CN114652352A - 一种无创肝门静脉压估测方法及测压系统 - Google Patents
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Abstract
本发明设计一种利用流体动力学模型，对生物医学中肝门静脉压进行无创测量的方法。本发明的目的是通过超声获得肝门静脉位置造影剂对次谐波信号的响应，利用流体动力学模型，获取超声造影微泡与环境压力的关系。结合离体实验对流体力学模型进行修正。达到术前获取肝门静脉压的目的。根据本发明方法测得的肝门静脉压，相较于之前的测压方法具有以下优点：本发明可以在无创条件下进行获取肝门静脉压，开创了一种全新的无创测量思路和方法。由于本发明为无创测压方法，因此它可以避免术前穿刺测压的出血风险。本发明利用超声技术、造影技术，具有简单、便捷等优点。
Description
技术领域
本发明涉及静脉压估测技术领域，特别涉及一种无创肝门静脉压估测方法及测压系统。
背景技术
门静脉高压症是指门静脉压力增加，门静脉系统血流受阻和血流量增加，半侧支循环行程的一组临床综合征。门静脉高压症的病因很多，主要为各种原因引起的肝硬化，占80％-90％。据统计，30％肝硬化病人最终可出现门静脉高压症，而30％肝硬化病人在出现静脉曲张的2年内可引起出血，出血停止后如果不治疗，其1年内复发出血率为70％，病死率可达33％。门静脉高压症最常见和最危险的并发症是造成曲张静脉破裂出血造成死亡。
目前诊断CSPH的金标准是HVPG，但HVPG作为侵入性检查方法，对于肝病肝功能差的患者风险较高，从而限制了临床应用。近年来无创测量肝硬化患者门静脉压力的方法不断涌现，血清学、CT、超声弹性成像等多种方法可做到CSPH的定性诊断，但无法进一步完成门静脉压力的定量诊断。另外，西方国家肝病以酒精性肝炎及非酒精性肝炎为主，而我国肝病则以病毒性肝炎尤其是乙型病毒性肝炎为主，因此对于西方国家的一些检查方法仍需进一步验证，并完成基于我国肝病人群的前瞻性研究。
发明内容
本发明的目的旨在至少解决所述技术缺陷之一。
为此，本发明的目的在于提出一种无创肝门静脉压估测方法及测压系统，以解决背景技术中所提到的问题，克服现有技术中存在的不足。
一种肝门静脉压的无创测量方法，包括如下步骤：
第一步，建立微泡动力学模型，通过该模型得到超声造影微泡与环境压力的关系曲线, 以用于血管压力值的压力标定；
第二步，利用测压系统获得肝门静脉血管处的血管压力值、超声波的入射声压和血管的声散射信号，其中，所述测压系统与被测肝脏对应位置处的皮肤表面相接触；
第三步，通过调控测压系统的入射声压，获取不同入射声压的声散射信号，去测量血管压力值；
第四步，将所述第二步中的声散射信号中血管仿体内的声散射信号筛选出来，提取该声散射信号的次谐波幅值；
第五步，将所述第三步获得的所述次谐波幅值和所述第一步获得的超声造影微泡与环境压力的关系曲线进行行线性拟合，输出次谐波幅值与环境压力关系曲线。
优选地，在所述步骤S1中，采用Church-Hoff方程建立微泡动力学模型。3、如权利要求2所述的肝门静脉压的无创测量方法，其特征在于：所述Church-Hoff方程的表达式如下：
将Church-Hoff房产线性化后，得到包膜微泡的线性共振频率：
假定微泡周围的液体是不可压缩流体，则单个微泡的散射压为：
本专利结合人体因素，引入参数λ，得到单个微泡的散射压公式为：
其中，λ为人体各因素的集成影响因子，该影响因子包括人体胖瘦、人站立或平躺及人体内中的含氧量
其中，r为微泡中心的距离；
R为微泡瞬时半径，
为壁泡速度，Re为微泡平衡半径，P0为环境压力，
为壁泡加速度Ps(t)为散射声压，pac(t)为入射声压，Pg0为初始泡内气压，f0为微泡线性共振频率，ω0为微泡线性共振角频率，ρ1为水的密度，μL为水的粘度，κ为多方气体指数 dse为包膜厚度Gs为包膜剪切模量，μs为包膜粘度。
由上述任一方案优选的是，所述第二步中测压系统包括控制单元、任意波形发生器、超声探头、超声发射接收单元和血压采集单元，其中，
所述控制单元与所述超声发射接收单元的输出端连接，所述超声发射接收单元的输入端分别与所述超声探头和所述任意波形发生器相连，所述血压采集单元的输入端与血压测量探头连接，所述血压采集单元的输入端与所述任意波形连接器连接；
所述超声发射接收单元是由多个不同频率的接收超声探头组成，探头完成超声信号发射，单元用来完成接收；
所述任意波形发生器用于输出声脉冲信号；
所述超声探头作用于肝脏部位，产生超声波和接收肝门静脉血管产生的声散射信号；
