基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量裝置及其測量方法

2023-10-07 02:40:39 2

專利名稱：基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量裝置及其測量方法
技術領域：
本發明涉及一種基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量裝置及其測量方法，屬於利 用超聲波測量血壓的技術領域。
背景技術：
測量心腔和大血管內的血壓可以提供血管和器官的健康狀況，是臨床醫生評定患 有心臟病或血管疾病的病人病情的有效工具。目前，主要通過將布有壓力傳感器的導管插 入心腔內測量血壓。這是一種有創的血壓測量方法，這常常伴隨著疼痛、感染甚至肺動脈損 傷、心內膜炎和出血。1972年，Burton將簡易伯努力方程運用到超聲都卜勒技術中，從此開 創了心腔內壓力無創測量的先河。但是Strauss研究發現，利用這個方法，測量結果的可靠 性、可重複性不高。目前，該方法僅能用於測量心腔內血壓的最大壓力差。由大量微氣泡(直徑小於10微米)構成的超聲造影劑(UCA)可以經靜脈注射進 入血液循環系統，並經由肺部的毛細血管網而進入心腔中。由於微泡的可壓縮性，心腔內壓 力的改變會引起微泡的尺寸發生改變，進而引起微泡的共振頻率，回波幅度等聲學特性發 生改變。通過測量微泡聲學特性的改變，就可獲得獲得心腔內壓力的變化。因此微泡超聲 造影劑可用作心腔內壓測量中的壓力傳感器，從而實現血壓的無創測量。美國專利說明書US-3640271於1972年2月8日公開了 一種利用氣泡共振頻 率與環境壓力之間的關係估測血壓的方法。W.M.Fairbank and Μ. 0. Scully, "A new noninvasive techniquefor cardiac pressure measurements :Resonant scattering of ultrasound from bubbles，」 IEEE Trans. Biomed. Eng. 24,107-110(1977)指出由 於氣泡較寬的尺寸分布導致了較寬的共振峰，因此降低該法的測壓精度。A.BoUakaZ.， P.J.A. Frinking, N. de Jong，N. Bom, 「Noninvasivemeasurement of the hydrostatic pressure in a fluid一filled cavity based on the disappearance time ofmicrometer-sized free gas bubbles，」 Ultrasound Med. Biol. 25，1407-1415 (1999) 的研究結果顯示，在人體血壓變化範圍內(0 200mmHg)，氣泡的共振頻率的偏移量較 小，因此該方法的測壓靈敏度不高。美國專利說明書US-6302845B2於2001年10月16 日公幵了一種利用微泡超聲造影劑次諧波散射信號的幅度與環境壓力之間的關係估測
J￡ 白勺力 。 F. Forsberg, J. B. Liu, W. Τ. Shi, J. Furuse, Μ. Shimizu, B. B. Goldberg, 「In vivo pressure estimation usingsubharmonic contrast microbubble signals proof of concept，，，IEEE Transactions on Ultrasonics 52，581-583 (2005)在 體的實驗結果顯示，對於多個心動周期的測量結果並不一致，其可重複性有待進一 步提高。 另 夕卜，K.S.Andersen，J. A. Jensen，「Ambient pressure sensitivity of microbubbIesinvestigated through a parameter study, 」 J. Acoust. Soc. Am. 126， 3350-3358(2009)的研究結果顯示，次諧波的幅度與環境壓力之間並不完全是線性的關係， 這會影響利用線性標定方法得到的結果的可靠性。

發明內容
