颈动脉血管局部脉搏波传播速度测量方法

摘要

颈动脉血管局部脉搏波传播速度测量方法，包括以下步骤：步骤一、设计超快速梳齿状聚焦波束发射与接收序列，同时获取沿颈动脉血管长轴方向的多点射频回波信号；步骤二、对同时接收的沿颈动脉血管长轴方向的多个聚焦波束回波信号进行滤波预处理后，识别与追踪每根扫描线中血管前后壁的回波信号，步骤三、对每根扫描线中血管前后壁的相邻帧回波信号分别进行一维自相关相移估计，得到其对应的相移速度波形，之后，得到每根扫描线处血管壁随心动周期变化所对应的相移波形；步骤四、计算相邻扫描线血管壁相移波形之间的相对时延，对时延进行线性拟合，其斜率的倒数即是估计的局部脉搏波传播速度；本发明为动脉粥样硬化的早期检测提供新的依据。

说明书

技术领域

本发明涉及超声成像技术领域，特别涉及一种基于超快速梳齿状 聚焦波束发射与接收序列的颈动脉血管局部脉搏波传播速度测量方 法。

背景技术

动脉弹性减退是多种因素对血管壁早期损害的综合表现，是早期 血管病变较好的特异性和敏感性指标。目前临床上只能在血管结构病 变阶段依靠B超图像、多普勒血流等方面诊断血管壁增厚或斑块存 在，无法在血管功能病变阶段实现对动脉粥样硬化定量的早期检测与 评价。1878年，Moens等人推导了脉搏波波速(PWV)与弹性模量 的数学方程式，即Moens-Korteweg方程，证实了脉搏波传播速度与 血管壁弹性模量之间成正比例关系。因此，脉搏波传播速度通常可作 为衡量血管硬化程度的直接指标。之后，Safar等人通过大量人体实 验证实了脉搏波波速可独立作为动脉硬化程度评价指标和心血管疾 病的风险因素。在动脉粥样硬化发展过程中血管弹性减小，脉搏波在 动脉系统中的传播速度变快，因此，测量脉搏波传播速度将有利于动 脉粥样硬化早期检测的实现，降低急性心脑血管事件的发生。

在超声成像领域，对血管脉搏波传播速度的测量方法主要有全局 脉搏波传播速度测量和局部脉搏波传播速度测量。通过测量脉搏波在 一长段血管中传播的时间延迟来获得PWV的方法，叫做全局脉搏 波波速估计。根据所测位置的不同有颈-股动脉脉搏波传导速度 (cfPWV)与肱-踝动脉脉搏波传导速度(baPWV)。使用这种方法求得的 PWV是沿着整段血管的平均值，无法确定哪一处血管片段发生病 变、存在斑块，同时测量误差较大。在动脉粥样硬化初期，斑块往往 都很小，针对局部血管片段的PWV估计将具有更为重要的意义。 然而传统B超成像模式是由逐条扫描线依次聚焦发射接收实现的， 这种成像模式的成像帧频只有几十赫兹，而人体脉搏波传播速度可达 到数米/秒，传统超声成像的帧率难以捕捉脉搏波在局部血管片段上 的传播。因此，有必要发展一种高帧率的超声成像模式来实现血管局 部脉搏波传播速度的测量。

发明内容

为了克服上述现有技术的缺陷，实现高帧率超声成像的要求，本 专利发明一种基于超快速梳齿状聚焦波束发射与接收序列的颈动脉 血管局部脉搏波传播速度测量方法，为动脉粥样硬化的早期检测提供 新的依据。

为满足以上要求，本发明的技术方案为：

颈动脉血管局部脉搏波传播速度测量方法，包括以下步骤：

步骤一、设计超快速梳齿状聚焦波束发射与接收序列，同时获取 沿颈动脉血管长轴方向的多个聚焦波束回波信号；

步骤二、对同时接收的沿颈动脉血管长轴方向的多个聚焦波束回 波信号进行滤波预处理后，识别与追踪每根扫描线中血管前后壁的回 波信号，作为步骤三中自相关估计的输入；

步骤三、对每根扫描线中血管前后壁的相邻帧回波信号分别进行 一维自相关相移估计，得到其对应的血管前后壁相邻帧之间的相对相 移变化—相移速度波形，之后，对血管前后壁的相移速度波形进行低 通滤波、去基线漂移、积分及相减处理得到每根扫描线处血管壁随心 动周期变化所对应的相移波形；