所述血压测量探头测量血管的压力值；
所述血压采集单元采集血压测量探头的血管的压力值将该值输送至数据采集单元；
所述控制单元将采集到的声散射信号中血管仿体内的声散射信号筛选出来，提取该声散射信号的次谐波幅值。
由上述任一方案优选的是，所述超声发射接收单元包括功率放大器、双工器、信号放大器和DAQ数据采集卡，其中，
所述DAQ数据采集卡作为所述数据采集单元，将所述血压探头测量的血管压力值、超声波的入射声压和肝门静脉血管的声散射信号发送给控制单元；
所述功率放大器将声脉冲信号放大；
所述双工器激励所述超声探头产生超声波并输出至肝门静脉血管，所述双工器还将所述超声探头接收后的肝门静脉血管产生的声散射信号传送至所述信号放大器；
所述信号放大器对肝门静脉血管产生的声散射信号进行放大。
由上述任一方案优选的是，所述超声发射接收单元还分别与波束形成器、换能器阵列、多路复用器和信号和图像处理单元相连，其中，
所述波束形成器和DAQ数据采集卡生成适当的延时来驱动换能器阵列中的的不同阵元并以不同的延时从不同器件采集超声信号；
所述换能器阵列用于改变发射频率；
所述多路复用器用于与控制脉冲发生器接收器配合生成时序脉冲来驱动超声传感器和进行电子扫描；
所述信号和图像处理单元处理瞬态型信号序列并测定组织弹性，和/或处理波束形成信号来生成型超声图像。
由上述任一方案优选的是，所述第三步中提取声散射信号的次谐波幅值的方法为：
步骤一，通过近距离选通，选择测压区域的回波信号；
步骤二，对测压区域的回波信号进行傅里叶变换，通过带通滤波，得到次谐波散射信号的幅值。
肝门静脉压的无创测量的测压系统，包括控制单元、任意波形发生器、超声探头、超声发射接收单元和血压采集单元；
所述控制单元与所述超声发射接收单元的输出端连接，所述超声发射接收单元的输入端分别与所述超声探头和所述任意波形发生器相连；
所述血压采集单元的输入端与血压测量探头连接，所述血压采集单元的输入端与所述任意波形连接器连接。
优选地，所述超声发射接收单元包括功率放大器、双工器、信号放大器和DAQ数据采集卡，所述功率放大器的输入端经波束形成器与所述任意波形发生器连接，所述功率放大器的输出端经换能器阵列与所述双工器连接，所述双工器分别与所述超声探头和所述信号放大器连接，所述任意波形发生器的输出端和所述信号放大器的输出端分别与所述DAQ数据采集卡的信号输入端连接，所述DAQ数据采集卡的输出端与所述控制单元连接。
与现有技术相比，本发明所具有的优点和有益效果为：
一种无创测压仪，对术前术后肝门静脉压力进行无创测量的方法及装置。确切的说，建立微泡镜像振动的力学-数学模型。在单个造影剂微泡的非线性动力学模型基础上，考虑剪切应力和避免的影响，结合“粒径整合方法”，使其适用于生理脉动流中存在微泡云的情况，再此基础上得到微泡周围压力与其散射次谐波散射压信号幅度之间的关系模型。
本发明可以在无创条件下进行获取肝门静脉压，它可以避免术前穿刺测压的出血风险。
本发明利用超声技术和造影技术，具有简单、便捷等优点。
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为本发明测压流程图；
图2为本发明用于肝门静脉压无创测量的测压系统的结构关系图；
与现有技术相比，本发明所具有的优点和有益效果为：
一种无创测压仪，对术前术后肝门静脉压力进行无创测量的方法及装置。确切的说，建立微泡镜像振动的力学-数学模型。在单个造影剂微泡的非线性动力学模型基础上，考虑剪切应力和避免的影响，结合“粒径整合方法”，使其适用于生理脉动流中存在微泡云的情况，再此基础上得到微泡周围压力与其散射次谐波散射压信号幅度之间的关系模型。
本发明可以在无创条件下进行获取肝门静脉压，它可以避免术前穿刺测压的出血风险。
本发明利用超声技术和造影技术，具有简单、便捷等优点。
具体实施方式
下面详细描述本发明的实施例，所述实施例的示例在附图中示出，其中自始至终相同或类似的标号表示相同或类似的元件或具有相同或类似功能的元件。下面通过参考附图描述的实施例是示例性的，旨在用于解释本发明，而不能理解为对本发明的限制。
下面详细描述本发明的实施例，所述实施例的示例在附图中示出，其中自始至终相同或类似的标号表示相同或类似的元件或具有相同或类似功能的元件。下面通过参考附图描述的实施例是示例性的，旨在用于解释本发明，而不能理解为对本发明的限制。
一种肝门静脉压的无创测量方法，包括如下步骤：
第一步，利用Church-Hoff方程建立微泡动力学模型，该通过该模型得到超声造影微泡与环境压力的关系曲线；
