人体血管的应力测量装置、方法及存储介质制造方法及图纸

本申请涉及医学成像技术领域，特别涉及一种人体血管的应力测量装置、方法及存储介质，包括：超声测量模块用于对目标位置的血管沿长轴切面或横轴切面进行超声成像，通过心电信号触发的声辐射力对血管壁进行激励，使其激发出导波信号，采集信号得到超声成像序列；数据处理模块用于识别超声影像得到血管半径和壁厚度，提取超声成像序列中导波信号的时空速度场，并从中获取导波的实际频散曲线，基于血管半径、血管壁厚度和实际频散曲线进行血管材料参数及应力的反演，得到血管的实际应力和材料性质。由此，解决了相关技术中无法实现对血管非线性和粘弹性性质的系统表征导致具有局限性；对血管环向应力的测量稳定性不高、可靠性低且操作复杂等问题。低且操作复杂等问题。低且操作复杂等问题。

【技术实现步骤摘要】
人体血管的应力测量装置、方法及存储介质


[0001]本申请涉及医学成像
，特别涉及一种人体血管的应力测量装置、方法及存储介质。

技术介绍

[0002]相关研究表明血管壁的病变及其发展成心肌梗死、中风等多种心血管并发症的直接原因，多数血管壁的病变会导致动脉力学性质的改变，因此在体测量动脉力学性质对心血管疾病的早期筛查和诊断具有重大意义。
[0003]应力在血管的生长与重构中扮演着重要角色，因为血管中存在多种形式的应力，包括壁面切应力、壁内的环向/轴向正应力等，动脉中的细胞(如平滑肌细胞和内皮细胞)可以感受应力，并且通过改变内稳态环境对应力的改变做出应激性反应。因此对于动脉应力进行无创、在体测量，也是临床和健康领域迫切需要发展的一项关键技术。
[0004]相关技术中，对于血管力学性质的表征方面，主要是对动脉的弹性性质进行表征，而无法对血管的非线性特征和粘弹性特征进行表征，具有一定的局限性，并且现有分析算法的数据精度较低、效率低下，不利于临床使用；而对于血管应力的测量方面，主要是对血管环向应力的测量，受限于测量手段的有限性和测试条件的复杂性，导致血压的体侧量稳定性不高且操作复杂，不易于广泛使用。

