一种基于超声医学影像的射血分数校准方法及专用设备
阅读说明：本技术 一种基于超声医学影像的射血分数校准方法及专用设备 (Ejection fraction calibration method based on ultrasonic medical image and special equipment ) 是由 李成伟 刘文丽 陆舒洁 张鹏 孙劼 万国庆 张璞 于 2021-06-22 设计创作，主要内容包括：本发明是有关于一种基于超声医学影像的射血分数校准方法及专用设备,使用具有生物组织等效特性的材料制成人体动态心脏模型,通过高精度激光位移传感器精确测量并给出不同心率值下沿着左心室短轴切面方向且左心室外侧位置的位移量标准值；然后利用超声医学影像设备测量并给出该位置位移量的测量值,位移量标准值减去测量值获得修正值,建立心率值与位移量修正值的对照表,然后将该对照表、人体动态心脏模型左心室舒张态的心横径长度标准值和测得值内置于超声医学影像设备中,用于校准射血分数测量结果。通过本发明的校准方法及专用设备,可以提升超声医学影像设备射血分数测量结果的准确性,提升心力衰竭等临床疾病诊断结果的有效性。(The invention relates to a method for calibrating ejection fraction based on ultrasonic medical images and special equipment, wherein a human dynamic heart model is made of a material with biological tissue equivalent characteristics, and a displacement standard value along the direction of a left ventricle short axis section and at the position outside a left ventricle under different heart rate values is accurately measured and given through a high-precision laser displacement sensor; then, an ultrasonic medical imaging device is used for measuring and giving out a measured value of the position displacement, the measured value is subtracted from the displacement standard value to obtain a corrected value, a comparison table of a heart rate value and the displacement corrected value is established, and then the comparison table, the human dynamic heart model left ventricle diastolic heart transverse diameter length standard value and the measured value are built in the ultrasonic medical imaging device and used for calibrating the ejection fraction measurement result. By the calibration method and the special equipment, the accuracy of the ejection fraction measurement result of the ultrasonic medical imaging equipment can be improved, and the effectiveness of the diagnosis result of clinical diseases such as heart failure and the like can be improved.)
