一種脈搏波檢測方法、裝置和存儲介質與流程
2023-07-31 21:28:06
1.本發明涉及超聲檢測人體脈搏波技術領域，尤其涉及一種脈搏波檢測方法、裝置和存儲介質。
背景技術：
2.心血管疾病是一種嚴重威脅人類健康的重大疾病，血管彈性是心血管疾病重要診斷依據，脈搏波傳導速度(plusewavevelocity，pwv)是指心臟每次搏動射血產生的沿大動脈血管壁傳播的壓力波傳導速度，其因為能夠反映血管的彈性以及應變能力，成為評估動脈異常的主要手段之一。它能夠預測血管受損早期潛在的病變因素，起到較好的心血管疾病預防作用。其中，pwv的測量值越大，代表血管彈性越差，患心血管疾病的風險也越大。
3.傳統pwv測量方法採用的是兩點測量的「腳至腳」方法，即採集兩處血管(頸動脈-股動脈，頸動脈-橈動脈，肱動脈-踝動脈)的血壓和血管管徑變化的生理數據，接著計算脈搏波傳播引起的兩處血管生理數據曲線之間的延時t及兩處血管間距x，從而獲得pwv＝x/t。但其具有體表測得的間距x並非體內迂曲的血管實際的間距；血管局部的病變(斑塊等)可能導致彈性測量的誤差；需要在人體不同部位放置傳感器，導致無法小型化等多種局限性。
4.而隨著電子技術和平面波等超聲成像技術的發展，基於超高速成像技術獲得局部血管pwv的技術出現，這種技術一般是在高端超聲成像設備上，利用寬波束或平面波實現局部動脈縱切面的大於10000hz的幀率高速成像，實時跟蹤不同部位的動脈管壁的運動幅度，從而可以實現固定間距x下管壁振動的延時差t的估計，從而獲得局部的pwv的估計值。該技術的優勢是可以實現局部的pwv的準確測量，但是由於基於超高速成像技術，需要複雜的硬體電路支撐，也很難實現小型化，尤其是可穿戴的微型化需求，此外，血管縱切面的超聲掃查對操作者的手法要求高，未經長期訓練很難實現準確的縱切面掃查，尤其是當動脈管徑較小時。
5.此外，也有一些基於傳統超聲影像設備的簡化的方法，但大多基於血管縱切面人工掃查成像為基礎，例如cn107080558中提出利用普通線陣探頭進
6.行血管縱切面的掃查和定位，然後在線陣探頭的兩端各自固定一個單陣元的5探頭專門用於高脈衝重複頻率的管壁搏動波形的檢測，利用這兩個單陣元檢測到的脈搏波延時和這兩個單陣元之間的距離計算pwv。與此方案類似的cn114494100則是直接在線陣探頭上設置兩個pw取樣門或m取樣線，這兩個取樣的位置往往在線陣探頭的兩端，在這兩個位置測得的圖像上尋找波形對
7.應心動周期的特徵點，這兩個特徵點波形的延時差結合兩條掃描線之間的距0離計算pwv。cn110652318則同樣是在血管縱切面上放置至少兩個pw都卜勒的取樣門，獲取不同位置的都卜勒譜圖，並提取譜圖的包絡波形，也還是在該包絡波形上提取體徵點，但該特徵點都與同步採集的ecg的r峰相比對獲取延時，該延時之差即對應脈搏波在這兩個取樣門位置之間的傳播時間，從而可以計算出pwv。
8.5與上述方案基於血管縱切面人工掃查成像為基礎不同，cn108601580中提出一種可拆卸/組合的兩個都卜勒探頭，每個都卜勒探頭包含多個獨立的超聲換能器，可根據兩個探頭採集到的都卜勒信號計算時延，並結合兩個探頭之間的距離計算pwv、psv(收縮期峰值流速)等動脈參數。此外在cn107106125還提出基於該探頭結構的多個陣元獨立檢測都卜勒信號來搜尋0動脈血管的位置。在該方案中，兩個探頭掃查的切面不再是血管的縱切面，
9.而是橫切面。但是都卜勒成像空間解析度和時間解析度都較差的物理限制，使得該方案不適合短距離和小動脈的彈性檢測場景，因此與前述縱切面掃查的方案類似大都只能應用於類似頸總動脈的淺表大動脈的硬化檢測。
10.由此可知，無論是傳統的「腳至腳」獲得全局平均pwv還是新的超高速5成像技術獲得的局部pwv的方法，都需要專業的設備和複雜的硬體系統支撐，
11.以及專業的操作人員使用，特別是血管縱切面的超聲掃查對操作者的手法要求很高，未經過長期訓練也很難實現準確的縱切面掃查，其尺寸、成本、功耗都較高，很難做到小型化、智能化，進入普通家庭使用，也更難做到可穿戴實現隨時監測。
12.因此，需要提供一種能夠更加方便地實現血管跟蹤檢測和pwv動態監測的方法和裝置，以解決上述問題。
技術實現要素：
13.本發明的主要目的在於提供一種脈搏波檢測方法、裝置和存儲介質，無需支持平面波或超高速成像技術的複雜的硬體系統，而是基於現有的手持式超聲成像技術，且不再是掃查血管縱切面，而是血管橫切面，從而實現血管跟蹤檢測和pwv動態監測的功能。
14.為實現上述目的，本發明提供了一種脈搏波檢測方法，所述方法包括以下步驟：
15.s1：分別獲取沿血管走行方向上的至少兩個取樣區域橫切面的超聲圖像，並根據所述超聲圖像識別得到目標血管和所述目標血管的中心位置；
16.其中，兩個取樣區域橫切面之間的間距固定，間距為x；所述超聲圖像包括兩組換能器組在兩個取樣區域分別獲取的第一超聲圖像和第二超聲圖像；
17.s2：將兩條m模式掃描線分別與所述目標血管的中心位置固定對齊，得到所述目標血管在兩個不同位置的超聲回波信號，並在所述超聲回波信號上檢測得到所述目標血管的血管壁的位置；
18.s3：基於所述血管壁的位置隨時間的位移變化獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號；
