CN115844452A - 一种脉搏波检测方法、装置和存储介质 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种脉搏波检测方法、装置和存储介质，所述方法包括：分别获取沿血管走行方向上的至少两个取样区域横切面的超声图像，并根据超声图像识别得到目标血管及其中心位置；将两条M模式扫描线分别与目标血管的中心位置对齐，得到目标血管在两个不同位置的超声回波信号，并在检测得到目标血管的血管壁的位置；基于血管壁的位置随时间的位移变化获取目标血管在两个不同位置的脉搏波信号；获取目标血管在两个不同位置的脉搏波信号之间的脉搏波延时差；根据两个M模式扫描线对应的延展距离和脉搏波延时差获取脉搏波传导速度。这样，基于现有的手持式超声成像技术，即可实现血管跟踪检测和PWV动态监测的功能，降低了测量成本。
Description
技术领域
本发明涉及超声检测人体脉搏波技术领域，尤其涉及一种脉搏波检测方法、装置和存储介质。
背景技术
心血管疾病是一种严重威胁人类健康的重大疾病，血管弹性是心血管疾病重要诊断依据，脉搏波传导速度(PluseWaveVelocity，PWV)是指心脏每次搏动射血产生的沿大动脉血管壁传播的压力波传导速度，其因为能够反映血管的弹性以及应变能力，成为评估动脉异常的主要手段之一。它能够预测血管受损早期潜在的病变因素，起到较好的心血管疾病预防作用。其中，PWV的测量值越大，代表血管弹性越差，患心血管疾病的风险也越大。
传统PWV测量方法采用的是两点测量的“脚至脚”方法，即采集两处血管(颈动脉-股动脉，颈动脉-桡动脉，肱动脉-踝动脉)的血压和血管管径变化的生理数据，接着计算脉搏波传播引起的两处血管生理数据曲线之间的延时T及两处血管间距X，从而获得PWV＝X/T。但其具有体表测得的间距X并非体内迂曲的血管实际的间距；血管局部的病变(斑块等)可能导致弹性测量的误差；需要在人体不同部位放置传感器，导致无法小型化等多种局限性。
而随着电子技术和平面波等超声成像技术的发展，基于超高速成像技术获得局部血管PWV的技术出现，这种技术一般是在高端超声成像设备上，利用宽波束或平面波实现局部动脉纵切面的大于10000Hz的帧率高速成像，实时跟踪不同部位的动脉管壁的运动幅度，从而可以实现固定间距X下管壁振动的延时差T的估计，从而获得局部的PWV的估计值。该技术的优势是可以实现局部的PWV的准确测量，但是由于基于超高速成像技术，需要复杂的硬件电路支撑，也很难实现小型化，尤其是可穿戴的微型化需求，此外，血管纵切面的超声扫查对操作者的手法要求高，未经长期训练很难实现准确的纵切面扫查，尤其是当动脉管径较小时。
此外，也有一些基于传统超声影像设备的简化的方法，但大多基于血管纵切面人工扫查成像为基础，例如CN107080558中提出利用普通线阵探头进
行血管纵切面的扫查和定位，然后在线阵探头的两端各自固定一个单阵元的5探头专门用于高脉冲重复频率的管壁搏动波形的检测，利用这两个单阵元检测到的脉搏波延时和这两个单阵元之间的距离计算PWV。与此方案类似的CN114494100则是直接在线阵探头上设置两个PW取样门或M取样线，这两个取样的位置往往在线阵探头的两端，在这两个位置测得的图像上寻找波形对
应心动周期的特征点，这两个特征点波形的延时差结合两条扫描线之间的距0离计算PWV。CN110652318则同样是在血管纵切面上放置至少两个PW多普勒的取样门，获取不同位置的多普勒谱图，并提取谱图的包络波形，也还是在该包络波形上提取体征点，但该特征点都与同步采集的ECG的R峰相比对获取延时，该延时之差即对应脉搏波在这两个取样门位置之间的传播时间，从而可以计算出PWV。
5与上述方案基于血管纵切面人工扫查成像为基础不同，CN108601580中提出一种可拆卸/组合的两个多普勒探头，每个多普勒探头包含多个独立的超声换能器，可根据两个探头采集到的多普勒信号计算时延，并结合两个探头之间的距离计算PWV、PSV(收缩期峰值流速)等动脉参数。此外在CN107106125还提出基于该探头结构的多个阵元独立检测多普勒信号来搜寻0动脉血管的位置。在该方案中，两个探头扫查的切面不再是血管的纵切面，
而是横切面。但是多普勒成像空间分辨率和时间分辨率都较差的物理限制，使得该方案不适合短距离和小动脉的弹性检测场景，因此与前述纵切面扫查的方案类似大都只能应用于类似颈总动脉的浅表大动脉的硬化检测。
由此可知，无论是传统的“脚至脚”获得全局平均PWV还是新的超高速5成像技术获得的局部PWV的方法，都需要专业的设备和复杂的硬件系统支撑，
以及专业的操作人员使用，特别是血管纵切面的超声扫查对操作者的手法要求很高，未经过长期训练也很难实现准确的纵切面扫查，其尺寸、成本、功耗都较高，很难做到小型化、智能化，进入普通家庭使用，也更难做到可穿戴实现随时监测。
因此，需要提供一种能够更加方便地实现血管跟踪检测和PWV动态监测的方法和装置，以解决上述问题。
发明内容
本发明的主要目的在于提供一种脉搏波检测方法、装置和存储介质，无需支持平面波或超高速成像技术的复杂的硬件系统，而是基于现有的手持式超声成像技术，且不再是扫查血管纵切面，而是血管横切面，从而实现血管跟踪检测和PWV动态监测的功能。
为实现上述目的，本发明提供了一种脉搏波检测方法，所述方法包括以下步骤：
S1：分别获取沿血管走行方向上的至少两个取样区域横切面的超声图像，并根据所述超声图像识别得到目标血管和所述目标血管的中心位置；
其中，两个取样区域横切面之间的间距固定，间距为X；所述超声图像包括两组换能器组在两个取样区域分别获取的第一超声图像和第二超声图像；
S2：将两条M模式扫描线分别与所述目标血管的中心位置固定对齐，得到所述目标血管在两个不同位置的超声回波信号，并在所述超声回波信号上检测得到所述目标血管的血管壁的位置；
S3：基于所述血管壁的位置随时间的位移变化获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号；