本發明的目的是為了克服現有的基於微泡超聲造影劑的無創測壓方法的不足，提 供一種具有較高的測壓精度和靈敏度，結果具有較高可重複性和可靠性的血壓無創測量方 法和系統。本發明的基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量裝置，包括超聲探頭、發射模塊、接 收模塊、測壓位置選擇模塊、帶通濾波器、頻譜分析器、次諧波最優發射頻率計算模塊和血 壓計算及顯示模塊；超聲探頭分別與發射模塊和接收模塊相連，所述接收模塊、測壓位置選擇模塊、帶 通濾波器、頻譜分析器、次諧波最優發射頻率計算模塊和血壓計算及顯示模塊依次相連；超聲探頭包括發射探頭和接收探頭；發射模塊包括信號發生器和功率放大器，信號發生器產生脈衝信號，脈衝信號經 功率放大器後激勵超聲探頭中的發射探頭產生超聲波；接收模塊包括低噪聲的功率放大器、抗混疊低通濾波器和A/D轉換器；超聲探頭 中的發射探頭產生的超聲波激勵微泡超聲造影劑振動產生聲散射信號；聲散射信號由超聲 探頭中的接收探頭得到，並分別經由低噪聲的功率放大器對信號進行放大、抗混疊低通濾 波器過濾掉信號中的高頻成分，A/D轉換器將信號從模擬信號轉變為數位訊號，最終採集到 來自造影劑的聲散射信號；測壓位置選擇模塊將採集到的聲散射信號中來自測壓位置的聲散射信號篩選出 來，篩選出來的聲散射信號通過帶通濾波器進行帶通濾波，得到頻率為發射探頭產生超聲 波的頻率1/2的次諧波成份；濾波後的次諧波輸入頻譜分析器，得到次諧波的頻譜，輸入至 次諧波最優發射頻率計算模塊；次諧波最優發射頻率計算模塊比較得到幅度最大的次諧波頻率，則該次諧波頻率 所對應的此時發射探頭產生的超聲波中的頻率成分即為此時的次諧波最優發射頻率，輸入 至血壓計算和顯示模塊；血壓計算和顯示模塊根據次諧波最優發射頻率和環境壓力之間的關係式計算得 到相應的環境壓力，環境壓力即為血壓值；所述的關係式為
_4] Pamb = k · fodf+b其中，Pamb為環境壓力，單位為mmHg，f。df為次諧波最優發射頻率，單位為MHz，k為 斜率，50彡k彡200，b為截距，-1200彡b彡-500。本發明的基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量方法，包括以下幾個步驟步驟一將微泡超聲造影劑溶液經靜脈注入血液中，並利用診斷超聲監視其行 蹤；步驟二 當造影劑到達測壓位置時，採集來自造影劑的聲散射信號；當造影劑到達測壓位置時，信號發生器產生脈衝信號，脈衝信號經功率放大器後 激勵超聲探頭中的發射探頭產生超聲波，超聲波激勵微泡超聲造影劑振動產生聲散射信 號，聲散射信號由超聲探頭中的接收探頭得到，聲散射信號分別經由低噪聲的功率放大器 對信號進行放大、抗混疊低通濾波器過濾掉信號中的高頻成分，A/D轉換器將信號從模擬信 號轉變為數位訊號，最終採集到來自造影劑的聲散射信號；步驟三對採集到的聲散射信號進行篩選、頻譜分析，得到次諧波最優發射頻率；
將採集到的聲散射信號中來自測壓位置的聲散射信號篩選出來，篩選出來的聲散 射信號進行帶通濾波，得到頻率為發射探頭產生超聲波的頻率1/2的次諧波成份；對濾波 後的次諧波進行頻譜分析，得到次諧波的頻譜，比較得到幅度最大的次諧波頻率，則該次諧 波頻率所對應此時的發射探頭產生的超聲波中的頻率成分即為此時的次諧波最優發射頻 率；步驟四根據次諧波最優發射頻率與環境壓力之間的關係式，得到環境壓力；將步驟三得到的次諧波最優發射頻率代入次諧波最優發射頻率與環境壓力之間 的關係式，得到此時刻的環境壓力，環境壓力即為血壓值，關係式為Pamb = k · fodf+b其中Pamb為環境壓力，單位為mmHg，f。df為次諧波最優發射頻率，單位為MHz，k為 斜率，50彡k彡200，b為截距，-1200彡b彡-500。本發明的優點在於(1)測壓精度和靈敏度更高；(2)結果具有較高的可重複性和可靠性。


圖1是本發明基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量裝置的結構示意圖；圖2是本發明的方法流程圖；圖3是本發明實施例信號發生器發射的子正弦脈衝；圖4是本發明實施例聲散射信號經帶通濾波前的頻率圖；圖5是本發明實施例聲散射信號經帶通濾波後的頻率圖；圖6是本發明實施例微泡共振頻率隨微泡OmmHg時的靜壓平衡半徑變化的關係曲 線.
