本發(fā)明涉及一種檢測動脈血管粘彈性的系統(tǒng)及方法，尤其涉及一種在體定量檢測動脈血管粘彈性的系統(tǒng)及方法。

背景技術(shù)：

心腦血管疾病是心臟血管和腦血管疾病的統(tǒng)稱，泛指由于高脂血癥、血液黏稠、動脈粥樣硬化、高血壓等所導(dǎo)致的心臟、大腦及全身組織發(fā)生的缺血性或出血性疾病。眾所周知，心血管疾病是人類頭號的殺手，全球每年死于心腦血管疾病的人群高達(dá)1500萬人，我國心腦血管病患高達(dá)2.9億，年住院總費(fèi)用超過700億元，心血管病的疾病負(fù)擔(dān)日漸加重，已成為我國重大的公共衛(wèi)生問題。

動脈的力學(xué)特性在心血管功能中起核心作用，動脈僵硬度和各種心血管疾病之間有直接的關(guān)系，是心腦血管發(fā)病率和死亡率重要的預(yù)測因子。雖然動脈血管的粘彈性的變換一般是全身性的，并影響整個血管系統(tǒng)，但是不同位置的動脈血管的硬度對年齡增大、高血壓、妊娠等因素的反應(yīng)也不一樣，往往動脈血管變硬，而主動脈血管變軟，所以精確測量局部動脈顯得十分重要。由于動脈血管壁的粘彈性隨著血壓的變化成非線性變化，這種非線性變化對整個心血管系統(tǒng)的健康運(yùn)作至關(guān)重要，并且還可以檢測出動脈粥樣硬化中不穩(wěn)定的板塊。

為了獲得局部的、瞬時、定量的硬度測量，不能依靠心臟泵血對血管產(chǎn)生的壓縮波，因?yàn)樾呐K一秒大約產(chǎn)生一次波動，利用超聲基于聲輻射力的剪切波彈性成像可以滿足一次心動周期下對血管壁進(jìn)行多次瞬時測量，但是該方法有一定的局限性：第一，聲輻射力用于血管檢測的安全性有待考證；第二，此方法必須借助該團(tuán)隊擁有自主產(chǎn)權(quán)的快速剪切波成像設(shè)備才能實(shí)現(xiàn)，系統(tǒng)復(fù)雜，造價昂貴，不便于推廣。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

有鑒于此，有必要提供一種安全性更高的在體定量檢測動脈血管粘彈性的系統(tǒng)及方法。

一種檢測動脈血管粘彈性的系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括主控機(jī)、與所述主控機(jī)電性連接的發(fā)射/接收模塊及心電采集模塊，與所述發(fā)射/接收模塊分別電性連接的外部振子及超聲探頭，與所述心電采集模塊分別電性連接的心電采集機(jī)，所述主控機(jī)包括處理模塊、估計模塊及配準(zhǔn)模塊，其中：所述發(fā)射/接收模塊用于在心動周期下控制外部振子在靠近血管的皮膚上產(chǎn)生振動；所述發(fā)射/接收模塊還用于在心動周期下驅(qū)動超聲探頭向皮膚發(fā)射檢測脈沖，記錄超聲探頭每個通道下的皮膚內(nèi)血管組織的脈沖回波信號；所述處理模塊用于根據(jù)上述記錄的每個通道下的皮膚內(nèi)血管組織的脈沖回波信號，計算得到每個通道的皮膚內(nèi)血管組織的位移，并濾除所述位移中的脈搏波速度；所述心電采集模塊用于在心動周期下觸發(fā)心電采集機(jī)采集心電信號；所述估計模塊用于根據(jù)上述得到的濾除脈搏波速度后每個通道的皮膚內(nèi)血管組織的位移，求得應(yīng)變波的瞬時傳播速度，估計血管的瞬時粘彈性系數(shù)；所述配準(zhǔn)模塊用于將估計的血管的瞬時粘彈性系數(shù)與采集的心電信號在時間上配準(zhǔn)，得到心動周期下不同時刻血管的彈性模量、粘性模量。