19.s4：獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號之間的脈搏波延時差；
20.s5：根據所述兩個m模式掃描線對應的延展距離和所述脈搏波延時差獲取脈搏波傳導速度。
21.可選地，所述超聲圖像包括b模式血管橫切面圖像和/或都卜勒模式血管橫切面圖像，所述步驟s1包括：
22.將所述脈搏波檢測裝置在b模式下進行掃查，得到沿血管走行方向的b模式血管橫切面圖像，所述b模式血管橫切面圖像中包括至少兩個取樣區域；
23.根據所述b模式血管橫切面圖像，識別得到目標血管區域；
24.根據所述目標血管區域定位得到所述目標血管的中心位置；
25.和/或，
26.將所述脈搏波檢測裝置在都卜勒模式下進行掃查，得到沿血管走行方向的都卜勒模式血管橫切面圖像，所述都卜勒模式血管橫切面圖像中包括至少兩個取樣區域；
27.根據至少兩個取樣區域上的都卜勒速度和能量，計算得到心動周期收縮期內運動速度最快的圖像區域；其中，所述運動速度最快的圖像區域為所述目標血管區域；
28.根據所述目標血管區域定位得到所述目標血管的中心位置。
29.可選地，所述步驟s2包括：
30.將所述脈搏波檢測裝置在m模式下進行掃查，並將兩條m模式掃描線分別與所述目標血管的中心位置固定對齊，得到所述目標血管在兩個不同位置的超聲回波信號；
31.其中，所述目標血管在兩個不同位置包括位於所述目標血管不同橫切面的第一測量點和第二測量點；所述超聲回波信號包括所述第一測量點對應的第一超聲回波信號和所述第二測量點對應的第二超聲回波信號；
32.根據所述第一超聲回波信號和所述第二超聲回波信號得到所述目標血管的血管壁的位置。
33.可選地，所述步驟s3包括：
34.獲取所述超聲回波信號的射頻信號，得到第一時刻下的所述超聲回波信號的第一射頻信號和第二時刻下的所述超聲回波信號的第二射頻信號；
35.將所述第二射頻信號與所述第一射頻信號進行互相關計算，得到最大互相關係數；
36.將所述最大互相關係數對應的位移確認為目標位移；
37.基於所述血管壁的位置隨時間的目標位移變化獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號；
38.其中，所述脈搏波信號包括所述第一測量點對應的第一脈搏波信號和所述第二測量點對應的第二脈搏波信號。
39.可選地，所述步驟s4包括：
40.採用互相關估計法，估計所述第一脈搏波信號和所述第二脈搏波信號之間的時間差，得到所述第一測量點和所述第二測量點之間的脈搏波延時差t。
41.可選地，所述方法還包括：
42.根據所述超聲圖像，得到兩個血管壁在深度方向的深度差k；
43.根據所述兩條m模式掃描線的位置，得到所述兩條m模式掃描線的偏差l。
44.可選地，所述步驟s5包括：
45.根據所述兩條m模式掃描線，計算得到所述兩個m模式掃描線對應的延展距離y，包括：
46.若所述兩條m模式掃描線的偏差l大於第一預設閾值，則通過公式y＝x2+l2對所述延展距離y進行校準；
47.若兩個血管壁在深度方向的深度差k大於第二預設閾值，則通過公式y＝x2+l2+k2對所述延展距離y進行校準；
48.否則，所述延展距離y為所述脈搏波檢測裝置上兩組換能器組中心之間的間距x。
49.可選地，所述步驟s5還包括：
50.根據所述延展距離y和所述脈搏波延時差t，獲取脈搏波傳導速度pwv；
51.其中，pwv＝y/t。
52.此外，為實現上述目的，本發明還提出一種脈搏波檢測裝置，包括至少兩組換能器組，用於對動脈血管的橫切面掃描成像，得到沿血管走行方向不同位置兩個橫切面的超聲圖像；每組換能器組內包括多個換能器陣元，所述多個換能器陣元的排列方式為線陣、凸陣、相控陣和凹陣中的一種或多種；
53.其中，兩組換能器組包括第一換能器組和第二換能器組，所述第一換能器組和所述第二換能器組固定安裝在同一超聲探頭內，排列方向相互平行，且所述第一換能器組中心和所述第二換能器組中心之間的間距固定為x；
54.所述脈搏波檢測裝置還包括控制模塊、切換開關、發射模塊、接收模塊、處理模塊和輸入輸出模塊；
55.所述輸入輸出模塊，用於在接收到操作指令後，將所述操作指令轉化為所述脈搏波檢測裝置的控制信號，並將所述控制信號下發至所述控制模塊；
56.所述控制模塊，用於在接收到控制信號後，將所述控制信號發送至所述切換開關中，將所述兩組換能器組與所述發射模塊和所述接收模塊連接，並控制所述處理模塊進行信號處理和圖像處理；
57.所述發射模塊，用於產生超聲波信號並發送至所述兩組換能器組的多個換能器陣元上，得到超聲回波信號後被所述兩組換能器組接收，並通過所述切換開關被所述接收模塊接收；
58.所述接收模塊，用於將接收到的超聲回波信號進行模擬處理後轉換成數位訊號；
59.所述處理模塊，用於將所述接收模塊發送的數位訊號和所述脈搏波檢測裝置採集的超聲圖像進行信號處理、圖像處理、脈搏波信號檢測和脈搏波傳導速度計算中的一種或多種，並將處理結果發送至所述輸入輸出模塊進行顯示。
60.可選地，所述控制模塊還用於切換所述脈搏波檢測裝置的超聲圖像採集模式；其中，所述超聲圖像採集模式包括第一模式和第二模式，所述第一模式為用於進行二維掃描成像的b模式和/或都卜勒模式，所述第二模式為用於脈搏波檢測的m模式。
61.此外，為實現上述目的，本發明還提出一種計算機可讀存儲介質，其上存儲有電腦程式，所述電腦程式被處理器執行時實現如上文所述的脈搏波檢測方法的步驟。
