頸動脈血管局部脈搏波傳播速度測量方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及超聲成像技術(shù)領(lǐng)域，特別涉及一種基于超快速梳齒狀聚焦波束發(fā)射與 接收序列的頸動脈血管局部脈搏波傳播速度測量方法。
【背景技術(shù)】
[0002] 動脈彈性減退是多種因素對血管壁早期損害的綜合表現(xiàn)，是早期血管病變較好的 特異性和敏感性指標(biāo)。目前臨床上只能在血管結(jié)構(gòu)病變階段依靠B超圖像、多普勒血流等 方面診斷血管壁增厚或斑塊存在，無法在血管功能病變階段實現(xiàn)對動脈粥樣硬化定量的早 期檢測與評價。1878年，Moens等人推導(dǎo)了脈搏波波速（PWV)與彈性模量的數(shù)學(xué)方程式，即 Moens-Korteweg方程，證實了脈搏波傳播速度與血管壁彈性模量之間成正比例關(guān)系。因此， 脈搏波傳播速度通?？勺鳛楹饬垦苡不潭鹊闹苯又笜?biāo)。之后，Safar等人通過大量人 體實驗證實了脈搏波波速可獨立作為動脈硬化程度評價指標(biāo)和心血管疾病的風(fēng)險因素。在 動脈粥樣硬化發(fā)展過程中血管彈性減小，脈搏波在動脈系統(tǒng)中的傳播速度變快，因此，測量 脈搏波傳播速度將有利于動脈粥樣硬化早期檢測的實現(xiàn)，降低急性心腦血管事件的發(fā)生。
[0003] 在超聲成像領(lǐng)域，對血管脈搏波傳播速度的測量方法主要有全局脈搏波傳播速度 測量和局部脈搏波傳播速度測量。通過測量脈搏波在一長段血管中傳播的時間延遲來獲得 PWV的方法，叫做全局脈搏波波速估計。根據(jù)所測位置的不同有頸-股動脈脈搏波傳導(dǎo)速度 (cfPWV)與肱-踝動脈脈搏波傳導(dǎo)速度（baPWV)。使用這種方法求得的PWV是沿著整段血 管的平均值，無法確定哪一處血管片段發(fā)生病變、存在斑塊，同時測量誤差較大。在動脈粥 樣硬化初期，斑塊往往都很小，針對局部血管片段的PWV估計將具有更為重要的意義。然而 傳統(tǒng)B超成像模式是由逐條掃描線依次聚焦發(fā)射接收實現(xiàn)的，這種成像模式的成像幀頻只 有幾十赫茲，而人體脈搏波傳播速度可達到數(shù)米/秒，傳統(tǒng)超聲成像的幀率難以捕捉脈搏 波在局部血管片段上的傳播。因此，有必要發(fā)展一種高幀率的超聲成像模式來實現(xiàn)血管局 部脈搏波傳播速度的測量。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0004] 為了克服上述現(xiàn)有技術(shù)的缺陷，實現(xiàn)高幀率超聲成像的要求，本專利發(fā)明一種基 于超快速梳齒狀聚焦波束發(fā)射與接收序列的頸動脈血管局部脈搏波傳播速度測量方法，為 動脈粥樣硬化的早期檢測提供新的依據(jù)。
[0005] 為滿足以上要求，本發(fā)明的技術(shù)方案為：
[0006] 頸動脈血管局部脈搏波傳播速度測量方法，包括以下步驟：
[0007] 步驟一、設(shè)計超快速梳齒狀聚焦波束發(fā)射與接收序列，同時獲取沿頸動脈血管長 軸方向的多個聚焦波束回波信號；
[0008] 步驟二、對同時接收的沿頸動脈血管長軸方向的多個聚焦波束回波信號進行濾波 預(yù)處理后，識別與追蹤每根掃描線中血管前后壁的回波信號，作為步驟三中自相關(guān)估計的 輸入；
[0009] 步驟三、對每根掃描線中血管前后壁的相鄰幀回波信號分別進行一維自相關(guān)相移 估計，得到其對應(yīng)的血管前后壁相鄰幀之間的相對相移變化一相移速度波形，之后，對血管 前后壁的相移速度波形進行低通濾波、去基線漂移、積分及相減處理得到每根掃描線處血 管壁隨心動周期變化所對應(yīng)的相移波形；
[0010] 步驟四、計算相鄰掃描線血管壁相移波形之間的相對時延，對血管壁上掃描線之 間的距離以及對應(yīng)相移波形的時延進行線性擬合，其斜率的倒數(shù)即是估計的局部脈搏波傳 播速度。
[0011] 步驟一所述的設(shè)計超快速梳齒狀聚焦波束發(fā)射與接收序列，同時獲取沿頸動脈血 管長軸方向的多個聚焦波束回波信號，具體步驟為：
[0012] 以Sonix Touch開放式超聲成像平臺為基礎(chǔ)，選用L14-5/38線陣換能器，將128個 陣元分為8組，每組陣元個數(shù)為16個，編號為1~8。根據(jù)實際測量需要，可分別提供N = 2根、4根以及8根梳齒狀聚焦波束發(fā)射模式；當(dāng)N = 2時，第1組與第8組陣元同時受激勵 延時產(chǎn)生聚焦波束，2~7組陣元不工作；N = 4時，第1，3, 5, 7組陣元同時受激勵延時產(chǎn)生 4根聚焦波束，2, 4, 6, 8組陣元不工作；N = 8時，1~8組陣元同時受激勵延時產(chǎn)生8根聚 焦波束；為了實現(xiàn)對聚焦波束回波信號的同時接收，選用SonixDAQ高速數(shù)據(jù)采集裝置對單 通道數(shù)據(jù)進行同時采集，之后通過波束合成實現(xiàn)對聚焦波束回波信號的同時接收；發(fā)射序 列將同時獲取沿頸動脈血管長軸方向的N組射頻回波信號，存儲于一個三維矩陣s (x，y，t) 中，x方向代表成像深度，y方向代表掃描線數(shù)，t方向代表成像幀數(shù)，用于頸動脈局部脈搏 波傳播速度的測量。
