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CN113967036A - 超声成像设备及利用超声检测血管壁剪切指数的方法 - Google Patents

超声成像设备及利用超声检测血管壁剪切指数的方法 Download PDF

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CN113967036A
CN113967036A CN202111316389.7A CN202111316389A CN113967036A CN 113967036 A CN113967036 A CN 113967036A CN 202111316389 A CN202111316389 A CN 202111316389A CN 113967036 A CN113967036 A CN 113967036A
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Abstract

一种超声成像设备、利用超声检测血管壁剪切指数的方法及计算机可读存储介质，方法包括：向包含血管的感兴趣区域发射超声波(S701,S801‑802,S901)；接收超声波，获得回波信号(S702,S803,S902)；根据所述回波信号获得超声图像(S703,S804,S903)；根据所述回波信号，获得血管内多个点的质点流射速度，所述质点流射速度包括血流速度大小和方向(S704,S805,S904)；确定超声图像中的血管壁(S705,S806,S905)；获得血管壁上的待测位置(S706,S807,S905)；根据位于待测位置附近多个点的质点流射速度，计算待测位置处的血管壁剪切指数(S707,S808,S906)；显示超声图像和血管壁剪切指数(S708,S809)。超声成像设备及方法，能够以较低的成本检测血管壁剪切指数。

Description

超声成像设备及利用超声检测血管壁剪切指数的方法
本申请为申请日为2017年4月28日、申请号为201780018341.3、发明名称为“超声成像设备及利用超声检测血管壁剪切指数的方法”的发明专利申请的分案申请。
技术领域
本发明涉及一种成像方法，尤其涉及一种超声成像设备及应用于所述超声成像设备中的利用超声检测血管壁剪切指数的方法。
背景技术
血管壁面剪切指数，例如WSS(Wall Shear Stress，血管壁面剪切应力)是医学界公认的和动脉硬化相关的参数。血管壁面剪切指数通常与血管壁附近沿血管壁切线方向的血流速度分量的梯度有关。因此计算或检测WSS这个值时需要先知道血管中血流速度的大小和方向，这样才能得到其沿血管壁切向的分量值。传统的一种检测方法是通过采用多普勒原理的彩超进行检测，得到是血流沿超声传播方向的分量值，难以得到血流沿血管壁切向方向的分量，因此不能准确的测量出WSS，使得基于传统彩超的计算方法只能对WSS做定性的分析。另一个传统的检测方法是通过相位对比磁共振血管造影(PC-MRA，phase-contrast magnetic resonance angiography)得到血流速度的大小和方向，然后再计算WSS。然而，基于相位对比磁共振血管造影的检测方法的检查时间较长，仪器设备昂贵，检查时也会给患者和医生带来诸多不便，例如会导致检查舒适度不佳，需要ECG(Electrocardiograph，心电图)校准，信号可能受干扰等等问题。
发明内容
有鉴于此，本发明提供一种超声成像设备及利用超声检测血管壁剪切指数的方法，能以较低的成本准确地检测血管壁剪切指数。
本发明实施例公开的超声成像设备，包括探头、发射电路、接收电路及处理器。所述发射电路用于激励所述探头向包含血管组织的感兴趣区域发射超声波。所述接收电路用于接收所述超声波发射后所产生的回波信号。所述处理器用于执行以下步骤：根据所述回波信号获得所述感兴趣区域的超声图像；根据所述回波信号获得血管内多个点的质点流射速度，所述质点流射速度包括血流速度大小和方向；确定超声图像中的血管壁，以及获得血管壁上的待测位置；根据位于待测位置附近多个点的质点流射速度，计算待测位置处的血管壁剪切指数；以及控制一显示装置显示超声图像和血管壁剪切指数。
其中，所述发射电路激励所述探头向包含血管组织的感兴趣区域发射的超声波包括以多角度偏转发射的方式发射多个角度偏转的第一超声波，所述处理器根据接收电路接收的多个点的各个角度反射回来的第一回波信号分别得到每个点沿各个角度的速度分量，并将得到的每个点的不同角度的速度分量分别做角度拟合，合成得到所述多个点的质点流射速度。
其中，所述发射电路激励所述探头向包含血管组织的感兴趣区域发射的超声波还包括第二超声波，所述图像生成模块根据接收电路接接收第二超声波获得的第二回波信号生成超声图像，其中，所述第一超声波不同于第二超声波。
其中，所述处理器根据位于待测位置附近多个点的质点流射速度，计算待测位置处的血管壁剪切指数，包括：确定待测位置处血管壁的切线方向；提取位于待测位置附近多个点的质点流射速度；计算多个点的质点流射速度沿切线方向的速度分量；根据所述计算出来的多个速度分量获得待测位置处的血管壁剪切指数。
其中，所述处理器确定待测位置处血管壁的切线方向包括：响应对所述血管壁标识的调节动作，确定调节后所述血管壁标识中用于标记切线方向的切线标记的方向为所述血管壁的切线方向。
其中，所述处理器响应在所述超声图像上增加的血管壁标识的确定所述待检测血管位置的血管壁。
其中，所述处理器判断出所述超声图像中的亮度高于一预设亮度阈值的区域，确定所述亮度高于所述预设亮度阈值的区域为血管壁。
其中，所述处理器计算待检测血管位置的血流能量，寻找血流能量的边缘处；以及判断所述超声图像中的亮度高于所述预设亮度阈值且处于血流能量的边缘处的区域，确定所述亮度高于所述预设亮度阈值且处于血流能量的边缘处的区域为血管壁。
其中，所述处理器还将血流能量与一能量阈值进行比较，确定血流能量低于所述能量阈值的位置为所述血流能量的边缘处。
其中，所述血管壁剪切指数包括速度梯度，所述处理器还将所述多个速度分量对当前待测位置处的血管壁的法相半径求导得到所述速度梯度。
其中，所述血管壁剪切指数还包括壁面剪切应力，所述处理器还对所述血流粘滞系数与所述速度梯度求积计算得出所述壁面剪切应力。