62.本發明通過分別獲取沿血管走行方向上的至少兩個取樣區域橫切面的超聲圖像，並根據所述超聲圖像識別得到目標血管和所述目標血管的中心位置；將兩條m模式掃描線分別與所述目標血管的中心位置固定對齊，得到所述目標血管在兩個不同位置的超聲回波信號，並在所述超聲回波信號上檢測得到所述目標血管的血管壁的位置；基於所述血管壁的位置隨時間的位移變化獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號；獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號之間的脈搏波延時差；根據所述兩個m模式掃描線對應的延展距離和所述脈搏波延時差獲取脈搏波傳導速度。這樣，無需支持平面波或超高速成像技術的複雜的硬體系統，而是基於現有的手持式超聲成像技術，且不再是掃查血管縱切面，而是血管橫切面，從而實現血管跟蹤檢測和pwv動態監測的功能，進而獲得動脈硬化指數，在不引入其他設備的情況下，提升計算精度，降低測量成本。
附圖說明
63.圖1為本發明提供的脈搏波檢測裝置的結構示意圖之一；
64.圖2為本發明提供的兩組換能器與血管的位置示意圖之一；
65.圖3為本發明提供的一種脈搏波檢測方法的流程示意圖之一；
66.圖4為本發明提供的目標血管的位置檢測方法的流程示意圖之一；
67.圖5為本發明提供的兩組換能器組獲得的b模式血管橫切面圖像示意圖；
68.圖6為本發明提供的目標血管的位置檢測方法的流程示意圖之二；
69.圖7為本發明提供的兩組換能器組獲得的都卜勒模式血管橫切面圖像示意圖；
70.圖8為本發明提供的兩組換能器組獲得的脈搏波延時差示意圖；
71.圖9為本發明提供的兩組換能器組m模式掃描線位置示意圖；
72.圖10是本發明實施例方案涉及的硬體運行環境的結構示意圖。
73.本發明目的的實現、功能特點及優點將結合實施例，參照附圖做進一步說明。
具體實施方式
74.為了使本發明所要解決的技術問題、技術方案及有益效果更加清楚、明白，以下結合附圖和實施例，對本發明進行進一步詳細說明。應當理解，此處所描述的具體實施例僅以解釋本發明，並不用於限定本發明。
75.在後續的描述中，使用用於表示元件的諸如「模塊」、「部件」或「單元」的後綴僅為了有利於本發明的說明，其本身沒有特定的意義。因此，「模塊」、「部件」或「單元」可以混合地使用。
76.需要說明的是，本發明的說明書和權利要求書及上述附圖中的術語「第一」、「第二」等是用於區別類似的對象，而不必用於描述特定的順序或先後次序。
77.下面對本發明做進一步的詳細說明，本發明的前述和其它目的、特徵、方面和優點將變得更加明顯，以令本領域技術人員參照說明書文字能夠據以實施。
78.請參閱圖1至2，圖1為本發明提供的脈搏波檢測裝置的結構示意圖之一；圖2為本發明提供的兩組換能器與血管的位置示意圖之一。
79.為了對pwv進行檢測，如圖1所示，本發明一實施方式提供了一種基於超聲成像技術的脈搏波檢測裝置100，所述脈搏波檢測裝置100包括至少兩組換能器組，如圖2所示，兩組換能器組包括第一換能器組1和第二換能器組2，每組換能器組內包括多個換能器陣元(圖中未示出)，所述多個換能器陣元的排列方式可以為線陣、凸陣、相控陣和凹陣中的一種或多種。兩組換能器組固定安裝在同一超聲探頭(圖中未示出)內，排列方向相互平行，保證了兩組換能器組的間距固定，兩組換能器組中心之間的間距可以固定位為x。
80.如圖2所示，兩組換能器組包括第一換能器組1和第二換能器組2，兩組換能器組都可用於對動脈血管的橫切面掃描成像，得到沿血管走行方向不同位置兩個橫切面的超聲圖像；由於兩組換能器組間距x固定，則第一換能器組1和第二換能器組2測到的動脈血管橫切面之間的間距為x，即第一換能器組1和第二換能器組2得到的沿血管走行方向不同位置兩個橫切面的間距為x。
81.由於每組換能器組內有多個換能器陣元，可以實現該換能器組平面內的掃描成像，得到超聲圖像。當需要進行脈搏波檢測時，整個過程的啟動、停止等一系列用戶控制可
以由輸入輸出模塊3接收到用戶的操作指令後，將所述操作指令轉化為對整個所述脈搏波檢測裝置100的控制信號，然後將所述控制信號下發至控制模塊4中，並通過控制模塊4進一步的去分別控制開關切換、發射超聲波信號、接收超聲回波信號以及進行信號和圖像處理等；具體的，所述控制模塊4，用於在接收到控制信號後，將所述控制信號發送至所述切換開關5中，實現不同換能器組和組內不同換能器陣元與發射模塊6和接收模塊7的連接，從而實現每次掃描時發射模塊6產生的超聲波信號發送到不同的換能器陣元上，人體組織的回波被換能器陣元接收到之後，超聲回波信號通過切換開關5被所述接收模塊7接收；接收模塊7將接收到的超聲回波信號模擬處理後轉換成數位訊號；最終由處理模塊8，用於將接收模塊7發送的數位訊號和採集的超聲圖像進行信號處理，如波束合成、動態濾波、包絡檢測、對數壓縮、掃描轉換等；圖像處理，如圖像濾波、斑點降噪、圖像邊緣增強等、脈搏波信號檢測和脈搏波傳導速度計算中的一種或多種，並將處理結果發送至所述輸入輸出模塊3進行顯示。