S4：获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号之间的脉搏波延时差；
S5：根据所述两个M模式扫描线对应的延展距离和所述脉搏波延时差获取脉搏波传导速度。
可选地，所述超声图像包括B模式血管横切面图像和/或多普勒模式血管横切面图像，所述步骤S1包括：
将所述脉搏波检测装置在B模式下进行扫查，得到沿血管走行方向的B模式血管横切面图像，所述B模式血管横切面图像中包括至少两个取样区域；
根据所述B模式血管横切面图像，识别得到目标血管区域；
根据所述目标血管区域定位得到所述目标血管的中心位置；
和/或，
将所述脉搏波检测装置在多普勒模式下进行扫查，得到沿血管走行方向的多普勒模式血管横切面图像，所述多普勒模式血管横切面图像中包括至少两个取样区域；
根据至少两个取样区域上的多普勒速度和能量，计算得到心动周期收缩期内运动速度最快的图像区域；其中，所述运动速度最快的图像区域为所述目标血管区域；
根据所述目标血管区域定位得到所述目标血管的中心位置。
可选地，所述步骤S2包括：
将所述脉搏波检测装置在M模式下进行扫查，并将两条M模式扫描线分别与所述目标血管的中心位置固定对齐，得到所述目标血管在两个不同位置的超声回波信号；
其中，所述目标血管在两个不同位置包括位于所述目标血管不同横切面的第一测量点和第二测量点；所述超声回波信号包括所述第一测量点对应的第一超声回波信号和所述第二测量点对应的第二超声回波信号；
根据所述第一超声回波信号和所述第二超声回波信号得到所述目标血管的血管壁的位置。
可选地，所述步骤S3包括：
获取所述超声回波信号的射频信号，得到第一时刻下的所述超声回波信号的第一射频信号和第二时刻下的所述超声回波信号的第二射频信号；
将所述第二射频信号与所述第一射频信号进行互相关计算，得到最大互相关系数；
将所述最大互相关系数对应的位移确认为目标位移；
基于所述血管壁的位置随时间的目标位移变化获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号；
其中，所述脉搏波信号包括所述第一测量点对应的第一脉搏波信号和所述第二测量点对应的第二脉搏波信号。
可选地，所述步骤S4包括：
采用互相关估计法，估计所述第一脉搏波信号和所述第二脉搏波信号之间的时间差，得到所述第一测量点和所述第二测量点之间的脉搏波延时差T。
可选地，所述方法还包括：
根据所述超声图像，得到两个血管壁在深度方向的深度差K；
根据所述两条M模式扫描线的位置，得到所述两条M模式扫描线的偏差L。
可选地，所述步骤S5包括：
根据所述两条M模式扫描线，计算得到所述两个M模式扫描线对应的延展距离Y，包括：
若所述两条M模式扫描线的偏差L大于第一预设阈值，则通过公式Y＝X2+L2对所述延展距离Y进行校准；
若两个血管壁在深度方向的深度差K大于第二预设阈值，则通过公式Y＝X2+L2+K2对所述延展距离Y进行校准；
否则，所述延展距离Y为所述脉搏波检测装置上两组换能器组中心之间的间距X。
可选地，所述步骤S5还包括：
根据所述延展距离Y和所述脉搏波延时差T，获取脉搏波传导速度PWV；
其中，PWV＝Y/T。
此外，为实现上述目的，本发明还提出一种脉搏波检测装置，包括至少两组换能器组，用于对动脉血管的横切面扫描成像，得到沿血管走行方向不同位置两个横切面的超声图像；每组换能器组内包括多个换能器阵元，所述多个换能器阵元的排列方式为线阵、凸阵、相控阵和凹阵中的一种或多种；
其中，两组换能器组包括第一换能器组和第二换能器组，所述第一换能器组和所述第二换能器组固定安装在同一超声探头内，排列方向相互平行，且所述第一换能器组中心和所述第二换能器组中心之间的间距固定为X；
所述脉搏波检测装置还包括控制模块、切换开关、发射模块、接收模块、处理模块和输入输出模块；
所述输入输出模块，用于在接收到操作指令后，将所述操作指令转化为所述脉搏波检测装置的控制信号，并将所述控制信号下发至所述控制模块；
所述控制模块，用于在接收到控制信号后，将所述控制信号发送至所述切换开关中，将所述两组换能器组与所述发射模块和所述接收模块连接，并控制所述处理模块进行信号处理和图像处理；
所述发射模块，用于产生超声波信号并发送至所述两组换能器组的多个换能器阵元上，得到超声回波信号后被所述两组换能器组接收，并通过所述切换开关被所述接收模块接收；
所述接收模块，用于将接收到的超声回波信号进行模拟处理后转换成数字信号；
所述处理模块，用于将所述接收模块发送的数字信号和所述脉搏波检测装置采集的超声图像进行信号处理、图像处理、脉搏波信号检测和脉搏波传导速度计算中的一种或多种，并将处理结果发送至所述输入输出模块进行显示。
可选地，所述控制模块还用于切换所述脉搏波检测装置的超声图像采集模式；其中，所述超声图像采集模式包括第一模式和第二模式，所述第一模式为用于进行二维扫描成像的B模式和/或多普勒模式，所述第二模式为用于脉搏波检测的M模式。
此外，为实现上述目的，本发明还提出一种计算机可读存储介质，其上存储有计算机程序，所述计算机程序被处理器执行时实现如上文所述的脉搏波检测方法的步骤。
本发明通过分别获取沿血管走行方向上的至少两个取样区域横切面的超声图像，并根据所述超声图像识别得到目标血管和所述目标血管的中心位置；将两条M模式扫描线分别与所述目标血管的中心位置固定对齐，得到所述目标血管在两个不同位置的超声回波信号，并在所述超声回波信号上检测得到所述目标血管的血管壁的位置；基于所述血管壁的位置随时间的位移变化获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号；获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号之间的脉搏波延时差；根据所述两个M模式扫描线对应的延展距离和所述脉搏波延时差获取脉搏波传导速度。这样，无需支持平面波或超高速成像技术的复杂的硬件系统，而是基于现有的手持式超声成像技术，且不再是扫查血管纵切面，而是血管横切面，从而实现血管跟踪检测和PWV动态监测的功能，进而获得动脉硬化指数，在不引入其他设备的情况下，提升计算精度，降低测量成本。