技术领域
本发明涉及一种医学影像领域的医学影像校准方法，特别是涉及一种一种基于超声医学影像的射血分数校准方法及专用设备。
背景技术
目前心血管疾病的预防分为四级：零级预防是从生活习惯和心理健康的角度规避可能造成心血管疾病的生活方式；一级预防是纠正有患病风险者的不健康生活方式；二级预防是对高血压、高血糖、高血脂的心血管疾病易患人群进行普遍的筛查和治疗，做到早发现、早诊断、早治疗；三级预防是针对心血管疾病进行预防性用药治疗，诸如定量服用阿司匹林等药物。
在上述四级预防措施中，二级预防是发现和诊断心血管疾病的重要环节。诸如高血压、高血脂等慢性疾病，可以采用抽血化验的形式进行诊断；而针对心力衰竭等非理化特性改变的心血管疾病，医学影像为其重要诊断依据。在所有医学影像中，超声医学影像因具有实时性、简易性、便捷性等特点，成为临床诊断心脏衰竭等疾病的重要手段。在心脏超声测量指标中，射血分数是判断心力衰竭类型的重要指征之一。射血分数指每搏输出量占心室舒张末期容积量的百分比，正常值为50％～70％。它可以代表心脏的收缩功能，是心脏彩超检查的一项重要的指标，一般情况下测量的是左心室数值。射血分数的计算公式为：EF＝(EDV-ES)*100％/EDV，式中EF为射血分数；EDV为心室舒张末容积；ES为心室收缩末容积。从式中可以看出，射血分数是一个容积比率指标，从容积的角度反映的心室的射血功能。如果射血分数小于50％，则考虑存在心肌收缩力减低，心脏收缩功能下降。
利用心脏彩超图像测量射血分数，最常见的是以下三种方法。第一，3D测量法。利用超声成像设备自带的软件，自动勾勒并分别计算左心室收缩期和舒张期的体积，然后计算EF值。第二，二维-辛普森双平面法。在标准心尖四腔及心尖二腔切面，勾画心内膜边界，分别计算收缩和舒张态的面积，然后计算EF值。第三，M型-Teich法。在胸骨旁左室短轴切面引导下，利用左心室舒张期末内径(EDD)和收缩期末内径(ESD)来分别代表相应期间的体积，借以计算EF值。
在上述三种方法中，应用最便捷、范围最广、历史最悠久的是M型-Teich法。传统M型-Teich法利用极高采样频率获得心肌壁特定位置切面图像位置随时间变化的曲线，从曲线中提取特定位置位移量来计算射血分数。传统M型-Teich法获取图像时要求取样线与被测目标的室壁心肌内膜保持垂直，操作可重复性、准确性较低，因此在近年的研究中又衍生出了解剖M型、全方位M型等改进型Teich法，但是基本原理都是依据从图像中提取的位移量来计算射血分数。
无论采用哪种M型-Teich法进行射血分数的测量和计算，其均存在以下缺点：第一，测量位置选择依赖于医生的经验选取，重复性较低；第二，射血分数测量时可能受到心肌本身含血量变化的影响，导致测量结果不准；第三，没有专用校准技术，位移量测量结果的准确性无法进行评价与分析，射血分数计算结果的准确性与有效性无法评价。
有鉴于上述现有的M型-Teich法进行射血分数的测量和计算存在的缺陷，发明人经过不断的研究、设计,并经反复试作及改进后，终于创设出确具实用价值的本发明。
发明内容
本发明的主要目的在于，克服现有的利用心脏彩超图像测量射血分数方法存在的缺陷，而提供一种新的一种基于超声医学影像的射血分数校准方法及专用设备，所要解决的技术问题是使其测量位置准确，非常适于实用。