其中，所述血管壁剪切指数还包括震荡剪切指数，所述处理器还根据壁面剪切应力在一个心动周期内的积分计算得出所述震荡剪切指数。
其中，所述处理器还在所述分析模块根据所述回波信号获得血管内多个点的质点流射速度之后，控制在所述超声图像上叠加显示所述血管内多个点的质点流射速度。
其中，所述血管壁剪切指数包括速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数，所述处理器控制所述显示装置显示超声图像和血管壁剪切指数，包括：控制所述显示装置通过图谱分别或同时显示至少一个待测位置处的血管壁的速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数。
其中，所述处理器控制显示一个待测位置处的血管壁的速度梯度值、壁面剪切应力值随时间变化的图谱和/或震荡剪切指数值在不同心动周期的值和/或图谱；或者控制切换显示多个待测位置处的血管壁的速度梯度值、壁面剪切应力值和/或震荡剪切指数值在当前时刻的图谱。
其中，所述处理器还用于控制显示所述至少一个待侧位置处的血管壁中在一段时间内或一个心动周期内的具有最大或最小或平均速度梯度、壁面剪切应力的位置和多个心动周期内具有最大或最小或平均震荡剪切指数的位置及对应的最大或最小或平均速度梯度、壁面剪切应力和震荡剪切指数的数值。
其中，所述处理器还根据超声图像找到血管分叉位置，并控制显示所述血管分叉位置的速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数。
其中，所述处理器还根据超声图像确定感兴趣区域中的血管的中心线；以及确定有多条中心线相交叉的位置为所述血管分叉位置。
其中，所述超声图像为二维图像或三维图像。
本发明实施例公开的利用超声检测血管壁剪切指数的方法，所述方法包括：向包含血管的感兴趣区域发射超声波；接收超声波，获得回波信号；根据所述回波信号获得超声图像；根据所述回波信号，获得血管内多个点的质点流射速度，所述质点流射速度包括血流速度大小和方向；确定超声图像中的血管壁；获得血管壁上的待测位置；根据位于待测位置附近多个点的质点流射速度，计算待测位置处的血管壁剪切指数；显示超声图像和血管壁剪切指数。
其中，所述步骤“向包含血管的感兴趣区域发射超声波”包括：对扫描目标以多角度偏转发射的方式发射多个角度偏转的第一超声波；所述步骤“根据所述回波信号，获得血管内多个点的质点流射速度”包括：根据多个点的各个角度反射回来的第一回波信号分别得到每个点沿各个角度的速度分量，将得到的每个点的不同角度的速度分量分别做角度拟合，合成得到所述多个点的质点流射速度。
其中，所述步骤“向包含血管的感兴趣区域发射超声波”还包括：所述向包含血管的感兴趣区域发射第二超声波；所述步骤“根据所述回波信号获得超声图像”包括：接收第二超声波，获得第二回波信号；根据所述第二回波信号获得超声图像，所述第一超声波不同于第二超声波。
其中，所述步骤“根据位于待测位置附近多个点的质点流射速度，计算待测位置处的血管壁剪切指数”包括：确定待测位置处血管壁的切线方向；提取位于待测位置附近多个点的质点流射速度；计算多个点的质点流射速度沿切线方向的速度分量；根据所述计算出来的多个速度分量获得待测位置处的血管壁剪切指数。
其中，所述步骤“确定所述血管壁的切线方向”包括：响应对所述血管壁标识的调节动作，确定调节后所述血管壁标识中用于标记切线方向的切线标记的方向为所述血管壁的切线方向。
其中，所述步骤“确定超声图像中的血管壁”包括：响应在所述超声图像上增加的血管壁标识的确定所述待检测血管位置的血管壁。
其中，所述步骤“确定超声图像中的血管壁”包括：判断出所述超声图像中的亮度高于一预设亮度阈值的区域，确定所述亮度高于所述预设亮度阈值的区域为血管壁。
其中，所述步骤“确定超声图像中的血管壁”包括：计算待检测血管位置的血流能量；寻找血流能量的边缘处；以及在判断所述超声图像中的亮度高于所述预设亮度阈值且处于血流能量的边缘处的区域，确定所述亮度高于所述预设亮度阈值且处于血流能量的边缘处的区域为血管壁。
其中，所述步骤“寻找血流能量的边缘处”包括：将血流能量与一能量阈值进行比较，确定血流能量低于所述能量阈值的位置为所述血流能量的边缘处。
其中，所述血管壁剪切指数包括速度梯度，所述步骤“根据位于待测位置附近多个点的质点流射速度，计算待测位置处的血管壁剪切指数”包括：将所述多个速度分量对当前待测位置处的血管壁的法相半径求导得到所述速度梯度。
其中，所述血管壁剪切指数还包括壁面剪切应力，所述步骤“根据位于待测位置附近多个点的质点流射速度，计算待测位置处的血管壁剪切指数”还包括：对所述血流粘滞系数与所述速度梯度求积计算得出所述壁面剪切应力。
其中，所述血管壁剪切指数还包括震荡剪切指数，所述步骤“根据位于待测位置附近多个点的质点流射速度，计算待测位置处的血管壁剪切指数”还包括：根据壁面剪切应力在一个心动周期内的积分计算得出所述震荡剪切指数。
其中，在所述步骤“根据所述回波信号，获得血管内多个点的质点流射速度”之后，所述方法还包括步骤：在超声图像上叠加显示所述血管内多个点的质点流射速度。
其中，所述血管壁剪切指数包括速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数，所述步骤“显示超声图像和血管壁剪切指数”包括：通过图谱分别或同时显示至少一个待测位置处的血管壁的速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数。
其中，所述步骤“通过图谱分别或同时显示至少一个待测位置处的血管壁的速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数”包括：控制显示一个待测位置处的血管壁的速度梯度值、壁面剪切应力值随时间变化的曲线和/或震荡剪切指数在不同心动周期的值和/或图谱；或者控制切换显示多个待测位置处的血管壁的速度梯度值、壁面剪切应力值和/或震荡剪切指数值在当前时刻的图谱。
其中，所述方法还包括步骤：控制显示所述至少一个待侧位置处的血管壁中在一段时间内或一个心动周期内的具有最大或最小或平均速度梯度、壁面剪切应力的位置和多个心动周期内具有最大或最小或平均震荡剪切指数的位置及对应的最大或最小或平均速度梯度、壁面剪切应力和震荡剪切指数的数值。