第二步，利用测压系统获得血管压力值、超声波的入射声压和血管的声散射信号；
第三步，将所述第二步中的声散射信号中血管仿体内的声散射信号筛选出来，提取该声散射信号的次谐波幅值；
第四步，将所述第三步获得的所述次谐波幅值和所述第一步获得的超声造影微泡与环境压力的关系曲线进行行线性拟合，输出次谐波幅值与环境压力关系曲线。
第一步中，所述Church-Hoff方程的表达式如下：
其中，R为微泡瞬时半径，
为壁泡速度，Re为微泡平衡半径，P0为环境压力，
为壁泡加速度Ps(t)为散射声压，pac(t)为入射声压，Pg0为初始泡内气压，f0为微泡线性共振频率，ω0为微泡线性共振角频率，ρ1为水的密度，μL为水的粘度，κ为多方气体指数dse为包膜厚度Gs为包膜剪切模量，μs为包膜粘度；
将Church-Hoff房产线性化后，得到包膜微泡的线性共振频率：
假定微泡周围的液体是不可压缩流体，则单个微泡的散射压为：
其中，r为微泡中心的距离。
结合人体因素，引入参数λ，得到单个微泡的散射压公式为：
其中，λ为人体各因素的集成影响因子，该影响因子包括人体胖瘦、人站立或平躺及人体内中的含氧量。
在单个造影剂微泡的非线性动力学模型基础上，考虑剪切应力和避免的影响，结合“粒径整合方法”，使其适用于生理脉动流中存在微泡云的情况，在此基础上得到得到的超声散射信号与微泡周围压力的关系模型。
该微泡造影剂为带有磁性的超声微泡造影剂，使用时，将3个体积20*10*5mm的永久性铷硼磁铁均匀分布在注射静脉与肝门静脉之间，在注射完成后，每30秒依次取下距离肝门静脉较远的磁铁，直到最后一个，在发现微泡到达指定肝静脉取下最后一块磁铁。
第二步中，用于用于肝门静脉压的无创测量的测压系统，包括控制单元、任意波形发生器、超声探头、超声发射接收单元和血压采集单元；
所述控制单元与所述超声发射接收单元的输出端连接，所述超声发射接收单元的输入端分别与所述超声探头和所述任意波形发生器相连；
所述血压采集单元的输入端与血压测量探头连接，所述血压采集单元的输入端与所述任意波形连接器连接。
优选地，所述超声发射接收单元包括功率放大器、双工器、信号放大器和DAQ数据采集卡，所述功率放大器的输入端经波束形成器与所述任意波形发生器连接，所述功率放大器的输出端经换能器阵列与所述双工器连接，所述双工器分别与所述超声探头和所述信号放大器连接，所述任意波形发生器的输出端和所述信号放大器的输出端分别与所述DAQ数据采集卡的信号输入端连接，所述DAQ数据采集卡的输出端与所述控制单元连接。
其中，所述超声发射接收单元用于发射超声波，并同步接收该超声波对应的声散射信号；
所述任意波形发生器用于输出声脉冲信号；
所述超声探头作用于肝脏部位，产生超声波和接收肝门静脉血管产生的声散射信号；
所述血压测量探头测量血管的压力值；
所述血压采集单元采集血压测量探头的血管的压力值将该值输送至数据采集单元；
所述控制单元将采集到的声散射信号中血管仿体内的声散射信号筛选出来，提取该声散射信号的次谐波幅值；
所述DAQ数据采集卡作为所述数据采集单元，将所述血压探头测量的血管压力值、超声波的入射声压和肝门静脉血管的声散射信号发送给控制单元；
所述功率放大器将声脉冲信号放大；
所述双工器激励所述超声探头产生超声波并输出至肝门静脉血管，所述双工器还将所述超声探头接收后的肝门静脉血管产生的声散射信号传送至所述信号放大器；
所述信号放大器对肝门静脉血管产生的声散射信号进行放大。
所述波束形成器和数据采集单元生成适当的延时来驱动换能器阵列中的的不同阵元并以不同的延时从不同器件采集超声信号；
所述换能器阵列用于产生不同阵元；
所述多路复用器用于与控制脉冲发生器接收器配合生成时序脉冲来驱动超声传感器和进行电子扫描；
所述信号和图像处理单元处理瞬态型信号序列并测定组织弹性，和/或处理波束形成信号来生成型超声图像。
示例，基于SonoVue的无创肝门静脉测压装置包括控制单元、任意波形发生器、超声探头、超声发射接收单元和血压采集单元，其中，
所述控制单元与所述超声发射接收单元的输出端连接，所述超声发射接收单元的输入端分别与所述超声探头和所述任意波形发生器相连，所述血压采集单元的输入端与血压测量探头连接，所述血压采集单元的输入端与所述任意波形连接器连接；
所述超声发射接收单元用于发射超声波，并同步接收该超声波对应的声散射信号；
所述任意波形发生器用于输出声脉冲信号；
所述超声探头作用于肝脏部位，产生超声波和接收肝门静脉血管产生的声散射信号；
所述血压测量探头测量血管的压力值；
所述血压采集单元采集血压测量探头的血管的压力值将该值输送至数据采集单元；