附图说明
图1为本发明提供的脉搏波检测装置的结构示意图之一；
图2为本发明提供的两组换能器与血管的位置示意图之一；
图3为本发明提供的一种脉搏波检测方法的流程示意图之一；
图4为本发明提供的目标血管的位置检测方法的流程示意图之一；
图5为本发明提供的两组换能器组获得的B模式血管横切面图像示意图；
图6为本发明提供的目标血管的位置检测方法的流程示意图之二；
图7为本发明提供的两组换能器组获得的多普勒模式血管横切面图像示意图；
图8为本发明提供的两组换能器组获得的脉搏波延时差示意图；
图9为本发明提供的两组换能器组M模式扫描线位置示意图；
图10是本发明实施例方案涉及的硬件运行环境的结构示意图。
本发明目的的实现、功能特点及优点将结合实施例，参照附图做进一步说明。
具体实施方式
为了使本发明所要解决的技术问题、技术方案及有益效果更加清楚、明白，以下结合附图和实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅以解释本发明，并不用于限定本发明。
在后续的描述中，使用用于表示元件的诸如“模块”、“部件”或“单元”的后缀仅为了有利于本发明的说明，其本身没有特定的意义。因此，“模块”、“部件”或“单元”可以混合地使用。
需要说明的是，本发明的说明书和权利要求书及上述附图中的术语“第一”、“第二”等是用于区别类似的对象，而不必用于描述特定的顺序或先后次序。
下面对本发明做进一步的详细说明，本发明的前述和其它目的、特征、方面和优点将变得更加明显，以令本领域技术人员参照说明书文字能够据以实施。
请参阅图1至2，图1为本发明提供的脉搏波检测装置的结构示意图之一；图2为本发明提供的两组换能器与血管的位置示意图之一。
为了对PWV进行检测，如图1所示，本发明一实施方式提供了一种基于超声成像技术的脉搏波检测装置100，所述脉搏波检测装置100包括至少两组换能器组，如图2所示，两组换能器组包括第一换能器组1和第二换能器组2，每组换能器组内包括多个换能器阵元(图中未示出)，所述多个换能器阵元的排列方式可以为线阵、凸阵、相控阵和凹阵中的一种或多种。两组换能器组固定安装在同一超声探头(图中未示出)内，排列方向相互平行，保证了两组换能器组的间距固定，两组换能器组中心之间的间距可以固定位为X。
如图2所示，两组换能器组包括第一换能器组1和第二换能器组2，两组换能器组都可用于对动脉血管的横切面扫描成像，得到沿血管走行方向不同位置两个横切面的超声图像；由于两组换能器组间距X固定，则第一换能器组1和第二换能器组2测到的动脉血管横切面之间的间距为X，即第一换能器组1和第二换能器组2得到的沿血管走行方向不同位置两个横切面的间距为X。
由于每组换能器组内有多个换能器阵元，可以实现该换能器组平面内的扫描成像，得到超声图像。当需要进行脉搏波检测时，整个过程的启动、停止等一系列用户控制可以由输入输出模块3接收到用户的操作指令后，将所述操作指令转化为对整个所述脉搏波检测装置100的控制信号，然后将所述控制信号下发至控制模块4中，并通过控制模块4进一步的去分别控制开关切换、发射超声波信号、接收超声回波信号以及进行信号和图像处理等；具体的，所述控制模块4，用于在接收到控制信号后，将所述控制信号发送至所述切换开关5中，实现不同换能器组和组内不同换能器阵元与发射模块6和接收模块7的连接，从而实现每次扫描时发射模块6产生的超声波信号发送到不同的换能器阵元上，人体组织的回波被换能器阵元接收到之后，超声回波信号通过切换开关5被所述接收模块7接收；接收模块7将接收到的超声回波信号模拟处理后转换成数字信号；最终由处理模块8，用于将接收模块7发送的数字信号和采集的超声图像进行信号处理，如波束合成、动态滤波、包络检测、对数压缩、扫描转换等；图像处理，如图像滤波、斑点降噪、图像边缘增强等、脉搏波信号检测和脉搏波传导速度计算中的一种或多种，并将处理结果发送至所述输入输出模块3进行显示。
可以理解的是，所述模拟处理可以是经过放大、滤波、模数转换(ADC)等步骤，上述模拟处理方式为本领域现有技术，本实施例在此不再赘述。所述信号处理可以是波束合成、动态滤波、包络检测、对数压缩、扫描转换等方式，上述信号处理方式为本领域现有技术，本实施例在此不再赘述。所述图像处理可以是图像滤波、斑点降噪、图像边缘增强等方式，上述图像处理方式为本领域现有技术，本实施例在此不再赘述。
其中，由于每组换能器组内有多个换能器阵元，可以实现该换能器组平面内的扫描成像，得到超声图像。而超声图像可以是B模式图像，也可以是多普勒模式图像，还可以是M模式图像，因此，所述控制模块4可以用于切换所述脉搏波检测装置100的超声图像采集模式；所述超声图像采集模式包括第一模式和第二模式，所述第一模式为用于进行二维扫描成像的B模式和/或多普勒模式，所述第二模式为用于脉搏波检测的M模式。
基于上述脉搏波检测装置，提出本发明方法各个实施例。
在一个实施例中，如图3所示，本发明提供一种脉搏波检测方法，所述方法包括：
步骤S1：分别获取沿血管走行方向上的至少两个取样区域横切面的超声图像，并根据所述超声图像识别得到目标血管和所述目标血管的中心位置；其中，两个取样区域横切面之间的间距固定，间距为X；所述超声图像包括两组换能器组在两个取样区域分别获取的第一超声图像和第二超声图像。
由于人体内血管在皮肤下位置未知，而脉搏波需要尽量在搏动最强的位置进行检测，也就需要让用于脉搏波检测的超声波束尽量穿过血管中心，这样才能获得最大的血管壁搏动引起的位移图像。因此，首先需要通过在每组换能器组内的不同位置的扫查，在扫查的二维平面内找到动脉血管的位置，并将脉搏波检测的超声波束设置到估计出的目标血管的中心位置。
具体的，可以利用两组超声换能器组分别获取沿血管走行方向上的至少两个取样区域横切面的超声图像，这样，两个取样区域横切面之间的间距就是固定，即为两组换能器组中心之间的间距，间距为X；所述超声图像则包括两组换能器组在两个取样区域分别获取的第一超声图像和第二超声图像，即两组换能器组能够在两个取样区域上获得两幅相互独立的超声图像。