其中，所述超聲探頭為多通道超聲探頭。

所述的處理模塊用于計算得到每個通道的皮膚內(nèi)血管組織的位移，具體為：從檢測振元接收到的射頻信號經(jīng)過超聲前端電路的放大和模數(shù)轉(zhuǎn)換的處理，再經(jīng)過正交解調(diào)處理，得到射頻信號的復(fù)包絡(luò)；對某一檢測點(diǎn)，對回波信號相鄰幀的復(fù)包絡(luò)信號進(jìn)行互相關(guān)處理，提取出該點(diǎn)不同深度中組織振動的信號；計算所述檢測點(diǎn)在某個深度上振動信號的相位，每一幀的相位減去相鄰幀的相位，獲得各幀的相位差，進(jìn)而得到血管組織的隨時間變化的位移曲線，對于相距z的兩個檢測點(diǎn)，可以通過兩個檢測點(diǎn)的某一深度的位移曲線求取相速度cl。

所述的估計模塊基于蘭姆波數(shù)學(xué)模型f(c,ω,μ1,μ2)＝0，具體包括：

i.假定<μ1,μ2>的一組初值；

ii.基于“最小二乘準(zhǔn)則”得到相速度譜的估計即：

iii.計算估計的相速度譜與實(shí)測相速度譜cphase(ω)之間的誤差平方和，表示為：

iv.若α(μ1,μ2)未達(dá)到預(yù)設(shè)的精度，更新的值，返回第ii步；

否則計算停止，所得是血管的瞬時粘彈性系數(shù)的估計值。

所述的配準(zhǔn)模塊具體用于：將估計的血管的瞬時粘彈性系數(shù)與采集的心電信號在時間上做配準(zhǔn)，以得到心動周期下不同時刻的血管彈性模量和粘性模量。

本發(fā)明還提供一種檢測動脈血管粘彈性的方法，該方法包括如下步驟：a.控制外部振子在靠近血管的皮膚上產(chǎn)生振動；b.多通道的超聲探頭向皮膚發(fā)射檢測脈沖，記錄每個通道下皮膚內(nèi)血管組織的脈沖回波信號，并計算得到每個通道的皮膚內(nèi)血管組織的位移，并濾除所述位移中的脈搏波速度，同時心電采集機(jī)開始采集心電信號；c.根據(jù)上述得到的濾除脈搏波速度后每個通道的皮膚內(nèi)血管組織的位移，求得應(yīng)變波的瞬時傳播速度，估計血管的瞬時粘彈性系數(shù)；d.將估計的血管的瞬時粘彈性系數(shù)與采集的心電信號在時間上配準(zhǔn)，得到心動周期下不同時刻血管的彈性模量和粘性模量。

其中，所述的步驟b包括：從檢測振元接收到的射頻信號經(jīng)過超聲前端電路的放大和模數(shù)轉(zhuǎn)換的處理，再經(jīng)過正交解調(diào)處理，得到射頻信號的復(fù)包絡(luò)；對某一檢測點(diǎn)，對回波信號相鄰幀的復(fù)包絡(luò)信號進(jìn)行互相關(guān)處理，提取出該點(diǎn)不同深度中組織振動的信號；計算所述檢測點(diǎn)在某個深度上振動信號的相位，每一幀的相位減去相鄰幀的相位，獲得各幀的相位差，進(jìn)而得到血管組織的隨時間變化的位移曲線，對于相距z的兩個檢測點(diǎn)，可以通過兩個檢測點(diǎn)的某一深度的位移曲線求取相速度cl。

該方法還包括：在一個心動周期內(nèi)，重復(fù)執(zhí)行步驟a至步驟c。

所述的步驟c具體流程如下：

i.假定<μ1,μ2>的一組初值；

ii.基于“最小二乘準(zhǔn)則”得到相速度譜的估計即：

iii.計算估計的相速度譜與實(shí)測相速度譜cphase(ω)之間的誤差平方和，表示為：

iv.若α(μ1,μ2)未達(dá)到預(yù)設(shè)的精度，更新的值，返回第ii步；

否則計算停止，所得是血管的瞬時粘彈性系數(shù)的估計值。

所述的步驟d具體包括：將估計的血管的瞬時粘彈性系數(shù)與采集的心電信號在時間上做配準(zhǔn)，以得到一個心動周期內(nèi)不同時刻的血管彈性模量和粘性模量。