一入 ，圖7是本發明實施例微泡共振頻率偏移量隨微泡OmmHg時的靜壓平衡半徑變化的 關係曲線；圖8是本發明實施例SonoVue微泡的聲散射截面；圖9是本發明實施例不同聲壓下，次諧波最優發射頻率隨環境壓變化的關係曲 線.
一入 ，圖10是本發明實施例次諧波最優發射頻率偏移量隨入射聲壓變化的關係曲線；圖11本發明實施例實際結果與估測結果的比較圖。圖中1-超聲探頭 2-發射模塊 3-接收模塊4-測壓位置選擇模塊5-帶通濾波器6-頻譜分析器7-次諧波最優發射頻率計算模塊8-血壓計算 及顯示模塊
具體實施例方式下面將結合附圖和實施例對本發明作進一步的詳細說明。本發明是一種基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量裝置，如圖1所示，包括超聲 探頭1、發射模塊2、接收模塊3、測壓位置選擇模塊4、帶通濾波器5、頻譜分析器6、次諧波最優發射頻率計算模塊7和血壓計算及顯示模塊8。超聲探頭1分別與發射模塊2和接收模塊3相連；所述接收模塊3、測壓位置選擇 模塊4、帶通濾波器5、頻譜分析器6、次諧波最優發射頻率計算模塊7和血壓計算及顯示模 塊8依次相連。超聲探頭1包括發射探頭和接收探頭。發射探頭和接收探頭均採用同一種探頭， 或為單陣元探頭、或為相控陣探頭、或為線陣探頭、或為凸陣探頭。本例中發射探頭和接 收探頭均為單陣元探頭，兩個探頭間的夾角為60°或者90°，發射探頭為直徑是13mm， 中心頻率是7. 5MHz的單陣元非聚焦寬帶超聲探頭(V320-SU，Panametrics)，接收探頭 為直徑是13mm，中心頻率是3. 5MHz，焦距為40mm的單陣元聚焦寬帶超聲探頭(V382-SU， Panametrics)0發射模塊2包括信號發生器和功率放大器。信號發生器為可編程信號發生器 (AFG3021, Tectronix)，功率放大器為50dB的線性功率放大器(325LA，ENI)。信號發生器 產生脈衝信號，脈衝信號經功率放大器後激勵超聲探頭1中的發射探頭產生超聲波。接收模塊3包括低噪聲的功率放大器、抗混疊低通濾波器和A/D轉換器。低噪聲 的功率放大器和抗混疊低通濾波器通過射頻信號發射/接收器(5800PR，Panametrics)實 現，A/D轉換器通過數據高速採集卡(CS12400，Gage)實現。超聲探頭1中的發射探頭產生 的超聲波激勵微泡超聲造影劑振動產生聲散射信號。聲散射信號由超聲探頭1中的接收探 頭得到，並分別經由低噪聲的功率放大器對信號進行放大、抗混疊低通濾波器過濾掉信號 中的高頻成分，A/D轉換器將信號從模擬信號轉變為數位訊號，最終採集到來自造影劑的聲 散射信號。測壓位置選擇模塊4將採集到的聲散射信號中來自測壓位置的聲散射信號篩選 出來，所述的測壓位置自行設定，可設定為一個或者多個，當超聲探頭1的發射探頭和接收 探頭為單陣元探頭時，測壓位置通過發射探頭的聲束中距離探頭表面的深度確定，該深度 可由聲速乘以接收探頭接收時間與發射探頭髮射時間時間差的一半計算得到；當超聲探頭 1的發射探頭和接收探頭為相控陣探頭、線陣探頭、或者凸陣探頭時，測壓位置通過掃描線 的相對位置和所在掃描線上距離探頭表面的深度確定，該深度同樣由聲速乘以接收探頭接 收時間與發射探頭髮射時間時間差的一半計算得到。篩選出來的聲散射信號通過帶通濾波 器5進行帶通濾波，得到頻率為發射探頭產生超聲波的頻率1/2的次諧波成份。濾波後的 次諧波輸入頻譜分析器6，得到次諧波的頻譜，當超聲探頭1中的發射探頭產生的超聲波為 一組正弦脈衝信號時，頻譜分析器6通過快速傅立葉變換得到次諧波的頻譜；當超聲探頭 1中的發射探頭產生的超聲波為線性調頻脈衝信號時，頻譜分析器6通過短時傅立葉變換、 Gabor展開、小波變換、WVD (Wigner-Ville Distribution)或者Cohen類等時頻分析方法得 到次諧波的頻譜。