CN112584773A - 用于执行脉搏波速度测量的系统和方法 - Google Patents

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Abstract

本发明提供用于基于沿着血管引导的多个血管内超声脉冲来计算脉搏波速度的系统和方法。针对每个超声脉冲，多个回波从沿着所述血管的多个距离接收。第一超声多普勒信号从距脉冲原点的第一距离接收，并且第二超声多普勒信号从距脉冲原点的第二距离接收。第一和第二流速度量分别地基于第一和第二超声多普勒信号获得。所述脉搏波速度基于时间延迟来计算，所述时间延迟基于所述第一流速度量和所述第二流速度量。

Description

用于执行脉搏波速度测量的系统和方法
技术领域
本发明涉及用于测量脉搏波速度的系统，并且特别地涉及用于测量脉搏波速度的血管内系统。
背景技术
动脉硬化是针对心血管疾病的重要风险因子。动脉硬度随着老化和各种疾病状态增加，包括：高血压；高胆固醇；糖尿病；肥胖；吸烟；以及肾病。
评估血管的硬度的常用参数是脉搏波速度(PWV)。PWV是例如通过动脉由心脏跳动生成的压力/流动波的传输速度。PWV根据以下关系由血管扩张的能力(即，扩张性D)确定：
Figure BDA0002945198950000011
其中，
Figure BDA0002945198950000012
其中；V是血管体积；P是血管内的压力；并且ρ是血液密度。根据该关系，可以导出Moens-Korteweg等式：
Figure BDA0002945198950000013
其中：E是杨氏模量；d是血管直径；并且h是壁厚度。通过评估PWV，可以量化动脉的硬度。针对动脉中的PWV的典型值是10m/s，其是高于血液粒子的速度的数量级。
引导处置中的动脉中的局部PWV的相关性根据最新研究而清楚，诸如：Finegold等人的Systematic evaluation of haemodynamic parameters to predict haemodynamicresponders to renal artery denervation(abstract EuroPCR，2016)。该文章指示主肾动脉预处置内的PWV预测具有阻力高血压的患者中的肾去神经支配的结果。Harbaoui等人的Development of Coronary Pulse Wave Velocity:New Pathophysiological InsightInto Coronary Artery Disease(J Am Heart Assoc.2017)指示低冠状动脉PWV与急性冠状动脉综合征相关联，从而指示斑块易损性与动脉硬度之间的关系。
当压力/流动波非常迅速地穿过血管时，PWV最常见地在脉管系统中的相对大距离上确定，诸如从肱动脉到踝关节。以这种方式，确定测量位置之间的血管的平均硬度。
在过去十年里，已经开发另外的局部PWV测量。针对浅表动脉，外部超声可以被用于评估PWV。还适合于更深动脉中的PWV的局部评估的另一方法是使用传感器装备的导管。例如，在已知距离(x)处的导管上的两个或更多压力传感器可以被用于将通过波的时间差(Δt)确定为：
Figure BDA0002945198950000021
当前，这些基于导管的测量通常在主动脉中执行，其是相对长的并且具有大直径。针对还通常在直径方面小得多的较短动脉，测量设备的技术要求(诸如采样频率、同步等)是更具挑战性的。
此外，提出的所有方案要求至少两个传感器(诸如双压力传感器、或压力和流动传感器)。这增加PWV测量设备的复杂性和成本。
因此，需要一种能够在不要求显著的额外硬件的情况下执行较小动脉中的PWV测量的PWV测量系统。
发明内容
本发明由权利要求书定义。
根据本发明的方面的示例，提供了一种用于计算脉搏波速度的方法，所述方法包括：
在脉冲原点处生成沿着血管的中心轴引导的多个血管内超声脉冲；
针对每个超声脉冲，从沿着所述血管的中心轴的多个距离接收多个回波；
从距所述脉冲原点的第一距离获得第一超声多普勒信号，并且从距所述脉冲原点的第二距离获得第二超声多普勒信号；
基于所述第一超声多普勒信号和所述第二超声多普勒信号来计算时间延迟；并且
基于所述时间延迟来计算所述脉搏波速度。
该方法提供使用单个传感器(诸如超声换能器)计算血管内的脉搏波速度。
在脉冲多普勒处理中，多普勒信号从各种测量深度处的接收回波信号获得，其对应于在每个脉冲发射之后的某些时间延迟。测量深度和时间延迟由血液中的已知声音速度链接。每个发射将向每个测量深度处的多普勒信号提供一个样本。
由于第一和第二测量距离是已知的，并且可以基于系统限制预定以导致最高可能信号质量，与所述两个测量位置之间的接收的多普勒信号有关的时间延迟可以被用于计算所述脉搏波速度。
