基于超声超快复合平面波的脉搏波传导速度成像方法与流程

1.本发明涉及成像技术领域，特别涉及一种基于超声超快复合平面波的脉搏波传导速度成像方法。


背景技术：

2.脉搏波传导速度(pulse wave velocity,pwv)是目前在临床上对心血管疾病严重程度进行评估的重要因子，其对于可靠的心血管疾病风险预测指标动脉血压、动脉壁僵硬程度相关。大多数量测脉搏波速度得方法为计算局部脉搏波，透过计算同一段血管壁的运动波形来得到时间延迟曲线得到脉搏波传导速度。脉搏波成像(pulse wave image)是量测脉搏波传导速度的技术之一。由于脉搏波传导的速度较快，脉搏波成像需要较高的空间分辨率与时间分辨率。传统的超声脉搏波成像大多是基于聚焦扫描方法，其缺陷在于线密度会一定程度的制约成像的帧频，低帧频会导致时间分辨率的不足而降低了信号之间的相关性使脉搏波传导速度的估算出现误差，聚焦扫描方法中为了提高成像的帧频，只能降低扫描的线束数量，此举会导致超声图像以及原始数据的质量降低，同时降低了脉搏波传导速度的估算的准确性，针对现有技术的不足，本发明提供了一种基于超声超快复合平面波的脉搏波传导速度成像方法，目的为解决聚焦扫描方法终帧频与图像质量之间取舍与计算准确度问题，利用超声中的超快平面波复合技术，达到2000hz以上的帧频并分段计算收缩期开始脉搏波传导速度以及收缩期结束脉搏波传导速度。


技术实现要素：

3.本发明的目的在于提供一种基于超声超快复合平面波的脉搏波传导速度成像方法，以解决上述背景技术中提出的问题。
4.为实现上述目的，本发明提供如下技术方案：一种基于超声超快复合平面波的脉搏波传导速度成像方法，包括：
5.获取合成过后的解调超声数据，并对所述合成过后的解调超声数据进行反向血流滤波处理，得到第一处理超声信号；
6.在所述第一处理超声信号中获得不同深度的坐标点轴向位移信息；
7.接收输入信号，并针对所述输入信号进行信号处理，得到第二处理信号图像；
8.将所述第二处理信号图像与所述不同深度的坐标点轴向位置信息进行复合，得到血管壁轴向速度-时间的脉搏波影像。
9.进一步地，对所述合成过后的解调超声数据进行反向血流滤波处理时通过无限脉冲响应滤波器或有限脉冲响应滤波器进行滤波处理。
10.进一步地，在使用所述无限脉冲响应滤波器时通过巴特沃斯滤波器或切比雪夫二型滤波器对时间域上所述合成过后的解调超声数据进行低通滤波。
11.进一步地，在所述第一处理超声信号中获得不同深度的坐标点轴向位移信息时，对所述第一处理超声信号从第一帧图像开始，通过相邻两帧信号之间的位移在慢时方向上
进行分析，获得整幅图像在不同深度的各坐标点轴向位移信息。
12.进一步地，通过相邻两帧信号之间的位移在慢时方向上进行分析时，针对慢时方向上的当前帧和下一帧通过如下公式进行分析计算得到轴向速度：
[0013][0014]
其中，i表示当前位置点的解调后实部信号，q表示当前位置点的解调后虚部信号，m表示当前位置点快时方向位置，n表示当前位置点慢时方向上的当前帧，v
1d
表示计算出当前位置点的轴向速度估计值，m表示快时方向上的最大坐标，n表示慢时方向上的最大帧数，tan表示正切函数。
[0015]
进一步地，针对所述输入信号进行信号处理时，所述信号处理的过程包括：针对所述输入信号加上空间域窗进行低通滤波，消除邻近区域之间的强度差异，获得模糊化后的低采样空间目标区域图像，得到第二处理信号图像。
[0016]