具体的，所述超声图像可以包括B模式血管横切面图像和/或多普勒模式血管横切面图像，即所述脉搏波检测装置可以单独采集B模式血管横切面图像，也可以单独采集多普勒模式血管横切面图像，还可以两者联合使用，从而增加目标血管识别的鲁棒性。
对于目标血管的位置检测，可以参阅图4和图6所示的两种目标血管的位置检测方法。
如图4所示，本实施例提供了一种目标血管的位置检测方法，包括以下步骤：
步骤A1：将所述脉搏波检测装置在B模式下进行扫查，得到沿血管走行方向的B模式血管横切面图像，所述B模式血管横切面图像中包括至少两个取样区域。
步骤A2：根据所述B模式血管横切面图像，识别得到目标血管区域。
步骤A3：根据所述目标血管区域定位得到所述目标血管的中心位置。
对于目标血管的位置检测，可以是通过在每组换能器组内实现B模式的超声扫查，获取血管横切面的B模式图像，将所述脉搏波检测装置在B模式下进行扫查，得到沿血管走行方向的B模式血管横切面图像，由于有两组换能器组，即第一换能器组1和第二换能器组2，所以所述B模式血管横切面图像中包括至少两个取样区域。然后，可以基于所述B模式血管横切面图像，在B模式的灰阶图像上识别出接近圆形或椭圆形的血管区域，如图5所示，图5为两组换能器组获得的B模式血管横切面图像示意图，第一换能器组1识别出血管区域501，第二换能器组2识别出血管区域502。血管的识别可以采用传统的基于血管边缘检测的方法，也可以基于新的机器学习的方法，上述方法都为本领域的现有技术，本实施例在此不再赘述。在识别出目标血管区域后，就可以通过估计重心等方式定位出目标血管的中心位置，从而实现了后续脉搏波扫查所用的超声波束的定位。其中，估计重心等方式为本领域的现有技术，本实施例在此不再赘述。而用于脉搏波扫查所用的超声波束的位置可以如图5中穿过椭圆血管区域的直线段所示。图中直线段与椭圆的交点即为血管壁的位置，所述交点的位置即可用于M模式扫描血管壁位置的定位。
如图6所示，本实施例还提供了另一种目标血管的位置检测方法，包括以下步骤：
步骤B1：将所述脉搏波检测装置在多普勒模式下进行扫查，得到沿血管走行方向的多普勒模式血管横切面图像，所述多普勒模式血管横切面图像中包括至少两个取样区域。
步骤B2：根据至少两个取样区域上的多普勒速度和能量，计算得到心动周期收缩期内运动速度最快的图像区域；其中，所述运动速度最快的图像区域为所述目标血管区域。
步骤B3：根据所述目标血管区域定位得到所述目标血管的中心位置。
对于目标血管的位置检测，也可以通过每组换能器组内实现多普勒模式的超声扫查，由于动脉血管壁的搏动会产生多普勒效应，其它组织则是静止，因此只有在动脉血管壁附近组织会产生多普勒频移，这样，通过对至少两个取样区域上多普勒速度和能量的分析，即可找到心动周期收缩期内血管壁运动速度最快的图像区域，从而实现目标血管区域的估计。如图7所示，图7为两组换能器组获得的多普勒模式血管横切面图像示意图，第一换能器组1识别出血管区域701，第二换能器组2识别出血管区域702，与图5的区别仅在于识别出的接近圆形或椭圆形的血管区域显示方式不同而已，本实施例不再赘述。
根据多普勒原理，血管顶部和底部正对探头方向的运动能够产生更大的多普勒频移，而血管壁横向两侧则由于运动方向与扫描线方向垂直不产生多普勒频移。当动脉压力较低时，血管被挤压变形严重，利用多普勒模式的方式可能可以获得更好的动脉血管检测效果。上述多普勒成像针对的是血管壁运动的组织多普勒成像，如若针对血管内血流的多普勒成像，则为了获得更大的多普勒频移，则需要将换能器组位置适当倾斜，从而让超声波束与血管轴线不再垂直。但是由于超声波束与血管中轴线不再垂直，发射的超声波容易被反射系数大得多的血管壁等组织反射到换能器组无法接收的方向，因此检测的灵敏度也将大大降低，因此多普勒模式下血管壁组织多普勒成像作为优选，血流多普勒成像作为次优选。
需要说明的是，上述图4和图6所示的两种目标血管的位置检测方法可以单独使用，也可以联合使用，从而增加目标血管识别的鲁棒性。
步骤S2：将两条M模式扫描线分别与所述目标血管的中心位置固定对齐，得到所述目标血管在两个不同位置的超声回波信号，并在所述超声回波信号上检测得到所述目标血管的血管壁的位置。
由于脉搏波的检测可以通过固定位置的超声M模式扫描获取该位置上组织运动的图像，为了进一步提高M模式扫描的时间分辨率，可以让将所述脉搏波检测装置进入M模式单工扫描模式，即停止上述B模式或者多普勒模式的扫描，从而让M模式扫查可以获得更短的扫描时间间隔，即更高的脉冲重复频率PRF。
结合前述血管中心位置的估计，可以将两条M模式扫描线分别与所述目标血管的中心位置固定对齐，即M模式扫描线位置设置为与目标血管的中心位置重叠，从而得到所述目标血管在两个不同位置的超声回波信号。其中，所述目标血管在两个不同位置包括位于所述目标血管不同横切面的第一测量点和第二测量点；所述超声回波信号包括所述第一测量点对应的第一超声回波信号和所述第二测量点对应的第二超声回波信号；这样，结合图5和图7中直线段与椭圆区域的交点的位置，就可以根据所述第一超声回波信号和所述第二超声回波信号得到所述目标血管的血管壁的位置，即可以在M模式图像上检测出目标血管前后管壁的位置，从而进一步获取到所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号。
步骤S3：基于所述血管壁的位置随时间的位移变化获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号。
由于脉搏波可以对应于前血管壁或者是后血管壁的位移随时间变化的波形，也可以对应于前后血管壁之间的距离，即管径随时间变化的波形，而M模式显示的是超声回波信号的幅度信号，为了进一步提高位移或管径的估计精度，可以直接采集超声回波信号的射频(RF)信号，得到第一时刻下的所述超声回波信号的第一射频信号和第二时刻下的所述超声回波信号的第二射频信号；然后将所述第二射频信号与所述第一射频信号进行互相关计算，得到最大互相关系数；并将所述最大互相关系数对应的位移确认为目标位移；最终，基于所述血管壁的位置随时间的目标位移变化获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号；其中，所述脉搏波信号包括所述第一测量点对应的第一脉搏波信号和所述第二测量点对应的第二脉搏波信号。