换句话说，(血)脉管中的多普勒信号在沿着感兴趣血管的主轴的至少两个位置中动态地测量。所述脉搏波速度然后根据所述多普勒信号概况从所述第一位置行进到第二(或其他)位置花费的时间计算。优点在于，速度信号概况不需要是相同的(例如，在幅度、宽度方面)，因为其是足够的，如果速度概况示出相似性，至于所述PWV计算仅是所述时间间隔对于所述速度概况从第一位置行进到第二位置是必要的。换句话说，由于所述血管内设备相对于所述血管的纵轴的未对齐，在第一位置测量的速度概况可以在具有显著不同概况的第二位置处截断(测量)。这意指所述血管内设备相对于所述血管的纵轴的未对齐被容许，只要速度测量结果的两个位置在所述血管的管腔内发生。
在实施例中，所述时间延迟的计算包括执行所述第一超声多普勒信号与所述第二超声多普勒信号之间的互相关。
以这种方式，所述时间延迟可以通过采集第一与第二测量位置之间的多普勒信号提供最高相关性的样本时间延迟来确定。
在实施例中，所述时间延迟的计算包括：
基于所述第一超声多普勒信号来获得第一流速度量；
基于所述第二超声多普勒信号来获得第二流速度量；并且
基于所述第一流速度量和所述第二流速度量来计算所述时间延迟。
以这种方式，基于分别地从第一和第二超声多普勒信号导出的第一和第二流速度量计算所述时间延迟是可能的。
在布置中，所述第一流速度量包括第一平均速度，并且所述第二流速度量包括第二平均速度。
所述测量位置处的速度可以随时间平均以便改进所述时间延迟计算的准确度。
在另一布置中，所述第一流速度量包括流速的第一分布，并且第二流速度量包括流速的第二分布。
所述流速分布提供在多个发射上的测量位置处测量的速度的全范围，从而提供所述血管测量结果的全表示。
在另一布置中，流速的第一分布的获得包括获得第一频率谱，并且流速的第二分布的获得包括获得第二频率谱。
流速分布通常采集为频率谱。这可以允许分析跨频率分箱执行，其将等效于给定速度值或值的范围。所述频率分箱的大小可以基于系统限制来改变。
在另一或其他实施例中，所述时间延迟的计算包括：
针对流速的第一分布和流速的第二分布的每个速度值，计算个体时间延迟；并且
基于所述个体时间延迟来计算平均时间延迟。
以这种方式，可以考虑每个测量速度。通过平均分布上的速度，减少错误测量结果对最后结果的准确度的影响是可能的。
在另一或其他实施例中，所述时间延迟的计算包括：
提取流速的第一分布的第一特征；
提取流速的第二分布的第二特征；并且
基于所述第一特征和所述第二特征来计算时间延迟。
以这种方式，不对应于血流的速度分布的方面(诸如表示壁运动而不是流动的慢速度)可以从所述计算移除，从而增加所述最后结果的准确度。
在另一实施例中，所述第一特征是第一多个特征，并且所述第二特征是第二多个特征。
通过考虑多个特征，所述最后计算的准确度增加。
在又一实施例中，第一和第二特征包括以下各项中的一项或多项：
瞬时峰值速度；
脉冲开始；
峰值时间；
最大加速度；以及
瞬时平均速度。
在实施例中，所述时间延迟的计算包括执行流速的第一分布与流速的第二分布之间的互相关。
在实施例中，所述方法还包括获得压力度量，并且其中，所述脉搏波速度的计算基于所述时间延迟和所述压力度量。
通过考虑计算脉搏波速度的多个方法，所述最后计算的准确度可以增加。
在布置中，沿着所述血管的中心轴的所述多个血管内超声脉冲的引导包括电子波束操纵和/或电子波束聚焦。
根据本发明的方面的示例，提供了一种包括计算机程序代码模块的计算机程序，所述计算机程序代码模块适于当所述计算机程序在计算机运行时实施上文所描述的方法。
根据本发明的方面的示例，提供了一种用于执行血管内脉搏波速度测量的超声系统，所述系统包括：
血管内超声单元，其适于：
在脉冲原点处生成沿着血管的中心轴引导的多个血管内超声脉冲；
针对每个超声脉冲，从沿着所述血管的中心轴的多个距离接收多个回波；以及
处理器，其适于：
从距所述脉冲原点的第一距离获得第一超声多普勒信号，并且从距所述脉冲原点的第二距离获得第二超声多普勒信号；
基于所述第一超声多普勒信号和所述第二超声多普勒信号来计算时间延迟；并且
基于所述时间延迟来计算所述脉搏波速度。
在实施例中，所述血管内超声单元包括：
单个超声换能器元件；
超声换能器元件的阵列；或
第一血管内超声元件和第二血管内超声元件，其中，所述第一血管内超声元件和所述第二血管内超声元件彼此空间独立。
本发明的这些和其他方面将根据在下文中所描述的(一个或多个)实施例而显而易见并且参考在下文中所描述的(一个或多个)实施例得到阐述。
附图说明
现在将参考附图详细描述本发明的示例，其中：
图1示出了解释一般操作的超声诊断成像系统；
图2示出了本发明的方法；
图3示出了血管内的血管内设备的示意性表示；
图4示出了用于第一和第二测量位置的速度与时间的绘图；
图5示出了与在各种深度处获得的多个超声多普勒信号有关的一系列图形；
图6示出了图5的图形的时间窗口；
图7示出了估计Loupas速度的图形表示；
图8示出了用于在不同测量深度处获得的速度信号的互协方差的图形；并且
图9示出了测量深度与最大互协方差的图形。
具体实施方式
将参考附图描述本发明。