本發(fā)明檢測動脈血管粘彈性的系統(tǒng)及方法，利用外部振子與超聲相結(jié)合的方式在體定量檢測動脈血管粘彈性，優(yōu)點(diǎn)如下：(1)本發(fā)明采用外部振子代替超聲探頭，在體定量測量具有更高的安全性；(2)本發(fā)明既可以形成一個獨(dú)立的設(shè)備，簡單便攜，也可以作為一個附加功能模塊，加載在現(xiàn)有的彩超系統(tǒng)上使用，節(jié)約成本，便于推廣。

附圖說明

圖1為本發(fā)明檢測動脈血管粘彈性的系統(tǒng)的硬件架構(gòu)圖；

圖2為本發(fā)明檢測動脈血管粘彈性的方法的流程圖。

具體實(shí)施方式

首先對本發(fā)明的物理基礎(chǔ)進(jìn)行如下介紹：

本發(fā)明使用外部振子(20hz-1000hz)充當(dāng)振動源的激勵方法，即將低頻振動器置于體表，或者將振動器和超聲探頭集成在一起，以便操作。通過振動源向體內(nèi)傳播低頻振動，用超聲探頭檢測振動引起的剪切波在血管組織中傳播時的速度信息。作用力施加于人體的體表，以激勵皮下的血管組織，直接模擬了醫(yī)生用手指以一定的頻率按壓人體組織實(shí)施檢查的過程，更為直觀簡單并且安全性更高，由于血管是一種薄層管狀結(jié)構(gòu)的組織，剪切波在其內(nèi)傳播時，不斷地角膜的上下邊界發(fā)生作用，產(chǎn)生折射、反射及橫波與縱波之間的模態(tài)轉(zhuǎn)換而形成蘭姆波。

對于浸在液體中的粘彈性薄板，假設(shè)薄板和液體的密度相近且它們中的可壓縮波波數(shù)遠(yuǎn)小于蘭姆波波數(shù)，則薄板中的非對稱蘭姆波彌散方程如下：

其中，kl＝ω/cl,ω是角頻率，cl是頻率相關(guān)的蘭姆波相速度，是剪切波的波數(shù)，μ是剪切模量，ρm是樣品的密度(與水的密度相近)，h等于樣品厚度的一半。

通過引入voigt模型來描述粘彈性薄板的力學(xué)行為，剪切模量μ則表示為μ＝μ1+iωμ2，其中μ1和μ2分別是彈性模量和粘性模量。因此，方程(1)可化為關(guān)于蘭姆波相速度cl、頻率ω、彈性模量μ1和粘性模量μ2的數(shù)學(xué)模型，如下所示。

此式表明，蘭姆波速度是彈性、粘性以及蘭姆波頻率的函數(shù)。通過測量蘭姆波并在頻域上分解得到各頻率上的蘭姆波速度cl(ω)，由非線性擬合即可估計出樣品的彈性模量μ1和粘性模量μ2，這是本發(fā)明的物理基礎(chǔ)。具體實(shí)現(xiàn)中，對角膜粘彈性的估計以方程(2)作為數(shù)學(xué)模型，或者對方程(2)進(jìn)行一定的近似和簡化，得到血管粘彈性估計的經(jīng)驗(yàn)公式(須經(jīng)過實(shí)驗(yàn)的驗(yàn)證)，作為估計的數(shù)學(xué)模型。