其中，所述方法还包括步骤：根据超声图像找到血管分叉位置；以及控制显示所述血管分叉位置的速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数。
其中，，所述步骤“根据超声图像找到血管分叉位置”包括：根据超声图像确定感兴趣区域中的血管的中心线；以及确定有多条中心线相交叉的位置为所述血管分叉位置。
其中，所述超声图像为二维图像或三维图。
本发明实施例公开的利用超声检测血管壁剪切指数的方法，所述方法包括：向包含血管的感兴趣区域发射超声波；接收超声波，获得回波信号；根据所述回波信号获得超声图像；根据所述回波信号，获得血管内多个点的质点流射速度，所述质点流射速度包括血流速度大小和方向；确定超声图像中的血管壁及待测位置；根据位于血管壁的待测位置附近多个点的质点流射速度，计算待测位置处对应的血管壁剪切指数；生成指数标记，指数标记的属性与所述血管壁剪切指数的计算值关联对应；在血管壁上的待测位置处标记与所述待测位置关联对应的指数标记。
本发明实施例公开的计算机可读存储介质，存储有多条程序指令，所述多条程序指令用于被处理器调用后执行前述的方法，至少包括：向包含血管的感兴趣区域发射超声波；接收超声波，获得回波信号；根据所述回波信号获得超声图像；根据所述回波信号，获得血管内多个点的质点流射速度，所述质点流射速度包括血流速度大小和方向；确定超声图像中的血管壁；获得血管壁上的待测位置；根据位于待测位置附近多个点的质点流射速度，计算待测位置处的血管壁剪切指数；显示超声图像和血管壁剪切指数。
本发明实施例公开的计算机可读存储介质，存储有多条程序指令，所述多条程序指令用于被处理器调用后执行前述的方法，还包括：向包含血管的感兴趣区域发射超声波；接收超声波，获得回波信号；根据所述回波信号获得超声图像；根据所述回波信号，获得血管内多个点的质点流射速度，所述质点流射速度包括血流速度大小和方向；确定超声图像中的血管壁及待测位置；根据位于血管壁的待测位置附近多个点的质点流射速度，计算待测位置处对应的血管壁剪切指数；生成指数标记，指数标记的属性与所述血管壁剪切指数的计算值关联对应；在血管壁上的待测位置处标记与所述待测位置关联对应的指数标记。本发明公开的超声成像设备、利用超声检测血管壁剪切指数的方法及计算机可读存储介质，通过获取血管壁的待测位置附近多个点的质点流射速度，即可计算待测位置处对应的血管壁剪切指数，成本低且检测准确。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例中的技术方案，下面将对实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
图1为本发明一实施例中的超声成像设备的结构框图。
图2为本发明一实施例中的不同角度的速度分量进行角度拟合的示意图。
图3为本发明一实施例中的在超声图像上的血管壁处增加血管壁标识的示意图。
图4为本发明一实施例中的血管壁的速度梯度的示意图。
图5为本发明一实施例中的速度梯度值、壁面剪切应力值和/或震荡剪切指数值的图谱示意图。
图6为本发明一实施例中的颈动脉分叉位置的示意图。
图7为本发明一实施例中的利用超声检测血管壁剪切指数的方法的流程图。
图8为本发明另一实施例中的利用超声检测血管壁剪切指数的方法的流程图。
图9为本发明其他实施例中的利用超声检测血管壁剪切指数的方法的流程图。
具体实施方式
下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
请参阅图1，为本发明一实施例中的超声成像设备100的结构框图。前述超声成像设备100包括探头10、发射电路20、接收电路30以及处理器40。前述探头10用于与待检测的感兴趣区域200直接或间接接触。在一些实施例中，前述待检测的感兴趣区域200为包含血管组织的感兴趣区域200。前述发射电路20用于激励前述探头10向包含血管组织的感兴趣区域200发射超声波。前述接收电路30用于接收前述超声波发射后所产生的回波信号。
前述处理器40与前述发射电路20、接收电路30连接。
前述处理器40用于根据前述接收电路30接收的前述回波信号获得前述感兴趣区域的超声图像。其中，前述图像生成模块401根据回波信号的波形参数等生成前述感兴趣区域对应的超声图像。
前述处理器40还用于根据前述接收电路30接收的前述回波信号获得前述包含血管组织的感兴趣区域200中的血管内多个点的质点流射速度。其中，前述质点流射速度包括血流速度大小和方向。前述质点流射速度为血流实际速度，用于表征血流在血管中流动的真实方向和大小。
前述处理器40用于确定超声图像中的血管壁，以及获得血管壁上的待测位置。
前述处理器40并用于根据位于待测位置附近多个点的质点流射速度，计算待测位置处的血管壁剪切指数。
前述处理器40并在计算出待测位置处的血管壁剪切指数后，控制一显示装置200显示前述超声图像和血管壁剪切指数。在一些实施例中，前述显示装置200为前述超声超声成像设备100通过有线或无线方式连接的外部显示设备，例如液晶显示器等。在另一些实施例中，前述显示装置200可为集成在前述超声成像设备100中的显示屏，例如触摸显示屏等。
在一些实施例中，前述发射电路20激励前述探头10向包含血管组织的感兴趣区域200发射超声波包括：前述发射电路20激励前述探头10向包含血管组织的感兴趣区域20以多角度偏转发射的方式发射多个角度偏转的第一超声波。前述处理器根据接收电路30接收的多个点的各个角度反射回来的第一回波信号分别得到每个点沿各个角度的速度分量，并将得到的每个点的不同角度的速度分量分别做角度拟合，合成得到前述多个点的质点流射速度。
即，当前述发射电路20激励前述探头10向包含血管组织的感兴趣区域20以多角度偏转发射的方式发射多个角度偏转的第一超声波时，前述接收电路30接收的第一回波信号将包括多个点反射回来的回波信号，且每个点反射回来的回波信号还包括多个角度反射回来的回波信号。前述处理器根据每个点的多个角度反射回来的多个回波信号得到每个点沿各个角度的速度分量，并将得到的每个点的不同角度的速度分量分别做角度拟合而合成得到对应点的质点流射速度，从而得到前述多个点的质点流射速度。本文中发射多个角度偏转的第一超声波中，角度是指超声波的发射方向和超声探头端面法线之间的偏转角，例如针对面阵探头，发射角度可以是在三维空间系上的超声波的发射方向和超声探头端面法线之间的偏转角。针对每个角度对应的速度分量可以采用常规的多普勒速度计算方式。