所述控制单元将采集到的声散射信号中血管仿体内的声散射信号筛选出来，提取该声散射信号的次谐波幅值。
脉冲信号的采集利用小波变换的局部化特性可以检测肝门静脉压的奇异点位置，也就是位移的奇异点。脉冲信号的小波变换模极大值点能够体现肝门静脉信号的起伏特征。
信号波形的剧烈变化点通常对应小波变换的模极大值点，而模极大值点随着尺度变化的增减趋势则反映了该点领域的变化特性。通过检测小波变换后模极大值点随尺度的变化规律，可以将噪声对应的模极大值点和信号对应的模极大值点分离开来。通过寻找具有一定幅值大小且沿尺度传播的模极大值点，能够提炼出波形的特征信息。
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一定指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何的一个或多个实施例或示例中以合适的方式结合。
本领域技术人员不难理解，本发明包括上述说明书的发明内容和具体实施方式部分以及附图所示出的各部分的任意组合，限于篇幅并为使说明书简明而没有将这些组合构成的各方案一一描述。凡在本发明的精神和原则之内，所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。
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不脱离本发明的原理和宗旨的情况下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。本发明的范围由所附权利要求及其等同限定。
Claims (9)
1.一种肝门静脉压的无创测量方法，其特征在于：包括如下步骤：
第一步，建立微泡动力学模型，通过该模型得到超声造影微泡与环境压力的关系曲线,以用于血管压力值的压力标定；
第二步，利用测压系统获得肝门静脉血管处的血管压力值、超声波的入射声压和血管的声散射信号，其中，所述测压系统与被测肝脏对应位置处的皮肤表面相接触；
第三步，通过调控测压系统的入射声压，获取不同入射声压的声散射信号，去测量血管压力值；
第四步，将所述第二步中的声散射信号中血管仿体内的声散射信号筛选出来，提取该声散射信号的次谐波幅值；
第五步，将所述第三步获得的所述次谐波幅值和所述第一步获得的超声造影微泡与环境压力的关系曲线进行行线性拟合，输出次谐波幅值与环境压力关系曲线。
2.如权利要求1所述的肝门静脉压的无创测量方法，其特征在于：在所述步骤S1中，采用Church-Hoff方程建立微泡动力学模型。
3.如权利要求2所述的肝门静脉压的无创测量方法，其特征在于：所述Church-Hoff方程的表达式如下：
将Church-Hoff房产线性化后，得到包膜微泡的线性共振频率：
假定微泡周围的液体是不可压缩流体，则单个微泡的散射压为：
本专利结合人体因素，引入参数λ，得到单个微泡的散射压公式为：
其中，λ为人体各因素的集成影响因子，该影响因子包括人体胖瘦、人站立或平躺及人体内中的含氧量
其中，r为微泡中心的距离；
R为微泡瞬时半径，
为壁泡速度，Re为微泡平衡半径，P0为环境压力，
为壁泡加速度Ps(t)为散射声压，pac(t)为入射声压，Pg0为初始泡内气压，f0为微泡线性共振频率，ω0为微泡线性共振角频率，ρ1为水的密度，μL为水的粘度，κ为多方气体指数dse为包膜厚度Gs为包膜剪切模量，μs为包膜粘度。
4.如权利要求1所述的肝门静脉压的无创测量方法，其特征在于：所述第二步中测压系统包括控制单元、任意波形发生器、超声探头、超声发射接收单元和血压采集单元，其中，
所述控制单元与所述超声发射接收单元的输出端连接，所述超声发射接收单元的输入端分别与所述超声探头和所述任意波形发生器相连，所述血压采集单元的输入端与血压测量探头连接，所述血压采集单元的输入端与所述任意波形连接器连接；
所述超声发射接收单元是由多个不同频率的接收超声探头组成，探头完成超声信号发射，单元用来完成接收；
所述任意波形发生器用于输出声脉冲信号；
所述超声探头作用于肝脏部位，产生超声波和接收肝门静脉血管产生的声散射信号；
所述血压测量探头测量血管的压力值；
所述血压采集单元采集血压测量探头的血管的压力值将该值输送至数据采集单元；
所述控制单元将采集到的声散射信号中血管仿体内的声散射信号筛选出来，提取该声散射信号的次谐波幅值。
5.如权利要求2所述的肝门静脉压的无创测量方法，其特征在于：所述超声发射接收单元包括功率放大器、双工器、信号放大器和DAQ数据采集卡，其中，