理論分析和實(shí)驗(yàn)研究表明，血管內(nèi)的蘭姆波的速度一般在3～10m/s，在醫(yī)用超聲上，這樣的傳播速度完全可以用既有的硬件檢測到。

下面結(jié)合附圖及具體實(shí)施例對本發(fā)明作進(jìn)一步詳細(xì)的說明。

參閱圖1所示，是本發(fā)明檢測動脈血管粘彈性的系統(tǒng)的硬件架構(gòu)圖。

該系統(tǒng)包括主控機(jī)101、發(fā)射/接收模塊102、心電采集模塊103、外部振子104、超聲探頭105及心電采集機(jī)106。其中：發(fā)射/接收模塊102分別與主控機(jī)101、外部振子104、超聲探頭105電性連接；心電采集模塊103分別與主控機(jī)101、心電采集機(jī)106電性連接。

所述主控機(jī)101控制整個系統(tǒng)的運(yùn)作，負(fù)責(zé)整個系統(tǒng)的信號控制及數(shù)據(jù)處理。所述主控機(jī)101包括處理模塊107、估計模塊108及配準(zhǔn)模塊109。

所述發(fā)射/接收模塊102包括發(fā)射電路及接收電路，發(fā)射電路包括信號發(fā)生器及功率放大器。所述心電采集模塊103用于觸發(fā)心電采集機(jī)106。所述外部振子104用于在皮膚表面產(chǎn)生振動。所述超聲探頭105包括多個通道，即多個檢測振元，也稱檢測點(diǎn)，在本實(shí)施例中所述超聲探頭105包括2個通道，即通道a和通道b，所述通道之間具有微小間距。

所述發(fā)射/接收模塊102用于控制外部振子104在靠近血管的皮膚上產(chǎn)生一定頻率的振動。具體而言：

本實(shí)施例中首先將外部振子104放在靠血管的皮膚上，通過主控機(jī)101觸發(fā)發(fā)射/接收模塊102的發(fā)射控制，控制發(fā)射電路使外部振子104每0.1秒鐘產(chǎn)生1次頻率的振動，導(dǎo)致血管有一個微小的振動，所述振動以蘭姆波的形式在血管中傳播。

所述發(fā)射/接收模塊102還用于驅(qū)動超聲探頭105向皮膚發(fā)射檢測脈沖，記錄每個通道下的皮膚內(nèi)血管組織的脈沖回波信號。

所述處理模塊107用于根據(jù)所述發(fā)射/接收模塊102記錄的每個通道下的皮膚內(nèi)血管組織的脈沖回波信號，計算得到每個通道的皮膚內(nèi)血管組織的位移，并濾除所述位移中的脈搏波速度。具體而言：

將接收到的所述檢測脈沖的回波信號r(t,k)表示為一個二維信號。發(fā)射一次檢測脈沖，則不同時刻t的回波信號表示組織中不同深度處的回波。在本實(shí)施例中，通道a、b以一定的脈沖重復(fù)頻率發(fā)射檢測脈沖，探測血管組織的位移，得到所述位移對時間的曲線，其原理與脈沖多普勒的原理相類似。

進(jìn)一步地，按一定的脈沖重復(fù)頻率發(fā)射多次檢測脈沖，得到一個檢測脈沖的回波序列，k表示該序列中回波的幀數(shù)。回波信號的幅度和相位受到該點(diǎn)組織振動的調(diào)制，通過一定的算法可從中提取出血管組織振動的相位變化。在具體實(shí)現(xiàn)時，從檢測振元接收到的射頻(rf)信號經(jīng)過超聲前端電路的放大和模數(shù)轉(zhuǎn)換的處理，再經(jīng)過正交解調(diào)處理，得到rf信號的復(fù)包絡(luò)。對某一檢測點(diǎn)，回波信號相鄰幀的復(fù)包絡(luò)信號進(jìn)行互相關(guān)處理，提取出該點(diǎn)不同深度中組織振動的信號。

計算所述檢測點(diǎn)在某個深度上振動信號的相位，每一幀的相位減去相鄰幀的相位，獲得各幀的相位差，進(jìn)而得到血管組織的隨時間變化的位移曲線。對于相距z的兩個檢測點(diǎn)，可以通過兩個檢測點(diǎn)的某一深度的位移曲線求取相速度cl。