技术实现思路

[0005]本申请提供一种人体血管的应力测量装置、方法及存储介质，以解决相关技术中无法实现对血管非线性和粘弹性性质的系统表征导致具有一定局限性；对血管环向应力的测量稳定性不高、可靠性低且操作复杂等问题。
[0006]本申请第一方面实施例提供一种人体血管的应力测量装置，包括：超声测量模块，用于对目标位置的血管沿长轴切面或横轴切面进行超声成像，得到超声影像，通过心电信号触发的声辐射力对血管壁进行激励，使得所述血管壁激发出导波信号，采集信号得到超声成像序列；数据处理模块，用于识别所述超声影像得到血管半径和血管壁厚度，提取所述超声成像序列中导波信号的时空速度场，从所述时空速度场获取导波的实际频散曲线，基于所述血管半径、所述血管壁厚度和所述实际频散曲线进行血管材料参数及应力的反演，得到血管的实际应力和材料性质。
[0007]可选地，所述数据处理模块进一步用于：利用预设算法处理所述超声成像序列得到质点速度场；当沿血管长轴切面成像时，沿血管上壁中心线的位置提取出轴向导波的时空速度场；当沿血管横轴切面成像时，沿血管横截面的圆形中心线位置提取出环向导波的时空速度场。
[0008]可选地，所述数据处理模块进一步用于：对所述时空速度场进行加窗处理，得到处理后的时空速度场；对所述得到处理后的时空速度场进行二维傅里叶变换得到频谱图，基于所述频谱图的极值点确定导波的频散曲线。
[0009]可选地，所述数据处理模块进一步用于：根据所述血管半径和所述血管壁厚度确定血管几何；根据预设力学模型确定导波与所述血管几何之间的理论频散曲线；通过优化算法迭代求解所述实际频散曲线和所述理论频散曲线，将每次迭代求解得到参数的平均值作为最优血管材料参数，基于所述最优血管材料参数计算得到血管的实际应力和材料性质，其中，优化算法包括牛顿迭代法、模拟退火法、遗传算法。
[0010]可选地，所述理论频散曲线包括环向导波频散曲线和/或轴向导波频散曲线，其中，所述环向导波频散曲线的计算公式为：
[0011]c＝ω/Re(k)，
[0012]所述轴向导波频散曲线的计算公式为：
[0013][0014]其中，c表示相速度，ω表示角频率，k表示为角波数，Re(k)表示取k的实部；c
a
(ω)表示轴向导波的相速度c
a
随频率ω变化的频散关系，r表示血管半径，n表示环向波数；
[0015]ω与k关系由以下公式计算得到：
[0016][0017]其中，s1和s2由以下四次方程求解得到：
[0018][0019]其中，c
p2
＝κ
p
/ρ
f
，κ
p
为水的体积模量，ρ
f
为水的密度，T＝(α
a
+γ+α
c
)/3，i表示单位虚数，当求解轴向导波频散时取α＝α
a
，当求解环向导波频散时取α＝α
c
，h＝h/2表示半壁厚，ρ为血管壁密度，α
a
，α
c
，γ和β为血管的切线刚度参数，g和τ为血管的粘弹性参数。
[0020]可选地，所述实际应力包括轴向应力和环向应力，其中，所述轴向应力σ
a
的计算公式为：
[0021]σ
a
＝α
a
‑
γ
[0022]所述环向应力σ
c
的计算公式为：
[0023]σ
c
＝α
c
‑
γ
[0024]其中，α
a
表示血管的轴向增量刚度(单位Pa)，α
c
表示环向增量刚度(单位Pa)，γ表示另一增量刚度系数(单位Pa)。
[0025]可选地，所述优化算法的目标函数为：
[0026][0027]其中，表示实验测得的相速度，表示理论预测的相速度，α表示血管的增量刚度(对于应用于轴向或者环向导波时，则分别对应α
a
或α
c
)，γ为另一增量刚度参数，g为血管的粘弹性的松弛模量，τ为松弛特征时间，f
i
表示实验测得的频率，r表示血管半径，h表示血管壁厚，n表示实验测量数据点个数。
[0028]可选地，所述超声测量模块包括：超声探头，用于对目标位置的血管沿长轴切面进行超声成像；超声主机，所述超声主机包含射频接收、射频发射端和聚焦声辐射力端，用于产生并发射声辐射力，对血管壁进行激励，并接收激发出的导波信号；超声系统，用于心电信号触发所述超声主机产生声辐射力。
[0029]本申请第二方面实施例提供一种人体血管的应力测量方法，包括以下步骤：对目标位置的血管沿长轴切面或横轴切面进行超声成像，得到超声影像，通过心电信号触发的声辐射力对血管壁进行激励，使得所述血管壁激发出导波信号，采集信号得到超声成像序列；识别所述超声影像得到血管半径和血管壁厚度，提取所述超声成像序列中导波信号的时空速度场，从所述时空速度场获取导波的实际频散曲线，基于所述血管半径、所述血管壁厚度和所述实际频散曲线进行血管材料参数及应力的反演，得到血管的实际应力和材料性质。
[0030]可选地，所述提取所述超声成像序列中导波信号的时空速度场，包括：利用预设算法处理所述超声成像序列得到质点速度场；当沿血管长轴切面成像时，沿血管上壁中心线的位置提取出轴向导波的时空速度场；当沿血管横轴切面成像时，沿血管横截面的圆形中心线位置提取出环向导波的时空速度场。
[0031]可选地，所述从所述时空速度场获取导波的实际频散曲线，包括：对所述时空速度场进行加窗处理，得到处理后的时空速度场；对所述得到处理后的时空速度场进行二维傅里叶变本文档来自技高网...