82.可以理解的是，所述模擬處理可以是經過放大、濾波、模數轉換(adc)等步驟，上述模擬處理方式為本領域現有技術，本實施例在此不再贅述。所述信號處理可以是波束合成、動態濾波、包絡檢測、對數壓縮、掃描轉換等方式，上述信號處理方式為本領域現有技術，本實施例在此不再贅述。所述圖像處理可以是圖像濾波、斑點降噪、圖像邊緣增強等方式，上述圖像處理方式為本領域現有技術，本實施例在此不再贅述。
83.其中，由於每組換能器組內有多個換能器陣元，可以實現該換能器組平面內的掃描成像，得到超聲圖像。而超聲圖像可以是b模式圖像，也可以是都卜勒模式圖像，還可以是m模式圖像，因此，所述控制模塊4可以用於切換所述脈搏波檢測裝置100的超聲圖像採集模式；所述超聲圖像採集模式包括第一模式和第二模式，所述第一模式為用於進行二維掃描成像的b模式和/或都卜勒模式，所述第二模式為用於脈搏波檢測的m模式。
84.基於上述脈搏波檢測裝置，提出本發明方法各個實施例。
85.在一個實施例中，如圖3所示，本發明提供一種脈搏波檢測方法，所述方法包括：
86.步驟s1：分別獲取沿血管走行方向上的至少兩個取樣區域橫切面的超聲圖像，並根據所述超聲圖像識別得到目標血管和所述目標血管的中心位置；其中，兩個取樣區域橫切面之間的間距固定，間距為x；所述超聲圖像包括兩組換能器組在兩個取樣區域分別獲取的第一超聲圖像和第二超聲圖像。
87.由於人體內血管在皮膚下位置未知，而脈搏波需要儘量在搏動最強的位置進行檢測，也就需要讓用於脈搏波檢測的超聲波束儘量穿過血管中心，這樣才能獲得最大的血管壁搏動引起的位移圖像。因此，首先需要通過在每組換能器組內的不同位置的掃查，在掃查的二維平面內找到動脈血管的位置，並將脈搏波檢測的超聲波束設置到估計出的目標血管的中心位置。
88.具體的，可以利用兩組超聲換能器組分別獲取沿血管走行方向上的至少兩個取樣區域橫切面的超聲圖像，這樣，兩個取樣區域橫切面之間的間距就是固定，即為兩組換能器組中心之間的間距，間距為x；所述超聲圖像則包括兩組換能器組在兩個取樣區域分別獲取的第一超聲圖像和第二超聲圖像，即兩組換能器組能夠在兩個取樣區域上獲得兩幅相互獨立的超聲圖像。
89.具體的，所述超聲圖像可以包括b模式血管橫切面圖像和/或都卜勒模式血管橫切面圖像，即所述脈搏波檢測裝置可以單獨採集b模式血管橫切面圖像，也可以單獨採集多普
勒模式血管橫切面圖像，還可以兩者聯合使用，從而增加目標血管識別的魯棒性。
90.對於目標血管的位置檢測，可以參閱圖4和圖6所示的兩種目標血管的位置檢測方法。
91.如圖4所示，本實施例提供了一種目標血管的位置檢測方法，包括以下步驟：
92.步驟a1：將所述脈搏波檢測裝置在b模式下進行掃查，得到沿血管走行方向的b模式血管橫切面圖像，所述b模式血管橫切面圖像中包括至少兩個取樣區域。
93.步驟a2：根據所述b模式血管橫切面圖像，識別得到目標血管區域。
94.步驟a3：根據所述目標血管區域定位得到所述目標血管的中心位置。
95.對於目標血管的位置檢測，可以是通過在每組換能器組內實現b模式的超聲掃查，獲取血管橫切面的b模式圖像，將所述脈搏波檢測裝置在b模式下進行掃查，得到沿血管走行方向的b模式血管橫切面圖像，由於有兩組換能器組，即第一換能器組1和第二換能器組2，所以所述b模式血管橫切面圖像中包括至少兩個取樣區域。然後，可以基於所述b模式血管橫切面圖像，在b模式的灰階圖像上識別出接近圓形或橢圓形的血管區域，如圖5所示，圖5為兩組換能器組獲得的b模式血管橫切面圖像示意圖，第一換能器組1識別出血管區域501，第二換能器組2識別出血管區域502。血管的識別可以採用傳統的基於血管邊緣檢測的方法，也可以基於新的機器學習的方法，上述方法都為本領域的現有技術，本實施例在此不再贅述。在識別出目標血管區域後，就可以通過估計重心等方式定位出目標血管的中心位置，從而實現了後續脈搏波掃查所用的超聲波束的定位。其中，估計重心等方式為本領域的現有技術，本實施例在此不再贅述。而用於脈搏波掃查所用的超聲波束的位置可以如圖5中穿過橢圓血管區域的直線段所示。圖中直線段與橢圓的交點即為血管壁的位置，所述交點的位置即可用於m模式掃描血管壁位置的定位。
96.如圖6所示，本實施例還提供了另一種目標血管的位置檢測方法，包括以下步驟：
97.步驟b1：將所述脈搏波檢測裝置在都卜勒模式下進行掃查，得到沿血管走行方向的都卜勒模式血管橫切面圖像，所述都卜勒模式血管橫切面圖像中包括至少兩個取樣區域。
98.步驟b2：根據至少兩個取樣區域上的都卜勒速度和能量，計算得到心動周期收縮期內運動速度最快的圖像區域；其中，所述運動速度最快的圖像區域為所述目標血管區域。
99.步驟b3：根據所述目標血管區域定位得到所述目標血管的中心位置。
100.對於目標血管的位置檢測，也可以通過每組換能器組內實現都卜勒模式的超聲掃查，由於動脈血管壁的搏動會產生都卜勒效應，其它組織則是靜止，因此只有在動脈血管壁附近組織會產生都卜勒頻移，這樣，通過對至少兩個取樣區域上都卜勒速度和能量的分析，即可找到心動周期收縮期內血管壁運動速度最快的圖像區域，從而實現目標血管區域的估計。如圖7所示，圖7為兩組換能器組獲得的都卜勒模式血管橫切面圖像示意圖，第一換能器組1識別出血管區域701，第二換能器組2識別出血管區域702，與圖5的區別僅在於識別出的接近圓形或橢圓形的血管區域顯示方式不同而已，本實施例不再贅述。
101.根據都卜勒原理，血管頂部和底部正對探頭方向的運動能夠產生更大的都卜勒頻移，而血管壁橫向兩側則由於運動方向與掃描線方向垂直不產生都卜勒頻移。當動脈壓力較低時，血管被擠壓變形嚴重，利用都卜勒模式的方式可能可以獲得更好的動脈血管檢測效果。上述都卜勒成像針對的是血管壁運動的組織都卜勒成像，如若針對血管內血流的多
