据

计算理论剪切模量值

其中，

为i时刻的理论剪切模量值，∈_i为i时刻的应变，μ₀为剪切模量的初始值、A为非线性剪切模量的初始值；具体的，μ₀和A为预设值，μ₀取值范围[0，1000]，A取值范围[-3000，0]，在其他实施例中，还可以根据历史经验进行设定。

步骤A3：基于最小二乘准则，利用公式

寻找理论剪切模量值与实际剪切模量值误差最小的一组值作为

其中，

为非线性剪切模量、

为初始剪切模量。

本实施例中，非线性剪切模量为初始0时刻到i时刻的非线性剪切模量，初始剪切模量为初始0时刻到i时刻的初始剪切模量。

本实施例中，可以按照上述方法将x时刻到y时刻的非线性剪切模量，初始x时刻到y时刻初始剪切模量，以表征x时刻到y时刻的时间段内血管力学性能。

其他实施例中，步骤130之后还包括显示

的数据。用户可以通过显示的

的数据了解血管的力学性能。

本实施例的技术方案，通过根据所述超声回波信号确认血管应变和应变波群速度；再根据所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的非线性剪切模量和初始剪切模量。解决了局部血管力学特性因血压变化而难以测量的问题，达到了在某一段时间内准确测量局部的血管力学特性，可以更加精确反应血管局部的功能性变化，有助于提前发现血管局部病变以及对血管局部病变的精确诊疗。

替代实施例中，参见图10，步骤130之后还包括：

步骤140、建立血管应变和理论剪切模量的关系图并进行显示。

本实施例中，根据血管应变和理论剪切模量的关系建立血管应变和理论剪切模量的关系图，示例性的参见图11，图中横坐标为血管应变，纵坐标为剪切模量，其中图中方形坐标点为不同血管应变下理论剪切模量值，圆形坐标点为不同血管应变下的剪切模量值。

本替代实施例的技术方案，通过显示血管应变和理论剪切模量的关系图可以有助于用户直观了解力学特性的表征一个过程。

替代实施例中，参见图12，步骤120之前还包括：

步骤101、根据所述第一超声回波信号进行平面波成像以获得血管的超声灰度图像。

本替代实施例中，血管力学性能的测量系统包括至少两个模式，至少两个模式分别为平面波成像模式和超声声辐射力平面波采集模式。根据第一超声回波信号进行平面波成像具体为，在平面波成像模式下根据第一超声回波信号进行平面波成像。

步骤102、显示所述血管的超声灰度图像。

本替代实施例中，用户观测到超声灰度图像可以判断，可以根据超声灰度图像的成像质量判断当前超声探头的摆放位置是否准确。示例性的，当灰度图像中血管的亮度大，清晰度高时，超声探头的摆放位置准确。

本替代实施例中，若用户判断当前超声探头的位置摆放准确，则可以开启超声声辐射力平面波采集模式以执行步骤110之后的步骤。

本替代实施例的技术方案，通过先显示血管的超声灰度图像，有助于用户寻找超声探头的最佳摆放位置，可以达到使后续的测量更加准确的效果。

实施例二

图13本发明实施例二提供的血管力学性能的测量方法的流程图，相比于实施例一，在步骤130之前、之时或之后还具体包括如下步骤：

步骤150、接收血压仪检测的舒张压。

本实施例中，血压仪用于监测血压信号，血压信号的时间长度包括至少一个心动周期，在一个心动周期内，血压信号对应包括肱动脉的舒张压以及收缩压。

步骤160、根据舒张压、所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的压力值。

本实施例中，舒张压对应于血管内径变化曲线最小值点，血管厚度变化曲线最大值点；收缩压对应于血管内径变化曲线最小值点，血管厚度变化曲线最大值点。

示例性的，根据舒张压、所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的压力值包括：

步骤B1、根据Δσ＝E_jΔ∈＝3μ_j(∈_j-∈_j-1)获得血管应力差Δσ，其中，Δσ为j时刻的血管应力差，E_j表示杨氏模量，Δ∈为j时刻与前一时刻的血管应变差，∈_j为j时刻应变，∈_j-1为j-1时刻应变，μ_j为j时刻剪切模量。

本步骤中∈_j与实施例一中的∈_i获取方法相同，μ_j与实施例一中的μ_i获取方法相同，仅将i时刻替换为j时刻。

步骤B2、根据

获取i时刻到初始0时刻的血管累加应力，其中，σ_i为i时刻到初始0时刻的血管累加应力。

步骤B3、根据P_i＝σ_i+P_s获得血管的压力值，其中P_i为i时刻的血压值，P_s为舒张压。

本实施例中，血管径向方向上血压可近似看为施加于血管上的应力，则血管累加应力加上舒张压即为i时刻的血管血压值。

在步骤130和步骤160之后还包括：步骤170、将所述血压值、所述非线性剪切模量和所述初始剪切模量进行对应，以获取血管力学性能的测量结果。

本实施例中，将所述血压值、所述非线性剪切模量和所述初始剪切模量进行对应包括将初始0时刻到i时刻的非线性剪切模量，初始0时刻到i时刻初始剪切模量和i个时刻的血压值进行关联。血管力学性能的测量结果包括i时刻，初始0时刻到i时刻的非线性剪切模量，初始0时刻到i时刻初始剪切模量和i时刻的血压值。在步骤170之后还包括，向用户显示血管力学性能的测量结果，以便用户了解不同时间段内的血管力学性能。