进一步地，将所述第二处理信号图像与所述不同深度的坐标点轴向位置信息进行复合，包括：
[0017]
根据所述不同深度的坐标点轴向位置信息对所述第二处理信号图像进行横向强度投影，并计算目标血管中心线在目标区中的坐标曲线；
[0018]
对所述目标血管中心线在目标区中的坐标曲线进行分割得到上血管壁区域和下血管壁区域，在所述上血管壁区域中进行峰值搜索得到上血管壁坐标曲线，在所述下血管壁区域中进行峰值搜索得到下血管壁坐标曲线；
[0019]
根据所述上血管壁坐标曲线和所述下血管壁坐标曲线在坐标点轴向位移图谱中进行坐标提取得到血管壁轴向速度-时间的脉搏波影像。
[0020]
进一步地，所述横向强度投影包括：对所述第二处理信号图像进行不同尺度的高斯模糊，得到不同模糊尺度的血管图像，对所述第二处理信号图像进行不同尺度的降采样，得到不同降采样尺度的血管图像；在针对所述第二处理信号图像进行不同尺度的高斯模糊以及不同尺度的降采样得到所述不同模糊尺度的血管图像以及所述不同降采样尺度的血管图像之后，将所述不同模糊尺度的血管图像作为类型a图像，将所述不同降采样尺度的血管图像作为类型b图像，针对所述类型a图像和所述类型b图像在图像水平方向上进行强度叠加处理，得到不同尺度下类型a图像与类型b图像的横向强度投影曲线。
[0021]
进一步地，所述计算目标血管中心线在目标区中的坐标曲线，包括：在所述不同尺度下类型a图像与类型b图像的横向强度投影曲线中，针对每个尺度下类型a图像与类型b图像的横向强度投影曲线，以峰值搜索查找出前两个最大值坐标，并根据所述前两个最大值坐标确定中间值坐标，将所述中间值坐标作为当前尺度图像的血管中心位置，多次重复，直至每个尺度都得到对应的当前尺度图像的血管中心位置，根据所述当前尺度图像的血管中心位置确定目标血管中心线坐标。
[0022]
进一步地，根据所述当前尺度图像的血管中心位置确定目标血管中心线坐标包括：统计所述当前尺度图像的血管中心位置，分析确定所述当前尺度图像的血管中心位置中的奇异值并将所述奇异值剔除后针对剩下的数据进行均值获取，将所述均值作为目标血管中心线坐标。
[0023]
本发明的其它特征和优点将在随后的说明书中阐述，并且，部分地从说明书中变
得显而易见，或者通过实施本发明而了解。本发明的目的和其他优点可通过在所写的说明书、权利要求书、以及附图中所特别指出的结构来实现和获得。
[0024]
下面通过附图和实施例，对本发明的技术方案做进一步的详细描述。
附图说明
[0025]
附图用来提供对本发明的进一步理解，并且构成说明书的一部分，与本发明的实施例一起用于解释本发明，并不构成对本发明的限制。在附图中：
[0026]
图1为本发明所述的一种基于超声超快复合平面波的脉搏波传导速度成像方法的步骤示意图；
[0027]
图2为本发明所述的一种基于超声超快复合平面波的脉搏波传导速度成像方法中解调超声数据的获取流程示意图；
[0028]
图3为本发明所述的一种基于超声超快复合平面波的脉搏波传导速度成像方法中步骤四的示例图；
[0029]
图4为本发明所述的一种基于超声超快复合平面波的脉搏波传导速度成像方法中结果示例图。
具体实施方式
[0030]
以下结合附图对本发明的优选实施例进行说明，应当理解，此处所描述的优选实施例仅用于说明和解释本发明，并不用于限定本发明。
[0031]
如图1所示，本发明实施例提供了一种基于超声超快复合平面波的脉搏波传导速度成像方法，包括：
[0032]