普勒成像，則為了獲得更大的都卜勒頻移，則需要將換能器組位置適當傾斜，從而讓超聲波束與血管軸線不再垂直。但是由於超聲波束與血管中軸線不再垂直，發射的超聲波容易被反射係數大得多的血管壁等組織反射到換能器組無法接收的方向，因此檢測的靈敏度也將大大降低，因此都卜勒模式下血管壁組織都卜勒成像作為優選，血流都卜勒成像作為次優選。
102.需要說明的是，上述圖4和圖6所示的兩種目標血管的位置檢測方法可以單獨使用，也可以聯合使用，從而增加目標血管識別的魯棒性。
103.步驟s2：將兩條m模式掃描線分別與所述目標血管的中心位置固定對齊，得到所述目標血管在兩個不同位置的超聲回波信號，並在所述超聲回波信號上檢測得到所述目標血管的血管壁的位置。
104.由於脈搏波的檢測可以通過固定位置的超聲m模式掃描獲取該位置上組織運動的圖像，為了進一步提高m模式掃描的時間解析度，可以讓將所述脈搏波檢測裝置進入m模式單工掃描模式，即停止上述b模式或者都卜勒模式的掃描，從而讓m模式掃查可以獲得更短的掃描時間間隔，即更高的脈衝重複頻率prf。
105.結合前述血管中心位置的估計，可以將兩條m模式掃描線分別與所述目標血管的中心位置固定對齊，即m模式掃描線位置設置為與目標血管的中心位置重疊，從而得到所述目標血管在兩個不同位置的超聲回波信號。其中，所述目標血管在兩個不同位置包括位於所述目標血管不同橫切面的第一測量點和第二測量點；所述超聲回波信號包括所述第一測量點對應的第一超聲回波信號和所述第二測量點對應的第二超聲回波信號；這樣，結合圖5和圖7中直線段與橢圓區域的交點的位置，就可以根據所述第一超聲回波信號和所述第二超聲回波信號得到所述目標血管的血管壁的位置，即可以在m模式圖像上檢測出目標血管前後管壁的位置，從而進一步獲取到所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號。
106.步驟s3：基於所述血管壁的位置隨時間的位移變化獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號。
107.由於脈搏波可以對應於前血管壁或者是後血管壁的位移隨時間變化的波形，也可以對應於前後血管壁之間的距離，即管徑隨時間變化的波形，而m模式顯示的是超聲回波信號的幅度信號，為了進一步提高位移或管徑的估計精度，可以直接採集超聲回波信號的射頻(rf)信號，得到第一時刻下的所述超聲回波信號的第一射頻信號和第二時刻下的所述超聲回波信號的第二射頻信號；然後將所述第二射頻信號與所述第一射頻信號進行互相關計算，得到最大互相關係數；並將所述最大互相關係數對應的位移確認為目標位移；最終，基於所述血管壁的位置隨時間的目標位移變化獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號；其中，所述脈搏波信號包括所述第一測量點對應的第一脈搏波信號和所述第二測量點對應的第二脈搏波信號。
108.舉例說明，可以直接在rf信號上進行血管壁位移的估計，位移估計的方法可以是現有技術中的互相關估計法，即選擇某時刻的射頻信號中對應管壁的信號片段作為模板，後續時刻的射頻信號都與該模板進行互相關計算，找出互相關係數最大的位移作為該時刻與模板時刻的目標位移，然後，基於所述血管壁的位置隨時間的目標位移變化即可獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號。
109.步驟s4：獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號之間的脈搏波延時差。
110.在利用m模式掃描獲取了兩組換能器組對應的目標血管在不同位置橫切面的脈搏波信號後，可以進一步對所獲得的兩個脈搏波信號估計搏波延時差t，同樣可以採用現有技術中的互相關估計法對該延時差進行估計。具體的，如圖8所示，圖8為兩組換能器組獲得的脈搏波延時差示意圖，上下兩條脈搏波信號中，上一條表示的是第一脈搏波信號，下一條表示的是第二脈搏波信號，可以採用互相關估計法，估計所述第一脈搏波信號和所述第二脈搏波信號之間的時間差，即可得到所述第一測量點和所述第二測量點之間的脈搏波延時差t。
111.步驟s5：根據所述兩個m模式掃描線對應的延展距離和所述脈搏波延時差獲取脈搏波傳導速度。
112.由於兩組換能器組之間的間距固定為x，在獲取兩組換能器組上用於脈搏波檢測的m模式掃描的掃描線位置後，可以計算出兩條m模式掃描線之間對應的延展距離。
113.如圖9所示，圖9為兩組換能器組m模式掃描線位置示意圖，圖中包括第一換能器組1和第二換能器組2，圖中粗斜線段即表示血管的軸向走行方向，根據所述兩條m模式掃描線的位置，就可以得到所述兩條m模式掃描線的偏差l。換能器組獲得的血管橫切面的位置示意圖如圖5和圖7所示，根據所述超聲圖像，即可得到兩個血管壁在深度方向的深度差k。