本发明的另一目的在于，克服现有的利用心脏彩超图像测量射血分数方法存在的缺陷，而提供一种新型结构的一种基于超声医学影像的射血分数校准方法及专用设备，所要解决的技术问题是使其不受到心肌本身含血量变化的影响，确保测量结果精准，从而更加适于实用。
本发明的还一目的在于，克服现有的利用心脏彩超图像测量射血分数方法存在的缺陷，而提供一种新的一种基于超声医学影像的射血分数校准方法及专用设备，所要解决的技术问题是使其具有专用的校准技术，能准确的评价和分析射血分数计算结果的准确性与有效性，提升人体动态心脏模型超声心动位移量的测量重复性，从而更加适于实用。
本发明的目的及解决其技术问题是采用以下技术方案来实现的。依据本发明提出的一种基于超声医学影像的射血分数校准方法，其包括以下步骤：
步骤1：制作人体动态心脏模型；
步骤2：将人体动态心脏模型安装于于亚克力水箱中；
步骤3：安装机械运动控制机构且将安装于亚克力水箱的人体动态心脏模型与机械运动控制机构连接；
步骤4：开启机械运动控制机构，带动人体动态心脏模型产生规律性的往复运动；
步骤5：沿着左心室短轴切面方向，标定左心室外侧位置的位移量，在亚克力水箱中不注水、利用可调节升降的支架来确定激光位移传感器的位置，通过激光位移传感器测量外侧位置处位移量的标准值；
步骤6：获取超声心动图像，在亚克力水箱中注满水直至淹没人体动态心脏模型，然后进行超声心动图像的获取，获取超声心动图像后，利用M型-Teich法测量位移量的测量值；
步骤7：超声心动位移量测量结果的修正，将标准值减去测量值即为沿着左心室短轴切面方向且在左心室外侧位置的超声心动位移量测量结果的修正值，对于40～150次/分间的心率值，每隔5次/分测该心率值对应的位移量修正值，将测得的心率值与位移量修正值的对照表以及左心室舒张态的心横径长度标准值和测得值内嵌到超声设备中，即可用于以后基于超声医学影像的射血分数计算结果的修正，对于不在对照表内的数值，采用线性插值的方式获得心率值的修正值。
本发明的目的及解决其技术问题还可采用以下技术措施进一步实现。
进一步，步骤1包括：
步骤1-1：绘制基于开源的人体动态心脏模型的三维数值模型，结合真实人体心脏数据调节三维数值模型的几何尺寸，使其呈现真实人体生理解剖结构；
步骤1-2：调节用于制备人体动态心脏模型的心肌材料的弹性模量，心肌材料由三组分硅基橡胶制成，使用邵氏硬度计测量制备的人体动态心脏模型的心肌材料硬度，根据硬度与弹性模量的换算公式计算弹性模量，通过调节三组分的比例，使得人体动态心脏模型的心肌材料的弹性模量等效于真实人体心肌组织的弹性模量；心肌材料弹性模量在1.86～2.37MPa之间，在力学特性上等效于人体真实心肌组织；
步骤1-3：制作人体动态心脏模型，根据步骤1-1的三维数值模型进行3D打印人体动态心脏模型，然后对打印的人体动态心脏模型进行倒模，利用模具及步骤1-2中的人体动态心脏模型的心肌材料制备人体动态心脏模型；为方便后续步骤中的各项工作，在人体动态心脏模型倒模过程中，将此模型分为上下两个部分，后续的所有步骤均在下半部分上进行操作，待所有步骤完成后将上下两部分利用步骤1-2中相同的心肌材料粘接在一起，形成完整的人体动态心脏模型；制备完成的人体动态心脏模型包括左心房、左心室、右心房、右心室；
步骤1-4：确定超声成像位置，基于M型-Teich法超声心动成像射血分数测量方法的需求，沿着左心室短轴切面方向且在左心室外侧位置开小孔，将一根内径不小于1mm的硬质橡胶皮管粘接在人体动态心脏模型内部；在左心室内，根据人体动态心脏模型心横径尺寸，穿过硬质橡胶皮管套接弹簧，弹簧的一端抵在左心室壁，弹簧的另一端抵在室间隔上；在室间隔上斜挖出通道，用于将硬质橡胶皮管粘接固定在室间隔上，通道直径小于弹簧2内径；