应当理解，详细说明和特定示例尽管指示装置、系统和方法的示例性实施例，但是仅旨在用于说明的目的，而不旨在限制本发明的范围。根据以下描述、所附权利要求书和附图，本发明的装置、系统和方法的这些和其他特征、方面和优点将变为更好理解。应当理解，附图仅仅是示意性的，并且没有按比例绘制。还应当理解，贯穿附图使用相同的附图标记以指示相同或相似的部分。
本发明提供用于基于沿着血管的中心轴引导的多个血管内超声脉冲来计算脉搏波速度的方法。针对每个超声脉冲，多个回波从沿着血管的中心轴的多个距离接收。第一超声多普勒信号从距脉冲原点的第一距离接收，并且第二超声多普勒信号从距脉冲原点的第二距离接收。第一和第二流速度量分别基于第一和第二超声多普勒信号来获得。脉搏波速度基于时间延迟来计算，其基于第一流速度量和第二流速度量。
示例性超声系统的一般操作将首先参考图1以及对系统的信号处理功能的强调来描述，因为本发明涉及由系统对由换能器阵列测量的信号的处理。
该系统包括阵列换能器探头4，其具有用于发射超声波和接收回波信息的换能器阵列6。换能器阵列6可以包括CMUT换能器；由诸如PZT或PVDF的材料形成的压电换能器；或任何其他合适的换能器技术。在该示例中，换能器阵列6是能够扫描感兴趣区域的2D平面或三维体积的换能器8的二维阵列。在另一示例中，换能器阵列可以是1D阵列。
换能器阵列6耦合到微波束形成器12，微波束形成器12控制由换能器元件对信号的接收。微波束形成器能够对由换能器的子阵列(通常称为“组”或“片块”)接收的信号进行至少部分波束形成，如美国专利US 5997479(Savord等人)、US 6013032(Savord)和US6623432(Powers等)中所描述的。
应当注意，微波束形成器是完全任选的。此外，该系统包括发射/接收(T/R)开关16，微波束形成器12可以耦合到该开关，并且该开关在发射模式和接收模式之间切换阵列，并在不使用微波束形成器并且换能器阵列由主系统波束形成器直接操作的情况下保护主波束形成器20免受高能量发射信号影响。来自换能器阵列6的超声波束的发射由通过T/R开关16和主发射波束形成器(未示出)耦合到微波束形成器的换能器控制器18引导，该主发射波束形成器可以从用户对用户接口或控制面板38的操作接收输入。控制器18可以包括发射电路，该发射电路被布置为在发射模式期间(直接或经由微波束形成器)驱动阵列6的换能器元件。
在典型的逐行成像序列中，探头内的波束形成系统可以如下操作。在发射期间，波束形成器(其取决于实施方式可以是微波束形成器或主系统波束形成器)激活换能器阵列或换能器阵列的子孔。子孔可以是较大阵列内的换能器的一维线或换能器的二维片块。在发射模式下，控制由阵列或阵列的子孔生成的超声波束的聚焦和操纵，如下所述。
在接收到来自对象的反向散射的回波信号后，接收到的信号经历接收波束形成(如下所述)，以便将接收到的信号对齐，并且在使用子孔的情况下，然后例如由一个换能器元件对子孔进行移位。经移位的子孔然后激活，并且该过程重复，直到换能器阵列的所有换能器元件已经激活。
对于每条线(或子孔)，用于形成最终超声图像的相关联线的总接收信号将是在接收时段期间由给定子孔的换能器元件所测量的电压信号的总和。在下面的波束形成过程之后，得到的线信号通常称为射频(RF)数据。然后由各个子孔生成的每条线信号(RF数据集)经历额外的处理以生成最终超声图像的线。线信号的幅度随时间的变化将贡献于超声图像的亮度随深度的变化，其中，高幅度峰将对应于最终图像中的亮像素(或像素的集合)。出现在线信号的开始附近的峰将表示来自浅结构的回波，而逐渐出现在线信号后期的峰将表示来自对象内增加深度处的结构的回波。
由换能器控制器18控制的功能之一是波束操纵和聚焦的方向。波束可以操纵为从换能器阵列笔直向前(正交于其)，或者在不同角度处以用于更宽视场。可以根据换能器元件致动时间来控制发射波束的操纵和聚焦。
在一般的超声数据采集中可以区分两种方法：平面波成像和“波束控制”成像。两种方法通过在发射模式(“波束操纵”成像)和/或接收模式(平面波成像和“波束操纵”成像)中波束形成的存在来区分。
首先看一下聚焦功能，通过同时激活所有换能器元件，换能器阵列生成平面波，该平面波在其行进通过对象时发散。在这种情况下，超声波的波束保持不聚焦。通过向换能器的激活引入位置相关时间延迟，能够使波束的波前聚在期望的点处，该点称为聚焦区。聚焦区定义为横向波束宽度小于发射波束宽度一半的点。以这种方式，改进了最终超声图像的横向分辨率。
例如，如果时间延迟使换能器元件从最外面的元件开始并在换能器阵列的(一个或多个)中心元件处结束在系列中激活，则将在距探头给定距离处形成聚焦区，与(一个或多个)中心元件一致。聚焦区距探头的距离将根据换能器元件激活的每个后续轮之间的时间延迟而变化。在波束经过聚焦区后，其将开始发散，从而形成远场成像区域。应当注意，对于定位靠近于换能器阵列的聚焦区，超声波束将在远场中迅速发散，从而导致最终图像中的波束宽度伪影。通常，由于超声波束中的大交叠，位于换能器阵列和聚焦区之间的近场示出很少细节。因此，改变聚焦区的位置会导致最终图像的质量的显著变化。