步骤四、计算相邻扫描线血管壁相移波形之间的相对时延，对血 管壁上扫描线之间的距离以及对应相移波形的时延进行线性拟合，其 斜率的倒数即是估计的局部脉搏波传播速度。

步骤一所述的设计超快速梳齿状聚焦波束发射与接收序列，同时 获取沿颈动脉血管长轴方向的多个聚焦波束回波信号，具体步骤为：

以Sonix Touch开放式超声成像平台为基础，选用L14-5/38线阵 换能器，将128个阵元分为8组，每组阵元个数为16个，编号为1～8。 根据实际测量需要，可分别提供N＝2根、4根以及8根梳齿状聚焦波 束发射模式；当N＝2时，第1组与第8组阵元同时受激励延时产生 聚焦波束，2～7组阵元不工作；N＝4时，第1,3,5,7组阵元同时受激励 延时产生4根聚焦波束，2,4,6,8组阵元不工作；N＝8时，1～8组阵元 同时受激励延时产生8根聚焦波束；为了实现对聚焦波束回波信号的 同时接收，选用SonixDAQ高速数据采集装置对单通道数据进行同时 采集，之后通过波束合成实现对聚焦波束回波信号的同时接收；发射 序列将同时获取沿颈动脉血管长轴方向的N组射频回波信号，存储 于一个三维矩阵s(x,y,t)中，x方向代表成像深度，y方向代表扫描线 数，t方向代表成像帧数，用于颈动脉局部脉搏波传播速度的测量。

步骤二所述的对同时接收的沿颈动脉血管长轴方向的多个聚焦 波束回波信号进行滤波预处理后，识别与追踪每根扫描线中血管前后 壁的回波信号，作为步骤三中自相关估计的输入，具体步骤为：

(1)对同时接收的沿颈动脉血管长轴方向的N组聚焦波束回波信号， 采用巴特沃斯带通滤波器滤除信号噪声，再将滤波后信号减去其自身 的平均值以去除信号的直流分量，在回波信号上手动选取包含颈动脉 血管信号的ROI区域，利用一维自相关法估计ROI区域内第1帧信 号与第2帧信号所发生的相移，并对相移结果进行均值平滑滤波和归 一化处理得到相移计算结果。

(2)对第1帧射频信号取包络，利用阈值法找到局部最大峰值点， 结合相移计算结果，将两两局部最大峰值位置之间信号相移最大的区 域看作血管腔位置；基于包络信号，从血管腔位置开始分别向两侧寻 找最近的局部最大峰值点，认为位于血管腔两侧的两个最近的局部最 大峰值点位置就是血管前后壁位置；

(3)根据血管前后壁信号峰值点位置，依次向两侧寻找信号幅度下 降为峰值幅度0.05倍时的两个位置，将它们之间的射频信号作为血 管前后壁信号；之后的各帧信号均参照初始帧血管前后壁位置自动选 取相同位置处的血管前后壁射频信号进行处理。

步骤三所述的对每根扫描线中血管前后壁的相邻帧回波信号分 别进行一维自相关相移估计，得到其对应的血管前后壁相邻帧之间的 相对相移变化—相移速度波形，之后，对血管前后壁的相移速度波形 进行低通滤波、去基线漂移、积分及相减处理得到每根扫描线处血管 壁随心动周期变化所对应的相移波形；具体步骤为：

(1)在血管壁每条扫描线位置处，利用基于相位的一维自相关法估 计血管前后壁相邻两帧回波信号所发生的相移，将血管前后壁相邻帧 回波信号所发生的相移沿时间轴展开，即血管前后壁的相移速度波 形；

(2)应用前向-反向双向巴特沃斯低通数字滤波器滤除血管前后壁相 移速度波形中的高频噪声，将噪声抑制后的血管前后壁相移速度波形 减去其自身的平均值以去除由于人体呼吸运动所引起的波形基线漂 移影响；

(3)将血管前后壁相移速度波形沿时间轴积分可获得血管前后壁的 相移波形，再将血管前后壁的相移波形相减即得到血管壁的相移波 形。同理，在血管壁每条扫描线位置处均可获得一条血管壁相移波形， 即得到血管壁上多点相移波形。

步骤四所述的基于血管壁上多点相移波形，计算相邻相移波形之 间的相对时延，对血管壁上各点距离以及对应相移波形的时延进行线 性拟合，其斜率的倒数即是估计的局部脉搏波传播速度，具体步骤为：