步骤1-5：确定定位点标记，在步骤1-4中的小孔外侧粘接直径大于5mm、厚度小于0.5mm的圆柱形的亚克力垫片，在亚克力垫片的圆心中央钻0.5mm直径的通孔，同时以亚克力垫片的圆心为对称点，在同一条直径上且距离亚克力垫片的圆心1mm的位置再钻2个直径为0.5mm的通孔；在与这一组对称通孔连线垂直的另一条直径上标注对称的定位点标记×，两个定位点标记×距离亚克力垫片的圆心距离均为1.5mm，这两个定位点标记×用作后续激光位移传感器16标定亚克力垫片的位移量；将两根线径为0.23cm的2号尼龙线由步骤1-4中的硬质橡胶皮管穿出，穿过亚克力垫片的圆心通孔后，两根尼龙线分别从亚克力垫片上对称的两个通孔穿出，再穿回硬质橡胶皮管中；尼龙线的线头伸出硬质橡胶皮管的管口另一端10cm；将穿好尼龙线的亚克力垫片的下端粘接在左心室外壁上；
步骤1-6：将粘接好亚克力垫片的人体动态心脏模型置于光学投影仪的载物台上，沿着左心室短轴且垂直于亚克力垫片上表面的方向测量左心室心横径长度，作为M型-Teich法超声心动成像射血分数测量方法中左心室舒张态的心横径长度标准值。
进一步，其中所述的步骤2具体步骤是采用步骤1-2中相同材质的心肌等效材料制成下腔静脉模拟血管和肺静脉模拟血管，两条模拟血管分别粘接在人体动态心脏模型的对应位置，将硬质橡胶皮管及硬质橡胶皮管内部的尼龙线从下腔静脉模拟血管中穿出，然后将整个人体动态心脏模型通过下腔静脉模拟血管和肺静脉模拟血管分别固定在亚克力水箱的左侧板和前面板，使得亚克力垫片的表面与亚克力水箱的右侧板保持平行且距离右侧板的距离为5～7cm，以模仿心脏在人体胸腔中的位置。
进一步，设在亚克力水箱的左侧面板中心位置的第一亚克力管的外壁与亚克力水箱的左侧板粘接，第一亚克力管位于亚克力水箱外侧的管口粘接橡胶密封盖，橡胶密封盖中间钻一小孔，使得硬质橡胶管和尼龙线穿出亚克力水箱，下腔静脉模拟血管套接在第一亚克力管位于亚克力水箱内侧的管口上并用胶水粘接；
亚克力水箱的前侧面板距离上距离水箱底板10cm、距离水箱左侧板8cm的第二亚克力管的外壁与亚克力水箱的前面板粘接在一起，肺静脉模拟血管套接在第二亚克力管位于亚克力水箱内侧的管口上并用胶水粘接，第二亚克力管在亚克力水箱内部分长度为2～3cm，在亚克力水箱外部分长度为2～3cm，亚克力管盖通过螺纹与第二外亚克力管旋紧，以防止亚克力水箱灌水后渗漏。
进一步，其中所述的步骤3具体步骤是将机械运动控制机构的控制主机通过控制信号传输线与电脑和气泵活塞系统或激光位移传感器连接并实现实时通信；将尼龙线固定在气泵活塞系统中气动活塞的推拉杆前端，气动活塞的推拉杆的初始状态定义为其完全收缩到气动活塞内部时的状态；移动气动活塞与亚克力水箱的相对位置，使推拉杆在推出达到最大长度时，左心室壁处于舒张状态；在获取图像时，气泵活塞系统的固定装置通过固定钳身固定在实验台上，防止固定装置与亚克力水箱发生相对位移；固定装置适当垫高，保证气动活塞的推拉杆与尼龙线在同一条平行于实验台桌面的直线上。
进一步，其特征在于，其中所述的步骤4具体步骤是在尼龙线的牵引下左心室外壁上的亚克力垫片带动人体动态心脏模型产生规律性的往复运动，其中左心室收缩力由气动活塞的推拉杆恢复到初始状态时提供，此时，人体动态心脏模型的左心室收缩导致弹簧受左心室壁和室间隔的压缩而产生形变；人体动态心脏模型的左心室壁恢复到舒张状态的舒张力由被压缩的弹簧提供。
进一步，其中所述的步骤5的具体步骤是利用可升降的固定支架来确定激光位移传感器的位置，沿着左心室短轴切面方向且标定左心室外侧位置处位移量时，对于40～150次/分间的心率值，每隔5次/分的心率值进行一次左心室外侧位置处位移量标准值的测量；测量时亚克力水箱中不加水，同时取下右侧板，设置预定的心率值使得左心室壁产生规律性的往复运动，调节激光位移传感器的高度和位置，将激光位移传感器用于测距的激光点投射在亚克力垫片上，分别测量亚克力垫片上左右对称的两个定位点标记×的位移量，每个定位点测量10次位移量取平均值作为该位置的位移量测量结果，最终以两个定位点的位移量测量结果的平均值作为沿着左心室短轴切面方向且在左心室外侧位置处位移量的标准值；人体动态心脏模型运动时设置的每一种心率值都对应一种气泵活塞系统的电磁阀开关速率，由于气泵活塞系统的电磁阀开关速率的变化可能会导致气动活塞的推拉杆的收缩运动不完全，导致左心室短轴切面外侧位置处位移量会随心率值的变化而发生改变，因此每一个心率值都对应一个位移量的标准值。