114.然後，根據所述兩條m模式掃描線，即可計算得到所述兩個m模式掃描線對應延展距離y；若所述兩條m模式掃描線的偏差l較大，大於第一預設閾值，則可以通過公式y＝x2+l2對所述延展距離y進行校準；若兩個血管壁在深度方向的深度差k較大，大於第二預設閾值，則可以通過公式y＝x2+l2+k2對所述延展距離y進行校準；若深度差k不大於第二預設閾值，偏差l也不大於第一預設閾值，則所述延展距離y為所述兩組換能器組之間的間距x，既可以直接用兩組換能器組之間的間距x近似代替，即y＝x。
115.需要說明的是，所述第一預設閾值和所述第二預設閾值為某一具體數值，具體的數值大小，本實施例在此不做限制。可以理解的是，所述延展距離y也為所述目標血管上所述第一測量點和所述第二測量點之間的距離。
116.在獲取了所述兩個m模式掃描線對應的延展距離y和所述脈搏波延時差t之後，就可以計算脈搏波傳導速度pwv；其中，pwv＝y/t。
117.獲取的所述脈搏波傳導速度pwv可以直接用於輸出顯示，也可以結合臨床經驗，輸出顯示與pwv相關的一些關於血管彈性的指標,比如設置合適的pwv區間閾值，將血管彈性定性描述為優秀、良好、差，或者是基於pwv定義，根據血管硬化指數公式d＝(3.57/pwv)2得到的血管硬化指數，本實施例在此不做限制。
118.本發明實施例，通過分別獲取沿血管走行方向上的至少兩個取樣區域橫切面的超聲圖像，並根據所述超聲圖像識別得到目標血管和所述目標血管的中心位置；將兩條m模式掃描線分別與所述目標血管的中心位置固定對齊，得到所述目標血管在兩個不同位置的超聲回波信號，並在所述超聲回波信號上檢測得到所述目標血管的血管壁的位置；基於所述血管壁的位置隨時間的位移變化獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號；獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號之間的脈搏波延時差；根據所述兩個m模式掃描線對應的延展距離和所述脈搏波延時差獲取脈搏波傳導速度。這樣，無需支持平面波或超高速成像技術的複雜的硬體系統，而是基於現有的手持式超聲成像技術，且不再是掃查血管縱切面，而是血管橫切面，從而實現血管跟蹤檢測和pwv動態監測的功能，進而獲得動脈
硬化指數，在不引入其他設備的情況下，提升計算精度，降低測量成本。
119.參照圖10，圖10為本發明實施例方案涉及的硬體運行環境的系統的結構示意圖。
120.如圖10所示，該系統可以包括：處理器1001，例如cpu，通信總線1002、用戶接口1003，網絡接口1004，存儲器1005。其中，通信總線1002用於實現這些組件之間的連接通信。用戶接口1003可以包括顯示屏(display)、輸入單元比如鍵盤(keyboard)，可選用戶接口1003還可以包括標準的有線接口、無線接口。網絡接口1004可選的可以包括標準的有線接口、無線接口(如wi-fi、4g、5g接口)。存儲器1005可以是高速ram存儲器，也可以是穩定的存儲器(non-volatilememory)，例如磁碟存儲器。存儲器1005可選的還可以是獨立於前述處理器1001的存儲裝置。
121.本領域技術人員可以理解，圖10中示出的結構並不構成對系統的限定，可以包括比圖示更多或更少的部件，或者組合某些部件，或者不同的部件布置。
122.如圖10所示，作為一種計算機存儲介質的存儲器1005中可以包括作業系統、網絡通信模塊、用戶接口模塊以及脈搏波檢測程序。
123.在圖10所示的系統中，網絡接口1004主要用於與外部網絡進行數據通信；用戶接口1003主要用於接收用戶的輸入指令；系統通過處理器1001調用存儲器1005中存儲的脈搏波檢測程序，並執行以下操作：
124.s1：分別獲取沿血管走行方向上至少兩個取樣區域橫切面的超聲圖像，並根據所述超聲圖像識別得到目標血管和所述目標血管的中心位置；
125.其中，兩個取樣區域橫切面之間的間距固定，間距為x；所述超聲圖像包括兩組換能器組在兩個取樣區域分別獲取的第一超聲圖像和第二超聲圖像；
126.s2：將兩條m模式掃描線分別與所述目標血管的中心位置固定對齊，得到所述目標血管在兩個不同位置的超聲回波信號，並在所述超聲回波信號上檢測得到所述目標血管的血管壁的位置；
127.s3：基於所述血管壁的位置隨時間的位移變化獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號；
128.s4：獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號之間的脈搏波延時差；
129.s5：根據所述兩個m模式掃描線對應的延展距離和所述脈搏波延時差獲5取脈搏波傳導速度。
130.可選地，所述超聲圖像包括b模式血管橫切面圖像和/或都卜勒模式血管橫切面圖像，所述步驟s1包括：
131.將所述脈搏波檢測裝置在b模式下進行掃查，得到沿血管走行方向的b
132.模式血管橫切面圖像，所述b模式血管橫切面圖像中包括至少兩個取樣區域；0根據所述b模式血管橫切面圖像，識別得到目標血管區域；
133.根據所述目標血管區域定位得到所述目標血管的中心位置；
134.和/或，
135.將所述脈搏波檢測裝置在都卜勒模式下進行掃查，得到沿血管走行方向
136.的都卜勒模式血管橫切面圖像，所述都卜勒模式血管橫切面圖像中包括至少5兩個取樣區域；
137.根據至少兩個取樣區域上的都卜勒速度和能量，計算得到心動周期收縮期內運動
速度最快的圖像區域；其中，所述運動速度最快的圖像區域為所述目標血管區域；