步骤一、获取合成过后的解调超声数据，并对所述合成过后的解调超声数据进行反向血流滤波处理，得到第一处理超声信号；
[0033]
步骤二、在所述第一处理超声信号中获得不同深度的坐标点轴向位移信息；
[0034]
步骤三、接收输入信号，并针对所述输入信号进行信号处理，得到第二处理信号图像；
[0035]
步骤四、将所述第二处理信号图像与所述不同深度的坐标点轴向位置信息进行复合，得到血管壁轴向速度-时间的脉搏波影像。
[0036]
上述技术方案提供了一种基于超声超快复合平面波的脉搏波传导速度成像方法，在进行脉搏波传导速度成像时，首先，获取合成过后的解调超声数据，并对合成过后的解调超声数据进行反向血流滤波处理，获取滤除血流信号后的超声信号，即得到第一处理超声信号，其中在获取合成过后的解调超声数据时如图2所示，启动脉搏波测量模块，采集平面波信号，针对平面波信号进行信号处理与合成得到解调超声数据；然后，在第一处理超声信号中，对滤除血流信号后的超声信号从第一帧图像开始，通过相邻两帧信号之间的位移在慢时方向上进行计算，映射回脉搏波，计算血管壁的相关位置并提取满是方向扩展信号，获得整幅图像在不同深度的各坐标点轴向位移信息，得到不同深度的坐标点轴向位移信息，接着在接收输入信号时，针对输入信号进行信号处理，获得模糊化后的低采样空间目标区域图像，得到第二处理信号图像；接着再将第二处理信号图像与不同深度的坐标点轴向位置信息进行复合，使得在显示在灰阶模式图像中，同时显示脉搏波传导速度成像，从而得到
血管壁轴向速度-时间的脉搏波影像。
[0037]
上述技术方案利用超声中的超快平面波复合技术，达到2000hz以上的帧频并分段计算收缩期开始脉搏波传导速度以及收缩期结束脉搏波传导速度，而且通过处理部分描绘血管壁轴向速度-时间的脉搏波影像，用以观测不同血管壁位置对时间的位移曲线，改善了小区域斑块没有被检出的情况。
[0038]
本发明提供的一个实施例中，对所述合成过后的解调超声数据进行反向血流滤波处理时通过无限脉冲响应滤波器或有限脉冲响应滤波器进行滤波处理。
[0039]
上述技术方案在对合成过后的解调超声数据进行反向血流滤波处理时可以通过无限脉冲响应滤波器(iir)对合成过后的解调超声数据进行反向血流滤波处理，也可以通过有限脉冲响应滤波器(fir)对合成过后的解调超声数据进行反向血流滤波处理。
[0040]
上述技术方案通过无限脉冲响应滤波器或有限脉冲响应滤波器对合成过后的解调超声数据进行反向血流滤波处理使得在对合成过后的解调超声数据进行反向血流滤波处理时不仅局限于一种滤波器进行滤波处理，丰富滤波处理的方法，使得能够根据实际情况选择无限脉冲响应滤波器或有限脉冲响应滤波器来是实现反向血流滤波处理。
[0041]
本发明提供的一个实施例中，在使用所述无限脉冲响应滤波器对合成过后的解调超声数据进行反向血流滤波处理时对合成过后的解调超声数据进行反向血流滤波处理时通过巴特沃斯滤波器或切比雪夫二型滤波器对时间域上所述合成过后的解调超声数据进行低通滤波。
[0042]
上述技术方案在使用无限脉冲响应滤波器对合成过后的解调超声数据进行反向血流滤波处理时，采用巴特沃斯滤波器对时间域上合成过后的解调超声数据进行低通滤波，或者是采用切比雪夫二型滤波器对时间域上合成过后的解调超声数据进行低通滤波。
[0043]
上述技术方案通过采用巴特沃斯滤波器对时间域上合成过后的解调超声数据进行低通滤波能够使得通频带内的频率响应曲线最大限度平坦，没有起伏，而在阻频带则逐渐下降为零，通过采用切比雪夫二型滤波器对时间域上合成过后的解调超声数据进行低通滤波能够使得在阻带上频率响应幅度。