次諧波的頻譜輸入至次諧波最優發射頻率計算模塊7，次諧波最優發射頻率計算 模塊7比較得到幅度最大的次諧波頻率，則該次諧波頻率所對應的此時發射探頭產生的超 聲波中的頻率成分即為此時的次諧波最優發射頻率。將得到的次諧波最優發射頻率輸入至血壓計算和顯示模塊8，血壓計算和顯示模 塊8根據線性回歸或者線性擬合方法得到的次諧波最優發射頻率和環境壓力之間的關係 式計算得到相應的環境壓力，環境壓力即為血壓值，並繪製壓力-時間曲線顯示出來。所述的關係式為Pamb = k · fodf+b其中，Pamb為環境壓力(單位為mmHg)，fodf為次諧波最優發射頻率(單位為MHz)， k為斜率，50彡k彡200，b為截距，-1200彡b彡-500。本發明的基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量方法，流程如圖2所示，包括以下 幾個步驟步驟一將微泡超聲造影劑溶液經靜脈注入血液中，並利用診斷超聲監視其行 蹤；步驟二 當造影劑到達測壓位置時，採集來自造影劑的聲散射信號；當造影劑到達測壓位置時，信號發生器產生脈衝信號，脈衝信號經功率放大器後 激勵超聲探頭1中的發射探頭產生超聲波，超聲波激勵微泡超聲造影劑振動產生聲散射信 號，聲散射信號由超聲探頭1中的接收探頭得到，聲散射信號分別經由低噪聲的功率放大 器對信號進行放大、抗混疊低通濾波器過濾掉信號中的高頻成分，A/D轉換器將信號從模擬 信號轉變為數位訊號，最終採集到來自造影劑的聲散射信號。所述的發射探頭和接收探頭均為同一種探頭，或為單陣元探頭、或為相控陣探頭、 或為線陣探頭、或為凸陣探頭。步驟三對採集到的聲散射信號進行篩選、頻譜分析，得到次諧波最優發射頻率；將採集到的聲散射信號中來自測壓位置的聲散射信號篩選出來，篩選出來的聲散 射信號進行帶通濾波，得到頻率為發射探頭產生超聲波的頻率1/2的次諧波成份。對濾波 後的次諧波進行頻譜分析，得到次諧波的頻譜，比較得到幅度最大的次諧波頻率，則該次諧 波頻率所對應此時的發射探頭產生的超聲波中的頻率成分即為此時的次諧波最優發射頻 率。所述的測壓位置的確定方法為測壓位置自行設定，可設定為一個或者多個；(1)當超聲探頭1的發射探頭和接收探頭為單陣元探頭時，測壓位置通過發射探 頭的聲束中距離探頭表面的深度確定，深度為聲速乘以接收探頭接收時間與發射探頭髮 射時間時間差的一半；(2)當超聲探頭1的發射探頭和接收探頭為相控陣探頭、線陣探頭、或者凸陣探頭 時，測壓位置通過掃描線的相對位置和所在掃描線上距離探頭表面的深度確定。所述頻譜分析的方法為1)當超聲探頭1中的發射探頭產生的超聲波為一組正弦脈衝信號時，通過快速傅 立葉變換進行頻譜分析，得到次諧波的頻譜；2)當超聲探頭1中的發射探頭產生的超聲波為線性調頻脈衝信號時，通過短時傅 立葉變換、Gabor展開、小波變換、WVD (Wigner-Ville Distribution)或者Cohen類等時頻 分析方法，得到次諧波的頻譜。步驟四根據次諧波最優發射頻率與環境壓力之間的關係式，得到環境壓力；將步驟三得到的次諧波最優發射頻率代入次諧波最優發射頻率與環境壓力之間 的關係式，得到此時刻的環境壓力，環境壓力即為血壓值，關係式為Pamb = k · fodf+b