138.根據所述目標血管區域定位得到所述目標血管的中心位置。
139.0可選地，所述步驟s2包括：
140.將所述脈搏波檢測裝置在m模式下進行掃查，並將兩條m模式掃描線分別與所述目標血管的中心位置固定對齊，得到所述目標血管在兩個不同位置的超聲回波信號；
141.其中，所述兩個不同位置為位於所述目標血管的不同橫切面，包括第一5測量點和第二測量點；所述超聲回波信號包括所述第一測量點對應的第一超聲回波信號和所述第二測量點對應的第二超聲回波信號；
142.根據所述第一超聲回波信號和所述第二超聲回波信號得到所述目標血管的血管壁的位置。
143.可選地，所述步驟s3包括：
144.獲取所述超聲回波信號的射頻信號，得到第一時刻下的所述超聲回波信號的第一射頻信號和第二時刻下的所述超聲回波信號的第二射頻信號；
145.將所述第二射頻信號與所述第一射頻信號進行互相關計算，得到最大互相關係數；
146.將所述最大互相關係數對應的位移確認為目標位移；
147.基於所述血管壁的位置隨時間的目標位移變化獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號；
148.其中，所述脈搏波信號包括所述第一測量點對應的第一脈搏波信號和所述第二測量點對應的第二脈搏波信號。
149.可選地，所述步驟s4包括：
150.採用互相關估計法，估計所述第一脈搏波信號和所述第二脈搏波信號之間的時間差，得到所述第一測量點和所述第二測量點之間的脈搏波延時差t。
151.可選地，在所述步驟s5之前，所述方法還包括：
152.根據所述超聲圖像，得到兩個血管壁在深度方向的深度差k；
153.根據所述兩條m模式掃描線的位置，得到所述兩條m模式掃描線的偏差l。
154.可選地，所述步驟s5包括：
155.根據所述兩條m模式掃描線，計算得到所述兩個m模式掃描線對應的延展距離y，包括：
156.若所述兩條m模式掃描線的偏差l大於第一預設閾值，則通過公式y＝x2+l2對所述延展距離y進行校準；
157.若兩個血管壁在深度方向的深度差k大於第二預設閾值，則通過公式y＝x2+l2+k2對所述延展距離y進行校準；
158.否則，所述延展距離y為所述脈搏波檢測裝置上兩組換能器組中心之間的間距x。
159.可選地，所述步驟s5還包括：
160.根據所述延展距離y和所述脈搏波延時差t，獲取脈搏波傳導速度pwv；
161.其中，pwv＝y/t。
162.本發明實施例，通過分別獲取沿血管走行方向上的至少兩個取樣區域橫切面的超聲圖像，並根據所述超聲圖像識別得到目標血管和所述目標血管的中心位置；將兩條m模式
掃描線分別與所述目標血管的中心位置固定對齊，得到所述目標血管在兩個不同位置的超聲回波信號，並在所述超聲回波信號上檢測得到所述目標血管的血管壁的位置；基於所述血管壁的位置隨時間的位移變化獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號；獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號之間的脈搏波延時差；根據所述兩個m模式掃描線對應的延展距離和所述脈搏波延時差獲取脈搏波傳導速度。這樣，無需支持平面波或超高速成像技術的複雜的硬體系統，而是基於現有的手持式超聲成像技術，且不再是掃查血管縱切面，而是血管橫切面，從而實現血管跟蹤檢測和pwv動態監測的功能，進而獲得動脈硬化指數，在不引入其他設備的情況下，提升計算精度，降低測量成本。
163.此外，本發明實施例還提出一種計算機可讀存儲介質，計算機可讀存儲介質上存儲有脈搏波檢測程序，脈搏波檢測程序被處理器執行時實現如下操作：
164.s1：分別獲取沿血管走行方向上至少兩個取樣區域橫切面的超聲圖像，並根據所述超聲圖像識別得到目標血管和所述目標血管的中心位置；
165.其中，兩個取樣區域橫切面之間的間距固定，間距為x；所述超聲圖像包括兩組換能器組在兩個取樣區域分別獲取的第一超聲圖像和第二超聲圖像；
166.s2：將兩條m模式掃描線分別與所述目標血管的中心位置固定對齊，得到所述目標血管在兩個不同位置的超聲回波信號，並在所述超聲回波信號上檢測得到所述目標血管的血管壁的位置；
167.s3：基於所述血管壁的位置隨時間的位移變化獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號；
168.s4：獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號之間的脈搏波延時差；
169.s5：根據所述兩個m模式掃描線對應的延展距離和所述脈搏波延時差獲取脈搏波傳導速度。
170.可選地，所述超聲圖像包括b模式血管橫切面圖像和/或都卜勒模式血管橫切面圖像，所述步驟s1包括：
171.將所述脈搏波檢測裝置在b模式下進行掃查，得到沿血管走行方向的b模式血管橫切面圖像，所述b模式血管橫切面圖像中包括至少兩個取樣區域；
172.根據所述b模式血管橫切面圖像，識別得到目標血管區域；
173.根據所述目標血管區域定位得到所述目標血管的中心位置；
174.和/或，
175.將所述脈搏波檢測裝置在都卜勒模式下進行掃查，得到沿血管走行方向的都卜勒模式血管橫切面圖像，所述都卜勒模式血管橫切面圖像中包括至少兩個取樣區域；