[0044]
本发明提供的一个实施例中，在所述第一处理超声信号中获得不同深度的坐标点轴向位移信息时，对所述第一处理超声信号从第一帧图像开始，通过相邻两帧信号之间的位移在慢时方向上进行分析，获得整幅图像在不同深度的各坐标点轴向位移信息。
[0045]
上述技术方案在第一处理超声信号中获得不同深度的坐标点轴向位移信息时，对第一处理超声信号从第一帧图像开始，通过相邻两帧信号之间的位移在慢时方向上进行分析计算，获得整幅图像在不同深度的各坐标点轴向位移信息。
[0046]
上述技术方案通过对第一处理超声信号从第一帧图像开始进行不同深度的坐标点轴向位移信息获取使得能够针对第一处理超声信号全面从首到尾进行全面的计算，从而使得得到的在不同深度的各坐标点轴向位移信息能够体现整幅图像信息，同时实现了图像与数据信息的转换，从图像中提炼出数据信息，方便后续进行数据运算与处理。
[0047]
本发明提供的一个实施例中，通过相邻两帧信号之间的位移在慢时方向上进行分析时，针对慢时方向上的当前帧和下一帧通过如下公式进行分析计算得到轴向速度：
[0048]
[0049]
其中，i表示当前位置点的解调后实部信号，q表示当前位置点的解调后虚部信号，m表示当前位置点快时方向位置，n表示当前位置点慢时方向上的当前帧，v
1d
表示计算出当前位置点的轴向速度估计值，m表示快时方向上的最大坐标，n表示慢时方向上的最大帧数，tan表示正切函数。
[0050]
上述技术方案在通过相邻两帧信号之间的位移在慢时方向上进行计算时，针对慢时方向上的当前帧n和下一帧n+1通过如下公式进行点点互关分析计算，得到轴向速度：
[0051][0052]
其中，i表示当前位置点的解调后实部信号，q表示当前位置点的解调后虚部信号，m表示当前位置点快时方向位置，n表示当前位置点慢时方向上的当前帧，v
1d
表示计算出当前位置点的轴向速度估计值，m表示快时方向上的最大坐标，n表示慢时方向上的最大帧数，tan表示正切函数。
[0053]
上述技术方案通过在慢时方向上进行点点互关分析计算能够获得每个位置点的轴向速度，降低了计算的复杂度，但同时使计算出的估量结果偏低，一定程度上降低了准确性，而且还实现超快复合平面波提供每秒2000hz以上的帧频，突破脉搏波信号采集最小宽度限制，在确保信号质量的情况下可以更精确的量测脉搏波波速。
[0054]
本发明提供的一个实施例中，针对所述输入信号进行信号处理时，所述信号处理的过程包括：针对所述输入信号加上空间域窗进行低通滤波，消除邻近区域之间的强度差异，获得模糊化后的低采样空间目标区域图像，得到第二处理信号图像。
[0055]
上述技术方案在针对输入信号进行信号处理时，包括：针对输入信号加上空间域窗进行低通滤波，消除邻近区域之间的强度差异，获得模糊化后的低采样空间目标区域图像，得到第二处理信号图像。
[0056]
上述技术方案通过针对输入信号加上空间域窗进行低通滤波消除邻近区域之间的强度差异，使得输入信号中减少无关因素的掺杂，突显输入信号的主要特征，从而提高第二处理信号图像的精准度。
[0057]
如图3所示，本发明提供的一个实施例中，将所述第二处理信号图像与所述不同深度的坐标点轴向位置信息进行复合，包括：
[0058]
s401、根据所述不同深度的坐标点轴向位置信息对所述第二处理信号图像进行横向强度投影，并计算目标血管中心线在目标区中的坐标曲线；
[0059]