其中Pamb為環境壓力(單位為mmHg)，fodf為次諧波最優發射頻率(單位為MHz)， k為斜率，50彡k彡200，b為截距，-1200彡b彡-500。然後繪製血壓隨時間變化的曲線。實施例本實施例採用微泡造影劑為脂質膜包裹自由氣泡的微泡超聲造影劑，具體為意大 利Bracco生產的SonoVue。它的包膜材料為磷脂，內部填充氣為SF6，微泡粒徑範圍1 10 μ m,平均粒徑2. 5 μ m，其中90%的微泡粒徑小於8 μ m，60%的微泡的粒徑小於2 μ m。回 波信號中80%的能量由粒徑在3 9 μ m範圍內的微泡提供，在7MHz以下的發射頻率，2 μ m 以下微泡的影響可以忽略。在通常的醫學超聲頻率範圍內(1 lOMHzhSonoVue獲得了較 好的臨床應用。信號發生器採用的發射脈衝信號為一系列32周期的正弦脈衝，聲壓範圍為 IOOKPa 900KPa，頻率從 = 6. OMHz 增至 f2 = 12. OMHz 或者從 = 12. OMHz 減小至 f2 =6. 0MHz，其中的一子正弦脈衝如圖3所示，入射聲壓分別為150KPa，300KPa和380KPa, 頻率變化範圍為6. OMHz 12. OMHz,頻率從= 6. OMHz增至f2 = 12. OMHz或者從= 12. OMHz減小至f2 = 6. 0MHz，步長0. OlMHz0脈衝信號經功率放大器後激勵超聲探頭1中 的發射探頭產生超聲波；超聲波激勵微泡造影劑振動產生聲散射信號；聲散射信號經接收模塊3，所述帶通濾波器為三階Butterworth帶通濾波器組。帶 通濾波器組中每個子濾波器帶寬的中心頻率分別為信號發生器的正弦脈衝信號各子正弦 脈衝發射頻率的1/2，帶寬為0.4MHz。濾波器組中各子濾波器與發射脈衝信號中各子正弦 脈衝之間是一一對應的。超聲探頭1中的發射探頭產生的超聲波激勵微泡超聲造影劑振動 產生聲散射信號，聲散射信號通過三階Butterworth帶通濾波器組濾波，濾波前後的聲散 射信號的頻譜分別如圖4，圖5所示。濾波前，從圖4中能夠看出，聲散射信號除了基波，二 次諧波和三次諧波外，還有明顯的次諧波以及超諧波成分，經濾波後，從圖5中僅能觀察到 次諧波成分。或者，信號發生器採用的發射脈衝信號為一線性調頻信號，聲壓範圍為IOOKPa 900KPa,頻率從 f\ = 6. OMHz 增至 f2 = 12. OMHz 或者從 = 12. OMHz 減小至 f2 = 6. OMHz， 所述帶通濾波器的通帶起始頻率為min(f/2，f2/2)，截至頻率為!11擬憂/2，f2/2)；所述頻 譜分析器對帶通濾波器濾波後的信號進行時頻分析短時傅立葉變換，當入射聲壓分別為 150KPa, 300KPa 和 380KPa，頻率從 f\ = 6. OMHz 增至 f2 = 12. OMHz 或者從 f\ = 12. OMHz 減 小至f2 = 6. OMHz0則微泡造影劑的聲散射信號經過一通帶起始頻率為min^/^fV^)，截 至頻率為!11狀憂/2，4/2)的濾波器。如圖6所示，微泡造影劑產生微泡的靜壓平衡半徑越小，共振頻率越高。當微泡的 靜壓平衡半徑小於2微米時，微泡的共振頻率快速增大。根據擬合曲線的計算結果有，民= 2μπι 時，f0 = 2. 63MHz ；Re = 1 μ m 時，f。= 3. 6 IMHz ;Re = 0· 5 μ m 時，f。= 4. 97MHz，其中 Re 為微泡的靜壓平衡半徑，&為微泡的共振頻率。這個結果表明，利用粒徑較大的微泡測壓， 例如Re = 2. 5 μ m,若寬帶脈衝的帶寬為1. 5MHz 3. 5MHz，則幾乎Re > 1 μ m的微泡均會產 生共振，因此在這個頻率域共振的微泡具有較寬的尺寸分布，所以會出現較寬的共振峰。如 果選擇Re = 0. 8 μ m的微泡進行測壓，若發射帶寬為3. 5MHz 5. 5MHz，則該頻率範圍內可 發生共振的微泡的半徑介於0. 4 μ m 1. 0 μ m之間，這個頻率域內共振的微泡具有較窄的尺寸分布，粒徑均一，所以會存在較窄的共振峰。因此，利用粒徑較小的微泡(微泡的直徑 範圍介於0. 5 μ m 3 μ m)測壓可以有效解決微泡尺寸分布所帶來的共振峰拓寬的問題，提 高了共振峰的檢測精度，從而提高了測壓精度。如圖7所示，當環境壓在OmmHg 200mmHg間變化時，粒徑越小的微泡，共振頻率 的偏移量越大。