(1)基于血管壁上多点相移波形，截取一个周期的相移波形数据用 于后续的相移波形时延估计；

(2)一个周期的血管壁多点相移波形求二阶导，得到多点相移二阶 导波形，在相移二阶导波形上寻找重搏切迹点，即相移波形峰值后第 一个二阶导最大峰值，以该峰值点为中心，在相移二阶导波形上，取 左右幅度下降为峰值幅度的0.1倍之间的局部信号用于相移波形时延 估计；

(3)基于血管壁多点相移二阶导局部信号，应用一维自相关法估计 多点相移二阶导波形局部信号之间的时延；

(4)对血管壁上各点距离以及对应相移波形的时延进行线性拟合， 其斜率的倒数就是估计的局部脉搏波传播速度。

本发明的优点

1.设计了一种超快速梳齿状聚焦波束发射与接收序列，实现了多 个聚焦波束的同时发射，大大提高了帧率，满足局部脉搏波传播速度 测量高帧率的要求。

2.提出了一种半自动的识别与追踪每根扫描线中血管前后壁的 回波信号的方法，根据第1帧与第2帧射频信号逐点一维自相关得到 的相移曲线，认为两两局部最大峰值之间相移最大的位置为血管腔位 置。

3.血管壁运动估计中，采用一维自相关相移估计法估计血管壁的 运动相移。在高帧率的成像模式下，相邻两帧血管壁信号之间发生的 位移远小于波长，使用基于相位的一维自相关法估计血管壁运动的精 度高。

4.相移波形时延估计时，对血管壁多点相移二阶导波形上重搏切 迹点附近的局部信号进行基于相位的自相关时延估计，其中，基于一 维自相关法的时延估计对相移波形的采样率要求低，即对帧率的要求 低。

附图说明

图1颈动脉血管局部脉搏波传播速度测量系统。

图2局部脉搏波传播速度测量的信号处理流程图。

图3血管前后壁信号提取过程。

图4局部脉搏波传播速度测量过程。

具体实施方式

下面结合附图对本专利做详细叙述。

本专利发明一种基于超快速梳齿状聚焦波束发射与接收序列的 颈动脉血管局部脉搏波传播速度测量方法。图1所示是该测量系统的 示意图，主要由超快速梳齿状聚焦波束发射与接收模块以及局部脉搏 波传播速度估计的信号处理模块两部分构成。

颈动脉血管局部脉搏波传播速度测量方法，包括以下步骤：

步骤一、设计超快速梳齿状聚焦波束发射与接收序列，同时获取 沿颈动脉血管长轴方向的多个聚焦波束回波信号；具体步骤为：

前端发射应用软件开发工具包SDK编程控制SonixTouch超声探 头的发射序列，实现了一种超快速梳齿状聚焦波束发射与接收，如图 1所示。将探头128个阵分为8组，每组阵元个数为16个，编号为 1～8。根据实际测量需要，可分别提供N＝2根、4根以及8根梳齿状 聚焦波束发射模式。N＝2时，第1组与第8组阵元同时受激励延时产 生聚焦波束，2～7组阵元不工作；N＝4时，第1,3,5,7组阵元同时受激 励延时产生4根聚焦波束，2,4,6,8组阵元不工作；N＝8时，1～8组阵 元同时受激励延时产生8根聚焦波束。血管被均匀分布的N条波束 分成N-1个等距的片段，波束发射方向与血管长轴血流方向垂直。多 聚焦波束发射序列中的成像帧频FR为：

$\mathrm{FR}=\frac{c}{2d}---\left(1\right)$

其中，c为声速，d为成像深度。其余成像参数见表1。

接收多聚焦波束发射序列的回波数据时，使用SonixDAQ高速数 据采集装置存储单通道原始回波数据，经过延时叠加、动态孔径技术 对原始数据进行波束合成，生成N条扫描线的回波射频数据，存储 于一个三维矩阵s(x,y,t)中，x方向代表成像深度，y方向代表扫描线 数，t方向代表成像帧数，作为接下来局部脉搏波传播速度估计信号 处理模块的输入。

表1 多聚焦波束同步发射序列的成像参数

步骤二、对同时接收的沿颈动脉血管长轴方向的多个聚焦波束回 波信号进行滤波预处理后，识别与追踪每根扫描线中血管前后壁的回 波信号，作为步骤三中自相关估计的输入，具体步骤为：

(1)对同时接收的沿颈动脉血管长轴方向的N组聚焦波束回波信 号，采用中心频率6.7MHz，通带宽度为70％的二阶巴特沃斯带通滤 波器进行滤波，再将滤波后信号减去其自身的平均值以去除信号的直 流分量。在回波信号上手动选取的颈动脉血管ROI区域(选取的ROI 框包括完整的颈动脉血管信号，如图3(a))，应用逐点一维自相关 法估计ROI区域内第1帧信号与第2帧信号所发生的相移，对相移 结果进行均值平滑滤波和归一化处理，相移波形如图3(d)。