s402、对所述目标血管中心线在目标区中的坐标曲线进行分割得到上血管壁区域和下血管壁区域，在所述上血管壁区域中进行峰值搜索得到上血管壁坐标曲线，在所述下血管壁区域中进行峰值搜索得到下血管壁坐标曲线；
[0060]
s403、根据所述上血管壁坐标曲线和所述下血管壁坐标曲线在坐标点轴向位移图谱中进行坐标提取得到血管壁轴向速度-时间的脉搏波影像。
[0061]
上述技术方案在将第二处理信号图像与不同深度的坐标点轴向位置信息进行复合时，对第二处理信号图像在模糊化后的低采样空间目标区域图像中进行横向强度投影，以及根据横向强度投影后的图像计算目标血管中心线在目标区中的坐标曲线，从而得到目标血管中心线在目标区中的坐标曲线；接着对目标血管中心线在目标区中的坐标曲线进行分割得到上血管壁区域和下血管壁区域，在上血管壁区域中进行峰值搜索得到上血管壁坐
标曲线，在下血管壁区域中进行峰值搜索得到下血管壁坐标曲线；最后根据上血管壁坐标曲线和下血管壁坐标曲线在坐标点轴向位移图谱中进行坐标提取得到血管壁轴向速度-时间的脉搏波影像，其中，血管壁轴向速度-时间的脉搏波影像的输出结果例如图4所示。
[0062]
本发明提供的一个实施例中，所述横向强度投影包括：对所述第二处理信号图像进行不同尺度的高斯模糊，得到不同模糊尺度的血管图像，对所述第二处理信号图像进行不同尺度的降采样，得到不同降采样尺度的血管图像；在针对所述第二处理信号图像进行不同尺度的高斯模糊以及不同尺度的降采样得到所述不同模糊尺度的血管图像以及所述不同降采样尺度的血管图像之后，将所述不同模糊尺度的血管图像作为类型a图像，将所述不同降采样尺度的血管图像作为类型b图像，针对所述类型a图像和所述类型b图像在图像水平方向上进行强度叠加处理，得到不同尺度下类型a图像与类型b图像的横向强度投影曲线。
[0063]
上述技术方案在针对第二处理信号图像进行横向强度投影时，对第二处理信号图像进行两种处理，一种是对第二处理信号图像进行不同尺度的高斯模糊，从而得到不同模糊尺度的血管图像；一种是对第二处理信号图像进行不同尺度的降采样，从而得到不同降采样尺度的血管图像。在针对第二处理信号图像进行不同尺度的高斯模糊以及不同尺度的降采样得到不同模糊尺度的血管图像以及不同降采样尺度的血管图像之后，将不同模糊尺度的血管图像作为类型a图像，将不同降采样尺度的血管图像作为类型b图像，针对类型a图像和类型b图像在图像水平方向上进行强度叠加处理，得到不同尺度下类型a图像与类型b图像的横向强度投影曲线。
[0064]
上述技术方案通过对第二处理信号图像进行横向强度投影使得第二处理信号图像在低采样空间目标区域图像的基础上投影出不同的尺度下不同指标的多个图像，从而丰富第二处理信号图像，提高第二处理信号图像的全面性，使得计算得到的目标血管中心线在目标区中的坐标曲线更加精确。通过将不同模糊尺度的血管图像作为类型a图像，将不同降采样尺度的血管图像作为类型b图像方便针对不同模糊尺度的血管图像以及不同降采样尺度的血管图像进行区分，而且通过针对类型a图像和类型b图像在图像水平方向上进行强度叠加处理能够使得颈动脉pwv量测需要与探头发射方向保持水平，从而使得符合通常习惯。
[0065]
本发明提供的一个实施例中，所述计算目标血管中心线在目标区中的坐标曲线，包括：在所述不同尺度下类型a图像与类型b图像的横向强度投影曲线中，针对每个尺度下类型a图像与类型b图像的横向强度投影曲线，以峰值搜索查找出前两个最大值坐标，并根据所述前两个最大值坐标确定中间值坐标，将所述中间值坐标作为当前尺度图像的血管中心位置，多次重复，直至每个尺度都得到对应的当前尺度图像的血管中心位置，根据所述当前尺度图像的血管中心位置确定目标血管中心线坐标。