请一并参阅图2，为不同角度的速度分量进行角度拟合的示意图。图2仅示意出了两个角度进行角度拟合的例子。设某一点的其中一个角度的速度分量为VA，另一个角度的速度分量为VB，则通过角度拟合后，拟合得到前述点的质点流射速度为V。其中，由于有多个角度发射回来的第一回波信号时，前述多个角度反射回来的对应的速度分量将在不同的平面，前述速度分量为VA、VB及质点流射速度为V也在不同的平面中。因此，图2所示的为V A及VB为立体空间上进行拟合的示意图。
在另一些实施例中，前述发射电路20激励前述探头10向包含血管组织的感兴趣区域200发射超声波包括：向包含血管的感兴趣区域发射第二超声波。其中，前述第二超声波不同于第一超声波，且前述第二超声波可后于前述第一超声波发射或先于前述第一超声波发射。
前述接收电路30接收第二超声波，获得第二回波信号，即前述接收电路30接收包含血管的感兴趣区域响应第二超声波产生的第二回波信号。
前述处理器40具体为用于根据前述接收电路30接收的前述第二回波信号获得前述感兴趣区域的超声图像。其中，前述第二超声波为用于产生超声图像的超声波，与现有用于产生超声图像的超声波相同。
在一些实施例中第一超声波和第二超声波可以是相同类型的超声波，并同时发射获得回波信号，该回波信号的一部分用于产生超声图像，该回波信号的部分或全部用于计算血管内多个点的质点流射速度。例如，第一超声波和第二超声波可以为散射波、平面波、弱聚焦波等等中之一或几种的组合。当然，在另一些实施例中，第一超声波和第二超声波可以分属不同的超声波类型，并按照发射时序分别发射获得回波信号，对应于发射的第二超声波获得的回波信号用于获得超声图像，而对应于发射的第一超声波获得的回波信号用于获得质点流射速度。例如，第一超声波可以为散射波、平面波、弱聚焦波等等中之一或几种的组合。第二超声波可以为聚焦波，这样超声图像的质量更好。
此外，根据超声回波信号，获得血管内多个点的质点流射速度时除了采用前述的多角度速度拟合方式，还可以采用斑点跟踪方式，具体如下所示。
例如，在本发明的其中一个实施例中，根据超声回波信号、获得血管内多个点的质点流射速度的过程可以包括下列步骤。
首先，可以根据前述获得的超声回波信号获得至少两帧图像数据，例如获得至少第一帧图像数据和第二帧图像数据。如前文所述，本实施例中可以采用平面超声波束来获取计算目标点的质点流射速度的图像数据。平面超声波束大体上在整个成像区域中传播，因此，通常，一次发射的平面超声波束所对应获得的一次平面波束回波信号通过处理即可获得一帧平面波束回波图像数据。本文中，将对平面超声波束对应获得的平面波束回波信号进行相应的处理而获得的扫描目标的超声图像数据称之为“平面波束回波图像数据”。
然后，在第一帧图像数据中选择跟踪区域，该跟踪区域可以包含希望获得其速度矢量的目标点。例如，跟踪区域可以选择目标点的某个邻域或者包含目标点的某个数据块。
其次，在第二帧图像数据中搜索与该跟踪区域对应的区域，例如，搜索与前述的跟踪区域具有最大相似性的区域作为跟踪结果区域。这里，相似性的度量可以使用本领域内通常使用的度量方法。
最后，根据前述的跟踪区域和前述的跟踪结果区域的位置以及第一帧图像数据与第二帧图像数据之间的时间间隔，即可获得目标点的质点流射速度。例如，质点流射速度的速度大小可以通过跟踪区域和跟踪结果区域之间的距离(即目标点在预设时间间隔内的移动位移)、除以第一帧平面波束回波图像数据与第二帧平面波束回波图像数据之间的时间间隔获得，而质点流射速度的速度方向可以为从跟踪区域到跟踪结果区域的连线的方向，即目标点在预设时间间隔内的移动方向。
在一些实施例中，前述处理器40根据位于待测位置附近多个点的质点流射速度，计算待测位置处的血管壁剪切指数包括：前述处理器40确定待测位置处血管壁的切线方向；提取位于待测位置附近多个点的质点流射速度；计算多个点的质点流射速度沿切线方向的速度分量；根据前述计算出来的多个速度分量获得待测位置处的血管壁剪切指数。
在一些实施例中，前述处理器40确定超声图像中的血管壁包括：前述处理器40响应在前述超声图像上增加的血管壁标识，确定前述待检测血管位置的血管壁。
其中，如图1所示，前述超声成像设备100还包括输入装置50，用户，例如医生可通过超声图像进行观察，确认超声图像中的血管壁的位置，并通过输入装置50在超声图像中的血管壁位置上增加血管壁标识。
请一并参阅图3，如图3所示，用户可在超声图像M1上观察到的血管壁处增加血管壁标识B1。如图3所示，前述血管壁标识B1上还有两条相互垂直的基准线A和基准线B。前述基准线A为图3中所示的黑色的横线，前述基准线B为图3中所示的白色的竖线。
其中，前述基准线A用于标识血管壁的方向，前述处理器40确定待测位置处血管壁的切线方向包括：响应用户对基准线B的调节操作而改变基准线A的方向，在确认调节完毕后，然后将前述基准线A的方向确定为待测位置处血管壁的切线方向。其中，前述基准线A和基准线B的位置关系是相对固定的，在调节基准线B的时候引起基准线A的调节。显然，在一些实施例中，前述血管壁标识B1上可仅有前述用于标识血管壁方向的基准线A，可直接对前述基准线A进行调节而改变基准线A的方向。
在另一些实施例中，处理器还可以采用自动识别的方式来确定血管壁。例如，前述处理器40确定超声图像中的血管壁包括：前述处理器40判断出前述超声图像中的亮度高于一预设亮度阈值的区域，确定前述亮度高于前述预设亮度阈值的区域为血管壁。还例如，前述处理器40确定超声图像中的血管壁包括：计算待检测血管位置的血流能量；寻找血流能量的边缘处；以及判断前述超声图像中的亮度高于前述预设亮度阈值且处于血流能量的边缘处的区域，确定前述亮度高于前述预设亮度阈值且处于血流能量的边缘处的区域为血管壁。
前述处理器40将血流能量与一能量阈值进行比较，确定血流能量低于前述能量阈值的位置为前述血流能量的边缘处。
由于不是所有的超声扫描都会有血管出现在扫描区域，因此这种单一的判断可能出现错误，通过进一步根据血管能量判断，能显著提高判断的准确度。