(2)对第一帧射频信号取包络，先根据最小幅度阈值找到较大幅度 的峰值点，再在若干个局部邻域内找到各自的局部最大峰值点，如图 3(e)*号标注的点。结合上一步相移波形结果(图3(d))将两两 局部最大峰值位置之间信号相移最大的区域看作血管腔位置(图3(d) (e)虚线位置)；基于包络信号，从血管腔位置开始分别向两侧寻找 最近的局部最大峰值点，认为位于血管腔两侧的两个邻近峰值点位置 就是血管前后壁位置；

(3)根据血管前后壁信号峰值点位置，依次向两侧寻找信号幅度下 降为峰值幅度0.05倍时的两个位置，将它们之间的射频信号作为血 管前后壁信号，如图3(f)黑色框内RF信号；之后的各帧信号均参 照初始帧血管前后壁位置自动选取相同位置处的血管前后壁射频信 号进行处理。

步骤三、对每根扫描线中血管前后壁的相邻帧回波信号分别进行 一维自相关相移估计，得到其对应的血管前后壁相邻帧之间的相对相 移变化(相移速度波形)。之后，对血管前后壁的相移速度波形进行 低通滤波、去基线漂移、积分以及相减处理得到每根扫描线处血管壁 随心动周期变化所对应的相移波形，具体步骤为：

(1)使用基于相位的一维自相关法估计血管前后壁相邻两帧回波 信号的相移，得到血管前后壁的相移速度波形。

在血管壁各条扫描线位置处，均使用基于相位的一维自相关法估 计血管前后壁相邻两帧回波信号所发生的相移。在高帧率的成像模式 下，相邻两帧血管壁所发生的位移大小在微米级，远小于信号的一个 波长，血管壁相邻两帧回波信号所发生的相移远小于2π，因此，适 用于微小位移估计的一维自相关法更适合于用来估计相邻两帧血管 壁信号发生的相移。

假设第n帧某一条扫描线的血管壁信号为s(t)，第n+1帧同一条 扫描线的血管壁信号为s(t+△t)，△t为相邻两帧血管壁信号所对应的 时延(时延△t对应着血管壁运动位移△x)，对两帧信号分别做傅里叶 变换：

$\left(\begin{array}{c}{\hat{S}}_n\left(f\right)=\mathrm{FT}\left[s\left(t\right)\right]=S\left(f\right)e^{-j2\mathrm{\pi ft}}\\ {\hat{S}}_{n+1}\left(f\right)=\mathrm{FT}\left[s(t+\mathrm{\Delta t})\right]=S\left(f\right)e^{-j2\mathrm{\pi f}(t+\mathrm{\Delta t})}\end{array}\right)---\left(2\right)$

由式(3)可知，相邻两帧血管壁信号之间的时延△t可由相邻两 帧血管壁信号之间的相移△θ等价表示，相移△θ可由式(4)估计得 到。

${\hat{S}}_n^{*}\left(f\right)·{\hat{S}}_{n+1}\left(f\right)={\left[S\left(f\right)e^{-j2\mathrm{\pi ft}}\right]}^{*}·\left[S\left(f\right)e^{-j2\mathrm{\pi f}(t+\mathrm{\Delta t})}\right]={\left|S\left(f\right)\right|}^2{e}^{-j2\mathrm{\pi f\Delta t}}={\left|S\left(f\right)\right|}^2{e}^{\mathrm{j\Delta \theta }}---\left(3\right)$

$\mathrm{\Delta \theta }=\arctan \left[\frac{\mathrm{\Sigma I}\left(n\right)Q(n+1)-\mathrm{\Sigma Q}\left(n\right)I(n+1)}{\mathrm{\Sigma I}\left(n\right)I(n+1)+\mathrm{\Sigma Q}\left(n\right)Q(n+1)}\right]---\left(4\right)$

其中，I(n)、Q(n)、I(n+1)、Q(n+1)分别为第n帧与第n+1帧血管壁信 号通过希尔伯特变换得到的两个正交信号。

将血管前后壁相邻两帧回波信号所发生的相移沿时间轴展开，即 得到血管前后壁的相移速度波形。

(2)应用巴特沃斯低通数字滤波器滤除血管前后壁相移速度波形 中的高频噪声，再将滤波后的血管前后壁相移速度波形减去其自身的 平均值以去除由于人体呼吸运动所引起的波形基线漂移影响。