所述DAQ数据采集卡作为所述数据采集单元，将所述血压探头测量的血管压力值、超声波的入射声压和肝门静脉血管的声散射信号发送给控制单元；
所述功率放大器将声脉冲信号放大；
所述双工器激励所述超声探头产生超声波并输出至肝门静脉血管，所述双工器还将所述超声探头接收后的肝门静脉血管产生的声散射信号传送至所述信号放大器；
所述信号放大器对肝门静脉血管产生的声散射信号进行放大。
6.如权利要求5所述的肝门静脉压的无创测量方法，其特征在于：所述超声发射接收单元还分别与波束形成器、换能器阵列、多路复用器和信号和图像处理单元相连，其中，
所述波束形成器和DAQ数据采集卡生成适当的延时来驱动换能器阵列中的的不同阵元并以不同的延时从不同器件采集超声信号；
所述换能器阵列用于改变发射频率；
所述多路复用器用于与控制脉冲发生器接收器配合生成时序脉冲来驱动超声传感器和进行电子扫描；
所述信号和图像处理单元处理瞬态型信号序列并测定组织弹性，和/或处理波束形成信号来生成型超声图像。
7.如权利要求6所述的肝门静脉压的无创测量方法，其特征在于：所述第三步中提取声散射信号的次谐波幅值的方法为：
步骤一，通过近距离选通，选择测压区域的回波信号；
步骤二，对测压区域的回波信号进行傅里叶变换，通过带通滤波，得到次谐波散射信号的幅值。
8.肝门静脉压的无创测量的测压系统，其特征在于：包括控制单元、任意波形发生器、超声探头、超声发射接收单元和血压采集单元；
所述控制单元与所述超声发射接收单元的输出端连接，所述超声发射接收单元的输入端分别与所述超声探头和所述任意波形发生器相连；
所述血压采集单元的输入端与血压测量探头连接，所述血压采集单元的输入端与所述任意波形连接器连接。
9.如权利要求8所述的肝门静脉压的无创测量的测压系统，其特征在于：所述超声发射接收单元包括功率放大器、双工器、信号放大器和DAQ数据采集卡，所述功率放大器的输入端经波束形成器与所述任意波形发生器连接，所述功率放大器的输出端经换能器阵列与所述双工器连接，所述双工器分别与所述超声探头和所述信号放大器连接，所述任意波形发生器的输出端和所述信号放大器的输出端分别与所述DAQ数据采集卡的信号输入端连接，所述DAQ数据采集卡的输出端与所述控制单元连接。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| CN202210375467.9A CN114652352A (zh) | 2022-04-11 | 2022-04-11 | 一种无创肝门静脉压估测方法及测压系统 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| CN202210375467.9A CN114652352A (zh) | 2022-04-11 | 2022-04-11 | 一种无创肝门静脉压估测方法及测压系统 |
Publications (1)
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| CN114652352A true CN114652352A (zh) | 2022-06-24 |
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Family Applications (1)
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| CN202210375467.9A Withdrawn CN114652352A (zh) | 2022-04-11 | 2022-04-11 | 一种无创肝门静脉压估测方法及测压系统 |
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| Country | Link |
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| CN (1) | CN114652352A (zh) |
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2022
- 2022-04-11 CN CN202210375467.9A patent/CN114652352A/zh not_active Withdrawn
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