在一些实施例中，前述处理器40确定用户添加的血管壁标识B1的预设范围内的区域为待测位置。或者，前述处理器40根据前述获得的血管壁来自定义设置待测位置，此处的待测位置可以是血管壁上一个或多个位置范围内的区域，或者是血管壁上分截段设置的至少两个节段位置范围内的区域。
在一些实施例中，前述血管壁剪切指数包括速度梯度，前述处理器40根据位于待测位置附近多个点的质点流射速度，计算待测位置处的血管壁剪切指数，包括：前述处理器40根据多个点的质点流射速度的前述多个速度分量对当前待测位置处的血管壁的法相半径求导得到血管壁的速度梯度。速度梯度可以是随时间变化的值，因此在显示速度梯度时，在界面上显示的速度梯度可以随时间的变化而变化，从而使用户了解在整个观测时间段内速度梯度的变化。
在一些实施例中，为根据公式
Figure BDA0003343771800000091
计算血管壁的速度梯度。其中前述公式中VT表示速度分量，即速度沿血管壁切向的分量，前述速度梯度为速度分量在血管壁的半径r＝R这一法相半径处求导得到的。
请一并参阅图4，为血管壁的速度梯度的示意图。如图4所示，在该血管壁当前待测位置处包括多个沿前述血管壁的切向方向的速度分量，通过对前述多个沿前述血管壁的切向方向的速度分量对当前待测位置处的血管壁的法相半径求导即可得到血管壁的速度梯度。
在一些实施例中，前述血管壁剪切指数还包括壁面剪切应力(Wall ShearStress，WSS)，前述处理器40还对前述血流粘滞系数与前述求出的速度梯度求积计算得出前述血管壁的壁面剪切应力。壁面剪切应力可以是随时间变化的值，因此在显示壁面剪切应力时，在界面上显示的壁面剪切应力可以随时间的变化而变化，从而使用户了解在整个观测时间段内壁面剪切应力的变化。
具体的，为根据公式：
Figure BDA0003343771800000101
计算得出壁面剪切应力。其中，τ表示WSS(Wall Shear Stress，血管壁面剪切应力)，μ是液体粘滞系数。VT表示速度的切向分量，r是法向半径。
在本申请中，前述μ特别指的是人体血液粘滞系数(blood viscosity)，人体血液为非牛顿流体，因此理论上这个血液粘质系数应该是一个变量(非常数)，这个值不仅与血液的红细胞比容、血浆粘度等参数相关，还会随速度梯度的变化而改变，但是有时这种影响很小。如果只做近似计算，也可以直接采用一个特定常数作为血液粘质系数，进行WSS的计算。例如在计算颈动脉WSS时，可采用一个平均的血液粘质系数值，例如0.0035帕秒(Pa s)，或者用单位厘泊(cP)表示，0.0035Pa s＝3.5cP，当然这个值因人而异会随年龄性别的因素有一些浮动，即使同一个人在血流速度不同时这个值也会有浮动。这个值还可以通过落球法进行测量。在实际应用中可以采用系统给予的默认值，如果认为默认值不准确则通过手动输入新的值进行调整，例如用户通过输入装置50输入新的人体血液粘滞系数值。
在一些实施例中，前述血管壁剪切指数还包括震荡剪切指数(Oscillatory ShearIndex,OSI)，前述处理器40还根据壁面剪切应力在一个心动周期T内的积分计算得出前述震荡剪切指数。震荡剪切指数可以衡量一个心动周期内壁面剪切应力的情况，因此，震荡剪切指数可以随心动周期的变化而变化，在显示震荡剪切指数时，在界面上显示的震荡剪切指数可以随心动周期的变化而变化，从而使用户了解在整个观测时间段内震荡剪切指数的变化。进一步的，前述处理器40为根据壁面剪切应力在一个心动周期T内的积分的绝对值以及前述壁面剪切应力的绝对值在一个心动周期T内的积分计算得出前述震荡剪切指数。
具体的，前述处理器40为根据公式：
Figure BDA0003343771800000102
计算前述震荡剪切指数OSI。其中，τ表示WSS(Wall Shear Stress，血管壁面剪切应力)，T为一个心动周期，即从一次心跳的起始时刻到下一次心跳的起始时刻之间的时间。
前述处理器40还用于根据前述回波信号获得血管内多个点的质点流射速度之后，控制在前述超声图像上叠加显示前述血管内多个点的质点流射速度。
在一些实施例中，当前述血管壁剪切指数包括速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数时，前述处理器405控制前述显示装置200显示超声图像和血管壁剪切指数，包括：控制前述显示装置200通过图谱分别或同时显示至少一个待测位置处的血管壁的速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数。
前述处理器40控制显示一个待测位置处的血管壁的速度梯度值、壁面剪切应力值随时间变化的图谱和/或震荡剪切指数值在不同心动周期的值和/或图谱；或者前述处理器40控制切换显示多个待测位置处的血管壁的速度梯度值、壁面剪切应力值和/或震荡剪切指数值在当前时刻的图谱。
请参阅图5，为速度梯度值、壁面剪切应力值和/或震荡剪切指数值的图谱示意图。如图5所示，血管上的多个节段区域Q1代表了不同大小的值。它可以是速度梯度的值，WSS或者OSI的值。同理，还可以显示血管壁的下壁。这个血管壁上的图谱可以随时间不断的更新变化。还可以手动提取血管壁上任意位置的速度梯度、WSS随时间变化的曲线和OSI在不同心动周期的值。在一些实施例中，前述血管上的各个区域Q1的颜色根据速度梯度、WSS和OSI值的不同而不同，由于申请文件附图的要求，图中并未示出颜色。在一些实施例中，前述血管上的各个区域Q1的颜色相同，颜色深浅程度根据速度梯度、WSS和OSI值的不同而不同。
前述处理器40还用于控制显示前述至少一个待侧位置处的血管壁中在一段时间内或一个心动周期内的具有最大或最小或平均速度梯度、壁面剪切应力的位置和和多个心动周期内具有最大或最小或平均震荡剪切指数的位置及对应的最大或最小或平均速度梯度、壁面剪切应力和震荡剪切指数的数值。
前述处理器40还用于根据超声图像找到颈动脉分叉位置；前述显示控制模块405还用于控制显示前述颈动脉分叉位置的速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数。
请一并参阅图6，为颈动脉分叉位置的示意图。前述处理器40具体为根据超声图像确定感兴趣区域中的血管的中心线Z1；以及确定有多条中心线Z1相交叉的位置为前述颈动脉分叉位置J1。