应当注意，在发射模式下，除非将超声图像划分为多个聚焦区(其中每个可能具有不同的发射焦点)，否则可以定义仅一个焦点。
另外，在从对象内接收到回波信号后，能够执行上述过程的逆过程以执行接收聚焦。换句话说，传入的信号可以由换能器元件接收并且在被传递到系统中以进行信号处理之前经历电子时间延迟。这一点的最简单示例称为延迟求和(delay-and-sum)波束形成。能够根据时间动态调节换能器阵列的接收聚焦。
现在来看波束操纵的功能，通过对换能器元件正确地施加时间延迟，能够在超声波束离开换能器阵列时在超声波束上赋予期望的角度。例如，通过以在阵列的相对侧结束的顺序来激活换能器阵列的第一侧上的换能器，之后剩余的换能器，波束的波前将朝向第二侧成角度。相对于换能器阵列的法线的操纵角的大小取决于随后的换能器元件激活之间的时间延迟的大小。
此外，能够聚焦操纵波束，其中，施加到每个换能器元件的总时间延迟是聚焦和操纵时间延迟两者的总和。在这种情况下，换能器阵列称为相控阵列。
在需要用于对其进行激活的DC偏置电压的CMUT换能器的情况下，换能器控制器18可以耦合以控制换能器阵列的DC偏置控制45。DC偏置控制45设置施加到CMUT换能器元件的(一个或多个)DC偏置电压。
针对换能器阵列的每个换能器元件，通常称为信道数据的模拟超声信号通过接收信道进入系统。在接收信道中，部分波束形成信号由微波束形成器12根据信道数据中产生，并且然后传递到主接收波束形成器20，其中，来自换能器的个体片块的部分波束形成信号被组合为完全波束形成信号，被称为射频(RF)数据。在每个阶段处执行的波束形成可以如上所述被执行，或者可以包括额外的功能。例如，主波束形成器20可以具有128信道，其中每个从几十个或数百换能器元件的片块接收部分波束形成信号。以这种方式，由换能器阵列的数千个换能器接收到的信号可以有效地贡献于单个波束形成信号。
将波束形成接收信号耦合到信号处理器22。信号处理器22能够以各种方式处理接收到的回波信号，例如，带通滤波；抽选；I和Q分量分离；以及谐波信号分离，其用于分离线性信号与非线性信号，从而使得能够识别从组织和微泡返回的非线性(基频的较高谐波)回波信号。信号处理器22还可以执行额外的信号增强，例如，散斑减少、信号合成以及噪声消除。在信号处理器中的带通滤波器可以是跟踪滤波器，当从递增的深度接收回波信号时所述带通滤波器的通带从较高的频率带滑动到较低的频率带，从而拒绝来自更大深度的较高频率处的噪声，其通常缺乏解剖信息。
用于发射和用于接收的波束形成器以不同的硬件实施并且可以具有不同的功能。当然，接收器波束形成器被设计为考虑发射波束形成器的特性。为了简化，在图1中仅示出了接收器波束形成器12、20。在整个系统中，还将存在带有发射微波束形成器和主发射波束形成器的发射链。
微波束形成器12的功能是提供信号的初始组合以便减少模拟信号路径的数目。这通常地在模拟域中被执行。
最终波束形成在主波束形成器20中完成，并且通常在数字化之后完成。
发射和接收信道使用具有固定频带的相同换能器阵列6。然而，发射脉冲占用的带宽可以根据所使用的发射波束形成而变化。接收信道可以捕获整个换能器带宽(其是经典方法)，或者通过使用带通处理，其只能提取包含期望信息(例如主谐波的谐波)的带宽。
然后，可以将RF信号耦合到B模式(即，亮度模式或2D成像模式)处理器26和多普勒处理器28。B模式处理器26对接收到的超声信号执行幅度检测以对身体中的结构进行成像，例如器官组织和血管。在逐行成像的情况下，每条线(波束)由关联的RF信号表示，其幅度用于生成要分配给B模式图像中的像素的亮度值。图像内像素的确切位置由沿RF信号的相关联幅度测量结果的位置和RF信号的线(射束)数确定。这样的结构的B模式图像可以以谐波或基波图像模式或两者的组合形成，如在美国专利US6283919(Roundhill等人)和美国专利US 6458083(Jago等人)中所描述的。多普勒处理器28处理由组织移动和血流产生的时间上不同的信号，以检测移动物质，例如图像场中的血液细胞的流。多普勒处理器28通常包括壁滤波器，该壁滤波器具有设置成通过或拒绝从身体内的选定类型的材料返回的回波的参数。
由B模式和多普勒处理器产生的结构和运动信号被耦合到扫描转换器32和多平面重新格式化器44。扫描转换器32以空间关系布置回波信号，根据该空间关系以期望的图像格式接收回波信号。换句话说，扫描转换器用于将RF数据从圆柱坐标系转换到适于在图像显示器40上显示超声图像的笛卡尔坐标系。在B模式成像的情况下，给定坐标处的像素的亮度与从该位置接收的RF信号的幅度成正比。例如，扫描转换器可以将回波信号布置成二维(2D)扇形格式或金字塔形三维(3D)图像。扫描转换器可以向B模式结构图像叠加与图像场中的点处的运动相对应的颜色，其中，多普勒估计速度产生给定的颜色。组合的B模式结构图像和彩色多普勒图像描绘了结构图像场内的组织和血流的运动。如美国专利US 6443896(Detmer)中所描述的，多平面重新格式化器将从身体的体积区域中的公共平面中的点接收的回波转换成该平面的超声图像。体积绘制器42将3D数据集的回波信号转换成投影的3D图像，如从给定参考点所查看到的，如美国专利US 6530885(Entrekin等人)中所描述的。