【技术保护点】

【技术特征摘要】
1.一种人体血管的应力测量装置，其特征在于，包括：超声测量模块，用于对目标位置的血管沿长轴切面或横轴切面进行超声成像，得到超声影像，通过心电信号触发的声辐射力对血管壁进行激励，使得所述血管壁激发出导波信号，采集信号得到超声成像序列；数据处理模块，用于识别所述超声影像得到血管半径和血管壁厚度，提取所述超声成像序列中导波信号的时空速度场，从所述时空速度场获取导波的实际频散曲线，基于所述血管半径、所述血管壁厚度和所述实际频散曲线进行血管材料参数及应力的反演，得到血管的实际应力和材料性质。2.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述数据处理模块进一步用于：利用预设算法处理所述超声成像序列得到质点速度场；当沿血管长轴切面成像时，沿血管上壁中心线的位置提取出轴向导波的时空速度场；当沿血管横轴切面成像时，沿血管横截面的圆形中心线位置提取出环向导波的时空速度场。3.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述数据处理模块进一步用于：对所述时空速度场进行加窗处理，得到处理后的时空速度场；对所述得到处理后的时空速度场进行二维傅里叶变换得到频谱图，基于所述频谱图的极值点确定导波的频散曲线。4.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述数据处理模块进一步用于：根据所述血管半径和所述血管壁厚度确定血管几何；根据预设力学模型确定导波与所述血管几何之间的理论频散曲线；通过优化算法迭代求解所述实际频散曲线和所述理论频散曲线，将每次迭代求解得到参数的平均值作为最优血管材料参数，基于所述最优血管材料参数计算得到血管的实际应力和材料性质，其中，优化算法包括牛顿迭代法、模拟退火法、遗传算法。5.根据权利要求4所述的装置，其特征在于，所述理论频散曲线包括环向导波频散曲线和/或轴向导波频散曲线，其中，所述环向导波频散曲线的计算公式为：c＝ω/Re(k)，所述轴向导波频散曲线的计算公式为：其中，c表示相速度，ω表示角频率，k表示为角波数，Re(k)表示取k的实部；c
a
(ω)表示轴向导波的相速度c
a
随频率ω变化的频散关系，r表示血管半径，n表示环向波数；ω与k关系由以下公式计算得到：
其中，s1和s2由以下四次方程求解得到：其中，c
p2
＝κ
p
/ρ
f
，κ
p
为水的体积模量，ρ
f
为水的密度，T＝(α
a
+γ+α
c
)/3，i表示单位虚数，位虚数，当求解轴向导波频散时取α＝α
a
，当求解环向导波频散时取α＝α
c
，h＝h/2表示半壁厚，ρ为血管壁密度，α
a
，α
c
，γ和β为血管的切线刚度参数，g和τ为血管的粘弹性参数，分别表示松弛模量和松弛特征时间。6.根据权利要求4所述的装置，其特征在于，所述实际应力包括轴向应力和环向应力，其中，所述轴向应力σ
a
的计算公式为：σ
a
＝α
a
‑
γ所述环向应力σ
c
的计算公式为：σ
c
＝α
c
‑
γ其中，α
a
表示血管的轴向增量刚度，α
c
表示环向增量刚度，γ表示另一增量刚度系数。7.根据权利要求4所述的装置，其特征在于，所述优化算法的目标函数为：其中，表示实验测得的相速度，表示理论预测的相速度，α表示血管的增量刚度，对于应用于轴向或者环向导波时，则分别对应α
a
或α
c
，γ为另一增量刚度参数，g为血管的粘弹性的松弛模量，τ为松弛特征时间，f
i
表示实验测得的频率，r表示血管半径，h表示血管壁厚，n表示实验测量数据点个数。8.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述超声测量模块包括：超声探头，用于对目标位置的血管沿长轴切面进行超声成像；超声主机，所述超声主机包含射频接收、射频发射端和聚焦声辐射力端，用于产生并发射声辐射力，对血管壁进行激励，并接收激发出的导波信号；超声系统，用于心电信号触发所述超...

【专利技术属性】
技术研发人员：曹艳平，江宇轩，郑阳，
申请(专利权)人：清华大学，
类型：发明
国别省市：