举例说明，可以直接在RF信号上进行血管壁位移的估计，位移估计的方法可以是现有技术中的互相关估计法，即选择某时刻的射频信号中对应管壁的信号片段作为模板，后续时刻的射频信号都与该模板进行互相关计算，找出互相关系数最大的位移作为该时刻与模板时刻的目标位移，然后，基于所述血管壁的位置随时间的目标位移变化即可获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号。
步骤S4：获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号之间的脉搏波延时差。
在利用M模式扫描获取了两组换能器组对应的目标血管在不同位置横切面的脉搏波信号后，可以进一步对所获得的两个脉搏波信号估计搏波延时差T，同样可以采用现有技术中的互相关估计法对该延时差进行估计。具体的，如图8所示，图8为两组换能器组获得的脉搏波延时差示意图，上下两条脉搏波信号中，上一条表示的是第一脉搏波信号，下一条表示的是第二脉搏波信号，可以采用互相关估计法，估计所述第一脉搏波信号和所述第二脉搏波信号之间的时间差，即可得到所述第一测量点和所述第二测量点之间的脉搏波延时差T。
步骤S5：根据所述两个M模式扫描线对应的延展距离和所述脉搏波延时差获取脉搏波传导速度。
由于两组换能器组之间的间距固定为X，在获取两组换能器组上用于脉搏波检测的M模式扫描的扫描线位置后，可以计算出两条M模式扫描线之间对应的延展距离。
如图9所示，图9为两组换能器组M模式扫描线位置示意图，图中包括第一换能器组1和第二换能器组2，图中粗斜线段即表示血管的轴向走行方向，根据所述两条M模式扫描线的位置，就可以得到所述两条M模式扫描线的偏差L。换能器组获得的血管横切面的位置示意图如图5和图7所示，根据所述超声图像，即可得到两个血管壁在深度方向的深度差K。
然后，根据所述两条M模式扫描线，即可计算得到所述两个M模式扫描线对应延展距离Y；若所述两条M模式扫描线的偏差L较大，大于第一预设阈值，则可以通过公式Y＝X2+L2对所述延展距离Y进行校准；若两个血管壁在深度方向的深度差K较大，大于第二预设阈值，则可以通过公式Y＝X2+L2+K2对所述延展距离Y进行校准；若深度差K不大于第二预设阈值，偏差L也不大于第一预设阈值，则所述延展距离Y为所述两组换能器组之间的间距X，既可以直接用两组换能器组之间的间距X近似代替，即Y＝X。
需要说明的是，所述第一预设阈值和所述第二预设阈值为某一具体数值，具体的数值大小，本实施例在此不做限制。可以理解的是，所述延展距离Y也为所述目标血管上所述第一测量点和所述第二测量点之间的距离。
在获取了所述两个M模式扫描线对应的延展距离Y和所述脉搏波延时差T之后，就可以计算脉搏波传导速度PWV；其中，PWV＝Y/T。
获取的所述脉搏波传导速度PWV可以直接用于输出显示，也可以结合临床经验，输出显示与PWV相关的一些关于血管弹性的指标,比如设置合适的PWV区间阈值，将血管弹性定性描述为优秀、良好、差，或者是基于PWV定义，根据血管硬化指数公式D＝(3.57/PWV)2得到的血管硬化指数，本实施例在此不做限制。
本发明实施例，通过分别获取沿血管走行方向上的至少两个取样区域横切面的超声图像，并根据所述超声图像识别得到目标血管和所述目标血管的中心位置；将两条M模式扫描线分别与所述目标血管的中心位置固定对齐，得到所述目标血管在两个不同位置的超声回波信号，并在所述超声回波信号上检测得到所述目标血管的血管壁的位置；基于所述血管壁的位置随时间的位移变化获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号；获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号之间的脉搏波延时差；根据所述两个M模式扫描线对应的延展距离和所述脉搏波延时差获取脉搏波传导速度。这样，无需支持平面波或超高速成像技术的复杂的硬件系统，而是基于现有的手持式超声成像技术，且不再是扫查血管纵切面，而是血管横切面，从而实现血管跟踪检测和PWV动态监测的功能，进而获得动脉硬化指数，在不引入其他设备的情况下，提升计算精度，降低测量成本。
参照图10，图10为本发明实施例方案涉及的硬件运行环境的系统的结构示意图。
如图10所示，该系统可以包括：处理器1001，例如CPU，通信总线1002、用户接口1003，网络接口1004，存储器1005。其中，通信总线1002用于实现这些组件之间的连接通信。用户接口1003可以包括显示屏(Display)、输入单元比如键盘(Keyboard)，可选用户接口1003还可以包括标准的有线接口、无线接口。网络接口1004可选的可以包括标准的有线接口、无线接口(如WI-FI、4G、5G接口)。存储器1005可以是高速RAM存储器，也可以是稳定的存储器(non-volatilememory)，例如磁盘存储器。存储器1005可选的还可以是独立于前述处理器1001的存储装置。
本领域技术人员可以理解，图10中示出的结构并不构成对系统的限定，可以包括比图示更多或更少的部件，或者组合某些部件，或者不同的部件布置。
如图10所示，作为一种计算机存储介质的存储器1005中可以包括操作系统、网络通信模块、用户接口模块以及脉搏波检测程序。
在图10所示的系统中，网络接口1004主要用于与外部网络进行数据通信；用户接口1003主要用于接收用户的输入指令；系统通过处理器1001调用存储器1005中存储的脉搏波检测程序，并执行以下操作：
S1：分别获取沿血管走行方向上至少两个取样区域横切面的超声图像，并根据所述超声图像识别得到目标血管和所述目标血管的中心位置；
其中，两个取样区域横切面之间的间距固定，间距为X；所述超声图像包括两组换能器组在两个取样区域分别获取的第一超声图像和第二超声图像；