[0066]
上述技术方案在计算目标血管中心线在目标区中的坐标曲线时，首先在不同尺度下类型a图像与类型b图像的横向强度投影曲线，针对不同尺度中的每个尺度进行如下分析：选择一个尺度作为当前尺度，以当前尺度为研究对象，针对当前尺度下类型a图像与类型b图像的横向强度投影曲线进行最值确定，以峰值搜索的方法从起始位置开始查找，得到前两个最大值坐标，然后根据前两个最大值坐标确定中间值坐标，将中间值坐标作为当前尺度图像的血管中心位置，即：当前尺度图像的血管中心位置，在不同尺度中的每个尺度都
对应得到当前尺度图像的血管中心位置之后根据当前尺度图像的血管中心位置确定目标血管中心线坐标。
[0067]
上述技术方案通过根据多个当前尺度图像的血管中心位置确定目标血管中心线坐标能够将不同尺度图像对血管中心线坐标的影响考虑进行，从而使得血管中心线坐标更加准确，而且针对不同尺度中的每个尺度下类型a图像与类型b图像的横向强度投影曲线都采用相同的方法进行分析，不仅能够使得得到多个当前尺度图像的血管中心位置具有相同的标准，而且还可以对不同尺度下的类型a图像与类型b图像的横向强度投影曲线同时进行分析，从而减少时间消耗，快速得到多个当前尺度图像的血管中心位置。此外，在得到前两个最大值坐标时，需要的数据采集时间极短，大约等于1秒钟，但是包含一个完整心动周期，从而尽可能的减小了被测者呼吸所引入的信号干扰。
[0068]
本发明提供的一个实施例中，根据所述当前尺度图像的血管中心位置确定目标血管中心线坐标包括：统计所述当前尺度图像的血管中心位置，分析确定所述当前尺度图像的血管中心位置中的奇异值并将所述奇异值剔除后针对剩下的数据进行均值获取，将所述均值作为目标血管中心线坐标。
[0069]
上述技术方案在根据当前尺度图像的血管中心位置确定目标血管中心线坐标时，针对每个尺度得到的对应的当前尺度图像的血管中心位置进行统计，分析当前尺度图像的血管中心位置并且确定当前尺度图像的血管中心位置中的奇异值，接着将奇异值剔除后对剩下的当前尺度图像的血管中心位置进行均值计算，从而得到当前尺度图像的血管中心位置的均值，此时将得到的当前尺度图像的血管中心位置的均值作为目标血管中心线坐标。
[0070]
上述技术方案通过将当前尺度图像的血管中心位置的均值作为目标血管中心线坐标使得目标血管中心线坐标能够反应当前尺度图像的血管中心位置的整体趋势，减少误差，而且还在奇异值剔除后对剩下的当前尺度图像的血管中心位置进行均值计算有效提高的均值的准确性，避免了奇异值对均值的影响，同时也能够确保目标血管中心线坐标的准确性。
[0071]
本领域技术人员应当理解的是，本发明中的第一、第二仅仅指的是不同应用阶段而已。
[0072]
本领域技术客户员在考虑说明书及实践这里公开的公开后，将容易想到本公开的其它实施方案。本技术旨在涵盖本公开的任何变型、用途或者适应性变化，这些变型、用途或者适应性变化遵循本公开的一般性原理并包括本公开未公开的本技术领域中的公知常识或惯用技术手段。说明书和实施例仅被视为示例性的，本公开的真正范围和精神由下面的权利要求指出。
[0073]
应当理解的是，本公开并不局限于上面已经描述并在附图中示出的精确结构，并且可以在不脱离其范围进行各种修改和改变。本公开的范围仅由所附的权利要求来限制。