176.根據至少兩個取樣區域上的都卜勒速度和能量，計算得到心動周期收縮期內運動速度最快的圖像區域；其中，所述運動速度最快的圖像區域為所述目標血管區域；
177.根據所述目標血管區域定位得到所述目標血管的中心位置。
178.可選地，所述步驟s2包括：
179.將所述脈搏波檢測裝置在m模式下進行掃查，並將兩條m模式掃描線分別與所述目標血管的中心位置固定對齊，得到所述目標血管在兩個不同位置的超聲回波信號；
180.其中，所述兩個不同位置為位於所述目標血管的不同橫切面，包括第一測量點和第二測量點；所述超聲回波信號包括所述第一測量點對應的第一超聲回波信號和所述第二
測量點對應的第二超聲回波信號；
181.根據所述第一超聲回波信號和所述第二超聲回波信號得到所述目標血管的血管壁的位置。
182.可選地，所述步驟s3包括：
183.獲取所述超聲回波信號的射頻信號，得到第一時刻下的所述超聲回波信號的第一射頻信號和第二時刻下的所述超聲回波信號的第二射頻信號；
184.將所述第二射頻信號與所述第一射頻信號進行互相關計算，得到最大互相關係數；
185.將所述最大互相關係數對應的位移確認為目標位移；
186.基於所述血管壁的位置隨時間的目標位移變化獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號；
187.其中，所述脈搏波信號包括所述第一測量點對應的第一脈搏波信號和所述第二測量點對應的第二脈搏波信號。
188.可選地，所述步驟s4包括：
189.採用互相關估計法，估計所述第一脈搏波信號和所述第二脈搏波信號之間的時間差，得到所述第一測量點和所述第二測量點之間的脈搏波延時差t。
190.可選地，在所述步驟s5之前，所述方法還包括：
191.根據所述超聲圖像，得到兩個血管壁在深度方向的深度差k；
192.根據所述兩條m模式掃描線的位置，得到所述兩條m模式掃描線的偏差l。
193.可選地，所述步驟s5包括：
194.根據所述兩條m模式掃描線，計算得到所述兩個m模式掃描線對應的延展距離y，包括：
195.若所述兩條m模式掃描線的偏差l大於第一預設閾值，則通過公式y＝x2+l2對所述延展距離y進行校準；
196.若兩個血管壁在深度方向的深度差k大於第二預設閾值，則通過公式y＝x2+l2+k2對所述延展距離y進行校準；
197.否則，所述延展距離y為所述脈搏波檢測裝置上兩組換能器組中心之間的間距x。
198.可選地，所述步驟s5還包括：
199.根據所述延展距離y和所述脈搏波延時差t，獲取脈搏波傳導速度pwv；
200.其中，pwv＝y/t。
201.本發明實施例，通過分別獲取沿血管走行方向上的至少兩個取樣區域橫切面的超聲圖像，並根據所述超聲圖像識別得到目標血管和所述目標血管的中心位置；將兩條m模式掃描線分別與所述目標血管的中心位置固定對齊，得到所述目標血管在兩個不同位置的超聲回波信號，並在所述超聲回波信號上檢測得到所述目標血管的血管壁的位置；基於所述血管壁的位置隨時間的位移變化獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號；獲取所述目標血管在兩個不同位置的脈搏波信號之間的脈搏波延時差；根據所述兩個m模式掃描線對應的延展距離和所述脈搏波延時差獲取脈搏波傳導速度。這樣，無需支持平面波或超高速成像技術的複雜的硬體系統，而是基於現有的手持式超聲成像技術，且不再是掃查血管縱切面，而是血管橫切面，從而實現血管
202.跟蹤檢測和pwv動態監測的功能，進而獲得動脈硬化指數，在不引入其他設5備的情況下，提升計算精度，降低測量成本。
203.需要說明的是，在本文中所用的m模式掃描模式，指的是在固定的位置進行超聲掃描，在掃描方式上與a超的a模式掃描模式相同，因此，用a模式代替m模式掃描也屬於等效實施方式。此外，對本領域技術人員很清楚地
204.知道，本文中b模式、m模式、都卜勒模式成像獲得超聲圖像都無需給用戶0顯示出來，作為中間結果在存儲器中緩存即可。
205.需要說明的是，在本文中，術語「包括」、「包含」或者其任何其他變體意在涵蓋非排他性的包含，從而使得包括一系列要素的過程、方法、物品或者系統不僅包括那些要素，而且還包括沒有明確列出的其他要素，或者是
206.還包括為這種過程、方法、物品或者系統所固有的要素。在沒有更多限制的5情況下，由語句「包括一個
……」
限定的要素，並不排除在包括該要素的過程、方法、物品或者系統中還存在另外的相同要素。
207.上述本發明實施例序號僅僅為了描述，不代表實施例的優劣。
208.通過以上的實施方式的描述，本領域的技術人員可以清楚地了解到上述
209.實施例方法可藉助軟體加必需的通用硬體平臺的方式來實現，當然也可以通0過硬體，但很多情況下前者是更佳的實施方式。基於這樣的理解，本發明的技術方案本質上或者說對現有技術做出貢獻的部分可以以軟體產品的形式體現出來，該計算機軟體產品存儲在如上所述的一個存儲介質(如rom/ram、磁碟、光碟)中，包括若干指令用以使得一臺終端設備(可以是手機，計算機，伺服器，控制器，或者網絡設備等)執行本發明各個實施例所述的方法。
210.5以上僅為本發明的優選實施例，並非因此限制本發明的專利範圍，凡是利用本發明說明書及附圖內容所作的等效結構或等效流程變換，或直接或間接運用在其他相關的技術領域，均同理包括在本發明的專利保護範圍內。