根據擬合曲線的計算結果，OmmHg時，Re = 2 μ m的微泡，200mmHg時，靜平衡 半徑減小為Re = 1. 86 μ m，共振頻率偏移量Af = O. 4MHz,。OmmHg時，Re = 0. 8 μ m的微 泡，200mmHg時，靜平衡半徑減小為Re = 0. 74 μ m,共振頻率偏移量Af = O. 77MHz。因此， 在相同的環境壓力變化範圍內，粒徑較小的微泡(微泡的直徑範圍介於0.5μπι 3μπι)具 有較高的共振頻率偏移量，從而可獲得較高的測壓靈敏度。圖 8 為分別根據 Gorce 在文獻 J.M.Gorce，Μ. Arditi, Μ· Schneider，「Influence for BubbleSize Distribution on the Echogenicity of Ultrasound Contrast Agents :A Study of SonoVue, "Investigate Radiology 35，661—671 (2000)禾口 Tu 在文 獻 Juan Tu, Jingfeng Guan, Yuanyuan Qiu, Thomas J. Matula, "Estimaing the shell parameters of SonoVue microbubbles using lightscattering,"J. Acoust. Soc. Am. 126, 2954-2962(2007)中公布的SonoVue微泡的包膜參數，計算的OmmHg下直徑為2μπι的 SonoVue微泡的散射截面。由Gorce在IOKPa以下的入射聲壓下，從聲衰減譜測量得到的膜 參數所計算的散射截面幾乎看不到共振峰；由Tu在150KPa的入射聲壓下，從微泡振動的半 徑_時間曲線測得的膜參數所計算的散射截面則存在明顯的共振峰。因此，利用半徑1 μ m 左右的微泡測壓時，在較高的聲壓水平下(> 150KPa)可產生顯著的共振峰，從而提高共振 峰的檢測精度，進而達到了較高的測壓精度。P. M. Shankar, P. D. Krishna，V. L Newhouse, 「Subharmonic backscattering from ultrasoundcontrast agents，，，J. Acoust. Soc. Am. 106，2104-2110 (1999)，James Chomas, Paul Dayton, Donovan May, 禾口 Katherine Ferrara，「Nondestructive Subharmonic Imaging, 」IEEE transactionson ultrasonics ferroelectrics and frequency control 49，883-892 (2002)的研究發現採用兩倍於共振頻率的入射頻率，可以在較低聲壓下，微泡 沒有破壞時，產生較強的次諧波信號，因此存在著產生次諧波信號的最優發射頻率。根據線
性理論，由微泡共振頻率的計算公式為/ο=，0 D」
權利要求
基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量裝置，其特徵在於，包括超聲探頭、發射模塊、接收模塊、測壓位置選擇模塊、帶通濾波器、頻譜分析器、次諧波最優發射頻率計算模塊和血壓計算及顯示模塊；超聲探頭包括發射探頭和接收探頭；發射模塊包括信號發生器和功率放大器，信號發生器產生脈衝信號，脈衝信號經功率放大器後激勵超聲探頭中的發射探頭產生超聲波；接收模塊包括低噪聲的功率放大器、抗混疊低通濾波器和A/D轉換器；超聲探頭中的發射探頭產生的超聲波激勵微泡超聲造影劑振動產生聲散射信號；聲散射信號由超聲探頭中的接收探頭得到，並分別經由低噪聲的功率放大器對信號進行放大、抗混疊低通