所述心電采集模塊103用于觸發(fā)心電采集機(jī)106采集心電信號。

所述估計模塊108用于根據(jù)上述得到的濾除脈搏波速度后每個通道的皮膚內(nèi)血管組織的位移，求得應(yīng)變波的瞬時傳播的相速度，估計血管的瞬時粘彈性系數(shù)。

在本實(shí)施例中，根據(jù)上述得到通道a、b下的皮膚內(nèi)血管組織的位移對時間的曲線可以計算出振動在兩點(diǎn)傳播的相速度，通過數(shù)學(xué)模型估計血管的粘彈性系數(shù)。

本實(shí)施例基于數(shù)學(xué)模型f(c,ω,μ1,μ2)＝0對彈性系數(shù)μ1和粘性系數(shù)μ2進(jìn)行估計是典型的基于模型的非線性參數(shù)估計問題，采用非線性最小二乘估計方法解決。下面簡單描述具體的流程：

i.假定<μ1,μ2>的一組初值；

ii.基于“最小二乘準(zhǔn)則”得到相速度譜的估計即：

iii.計算估計的相速度譜與實(shí)測相速度譜cphase(ω)之間的誤差平方和，表示為：

iv.若α(μ1,μ2)未達(dá)到預(yù)設(shè)的精度，更新的值，返回第ii步；

否則計算停止，所得是血管的瞬時粘彈性系數(shù)的估計值。

具體實(shí)現(xiàn)中可采用迭代法或搜索法等優(yōu)化算法得到<μ1,μ2>的最優(yōu)估計。

所述配準(zhǔn)模塊109用于將估計的血管的瞬時粘彈性系數(shù)與采集的心電信號在時間上配準(zhǔn)，得到心動周期下不同時刻血管的彈性模量、粘性模量。具體而言：

本實(shí)施例中，在大約一秒的心動周期下，重復(fù)上述的方式激勵血管振動并采集回波信號多次，與采集的心電信號在時間上做配準(zhǔn)，從而得到心動周期下的不同時刻的血管彈性模量和粘性模量。

參閱圖2所示，是本發(fā)明檢測動脈血管粘彈性的方法較佳實(shí)施例的作業(yè)流程圖。

步驟s400，控制外部振子104在靠近血管的皮膚上產(chǎn)生一定頻率的振動。具體而言，主控機(jī)101通過發(fā)射/接收模塊102控制外部振子104產(chǎn)生一定頻率的振動，作用于外部振子104下面的血管組織使其產(chǎn)生振動，并向周圍橫向傳播。

步驟s401，多通道的超聲探頭105向皮膚發(fā)射檢測脈沖，記錄每個通道下皮膚內(nèi)血管組織的脈沖回波信號，計算得到每個通道的皮膚內(nèi)血管組織的位移，并濾除所述位移中的脈搏波速度，同時心電采集機(jī)106開始采集心電信號。具體而言：

將接收到的所述檢測脈沖的回波信號r(t,k)表示為一個二維信號。發(fā)射一次檢測脈沖，則不同時刻t的回波信號表示組織中不同深度處的回波。在本實(shí)施例中，通道a、b以一定的脈沖重復(fù)頻率發(fā)射檢測脈沖，探測血管組織的位移，得到所述位移對時間的曲線，其原理與脈沖多普勒的原理相類似。

進(jìn)一步地，按一定的脈沖重復(fù)頻率發(fā)射多次檢測脈沖，得到一個檢測脈沖的回波序列，k表示該序列中回波的幀數(shù)?；夭ㄐ盘柕姆群拖辔皇艿皆擖c(diǎn)組織振動的調(diào)制，通過一定的算法可從中提取出血管組織振動的相位變化。在具體實(shí)現(xiàn)時，從檢測振元接收到的射頻(rf)信號經(jīng)過超聲前端電路的放大和模數(shù)轉(zhuǎn)換的處理，再經(jīng)過正交解調(diào)處理，得到rf信號的復(fù)包絡(luò)。對某一檢測點(diǎn)，回波信號相鄰幀的復(fù)包絡(luò)信號進(jìn)行互相關(guān)處理，提取出該點(diǎn)不同深度中組織振動的信號。