本发明的实施例中不限于只在颈动脉分叉位置进行速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数的显示和标记，还可以同时应用到其他的血管交叉位置处。例如，在其中一个实施例中，处理器还根据超声图像找到血管分叉位置，并控制显示血管分叉位置的速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数。更进一步地，处理器还可以根据超声图像确定感兴趣区域中的血管的中心线；以及确定有多条中心线相交叉的位置为血管分叉位置。
其中，本申请中前述的超声图像可为二维图像或三维图像。
其中，在一些实施例中，前述处理器40根据位于待测位置附近多个点的质点流射速度，计算待测位置处的血管壁剪切指数后，前述处理器40还可自动生成指数标记，并在超声图像的血管壁上的待测位置处标记与前述待测位置关联对应的指数标记。其中，指数标记的属性与前述血管壁剪切指数的计算值关联对应；前述属性可为前述标记区域的与计算值关联对应的长度、颜色等。
如图1所示，前述超声成像设备100还包括存储器60，在一些实施例中，前述存储器60中存储有程序指令，前述处理器40通过调用执行前述存储器60中的程序指令而执行前述的功能步骤。
在一些实施例中，本申请还提供一种计算机可读介质，前述计算机可读介质中存储有可被处理器40调用而执行前述功能的程序指令。其中，在本申请中，前述计算机可读存储介质即为前述存储器60。前述存储器60可为存储卡、固态存储器、硬盘、光碟等存储装备。
其中，前述处理器40可为中央处理器、微处理器、单片机、数字信号处理器等。前述输入装置50可为鼠标、触摸板等。在一些实施例中，当前述显示装置200为整合在超声成像设备100中的显示屏且前述输入装置50为触摸板时，前述输入装置50还可与前述显示装置200整合成触摸显示屏。
请参阅图7，为本发明一实施例中的利用超声检测血管壁剪切指数的方法的流程图。其中，前述方法中的步骤并不限于图中的顺序，本申请技术领域的人员可以根据需要进行变换。前述方法应用于前述的超声成像设备100中。前述方法包括如下步骤：
向包含血管的感兴趣区域发射超声波(S701)。
在一些实施例中，前述步骤S701包括：对扫描目标以多角度偏转发射的方式发射多个角度偏转的第一超声波。在一些实施例中，前述步骤S701还包括：向包含血管的感兴趣区域发射第二超声波。其中，前述第一超声波可先于前述第二超声波发射，或者后于前述第二超声波发射。
接收超声波，获得回波信号(S702)。
根据前述回波信号获得超声图像(S703)。
在一些实施例中，前述步骤S703包括：根据响应第二超声波反射回来的第二回波信号获得前述超声图像，前述第一超声波不同于第二超声波。
根据前述回波信号，获得血管内多个点的质点流射速度，前述质点流射速度包括血流速度大小和方向(S704)。
在一些实施例中，前述步骤S704包括：根据多个点的各个角度响应第一超声波反射回来的第一回波信号分别得到每个点沿各个角度的速度分量，将得到的每个点的不同角度的速度分量分别做角度拟合，合成得到前述多个点的质点流射速度。
确定超声图像中的血管壁(S705)。在一些实施例中，前述步骤S705包括：响应在前述超声图像上增加的血管壁标识确定前述待检测血管位置的血管壁。
在另一些实施例中，前述步骤S705包括：判断出前述超声图像中的亮度高于一预设亮度阈值的区域，确定前述亮度高于前述预设亮度阈值的区域为血管壁。在再一些实施例中，前述步骤S705包括：计算待检测血管位置的血流能量；寻找血流能量的边缘处；以及判断前述超声图像中的亮度高于前述预设亮度阈值且处于血流能量的边缘处的区域，确定前述亮度高于前述预设亮度阈值且处于血流能量的边缘处的区域为血管壁。
其中，前述“寻找血流能量的边缘处”包括：将血流能量与一能量阈值进行比较，确定血流能量低于前述能量阈值的位置为前述血流能量的边缘处。
获得血管壁上的待测位置(S706)。其中，前述待测位置可根据在前述超声图像上增加的血管壁标识来确定，例如确定至少包括前述血管壁标识的区域为待测位置。
根据位于待测位置附近多个点的质点流射速度，计算待测位置处的血管壁剪切指数(S707)。
在一些实施例中，前述步骤S707包括：确定待测位置处血管壁的切线方向；提取位于待测位置附近多个点的质点流射速度；计算多个点的质点流射速度沿切线方向的速度分量；根据前述计算出来的多个速度分量获得待测位置处的血管壁剪切指数。
在一些实施例中，前述“确定待测位置处血管壁的切线方向”包括：响应对前述血管壁标识的调节动作，确定调节后前述血管壁标识中用于标记切线方向的切线标记的方向为前述血管壁的切线方向。
在一些实施例中，前述血管壁剪切指数包括速度梯度，前述“根据前述计算出来的多个速度分量获得待测位置处的血管壁剪切指数”包括：将前述多个速度分量对当前待测位置处的血管壁的法相半径求导得到前述速度梯度。
在一些实施例中，为根据公式
Figure BDA0003343771800000131
计算血管壁的速度梯度。其中前述公式中VT表示速度分量，即速度沿血管壁的切向分量，前述速度梯度为速度分量在血管壁的半径r＝R这一法相半径处求导得到的。
在一些实施例中，前述前述血管壁剪切指数还包括壁面剪切应力，前述“根据前述计算出来的多个速度分量获得待测位置处的血管壁剪切指数”还包括：对前述血流粘滞系数与前述速度梯度求积计算得出前述壁面剪切应力。
具体的，为根据公式：
Figure BDA0003343771800000132
计算得出血管壁剪切指数中的壁面剪切应力。其中，τ表示WSS(Wall Shear Stress，血管壁面剪切应力)，μ是液体粘滞系数。VT表示速度的切向分量，r是法向半径。
在一些实施例中，前述血管壁剪切指数还包括震荡剪切指数(OSI-OscillatoryShear Index)，前述步骤“根据前述计算出来的多个速度分量获得待测位置处的血管壁剪切指数”还包括：根据壁面剪切应力在一个心动周期T内的积分计算得出前述震荡剪切指数。
其中，所述“根据壁面剪切应力在一个心动周期T内的积分计算得出前述震荡剪切指数”进一步包括：根据壁面剪切应力在一个心动周期T内的积分的绝对值以及前述壁面剪切应力的绝对值在一个心动周期T内的积分计算得出前述震荡剪切指数。具体的，为根据公式：