濾波器過濾掉信號中的高頻成分，A/D轉換器將信號從模擬信號轉變為數位訊號，最終採集到來自造影劑的聲散射信號；測壓位置選擇模塊將採集到的聲散射信號中來自測壓位置的聲散射信號篩選出來，篩選出來的聲散射信號通過帶通濾波器進行帶通濾波，得到頻率為發射探頭產生超聲波的頻率1/2的次諧波成份；濾波後的次諧波輸入頻譜分析器，得到次諧波的頻譜，輸入至次諧波最優發射頻率計算模塊；次諧波最優發射頻率計算模塊比較得到幅度最大的次諧波頻率，則該次諧波頻率所對應的此時發射探頭產生的超聲波中的頻率成分即為此時的次諧波最優發射頻率，輸入至血壓計算和顯示模塊；血壓計算和顯示模塊根據次諧波最優發射頻率和環境壓力之間的關係式計算得到相應的環境壓力，環境壓力即為血壓值；所述的關係式為Pamb＝k·fodf+b其中，Pamb為環境壓力，單位為mmHg，fodf為次諧波最優發射頻率，單位為MHz，k為斜率，50≤k≤200，b為截距， 1200≤b≤ 500。
2.根據權利要求1所述的基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量裝置，其特徵在於，所 述微泡超聲造影劑為脂質膜包裹自由氣泡的微泡超聲造影劑，所述微泡超聲造影劑中用於 測量血壓的微泡的直徑範圍為0. 5 μ m 3 μ m。
3.根據權利要求1所述的基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量裝置，其特徵在於，發 射探頭和接收探頭均採用同一種探頭，或為單陣元探頭、或為相控陣探頭、或為線陣探頭、 或為凸陣探頭。
4.根據權利要求1所述的基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量裝置，其特徵在於，所 述的測壓位置自行設定，為一個或者多個，超聲探頭的發射探頭和接收探頭為單陣元探頭 時，測壓位置通過發射探頭的聲束中距離探頭表面的深度確定；超聲探頭的發射探頭和接 收探頭為相控陣探頭、線陣探頭、或者凸陣探頭時，測壓位置通過掃描線的相對位置和所在 掃描線上距離探頭表面的深度確定；所述的深度為聲速乘以接收探頭接收時間與發射探頭 發射時間時間差的一半。
5.根據權利要求1所述的基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量裝置，其特徵在於，所 述的信號發生器的脈衝信號為一組正弦脈衝信號，聲壓範圍為IOOKPa 900KPa，頻率從 =6. OMHz 增至 f2 = 12. OMHz 或者從 = 12. OMHz 減小至 f2 = 6. OMHz ；所述帶通濾波器為帶通濾波器組，帶通濾波器組中每個子濾波器帶寬的中心頻率分別為信號發生器產生的正弦脈衝信號各子正弦脈衝發射頻率的1/2 ；所述帶通濾波器組中各 子濾波器與信號發生器產生的正弦脈衝信號中各子正弦脈衝之間一一對應；所述頻譜分析器對經帶通濾波器中子濾波器濾波後的信號分別進行快速傅立葉變換。
6.根據權利要求1所述的基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量裝置，其特徵在於，所 述的信號發生器產生的脈衝信號為線性調頻信號，聲壓範圍是IOOKPa 900KPa，頻率從f\ =6. OMHz 增至 f2 = 12. OMHz 或者從 = 12. OMHz 減小至 f2 = 6. OMHz ；所述帶通濾波器的通帶起始頻率為mir^fV^，f2/2)，截至頻率為!11擬憂/2，f2/2)； 所述頻譜分析器對帶通濾波器濾波後的信號進行時頻分析。
7.根據權利要求1所述的基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量裝置，其特徵在於，所 述血壓計算和顯示模塊還繪製壓力_時間曲線。