[0013] 步驟二所述的對同時接收的沿頸動脈血管長軸方向的多個聚焦波束回波信號進 行濾波預(yù)處理后，識別與追蹤每根掃描線中血管前后壁的回波信號，作為步驟三中自相關(guān) 估計的輸入，具體步驟為：
[0014] (1)對同時接收的沿頸動脈血管長軸方向的N組聚焦波束回波信號，采用巴特沃 斯帶通濾波器濾除信號噪聲，再將濾波后信號減去其自身的平均值以去除信號的直流分 量，在回波信號上手動選取包含頸動脈血管信號的R0I區(qū)域，利用一維自相關(guān)法估計R0I區(qū) 域內(nèi)第1幀信號與第2幀信號所發(fā)生的相移，并對相移結(jié)果進行均值平滑濾波和歸一化處 理得到相移計算結(jié)果。
[0015] (2)對第1幀射頻信號取包絡(luò)，利用閾值法找到局部最大峰值點，結(jié)合相移計算結(jié) 果，將兩兩局部最大峰值位置之間信號相移最大的區(qū)域看作血管腔位置；基于包絡(luò)信號，從 血管腔位置開始分別向兩側(cè)尋找最近的局部最大峰值點，認(rèn)為位于血管腔兩側(cè)的兩個最近 的局部最大峰值點位置就是血管前后壁位置；
[0016] (3)根據(jù)血管前后壁信號峰值點位置，依次向兩側(cè)尋找信號幅度下降為峰值幅度 〇. 05倍時的兩個位置，將它們之間的射頻信號作為血管前后壁信號；之后的各幀信號均參 照初始幀血管前后壁位置自動選取相同位置處的血管前后壁射頻信號進行處理。
[0017] 步驟三所述的對每根掃描線中血管前后壁的相鄰幀回波信號分別進行一維自相 關(guān)相移估計，得到其對應(yīng)的血管前后壁相鄰幀之間的相對相移變化一相移速度波形，之后， 對血管前后壁的相移速度波形進行低通濾波、去基線漂移、積分及相減處理得到每根掃描 線處血管壁隨心動周期變化所對應(yīng)的相移波形；具體步驟為：
[0018] (1)在血管壁每條掃描線位置處，利用基于相位的一維自相關(guān)法估計血管前后壁 相鄰兩幀回波信號所發(fā)生的相移，將血管前后壁相鄰幀回波信號所發(fā)生的相移沿時間軸展 開，即血管前后壁的相移速度波形；
[0019] (2)應(yīng)用前向-反向雙向巴特沃斯低通數(shù)字濾波器濾除血管前后壁相移速度波形 中的高頻噪聲，將噪聲抑制后的血管前后壁相移速度波形減去其自身的平均值以去除由于 人體呼吸運動所引起的波形基線漂移影響；
[0020] (3)將血管前后壁相移速度波形沿時間軸積分可獲得血管前后壁的相移波形，再 將血管前后壁的相移波形相減即得到血管壁的相移波形。同理，在血管壁每條掃描線位置 處均可獲得一條血管壁相移波形，即得到血管壁上多點相移波形。
[0021] 步驟四所述的基于血管壁上多點相移波形，計算相鄰相移波形之間的相對時延， 對血管壁上各點距離以及對應(yīng)相移波形的時延進行線性擬合，其斜率的倒數(shù)即是估計的局 部脈搏波傳播速度，具體步驟為：
[0022] (1)基于血管壁上多點相移波形，截取一個周期的相移波形數(shù)據(jù)用于后續(xù)的相移 波形時延估計；
[0023] (2) -個周期的血管壁多點相移波形求二階導(dǎo)，得到多點相移二階導(dǎo)波形，在相移 二階導(dǎo)波形上尋找重搏切跡點，即相移波形峰值后第一個二階導(dǎo)最大峰值，以該峰值點為 中心，在相移二階導(dǎo)波形上，取左右幅度下降為峰值幅度的0. 1倍之間的局部信號用于相 移波形時延估計；
[0024] (3)基于血管壁多點相移二階導(dǎo)局部信號，應(yīng)用一維自相關(guān)法估計多點相移二階 導(dǎo)波形局部信號之間的時延；
[0025] (4)對血管壁上各點距離以及對應(yīng)相移波形的時延進行線性擬合，其斜率的倒數(shù) 就是估計的局部脈搏波傳播速度。
[0026] 本發(fā)明的優(yōu)點
[0027] 1.設(shè)計了一種超快速梳齒狀聚焦波束發(fā)射與接收序列，實現(xiàn)了多個聚焦波束的同 時發(fā)射，大大提高了幀率，滿足局部脈搏波傳播速度測量高幀率的要求。
[0028] 2.提出了一種半自動的識別與追蹤每根掃描線中血管前后壁的回波信號的方法， 根據(jù)第1幀與第2幀射頻信號逐點一維自相關(guān)得到的相移曲線，認(rèn)為兩兩局部最大峰值之 間相移最大的位置為血管腔位置。
[0029] 3.血管壁運動估計中，采用一維自相關(guān)相移估計法估計血管壁的運動相移。在高 幀率的成像模式下，相鄰兩幀血管壁信號之間發(fā)生的位移遠小于波長，使用基于相位的一