2D或3D图像从扫描转换器32、多平面重新格式化器44和体绘制器42耦合到图像处理器30，以用于进一步增强、缓冲和临时存储以显示在图像显示器40上。成像处理器可以适于从最终超声图像移除某些成像伪影，诸如：例如由强衰减器或折射引起的声学阴影；例如由弱衰减器引起的后增强；混响伪影，例如，其中，高度反射的组织界面紧邻定位；等等。另外，图像处理器可以适于处理某些散斑减少功能，以便改进最终超声图像的对比度。
除了用于成像，由多普勒处理器28产生的血流值和由B模式处理器26产生的组织结构信息还耦合到量化处理器34。该量化处理器产生不同流状况的量度，例如除了诸如器官的大小和胎龄的结构测量结果外的血流的体积速率。量化处理器可以从用户控制面板38接收输入，例如图像的解剖结构中要进行测量的点。
来自量化处理器的输出数据耦合到图形处理器36，其用于在显示器40上与图像一起再现测量图形和值，并且用于从显示设备40的音频输出。图形处理器36还可以生成图形叠加，以用于与超声图像一起显示。这些图形叠加可以包含标准识别信息，例如患者姓名、图像的日期和时间、成像参数等。出于这些目的，图形处理器从用户接口38接收输入，例如患者姓名。用户接口还耦合到发射控制器18，以控制生成来自换能器阵列6的超声信号，并且因此由换能器阵列和超声系统产生的图像。控制器18的发射控制功能仅是所执行的功能之一。控制器18还考虑操作模式(由用户给定)以及接收器模数转换器中的对应的所需的发射器配置和带通配置。控制器18可以是具有固定状态的状态机。
用户接口还耦合到多平面重新格式化器44，以用于选择和控制多个多平面重新格式化(MPR)图像的平面，其可以用于在MPR图像的图像场中执行量化的量度。
图2示出了用于计算脉搏波速度的方法100。
在步骤110中，多个血管内超声脉冲在脉冲原点处生成，其沿着血管的中心轴引导。
血流速度测量可以通过脉搏波多普勒超声方法执行，其允许感兴趣位置利用单个超声发射并且因此由仅单个传感器测量。这要求超声换能器与血管的主轴一致，其可以通常借助于血管内方法最好地实现。
换句话说，单个超声换能器可以插入到血管中以执行血流测量。这可以使用具有沿着血管的主轴瞄准的其尖端处的超声换能器的导丝或导管执行。
在步骤120中，针对每个超声脉冲，多个回波从沿着血管的中心轴的多个距离接收。
在步骤130中，第一超声多普勒信号从距脉冲原点的第一距离获得，并且在步骤135中，第二超声多普勒信号从距脉冲原点的第二距离获得。
第一和第二多普勒信号根据分别根据从第一和第二测量距离接收的超声回波构建。
在脉搏波速度评估的背景下，最大脉搏波速度PWVmax支配最小时间延迟Δtmin，其需要由系统解析以提供准确估计：
Figure BDA0002945198950000131
其中：z1是距超声脉冲原点的第一距离；并且z2是距超声脉冲原点的第二距离。换句话说，z2-z1是沿着血管的第一和第二测量点之间的距离。
为了实现好的分辨率，Δtmin必须跨越超声换能器的若干脉冲发射，使得：
Δtmin＞＞1/fPRF
其中，fPRF是超声换能器的脉冲率频率，即每秒生成的超声脉冲的数目。
在肾去神经支配的示例中，脉搏波速度预期高达20m/s。将这采取为PWVmax并且选择z1＝4mm和z2＝8mm导致Δtmin>0.2ms，其将意指16个超声脉冲将在80kHz的示例fPRF处生成。因此，应预期，将存在值得当速度波命中z1时与当其命中z2时之间的延迟的至少16个连续超声脉冲发射。应当注意，选择z1太小可能使得接收信号，并且因此速度度量，由血管内设备自己的存在影响。因此，z1应当被选择为设备与测量点之间的给定足够距离从而减少或消除这样的干扰。
在脉冲多普勒处理中，多普勒信号通过在对应于在每个超声脉冲发射之后的某个时间延迟的各个测量深度zm处获得的检测的脉冲回波信号或射频(RF)数据的相位-正交解调获得。
相位-正交解调(或复解调)等效于接收信号的同相(I)和正交(Q)分量的分离，以便将其从高频带解调到基带。该功能可以由上文参考图1所描述的多普勒处理器28执行。相位-正交解调在Loupas等人的“An Axial Velocity Estimator for Ultrasound BloodFlow Imaging,Based on a Full Evaluation of the Doppler Equation by Means of aTwo-Dimensional Autocorrelation Approach”(IEEE Transactions on Ultrasonics,Ferroelectrics,and Frequency Control、第42卷、第4号、1995年7月)中进一步描述。