本实施例中，可以按照上述方法将x时刻到y时刻的非线性剪切模量，初始x时刻到y时刻初始剪切模量和y时刻的血压值进行关联以获得表征x时刻到y时刻的时间段内血管力学性能。

本实施例的技术方案，通过所述血压值、所述非线性剪切模量和所述初始剪切模量进行关联以获取血管力学性能的测量结果，解决了血管力学性能评估不全面的问题，提升了血管力学性能的测量结果的全面性，达到了辅助疾病预防及疾病诊疗的作用。

实施例三

本发明实施例所提供的血管力学性能的测量装置可执行本发明任意实施例所提供的血管力学性能的测量方法，参见图14，血管力学性能的测量装置3具体包括：

采集模块31，用于向血管发射超声脉冲信号以采集所述血管反射的超声回波信号；

第一确认模块32，根据所述超声回波信号确认血管应变和应变波群速度；

第二确认模块33，根据所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的非线性剪切模量和初始剪切模量。

替代实施例中，所述第一确认模块还用于根据接收到的超声回波信号确认血管内径、血管厚度和血管检测质点的振动方向位移；根据所述血管内径和所述血管厚度确认所述血管应变；根据所述血管检测质点的振动方向位移确认所述应变波群速度。

替代实施例中，所述超声脉冲信号包括第一超声脉冲信号和第二超声脉冲信号，所述超声回波信号包括第一超声回波信号和第二超声回波信号。

所述采集模块还用于向血管发送所述第一超声脉冲信号以采集所述第一超声回波信号；向血管发送所述第一超声脉冲信号和所述第二超声脉冲信号以采集所述第二超声回波信号。

所述第一确认模块还用于根据所述第一超声回波信号确认所述血管内径和所述血管厚度；根据所述第二超声回波信号确认所述血管检测质点的振动方向位移。

替代实施例中，参见图15，血管力学性能的测量装置3还包括：

接收模块34，用于接收血压仪检测的舒张压；

第三确认模块35，用于根据舒张压、所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的压力值；

测量结果获取模块36，用于将所述血压值、所述非线性剪切模量和所述初始剪切模量进行对应，以获取血管力学性能的测量结果。

替代实施例中，参见图16，血管力学性能的测量装置3还包括：

超声灰度图像获取模块37，用于根据所述第一超声回波信号进行平面波成像以获得血管的超声灰度图像；

显示模块38，用于显示所述血管的超声灰度图像。

本发明实施例所提供的血管力学性能的测量装置可执行本发明任意实施例所提供的血管力学性能的测量方法，具备执行方法相应的功能模块和有益效果。

实施例四

图17为本发明实施例四提供的一种血管力学性能的测量系统的结构示意图，如图17所示，该血管力学性能的测量系统包括处理器70、存储器71、输入装置72和输出装置73；血管力学性能的测量系统中处理器70的数量可以是一个或多个，图17中以一个处理器70为例；血管力学性能的测量系统中的处理器70、存储器71、输入装置72和输出装置73可以通过总线或其他方式连接，图17中以通过总线连接为例。

存储器71作为一种计算机可读存储介质，可用于存储软件程序、计算机可执行程序以及模块，如本发明实施例中的血管力学性能的测量方法对应的程序指令/模块(例如，采集模块、第一确认模块和第二确认模块)。处理器70通过运行存储在存储器71中的软件程序、指令以及模块，从而执行血管力学性能的测量系统的各种功能应用以及数据处理，即实现上述的血管力学性能的测量方法。

存储器71可主要包括存储程序区和存储数据区，其中，存储程序区可存储操作系统、至少一个功能所需的应用程序；存储数据区可存储根据终端的使用所创建的数据等。此外，存储器71可以包括高速随机存取存储器，还可以包括非易失性存储器，例如至少一个磁盘存储器件、闪存器件、或其他非易失性固态存储器件。在一些实例中，存储器71可进一步包括相对于处理器70远程设置的存储器，这些远程存储器可以通过网络连接至血管力学性能的测量系统。上述网络的实例包括但不限于互联网、企业内部网、局域网、移动通信网及其组合。