S2：将两条M模式扫描线分别与所述目标血管的中心位置固定对齐，得到所述目标血管在两个不同位置的超声回波信号，并在所述超声回波信号上检测得到所述目标血管的血管壁的位置；
S3：基于所述血管壁的位置随时间的位移变化获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号；
S4：获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号之间的脉搏波延时差；
S5：根据所述两个M模式扫描线对应的延展距离和所述脉搏波延时差获5取脉搏波传导速度。
可选地，所述超声图像包括B模式血管横切面图像和/或多普勒模式血管横切面图像，所述步骤S1包括：
将所述脉搏波检测装置在B模式下进行扫查，得到沿血管走行方向的B
模式血管横切面图像，所述B模式血管横切面图像中包括至少两个取样区域；0根据所述B模式血管横切面图像，识别得到目标血管区域；
根据所述目标血管区域定位得到所述目标血管的中心位置；
和/或，
将所述脉搏波检测装置在多普勒模式下进行扫查，得到沿血管走行方向
的多普勒模式血管横切面图像，所述多普勒模式血管横切面图像中包括至少5两个取样区域；
根据至少两个取样区域上的多普勒速度和能量，计算得到心动周期收缩期内运动速度最快的图像区域；其中，所述运动速度最快的图像区域为所述目标血管区域；
根据所述目标血管区域定位得到所述目标血管的中心位置。
0可选地，所述步骤S2包括：
将所述脉搏波检测装置在M模式下进行扫查，并将两条M模式扫描线分别与所述目标血管的中心位置固定对齐，得到所述目标血管在两个不同位置的超声回波信号；
其中，所述两个不同位置为位于所述目标血管的不同横切面，包括第一5测量点和第二测量点；所述超声回波信号包括所述第一测量点对应的第一超声回波信号和所述第二测量点对应的第二超声回波信号；
根据所述第一超声回波信号和所述第二超声回波信号得到所述目标血管的血管壁的位置。
可选地，所述步骤S3包括：
获取所述超声回波信号的射频信号，得到第一时刻下的所述超声回波信号的第一射频信号和第二时刻下的所述超声回波信号的第二射频信号；
将所述第二射频信号与所述第一射频信号进行互相关计算，得到最大互相关系数；
将所述最大互相关系数对应的位移确认为目标位移；
基于所述血管壁的位置随时间的目标位移变化获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号；
其中，所述脉搏波信号包括所述第一测量点对应的第一脉搏波信号和所述第二测量点对应的第二脉搏波信号。
可选地，所述步骤S4包括：
采用互相关估计法，估计所述第一脉搏波信号和所述第二脉搏波信号之间的时间差，得到所述第一测量点和所述第二测量点之间的脉搏波延时差T。
可选地，在所述步骤S5之前，所述方法还包括：
根据所述超声图像，得到两个血管壁在深度方向的深度差K；
根据所述两条M模式扫描线的位置，得到所述两条M模式扫描线的偏差L。
可选地，所述步骤S5包括：
根据所述两条M模式扫描线，计算得到所述两个M模式扫描线对应的延展距离Y，包括：
若所述两条M模式扫描线的偏差L大于第一预设阈值，则通过公式Y＝X2+L2对所述延展距离Y进行校准；
若两个血管壁在深度方向的深度差K大于第二预设阈值，则通过公式Y＝X2+L2+K2对所述延展距离Y进行校准；
否则，所述延展距离Y为所述脉搏波检测装置上两组换能器组中心之间的间距X。
可选地，所述步骤S5还包括：
根据所述延展距离Y和所述脉搏波延时差T，获取脉搏波传导速度PWV；
其中，PWV＝Y/T。
本发明实施例，通过分别获取沿血管走行方向上的至少两个取样区域横切面的超声图像，并根据所述超声图像识别得到目标血管和所述目标血管的中心位置；将两条M模式扫描线分别与所述目标血管的中心位置固定对齐，得到所述目标血管在两个不同位置的超声回波信号，并在所述超声回波信号上检测得到所述目标血管的血管壁的位置；基于所述血管壁的位置随时间的位移变化获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号；获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号之间的脉搏波延时差；根据所述两个M模式扫描线对应的延展距离和所述脉搏波延时差获取脉搏波传导速度。这样，无需支持平面波或超高速成像技术的复杂的硬件系统，而是基于现有的手持式超声成像技术，且不再是扫查血管纵切面，而是血管横切面，从而实现血管跟踪检测和PWV动态监测的功能，进而获得动脉硬化指数，在不引入其他设备的情况下，提升计算精度，降低测量成本。
此外，本发明实施例还提出一种计算机可读存储介质，计算机可读存储介质上存储有脉搏波检测程序，脉搏波检测程序被处理器执行时实现如下操作：
S1：分别获取沿血管走行方向上至少两个取样区域横切面的超声图像，并根据所述超声图像识别得到目标血管和所述目标血管的中心位置；
其中，两个取样区域横切面之间的间距固定，间距为X；所述超声图像包括两组换能器组在两个取样区域分别获取的第一超声图像和第二超声图像；
S2：将两条M模式扫描线分别与所述目标血管的中心位置固定对齐，得到所述目标血管在两个不同位置的超声回波信号，并在所述超声回波信号上检测得到所述目标血管的血管壁的位置；
S3：基于所述血管壁的位置随时间的位移变化获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号；
S4：获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号之间的脉搏波延时差；
S5：根据所述两个M模式扫描线对应的延展距离和所述脉搏波延时差获取脉搏波传导速度。
可选地，所述超声图像包括B模式血管横切面图像和/或多普勒模式血管横切面图像，所述步骤S1包括：
将所述脉搏波检测装置在B模式下进行扫查，得到沿血管走行方向的B模式血管横切面图像，所述B模式血管横切面图像中包括至少两个取样区域；