测量深度和时间延迟通过被成像的介质(血管中的这样的血液)中的已知声速彼此相关。每个超声脉冲发射将向每个测量深度处的多普勒信号提供一个样本。
在步骤140中，第一流速度量基于第一超声多普勒信号来获得，并且在步骤145中，第二流速度量基于第二超声多普勒信号来获得。
在多普勒超声成像中，接收信号被用于确定给定流体的速度。当信号从流体粒子反射时，其将根据流体的流动方向接收多普勒频移，其可以然后被用于确定接收回波位置处的流体的速度。
在执行血管内的多普勒测量的情况下，血液的速度将不是均匀和恒定的，但是将具有根据各种生理过程(诸如心脏的跳动)的随时间变化。这将使得血液的速度在给定时间段内以某种方式改变，诸如在几秒内。速度的该特性改变将以某个速度传播通过血管系统，即，PWV。
通过识别两个已知测量位置处的速度的该特性改变，并且确定在第一位置处发生之后在第二位置处发生花费的时间，测量PWV是可能的。
速度的特性改变可以由多个速度度量识别。在第一测量位置处测量的速度度量被称为第一速度度量，并且在第二测量位置处测量的速度度量被称为第二速度度量；然而，第一和第二速度度量可以表示速度的相同特性改变。
在示例中，第一流速度量可以是第一平均速度，并且第二流速度量可以是第二平均速度。更特别地，流速可以在预定时间长度内在第一和第二测量点处测量。当例如如在1ms内测量的平均速度在已经在第一测量位置处出现之后在第二测量位置处出现时(意指第一和第二速度度量匹配)，可以确定速度的特性改变已经穿过测量距离。
在第一和第二测量点处的平均速度可以例如由Kasai算法(如在Kasai等人的“Real-Time Two-Dimensional Blood Flow Imaging Using an AutocorrelationTechnique”(IEEE Transactions on Sonics and Ultrasonics、第SU-32卷、第3号、1985年5月)中描述)或Loupas算法(如在Loupas等人的“An Axial Velocity Estimator forUltrasound Blood Flow Imaging,Based on a Full Evaluation of the DopplerEquation by Means of a Two-Dimensional Autocorrelation Approach”(IEEETransactions on Ultrasonics,Ferroelectrics,and Frequency Control、第42卷、第4号、1995年7月)中描述)评估。
在另一示例中，第一流速度量可以是流速的第一分布，并且第二流速度量可以是流速的第二分布。换句话说，在第一和第二测量位置处的速度可以周期性地测量，周期的长度可以取决于由应用要求的准确度。
第一和第二速度分布的每个速度值可以然后比较以便计算跨分布的多个时间延迟。时间延迟可以然后平均以到达要被用于计算PWV的最后时间延迟。
在另外的示例中，流速的第一和第二分布的获得可以包括分别获得第一和第二频率谱。
换句话说，频率谱在每个测量深度处获得，其在这种情况下表示z1和z2处的流速的分布。获得的多普勒信号的频率将包括与最初生成的超声脉冲相比较的频率偏移，其与测量点处的流速直接相关。随着给定测量点处的速度随时间改变，因此获得的多普勒信号中的频率偏移将改变，从而导致不同接收频率的频谱。频率分箱可以然后采取以表示给定速度或速度范围。
在现有系统中，峰值流速可以由频谱多普勒方法确定，其涉及超声脉冲发射的系综上的多普勒信号的频率谱的计算，其在一些应用中可以是多达256个发射。更高数目的发射增加可以观察的速度分辨率；然而，其还减少速度中的差异可以被观察到的时间分辨率。
在这样的情况下，时间分辨率不与其对于上文所描述的提出的PWV测量方法一样关键，其中，显著更低数目的发射(诸如16个)可能是有益的。实际上，这两个方法可以并行用于来自相同原始测量数据的同时流速和PWV测量。
在步骤150中，时间延迟基于第一流速度量和第二流速度量来计算。
如上文所讨论的，时间延迟可以基于第一测量点处的平均第一速度和第二测量点处的平均第二速度来计算。
备选地，时间延迟可以通过确定跨第一和第二速度测量结果的分布的每个速度测量结果的个体时间延迟并且基于这一点计算平均时间延迟来计算。个体速度测量结果可以采取速度分布的速度的范围或者多普勒信号频率的频谱的频率分箱的形式。
如上文所讨论的，随时间的速度的改变可能包含当其传播通过血管系统时例如与心跳周期有关的特性特征。
这样一来，时间延迟可以基于速度的第一分布的特征(被称为第一特征)与速度的第二分布的特征(被称为第二特征)之间的比较来计算。第一和第二特征不需要是单数特征，而是可以包括在第一和第二速度分布两者中出现的多个不同特征。
通过示例，第一和第二特征可以包括以下各项中的一项或多项：瞬时峰值速度；脉冲开始；峰值时间；以及最大加速度。特别地，瞬时峰值速度表示最大流速，其通常在血管管腔的中心中找到。该特征较少由速度分布的不相关部分影响，诸如可以表示壁运动而不是血流的缓慢速度。