8.基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量方法，其特徵在於，包括以下幾個步驟 步驟一將微泡超聲造影劑溶液經靜脈注入血液中，並利用診斷超聲監視其行蹤； 步驟二 當造影劑到達測壓位置時，採集來自造影劑的聲散射信號；當造影劑到達測壓位置時，信號發生器產生脈衝信號，脈衝信號經功率放大器後激勵 超聲探頭中的發射探頭產生超聲波，超聲波激勵微泡超聲造影劑振動產生聲散射信號，聲 散射信號由超聲探頭中的接收探頭得到，聲散射信號分別經由低噪聲的功率放大器對信號 進行放大、抗混疊低通濾波器過濾掉信號中的高頻成分，A/D轉換器將信號從模擬信號轉變 為數位訊號，最終採集到來自造影劑的聲散射信號；步驟三對採集到的聲散射信號進行篩選、頻譜分析，得到次諧波最優發射頻率； 將採集到的聲散射信號中來自測壓位置的聲散射信號篩選出來，篩選出來的聲散射信 號進行帶通濾波，得到頻率為發射探頭產生超聲波的頻率1/2的次諧波成份；對濾波後的 次諧波進行頻譜分析，得到次諧波的頻譜，比較得到幅度最大的次諧波頻率，則該次諧波頻 率所對應此時的發射探頭產生的超聲波中的頻率成分即為此時的次諧波最優發射頻率； 步驟四根據次諧波最優發射頻率與環境壓力之間的關係式，得到環境壓力； 將步驟三得到的次諧波最優發射頻率代入次諧波最優發射頻率與環境壓力之間的關 系式，得到此時刻的環境壓力，環境壓力即為血壓值，關係式為Pamb — k · f0df+b其中=Pamb為環境壓力，單位為mmHg，fodf為次諧波最優發射頻率，單位為MHz，k為斜率， 50彡k彡200，b為截距，-1200彡b彡-500。
9.根據權利要求8所述的基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量方法，其特徵在於，所 述的步驟三中的測壓位置的確定方法為測壓位置自行設定，可設定為一個或者多個；(1)當超聲探頭的發射探頭和接收探頭為單陣元探頭時，測壓位置通過發射探頭的聲 束中距離探頭表面的深度確定，深度為聲速乘以接收探頭接收時間與發射探頭髮射時間 時間差的一半；(2)當超聲探頭的發射探頭和接收探頭為相控陣探頭、線陣探頭、或者凸陣探頭時，測 壓位置通過掃描線的相對位置和所在掃描線上距離探頭表面的深度確定，深度為聲速乘 以接收探頭接收時間與發射探頭髮射時間時間差的一半。
10.根據權利要求8所述的基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量方法，其特徵在於，所述的步驟三中所述頻譜分析的方法為1)當超聲探頭中的發射探頭產生的超聲波為一組正弦脈衝信號時，通過快速傅立葉變 換進行頻譜分析，得到次諧波的頻譜；2)當超聲探頭中的發射探頭產生的超聲波為線性調頻脈衝信號時，通過時頻分析進行 頻譜分析，得到次諧波的頻譜。
全文摘要
本發明公開了一種基於微泡超聲造影劑的血壓無創測量裝置及其測量方法，測量裝置包括超聲探頭、發射模塊、接收模塊、測壓位置選擇模塊、帶通濾波器、頻譜分析器、次諧波最優發射頻率計算模塊和血壓計算及顯示模塊；測量方法包括步驟一將微泡超聲造影劑溶液經靜脈注入血液中，並利用診斷超聲監視其行蹤；步驟二當造影劑到達測壓位置時，採集來自造影劑的聲散射信號；步驟三對採集到的聲散射信號進行篩選、頻譜分析，得到次諧波最優發射頻率；步驟四根據次諧波最優發射頻率與環境壓力之間的關係式，得到環境壓力；本發明能夠提供更加精準的、可重複性和可靠性更高的血壓無創測量結果。
文檔編號A61B8/04GK101982156SQ20101027666
公開日2011年3月2日 申請日期2010年9月8日 優先權日2010年9月8日
發明者李德玉, 李飛, 樊瑜波, 蒲放 申請人:北京航空航天大學