根据所述B模式血管横切面图像，识别得到目标血管区域；
根据所述目标血管区域定位得到所述目标血管的中心位置；
和/或，
将所述脉搏波检测装置在多普勒模式下进行扫查，得到沿血管走行方向的多普勒模式血管横切面图像，所述多普勒模式血管横切面图像中包括至少两个取样区域；
根据至少两个取样区域上的多普勒速度和能量，计算得到心动周期收缩期内运动速度最快的图像区域；其中，所述运动速度最快的图像区域为所述目标血管区域；
根据所述目标血管区域定位得到所述目标血管的中心位置。
可选地，所述步骤S2包括：
将所述脉搏波检测装置在M模式下进行扫查，并将两条M模式扫描线分别与所述目标血管的中心位置固定对齐，得到所述目标血管在两个不同位置的超声回波信号；
其中，所述两个不同位置为位于所述目标血管的不同横切面，包括第一测量点和第二测量点；所述超声回波信号包括所述第一测量点对应的第一超声回波信号和所述第二测量点对应的第二超声回波信号；
根据所述第一超声回波信号和所述第二超声回波信号得到所述目标血管的血管壁的位置。
可选地，所述步骤S3包括：
获取所述超声回波信号的射频信号，得到第一时刻下的所述超声回波信号的第一射频信号和第二时刻下的所述超声回波信号的第二射频信号；
将所述第二射频信号与所述第一射频信号进行互相关计算，得到最大互相关系数；
将所述最大互相关系数对应的位移确认为目标位移；
基于所述血管壁的位置随时间的目标位移变化获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号；
其中，所述脉搏波信号包括所述第一测量点对应的第一脉搏波信号和所述第二测量点对应的第二脉搏波信号。
可选地，所述步骤S4包括：
采用互相关估计法，估计所述第一脉搏波信号和所述第二脉搏波信号之间的时间差，得到所述第一测量点和所述第二测量点之间的脉搏波延时差T。
可选地，在所述步骤S5之前，所述方法还包括：
根据所述超声图像，得到两个血管壁在深度方向的深度差K；
根据所述两条M模式扫描线的位置，得到所述两条M模式扫描线的偏差L。
可选地，所述步骤S5包括：
根据所述两条M模式扫描线，计算得到所述两个M模式扫描线对应的延展距离Y，包括：
若所述两条M模式扫描线的偏差L大于第一预设阈值，则通过公式Y＝X2+L2对所述延展距离Y进行校准；
若两个血管壁在深度方向的深度差K大于第二预设阈值，则通过公式Y＝X2+L2+K2对所述延展距离Y进行校准；
否则，所述延展距离Y为所述脉搏波检测装置上两组换能器组中心之间的间距X。
可选地，所述步骤S5还包括：
根据所述延展距离Y和所述脉搏波延时差T，获取脉搏波传导速度PWV；
其中，PWV＝Y/T。
本发明实施例，通过分别获取沿血管走行方向上的至少两个取样区域横切面的超声图像，并根据所述超声图像识别得到目标血管和所述目标血管的中心位置；将两条M模式扫描线分别与所述目标血管的中心位置固定对齐，得到所述目标血管在两个不同位置的超声回波信号，并在所述超声回波信号上检测得到所述目标血管的血管壁的位置；基于所述血管壁的位置随时间的位移变化获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号；获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号之间的脉搏波延时差；根据所述两个M模式扫描线对应的延展距离和所述脉搏波延时差获取脉搏波传导速度。这样，无需支持平面波或超高速成像技术的复杂的硬件系统，而是基于现有的手持式超声成像技术，且不再是扫查血管纵切面，而是血管横切面，从而实现血管
跟踪检测和PWV动态监测的功能，进而获得动脉硬化指数，在不引入其他设5备的情况下，提升计算精度，降低测量成本。
需要说明的是，在本文中所用的M模式扫描模式，指的是在固定的位置进行超声扫描，在扫描方式上与A超的A模式扫描模式相同，因此，用A模式代替M模式扫描也属于等效实施方式。此外，对本领域技术人员很清楚地
知道，本文中B模式、M模式、多普勒模式成像获得超声图像都无需给用户0显示出来，作为中间结果在存储器中缓存即可。
需要说明的是，在本文中，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者系统不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是
还包括为这种过程、方法、物品或者系统所固有的要素。在没有更多限制的5情况下，由语句“包括一个……”限定的要素，并不排除在包括该要素的过程、方法、物品或者系统中还存在另外的相同要素。
上述本发明实施例序号仅仅为了描述，不代表实施例的优劣。
通过以上的实施方式的描述，本领域的技术人员可以清楚地了解到上述
实施例方法可借助软件加必需的通用硬件平台的方式来实现，当然也可以通0过硬件，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，该计算机软件产品存储在如上所述的一个存储介质(如ROM/RAM、磁碟、光盘)中，包括若干指令用以使得一台终端设备(可以是手机，计算机，服务器，控制器，或者网络设备等)执行本发明各个实施例所述的方法。
5以上仅为本发明的优选实施例，并非因此限制本发明的专利范围，凡是利用本发明说明书及附图内容所作的等效结构或等效流程变换，或直接或间接运用在其他相关的技术领域，均同理包括在本发明的专利保护范围内。
Claims (11)
1.一种脉搏波检测方法，用于脉搏波检测装置，所述脉搏波检测装置包括至少两组换能器组，两组换能器组排列方向相互平行，两组换能器组中心之间的间距固定为X，其特征在于，所述方法包括以下步骤：
S1：分别获取沿血管走行方向上至少两个取样区域横切面的超声图像，并根据所述超声图像识别得到目标血管和所述目标血管的中心位置；
其中，两个取样区域横切面之间的间距固定，间距为X；所述超声图像包括两组换能器组在两个取样区域分别获取的第一超声图像和第二超声图像；