第一与第二速度度量z1与z2之间的时间延迟的计算可以使用互相关方法计算。
测量两个信号之间的相似性的互相关方法可以在任何频率谱计算之前在获得的多普勒信号上直接执行。因此，利用该方法，无频率谱需要计算。相反，表示脉搏波速度的时间延迟通过找到在其处z1与z2之间的多普勒信号提供最高相关性的时间延迟来获得。
在步骤160中，脉搏波速度基于时间延迟来计算。
由于z1与z2之间的距离x是已知的并且时间延迟Δt使用上文安排的各种方法之一计算，将PWV确定为以下是简单的事情：
Figure BDA0002945198950000161
除速度度量之外，压力度量还可以在血管内获得以用于当如上文参考以下等式说明的脉搏波速度的计算时使用：
Figure BDA0002945198950000162
其中，
Figure BDA0002945198950000163
通过经由两个方法计算PWV，能够增加最后PWV的准确度并且检查基于速度度量的测量结果的质量。
图3示出了与血管220的中心轴210对齐的血管内设备200。
血管内设备生成多个超声脉冲230并且接收来自距设备的第一距离z1处的第一测量位置的多个回波信号240，以及来自距设备的第二距离z2处的第二测量位置的多个回波信号250。第一和第二距离由距离x分离。
来自第一测量位置的多个回波信号240被用于形成第一多普勒信号，并且来自第二测量位置的多个回波信号250被用于形成第二多普勒信号。
图4示出了流速vf与时间的图形260。
图形示出了分别从第一和第二多普勒信号采集的第一速度分布图形270和第二速度分布图形280。如从附图可以看到的，两个图形是相同的形状，第二图形在时间上偏移。时间的该偏移表示脉冲沿着血管行进花费的时间并且因此指示PWV。通过比较第一和第二图形，导出可以然后组合已知距离x使用的时间延迟Δt以导出PWV是可能的。
图5和6各自示出与随时间T获得的多普勒信号有关的4个图形，其中，图6的图形示出了7830ms与7850ms之间的图5的图形的20ms部分。
注意图5，第一图形300和第二图形310分别示出接收超声多普勒信号的分离的I和Q分量的图形。换句话说，第一和第二图形示出了跟随相位-正交解调的多普勒信号的I和Q分量。第一和第二图形上的每个图形表示不同测量深度、或感兴趣区域(ROI)。
图形的每个时间点起因于由血管内设备造成的一个脉冲发射。在该示例中，脉冲重复速率是50kHz并且因此是这些信号并且最终还是从其计算PWV的估计速度信号的采样频率。第三图形320和第四图形330示出了如由Kasai(第三图形)和Loupas(第四图形)算法估计的瞬时速度。换句话说，第三图形示出了估计的Kasai速度VK，并且第四图形示出了估计的Loupas速度VL。这些算法通过多普勒方程估计与血管内的平均流速直接有关的I和Q信号中的瞬时平均频率。这两个图形指示速度仅在7850ms之前从接近0改变到粗略地0.2m/s。该速度改变起因于脉搏波，并且仔细看信号，可以看到，速度在其在较高深度(例如8-9mm)改变之前在低深度(3-4mm)处改变。换句话说，存在到达3-4mm的测量深度和8-9mm的测量深度的脉搏波之间的可观察的时间延迟。
图6示出了时间7830ms与7850ms之间的图5的图形。第五图形340对应于第一图形300。第六图形350对应于第二图形310。第七图形360对应于第三图形320。第八图形370对应于第四图形330。
这些图形示出脉搏波的到达周围的时间，根据其可以看到，在第七图形360和第八图形370中在不同深度之间的速度波的到达之间存在几毫秒的时间延迟。此外，第五340和第六图形350示出了起因于速度波的I和Q信号的改变，其中，高频分量在7840ms附近的速度波的到达时出现。
图7示出了图6的第八图形370中所示的Loupas速度的备选图形表示380。
速度波由阴影示出为时间T(水平轴)和距换能器的距离或深度D(垂直轴)的函数。图形地，脉搏波速度可以通过沿着速度波的相位画线从该图像解释。等效于
Figure BDA0002945198950000181
的该线的斜率指示脉搏波速度。
图8示出了等效于从信号减去平均之后的互相关的互协方差X-co与时间T的图形390。互协方差在可由具有居中在0ms处的峰的图形395识别的5.5-6.5mm测量深度处获得的速度信号与在剩余测量深度处获得的速度信号之间计算。互协方差中的峰的位置指示各种测量深度之间的脉搏波的到达之间的延迟。作为示例，8-9mm深度处的脉搏波最紧密地与当后者延迟大约1ms时的5.5-6.5mm深度处的脉搏波相关。此外，3-4mm深度处的脉搏波最佳地与当前者延迟大约1.2ms时的5.5-6.5mm深度处的脉搏波相关。
图9示出了用于对着测量深度(在y轴上)之间的已知距离绘制的任何两个测量深度(在x轴上)之间的最大互协方差的最佳滞后时间Tlag的图形400。数据点传达指示由虚线所示的脉搏波速度的趋势。脉搏波速度可以估计为该线的斜率，这在该示例中导致2.1m/s的值。