未经处理的血管前后壁相移速度波形中包含较多的高频噪声，影 响后期局部脉搏波传播速度的估计精度，应用截止频率80Hz的4阶 巴特沃斯低通数字滤波器滤除血管前后壁相移速度波形中的高频噪 声。由于IIR巴特沃斯滤波器的相位响应是非线性的，为了实现离散 信号的零相移滤波，采用前向-反向双向滤波方法，通过前向低通滤 波、翻转信号、反向低通滤波、翻转信号等步骤消除IIR滤波的相位 偏移。将噪声抑制后的血管前后壁相移速度波形减去其自身的平均值 以去除由于人体呼吸运动所引起的波形基线漂移影响。

(3)将血管前后壁相移速度波形沿时间轴积分可获得血管前后壁 的相移波形，再将血管前后壁的相移波形相减即得到血管壁的相移波 形。同理，在每条扫描线位置处均可获得一条血管壁相移波形，即得 到血管壁上多点相移波形，如图4(b)。

步骤四、基于血管壁上多点相移波形，计算相邻相移波形之间的 相对时延，对血管壁上各点距离以及对应相移波形的时延进行线性拟 合，其斜率的倒数即是估计的局部脉搏波传播速度。具体步骤为：

(1)基于血管壁上多点相移波形，截取一个周期的相移波形数据用 于后续的相移波形时延估计。

在血管壁多点相移波形时延估计前，血管壁多点相移波形包含有 若干个心动周期，从中截取两个波谷点之间一个完整周期的多点相移 波形数据进行时延估计。从若干个心动周期的血管壁相移波形上识别 出波谷点的方法：在若干个心动周期的血管壁相移波形上找到所有的 极小值点，根据波谷点处信号的最大幅度阈值(取信号均值的0.5倍)， 排除不满足幅度要求的极小值点，在一定邻域范围内(FR/2个采样 点)对满足幅度要求的极小值点求局部最小极小值点，认为这些局部 最小极小值点为每个心动周期血管壁相移波形上的波谷点。其中，邻 域范围根据帧率选择，因为相移波形上相邻两个波谷点之间的时长为 一个心动周期，一般来说，人的一个心动周期平均为0.8秒，故为了 排除一个心动周期内非波谷点的极小值点的干扰，设定判断条件为： 若两两极小值点相距0.5秒时长内(FR/2个采样点)，则保留幅值较 小的极小值点，继续与下一极小值点比较；若两两极小值点相距0.5 秒以上，则认为前一极值点为这一个心动周期的局部最小极小值点， 即波谷点，后一极值点属于下一个心动周期的极小值点；依次比较完 相移波形上所有的极小值点。

根据每条血管壁相移波形的第一个波谷点和第二个波谷点之间 的第一个完整周期的膨胀波数据位置，对所有相移波形的第一个波谷 点位置取它们的中值位置，以其为相移波形一个周期信号的起始点， 同理，将所有相移波形的第二个波谷点位置的中值位置作为一个周期 的终止点，截取起始点与终止点之间一个周期的数据(图4(b)两 条黑线之间)用于时延估计。

(2)估计血管壁上多点相移波时延时，不直接采用相移波形信号估 计，而是选用相移二阶导波形重搏切迹点附近的时延关系较清晰的局 部信号进行时延估计。对一个心动周期的血管壁多点相移波形求二阶 导，得到多点相移二阶导波形(图4(c))，在相移二阶导波形上寻 找重搏切迹点，即相移波形峰值后第一个二阶导局部最大峰值处，以 该峰值点为中心，在相移二阶导波形上，取左右幅度下降为峰值幅度 的0.1倍之间的局部信号，如图4(d)所示为放大后的重搏切迹点附 近的相移二阶导局部信号，每条相移二阶导局部信号上黑色圆点之间 的信号用于相移波形时延估计。

(3)基于血管壁多点相移二阶导波形重搏切迹点附近的局部信号， 应用基于相位的一维自相关法估计多点相移二阶导波形之间的相移， 再根据相移与时延之间的关系式△t＝△θ/2πf，f为信号频率，求得多点 相移二阶导波形局部信号之间的时延。

(4)根据血管壁信号提取步骤中获得的初始帧各条扫描线位置处血 管壁的坐标位置，计算血管壁上各个位置之间的实际距离，再对血管 壁上各点距离以及各点相移波形之间的时延进行线性拟合，如图4(e) 为前端发射8条波束时血管壁8个位置处的距离-时延线性拟合结果， 其斜率的倒数就是估计的局部脉搏波传播速度。