S2：将两条M模式扫描线分别与所述目标血管的中心位置固定对齐，得到所述目标血管在两个不同位置的超声回波信号，并在所述超声回波信号上检测得到所述目标血管的血管壁的位置；
S3：基于所述血管壁的位置随时间的位移变化获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号；
S4：获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号之间的脉搏波延时差；
S5：根据所述两个M模式扫描线对应的延展距离和所述脉搏波延时差获取脉搏波传导速度。
2.根据权利要求1所述的脉搏波检测方法，其特征在于，所述超声图像包括B模式血管横切面图像和/或多普勒模式血管横切面图像，所述步骤S1包括：
将所述脉搏波检测装置在B模式下进行扫查，得到沿血管走行方向的B模式血管横切面图像，所述B模式血管横切面图像中包括至少两个取样区域；
根据所述B模式血管横切面图像，识别得到目标血管区域；
根据所述目标血管区域定位得到所述目标血管的中心位置；
和/或，
将所述脉搏波检测装置在多普勒模式下进行扫查，得到沿血管走行方向的多普勒模式血管横切面图像，所述多普勒模式血管横切面图像中包括至少两个取样区域；
根据至少两个取样区域上的多普勒速度和能量，计算得到心动周期收缩期内运动速度最快的图像区域；其中，所述运动速度最快的图像区域为所述目标血管区域；
根据所述目标血管区域定位得到所述目标血管的中心位置。
3.根据权利要求1所述的脉搏波检测方法，其特征在于，所述步骤S2包括：
将所述脉搏波检测装置在M模式下进行扫查，并将两条M模式扫描线分别与所述目标血管的中心位置固定对齐，得到所述目标血管在两个不同位置的超声回波信号；
其中，所述两个不同位置为位于所述目标血管的不同横切面，包括第一测量点和第二测量点；所述超声回波信号包括所述第一测量点对应的第一超声回波信号和所述第二测量点对应的第二超声回波信号；
根据所述第一超声回波信号和所述第二超声回波信号得到所述目标血管的血管壁的位置。
4.根据权利要求3所述的脉搏波检测方法，其特征在于，所述步骤S3包括：
获取所述超声回波信号的射频信号，得到第一时刻下的所述超声回波信号的第一射频信号和第二时刻下的所述超声回波信号的第二射频信号；
将所述第二射频信号与所述第一射频信号进行互相关计算，得到最大互相关系数；
将所述最大互相关系数对应的位移确认为目标位移；
基于所述血管壁的位置随时间的目标位移变化获取所述目标血管在两个不同位置的脉搏波信号；
其中，所述脉搏波信号包括所述第一测量点对应的第一脉搏波信号和所述第二测量点对应的第二脉搏波信号。
5.根据权利要求3所述的脉搏波检测方法，其特征在于，所述步骤S4包括：
采用互相关估计法，估计所述第一脉搏波信号和所述第二脉搏波信号之间的时间差，得到所述第一测量点和所述第二测量点之间的脉搏波延时差T。
6.根据权利要求1所述的脉搏波检测方法，其特征在于，在所述步骤S5之前，所述方法还包括：
根据所述超声图像，得到两个血管壁在深度方向的深度差K；
根据所述两条M模式扫描线的位置，得到所述两条M模式扫描线的偏差L。
7.根据权利要求6所述的脉搏波检测方法，其特征在于，所述步骤S5包括：
根据所述两条M模式扫描线，计算得到所述两个M模式扫描线对应的延展距离Y，包括：
若所述两条M模式扫描线的偏差L大于第一预设阈值，则通过公式Y＝X2+L2对所述延展距离Y进行校准；
若两个血管壁在深度方向的深度差K大于第二预设阈值，则通过公式Y＝X2+L2+K2对所述延展距离Y进行校准；
否则，所述延展距离Y为所述脉搏波检测装置上两组换能器组中心之间的间距X。
8.根据权利要求1所述的脉搏波检测方法，其特征在于，所述步骤S5还包括：
根据所述延展距离Y和所述脉搏波延时差T，获取脉搏波传导速度PWV；
其中，PWV＝Y/T。
9.一种脉搏波检测装置，应用于如权利要求1至8任一项所述的脉搏波检测方法，其特征在于，所述脉搏波检测装置包括至少两组换能器组，用于对动脉血管的横切面扫描成像，得到沿血管走行方向不同位置两个横切面的超声图像；每组换能器组内包括多个换能器阵元，所述多个换能器阵元的排列方式为线阵、凸阵、相控阵和凹阵中的一种或多种；
其中，两组换能器组包括第一换能器组和第二换能器组，所述第一换能器组和所述第二换能器组固定安装在同一超声探头内，排列方向相互平行，且所述第一换能器组中心和所述第二换能器组中心之间的间距固定为X；
所述脉搏波检测装置还包括控制模块、切换开关、发射模块、接收模块、处理模块和输入输出模块；
所述输入输出模块，用于在接收到操作指令后，将所述操作指令转化为所述脉搏波检测装置的控制信号，并将所述控制信号下发至所述控制模块；
所述控制模块，用于在接收到控制信号后，将所述控制信号发送至所述切换开关中，将所述两组换能器组与所述发射模块和所述接收模块连接，并控制所述处理模块进行信号处理和图像处理；
所述发射模块，用于产生超声波信号并发送至所述两组换能器组的多个换能器阵元上，得到超声回波信号后被所述两组换能器组接收，并通过所述切换开关被所述接收模块接收；
所述接收模块，用于将接收到的超声回波信号进行模拟处理后转换成数字信号；
所述处理模块，用于将所述接收模块发送的数字信号和所述脉搏波检测装置采集的超声图像进行信号处理、图像处理、脉搏波信号检测和脉搏波传导速度计算中的一种或多种，并将处理结果发送至所述输入输出模块进行显示。
10.根据权利要求9所述的脉搏波检测装置，其特征在于，所述控制模块还用于切换所述脉搏波检测装置的超声图像采集模式；其中，所述超声图像采集模式包括第一模式和第二模式，所述第一模式为用于进行二维扫描成像的B模式和/或多普勒模式，所述第二模式为用于脉搏波检测的M模式。
11.一种计算机可读存储介质，其特征在于，所述计算机可读存储介质存储有一个或者多个程序，所述一个或者多个程序可被一个或者多个处理器执行，以使所述一个或者多个处理器执行如权利要求1-8任一项所述的脉搏波检测方法的步骤。
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