計算所述檢測點(diǎn)在某個深度上振動信號的相位，每一幀的相位減去相鄰幀的相位，獲得各幀的相位差，進(jìn)而得到血管組織的隨時間變化的位移曲線。對于相距z的兩個檢測點(diǎn)，可以通過兩個檢測點(diǎn)的某一深度的位移曲線求取相速度cl。

步驟s402，根據(jù)上述得到的濾除脈搏波速度后每個通道的皮膚內(nèi)血管組織的位移，求得應(yīng)變波的瞬時傳播的相速度，估計血管的瞬時粘彈性系數(shù)。

在本實(shí)施例中，根據(jù)上述得到通道a、b下的皮膚內(nèi)血管組織的位移對時間的曲線可以計算出振動在兩點(diǎn)傳播的相速度，通過數(shù)學(xué)模型估計血管的粘彈性系數(shù)。

本實(shí)施例基于數(shù)學(xué)模型f(c,ω,μ1,μ2)＝0對彈性系數(shù)μ1和粘性系數(shù)μ2進(jìn)行估計是典型的基于模型的非線性參數(shù)估計問題，采用非線性最小二乘估計算法解決。下面簡單描述具體的流程：

i.假定<μ1,μ2>的一組初值；

ii.基于“最小二乘準(zhǔn)則”得到相速度譜的估計即：

iii.計算估計的相速度譜與實(shí)測相速度譜cphase(ω)之間的誤差平方和，表示為：

iv.若α(μ1,μ2)未達(dá)到預(yù)設(shè)的精度，更新的值，返回第ii步；

否則計算停止，所得是血管的瞬時粘彈性系數(shù)的估計值。

具體實(shí)現(xiàn)中可采用迭代法或搜索法等優(yōu)化算法得到<μ1,μ2>的最優(yōu)估計。

步驟s403，將估計的血管的瞬時粘彈性系數(shù)與采集的心電信號在時間上配準(zhǔn)，得到心動周期下不同時刻血管的彈性模量、粘性模量。具體而言：

本實(shí)施例中，在大約一秒的心動周期下，重復(fù)上述的方式激勵血管振動并采集回波信號多次，與采集的心電信號在時間上做配準(zhǔn)，從而得到心動周期下的不同時刻的血管彈性模量和粘性模量。

本發(fā)明在心動周期下多次測量。因?yàn)樵诿}動的血管中，血壓在變化，血壓不同粘彈性也會不同，比如像橡皮筋一樣，拉緊與放松狀態(tài)下的硬度和彈性會不一樣。因此，本實(shí)施例在大約一秒的心動周期下進(jìn)行多次(≥10)測量，可以得到心動周期下不同時刻下的瞬時粘彈性譜，對診斷人體血管病變具有重要意義。本實(shí)施例中外部陣子激勵的脈沖重復(fù)頻率為10hz，即每0.1秒振動一次，每次振動都會發(fā)射一定量的檢測脈沖檢測位移隨時間變化，獲得血管的粘彈性系數(shù)。

本發(fā)明檢測動脈血管粘彈性的系統(tǒng)，可以為獨(dú)立的裝置，也可以作為附加的功能模塊，加載在普通彩超系統(tǒng)上。在作為附加的功能模塊時，只需要在普通彩超系統(tǒng)上加載外部振子104、及心電采集機(jī)106即可實(shí)現(xiàn)，節(jié)約成本，方便簡單。

雖然本發(fā)明參照當(dāng)前的較佳實(shí)施方式進(jìn)行了描述，但本領(lǐng)域的技術(shù)人員應(yīng)能理解，上述較佳實(shí)施方式僅用來說明本發(fā)明，并非用來限定本發(fā)明的保護(hù)范圍，任何在本發(fā)明的精神和原則范圍之內(nèi)，所做的任何修飾、等效替換、改進(jìn)等，均應(yīng)包含在本發(fā)明的權(quán)利保護(hù)范圍之內(nèi)。