输入装置72可用于接收输入的数字或字符信息，以及产生与血管力学性能的测量系统的用户设置以及功能控制有关的键信号输入。输出装置73可包括显示屏等显示设备。

替代实施例中，参见图18，输入装置与超声探头721相连，超声探头721用于发射超声脉冲信号和/或接收超声回波信号，具体的，超声探头721为多通道的超声探头。

替代实施例中，参见图19，输入装置与血压仪733相连，血压仪722用于检测舒张压以及收缩压。

实施例五

本发明实施例五还提供一种包含计算机可执行指令的存储介质，所述计算机可执行指令在由计算机处理器执行时用于执行一种血管力学性能的测量方法，该方法包括：

向血管发射超声脉冲信号以采集所述血管反射的超声回波信号；

根据所述超声回波信号确认血管应变和应变波群速度；

根据所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的非线性剪切模量和初始剪切模量。

当然，本发明实施例所提供的一种包含计算机可执行指令的存储介质,其计算机可执行指令不限于如上所述的方法操作,还可以执行本发明任意实施例所提供的血管力学性能的测量方法中的相关操作。

通过以上关于实施方式的描述，所属领域的技术人员可以清楚地了解到，本发明可借助软件及必需的通用硬件来实现，当然也可以通过硬件实现，但很多情况下前者是更佳的实施方式。基于这样的理解，本发明的技术方案本质上或者说对现有技术做出贡献的部分可以以软件产品的形式体现出来，该计算机软件产品可以存储在计算机可读存储介质中，如计算机的软盘、只读存储器(Read-Only Memory,ROM)、随机存取存储器(RandomAccess Memory,RAM)、闪存(FLASH)、硬盘或光盘等，包括若干指令用以使得一台计算机设备(可以是个人计算机，血管力学性能的测量系统，或者网络设备等)执行本发明各个实施例所述的方法。

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。

Claims (10)

1.一种血管力学性能的测量方法，其特征在于，包括：

向血管发射超声脉冲信号以采集所述血管反射的超声回波信号；

根据所述超声回波信号确认血管应变和应变波群速度；

根据所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的非线性剪切模量和初始剪切模量。

2.根据权利要求1所述的血管力学性能的测量方法，其特征在于，所述根据接收到的超声回波信号确认血管应变和应变波群速度还包括：

根据接收到的超声回波信号确认血管内径、血管厚度和血管检测质点的振动方向位移；

根据所述血管内径和所述血管厚度确认所述血管应变；

根据所述血管检测质点的振动方向位移确认所述应变波群速度。

3.根据权利要求2所述的血管力学性能的测量方法，其特征在于，所述超声脉冲信号包括第一超声脉冲信号和第二超声脉冲信号，所述超声回波信号包括第一超声回波信号和第二超声回波信号，所述向血管发射超声脉冲信号以采集所述超声回波信号包括：

向血管发送所述第一超声脉冲信号以采集所述第一超声回波信号；

向血管发送所述第一超声脉冲信号和所述第二超声脉冲信号以采集所述第二超声回波信号；

所述根据接收到的超声回波信号确认血管内径、血管厚度和血管检测质点的振动方向位移包括：

根据所述第一超声回波信号确认所述血管内径和所述血管厚度；

根据所述第二超声回波信号确认所述血管检测质点的振动方向位移。

4.根据权利要求1所述的血管力学性能的测量方法，其特征在于，所述根据所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的非线性剪切模量和初始剪切模量之后，还包括：

建立血管应变和理论剪切模量的关系图并进行显示。

5.根据权利要求1所述的血管力学性能的测量方法，其特征在于，在所述根据所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的非线性剪切模量和初始剪切模量之前、之时或之后，还包括：

接收血压仪检测的舒张压；

在所述根据所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的非线性剪切模量和初始剪切模量之后还包括：

根据舒张压、所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的压力值；

将所述血压值、所述非线性剪切模量和所述初始剪切模量进行对应，以获取血管力学性能的测量结果。

6.根据权利要求3所述的血管力学性能的测量方法，其特征在于，所述根据所述超声回波信号确认血管应变和应变波群速度之前，还包括：

根据所述第一超声回波信号进行平面波成像以获得血管的超声灰度图像；

显示所述血管的超声灰度图像。

7.一种血管力学性能的测量装置，其特征在于，包括：

采集模块，用于向血管发射超声脉冲信号以采集所述血管反射的超声回波信号；

第一确认模块，用于根据所述超声回波信号确认血管应变和应变波群速度；

第二确认模块，用于根据所述血管应变和所述应变波群速度确认血管的非线性剪切模量和初始剪切模量。

8.一种血管力学性能的测量系统，其特征在于，所述血管力学性能的测量系统包括：

一个或多个处理器；

存储器，用于存储一个或多个程序；

当所述一个或多个程序被所述一个或多个处理器执行，使得所述一个或多个处理器实现如权利要求1-6中任一所述的血管力学性能的测量方法。

9.根据权利要求5所述的血管力学性能的测量系统，其特征在于，所述血管力学性能的测量系统还包括：

超声探头，用于发射超声脉冲信号和/或接收超声回波信号；

血压仪，用于检测舒张压以及收缩压。

10.一种计算机可读存储介质，其上存储有计算机程序，其特征在于，该程序被处理器执行时实现如权利要求1-6中任一所述的血管力学性能的测量方法。

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