Figure BDA0003343771800000141
计算前述震荡剪切指数。其中，τ表示WSS(Wall ShearStress，血管壁面剪切应力)。
显示超声图像和血管壁剪切指数(S508)。在一些实施例中，前述血管壁剪切指数包括速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数，前述步骤S508包括：通过图谱分别或同时显示至少一个待测位置处的血管壁的速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数。
其中，前述“通过图谱分别或同时显示至少一个待测位置处的血管壁的速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数”还进一步包括：控制显示一个待测位置处的血管壁的速度梯度值、壁面剪切应力值和/或震荡剪切指数值随时间变化的图谱；或者控制切换显示多个待测位置处的血管壁的速度梯度值、壁面剪切应力值和/或震荡剪切指数值在当前时刻的图谱。
在一些实施例中，前述“通过图谱分别或同时显示至少一个待测位置处的血管壁的速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数”还进一步包括：控制显示前述至少一个待侧位置处的血管壁中具有最大或最小速度梯度、壁面剪切应力和震荡剪切指数的位置及对应的最大或最小速度梯度、壁面剪切应力和震荡剪切指数的数值。
其中，在一些实施例中，前述利用超声检测血管壁剪切指数的方法，在前述步骤S704之后，还包括步骤：在超声图像上叠加显示前述血管内多个点的质点流射速度。如图3和图5所示，在超声图像上叠加多个箭头标识，箭头的长度标识速度大小，箭头的指向标识速度方向。当然除了采用箭头标识血管内多个点的质点流射速度时还可以采用其他速度指示器，例如，颗粒点(颗粒点的大小表示速度的大小，颗粒流动的方向表示速度方向)，三角渲染框(三角框面积表示速度的大小，三角框顶点表示速度方向)等等。
其中，在一些实施例中，前述利用超声检测血管壁剪切指数的方法还包括步骤：根据超声图像找到颈动脉分叉位置；以及控制显示前述颈动脉分叉位置的速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数。
其中，前述步骤“根据超声图像找到颈动脉分叉位置”包括：根据超声图像确定感兴趣区域中的血管的中心线；以及确定有多条中心线相交叉的位置为前述颈动脉分叉位置。
请参阅图8，为本发明另一实施例中的利用超声检测血管壁剪切指数的方法的流程图。在另一实施例中，前述方法包括步骤：
向包含血管的感兴趣区域以多角度偏转发射的方式发射多个角度偏转的第一超声波(S801)。
向包含血管的感兴趣区域发射第二超声波(S802)。其中，前述第一超声波不同于第二超声波。
接收第一超声波获得第一回波信号，接收第二超声波获得第二回波信号(S803)。
根据前述第二回波信号获得超声图像(S804)。
根据前述第一回波信号，获得血管内多个点的质点流射速度，前述质点流射速度包括血流速度大小和方向(S805)。
确定超声图像中的血管壁(S806)。
获得血管壁上的待测位置(S807)。
根据位于待测位置附近多个点的质点流射速度，计算待测位置处的血管壁剪切指数(S808)。
显示超声图像和血管壁剪切指数(S809)。
其中，前述步骤S804-S809分别一一对应图7中的步骤S703-S708，其具体包括的更详细的步骤请参考图7中的步骤S703-S708部分的描述，在此不再多加描述。
请参阅图9，为本发明另一些实施例中的利用超声检测血管壁剪切指数的方法的流程图。在本实施例中，前述方法包括步骤：
向包含血管的感兴趣区域发射超声波(S901)。
接收超声波，获得回波信号(S902)。
根据前述回波信号获得超声图像(S903)。
根据前述回波信号，获得血管内多个点的质点流射速度，前述质点流射速度包括血流速度大小和方向(S904)。
确定超声图像中的血管壁及待测位置(S905)。
根据位于血管壁的待测位置附近多个点的质点流射速度，计算待测位置处对应的血管壁剪切指数(S906)。
生成指数标记，指数标记的属性与前述血管壁剪切指数的计算值关联对应(S907)。具体的，前述指数标记的属性包括但不限于长度、颜色等，可以根据前述血管壁剪切指数生成具有对应长度、颜色等属性的指数标记。
在血管壁上的待测位置处标记与前述待测位置关联对应的指数标记(S908)。
其中，本实施例中的步骤S901-S904与图7中的步骤S701-S704一一对应，步骤S905与图7中的步骤S705-S706对应，步骤S906与图7中的步骤S707对应，该些步骤具体包括的更详细的步骤请参考图7中的对应步骤部分的描述，在此不再多加描述。
其中，前述存储器60/计算机可读存储介质中存储的多条程序指令被处理器40调用执行后，可执行图7-图9任一附图中所示的方法中的部分步骤或全部步骤或其中步骤的任意组合。
从而，本申请通过较低的成本即可准确地检测血管壁位置处包括速度梯度、壁面剪切应力和震荡剪切指数在内的血管壁剪切指数。
以上所述是本发明的优选实施例，应当指出，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也视为本发明的保护范围。

Claims (18)

1.一种利用超声检测血管壁剪切指数的方法，其特征在于，所述方法包括：
向包含血管的感兴趣区域发射超声波；
接收超声波，获得回波信号；
根据所述回波信号获得超声图像；
根据所述回波信号，获得血管内多个点的质点流射速度，所述质点流射速度包括血流速度大小和方向；
在所述超声图像上增加血管壁标识，以确定待测位置的血管壁，其中所述血管壁标识上有两条相互垂直的第一基准线和第二基准线，所述第一基准线用于标识血管壁的方向；
响应对所述第二基准线的调节操作而改变所述第一基准线的方向，在确认调节完毕后，将所述第一基准线的方向确定为待测位置处的血管壁的切线方向；
提取位于所述待测位置附近多个点的所述质点流射速度；
分别计算多个点的所述质点流射速度沿所述第一基准线的方向的速度分量；
根据计算出来的多个所述速度分量获得所述待测位置处的血管壁剪切指数；以及