血管内设备可以包括多个超声换能器元件，在这种情况下，血管内超声脉冲可以使用电子波束操纵和/或电子波束聚焦沿着血管的中心轴引导。以这种方式，可以使测量结果对血管内设备的取向更不敏感。
电子波束操纵和聚焦可以被应用从而最佳地将超声波束与流动方向对齐以便确保在其上评估脉搏波速度的轴与脉搏波传播的轴对应。
这可以通过优化超声波束角从而使例如其中最大流速的点处的多普勒信号的强度最大化来实现。波束角的优化可以以迭代和/或自适应方式执行。
此外，测量可以利用可以在两个分离的血管内设备上实施的两个分离的超声换能器来执行。这可以提供选择两个测量位置之间的距离中的更大的自由度。
通过研究附图、说明书和随附的权利要求书，本领域的技术人员在实践请求保护的本发明时可以理解和实现所公开的实施例的其他变型。在权利要求中，词语“包括”不排除其他元件或者步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。尽管在互不相同的从属权利要求中记载了特定措施，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。权利要求中的任何附图标记不应当被解释为对范围的限制。

Claims (15)

1.一种用于执行血管内脉搏波速度测量的系统(2)，所述系统包括：
血管内超声设备(200)，其适于：
在脉冲原点处生成沿着血管(220)引导的多个血管内超声脉冲(230)；
针对每个超声脉冲，从沿着所述血管的多个距离接收多个回波(240、250)；以及
处理器(28)，其适于：
获得来自距所述脉冲原点的第一距离(z1)的第一超声多普勒信号和来自距所述脉冲原点的第二距离(z2)的第二超声多普勒信号；
基于所获得的第一超声多普勒信号和第二超声多普勒信号来确定在所述第一距离处的速度特性(270)中进行修改以传播到所述第二距离的时间延迟(Δt)；
基于所述时间延迟来计算所述脉搏波速度。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述血管内超声设备包括：
单个超声换能器元件；或者
超声换能器元件的阵列。
3.根据权利要求1或2所述的系统，其中，确定所述时间延迟包括执行所述第一超声多普勒信号与所述第二超声多普勒信号之间的互相关。
4.根据权利要求1或2所述的系统，其中，确定所述时间延迟包括：
基于所述第一超声多普勒信号和所述第二超声多普勒信号来获得第一流速度量和第二流速度量。
5.根据权利要求4所述的系统，其中，所述第一流速度量包括第一平均速度，并且所述第二流速度量包括第二平均速度。
6.根据权利要求4所述的系统，其中，所述第一流速度量包括流速的第一分布，并且所述第二流速度量包括流速的第二分布。
7.根据权利要求6所述的系统，其中，所述流速的第一分布包括第一频率谱，并且流速的第二分布包括第二频率谱。
8.根据权利要求6或7所述的系统，其中，确定所述时间延迟包括：
针对所述流速的第一分布和所述流速的第二分布中的每个速度值，计算个体时间延迟；并且
基于所述个体时间延迟来计算平均时间延迟。
9.根据权利要求6或7所述的系统，其中，确定所述时间延迟包括：
提取所述流速的第一分布的第一特征；
提取所述流速的第二分布的第二特征；并且
基于所述第一特征和所述第二特征来计算时间延迟。
10.根据权利要求9所述的系统，其中，所述第一特征和所述第二特征包括以下各项中的一项或多项：
瞬时峰值速度；
脉冲开始；
峰值时间；
最大加速度；以及
瞬时平均速度。
11.根据权利要求6或7所述的系统，其中，确定所述时间延迟包括执行所述流速的第一分布与所述流速的第二分布之间的互相关。
12.根据前述权利要求中的任一项所述的系统，其中，所述系统还被配置为获得压力度量，并且其中，对所述脉搏波速度的所述计算基于所述时间延迟和所述压力度量。
13.根据权利要求1所述的系统，其中，沿着所述血管对所述多个血管内超声脉冲的引导包括电子波束操纵和/或电子波束聚焦。
14.一种计算脉搏波速度的方法(100)，所述方法包括：
在脉冲原点处生成沿着血管引导的多个血管内超声脉冲(110)；
针对每个超声脉冲，从沿着所述血管的多个距离接收多个回波(120)；
获得来自距所述脉冲原点的第一距离的第一超声多普勒信号(130)和来自距所述脉冲原点的第二距离的第二超声多普勒信号(135)；
基于所获得的第一超声多普勒信号和第二超声多普勒信号来确定(150)在所述第一距离处的速度特性中进行修改以传播到所述第二距离的时间延迟；
基于所述时间延迟来计算(160)所述脉搏波速度。
15.一种包括计算机程序代码模块的计算机程序，所述计算机程序代码模块适于当所述计算机程序在计算机上运行时在根据权利要求1至13中的任一项所述的系统上实施根据权利要求14所述的方法。
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