显示所述超声图像和所述血管壁剪切指数。
2.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤“向包含血管的感兴趣区域发射超声波”包括：
对扫描目标以多角度偏转发射的方式发射多个角度偏转的第一超声波；
所述步骤“根据所述回波信号，获得血管内多个点的质点流射速度”包括：
根据多个点的各个角度反射回来的第一回波信号分别得到每个点沿各个角度的速度分量，将得到的每个点的不同角度的速度分量分别做角度拟合，合成得到所述多个点的质点流射速度。
3.如权利要求2所述的方法，其特征在于，所述步骤“向包含血管的感兴趣区域发射超声波”还包括：所述向包含血管的感兴趣区域发射第二超声波；所述步骤“根据所述回波信号获得超声图像”包括：
接收第二超声波，获得第二回波信号；
根据所述第二回波信号获得超声图像，所述第一超声波不同于第二超声波。
4.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤“确定待测位置的血管壁”包括：
判断出所述超声图像中的亮度高于一预设亮度阈值的区域，确定所述亮度高于所述预设亮度阈值的区域为血管壁。
5.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤“确定待测位置的血管壁”包括：
计算待检测血管位置的血流能量；
寻找血流能量的边缘处；以及
在判断所述超声图像中的亮度高于预设亮度阈值且处于血流能量的边缘处的区域，确定所述亮度高于所述预设亮度阈值且处于血流能量的边缘处的区域为血管壁。
6.如权利要求5所述的方法，其特征在于，所述步骤“寻找血流能量的边缘处”包括：
将血流能量与一能量阈值进行比较，确定血流能量低于所述能量阈值的位置为所述血流能量的边缘处。
7.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述血管壁剪切指数包括速度梯度，所述步骤“根据计算出来的多个所述速度分量获得所述待测位置处的血管壁剪切指数”包括：
将多个所述速度分量对当前待测位置处的血管壁的法相半径求导得到所述速度梯度。
8.如权利要求7所述的方法，其特征在于，所述血管壁剪切指数还包括壁面剪切应力，所述方法还包括：
对血流粘滞系数与所述速度梯度求积计算得出所述壁面剪切应力。
9.如权利要求8所述的方法，其特征在于，所述血管壁剪切指数还包括震荡剪切指数，所述方法还包括：
根据壁面剪切应力在一个心动周期内的积分计算得出所述震荡剪切指数。
10.如权利要求1-9任一项所述的方法，其特征在于，在所述步骤“根据所述回波信号，获得血管内多个点的质点流射速度”之后，所述方法还包括步骤：
在超声图像上叠加显示所述血管内多个点的质点流射速度。
11.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述血管壁剪切指数包括速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数，所述步骤“显示所述超声图像和所述血管壁剪切指数”包括：
通过图谱分别或同时显示至少一个待测位置处的血管壁的速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数。
12.如权利要求11所述的方法，其特征在于，所述步骤“通过图谱分别或同时显示至少一个待测位置处的血管壁的速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数”包括：
控制显示一个待测位置处的血管壁的速度梯度值、壁面剪切应力值随时间变化的曲线和/或震荡剪切指数在不同心动周期的值和/或图谱；或者
控制切换显示多个待测位置处的血管壁的速度梯度值、壁面剪切应力值和/或震荡剪切指数值在当前时刻的图谱。
13.如权利要求11所述的方法，其特征在于，所述方法还包括步骤：
控制显示所述至少一个待测位置处的血管壁中在一段时间内或一个心动周期内的具有最大或最小或平均速度梯度、壁面剪切应力的位置和多个心动周期内具有最大或最小或平均震荡剪切指数的位置及对应的最大或最小或平均速度梯度、壁面剪切应力和震荡剪切指数的数值。
14.如权利要求11所述的方法，其特征在于，所述方法还包括步骤：
根据超声图像找到血管分叉位置；以及
控制显示所述血管分叉位置的速度梯度、壁面剪切应力和/或震荡剪切指数。
15.如权利要求14所述的方法，其特征在于，所述步骤“根据超声图像找到血管分叉位置”包括：
根据超声图像确定感兴趣区域中的血管的中心线；以及
确定有多条中心线相交叉的位置为所述血管分叉位置。
16.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述超声图像为二维图像或三维图像。
17.一种利用超声检测血管壁剪切指数的方法，其特征在于，所述方法包括：
向包含血管的感兴趣区域发射超声波；
接收超声波，获得回波信号；
根据所述回波信号获得超声图像；
根据所述回波信号，获得血管内多个点的质点流射速度，所述质点流射速度包括血流速度大小和方向；
在所述超声图像上增加血管壁标识，以确定待测位置的血管壁，其中所述血管壁标识上有两条相互垂直的第一基准线和第二基准线，所述第一基准线用于标识血管壁的方向；
响应对所述第二基准线的调节操作而改变所述第一基准线的方向，在确认调节完毕后，将所述第一基准线的方向确定为待测位置处的血管壁的切线方向；
提取位于所述待测位置附近多个点的所述质点流射速度；
分别计算多个点的所述质点流射速度沿所述第一基准线的方向的速度分量；
根据计算出来的多个所述速度分量获得所述待测位置处的血管壁剪切指数；以及；
生成指数标记，指数标记的属性与所述血管壁剪切指数的计算值关联对应；
在血管壁上的待测位置处标记与所述待测位置关联对应的指数标记。
18.一种超声成像设备，其特征在于，包括：
探头；
发射电路，用于激励所述探头向包含血管组织的感兴趣区域发射超声波；
接收电路，用于接收所述超声波发射后所产生的回波信号；以及
处理器，用于执行如权利要求1-17任一项所述的方法中的步骤。
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