进一步，其中所述的步骤6具体步骤是：保持步骤5的电磁阀开关速率不变，将右侧板插回亚克力水箱的凹槽内，在亚克力水箱中注满水直至淹没人体动态心脏模型，然后进行超声心动图像的获取；超声心动图像获取时，将超声成像设备的探头固定在固定支架上，探头的高度与标定人体动态心脏位移量标准值时激光传感器的高度一致；然后在亚克力水箱右侧板的塑料薄膜上涂抹耦合剂，移动固定支架，使得超声成像设备的探头贴附在塑料薄膜上，并以左心室短轴切面的角度获取超声心动图像；由于亚克力垫片的与人体动态心脏模型左心室的声学特性不同，亚克力垫片对超声的反射效果更强烈，因此在超声心动图像中亚克力垫片的图像亮度会更高，当超声成像设备的探头与左心室短轴切面基本保持共平面时，亚克力垫片在超声心动图像上会呈现一个形状不变、位置改变的明亮长方形，利用亚克力垫片与人体动态心脏模型左心室的超声心动图像的不同来辅助寻找左心室短轴切面；在人体动态心脏模型左心室呈现舒张态的情况下，以左心室短轴切面的角度获取超声心动图像并重复测量10次，以平均值作为左心室舒张态的心横径长度测得值。
本发明的目的及解决其技术问题是采用以下技术方案来实现的。依据本发明提出的采用一种基于超声医学影像的射血分数校准方法的专用设备，其特征在于：包括人体动态心脏模型、亚克力水箱、机械运动控制机构、可调节升降的支架和激光位移传感器，其中，人体动态心脏模型设置在亚克力水箱内且与机械运动控制机构连接，激光位移传感器与机械运动控制机构通过控制信号传输线连接，并实现实时通信。
本发明的目的及解决其技术问题还可采用以下技术措施进一步实现。
进一步，其中所述的人体动态心脏模型由三组分硅基橡胶制成，使用邵氏硬度计测量用于制备的人体动态心脏模型的心肌材料硬度，根据硬度与弹性模量的换算公式计算弹性模量，通过调节三组分的比例使得制备的心肌材料的弹性模量等效于真实人体心肌组织的弹性模量；
人体动态心脏模型是结合真实人体心脏数据、调节三维数值模型的几何尺寸后制成，人体动态心脏模型包括左心房、左心室、右心房、右心室；
基于M型-Teich法超声心动成像射血分数测量方法的需求，沿着左心室短轴切面方向且在左心室外侧位置处设置小孔，一根内径不小于1mm的硬质橡胶皮管粘接在人体动态心脏模型内部；在左心室内，根据人体动态心脏模型心横径尺寸，穿过硬质橡胶皮管套接有弹簧，弹簧的一端抵在左心室壁，弹簧的另一端抵在室间隔上；在室间隔上斜挖设有通道，用于将硬质橡胶皮管粘接固定在室间隔上，通道直径小于弹簧内径；
在小孔外侧粘接有直径大于5mm、厚度小于0.5mm的圆柱形的亚克力垫片，在亚克力垫片的圆心中央钻设有0.5mm直径的通孔，同时以亚克力垫片的圆心为对称点，在同一条直径上距离亚克力垫片的圆心1mm的位置再钻设有2个直径为0.5mm的通孔；在与这一组对称通孔连线垂直的另一条直径上标注有对称的定位点标记×，两个定位点标记×距离亚克力垫片的圆心距离均为1.5mm，这两个定位点标记×用作后续激光位移传感器标定亚克力垫片的位移量；
两根线径为0.23cm的2号尼龙线从硬质橡胶皮管穿出，穿过亚克力垫片圆心通孔后，两根尼龙线分别从亚克力垫片上对称的两个通孔穿出，再穿回硬质橡胶皮管中；尼龙线的线头伸出硬质橡胶皮管的管口另一端10cm；穿好尼龙线的亚克力垫片的下端粘接在左心室外壁上。
进一步，所述的人体动态心脏模型还包括下腔静脉模拟血管和肺静脉模拟血管，用与人体动态心脏模型相同材质制成下腔静脉模拟血管和肺静脉模拟血管分别粘接人体动态心脏模型的对应位置，硬质橡胶皮管及硬质橡胶皮管内部的尼龙线从下腔静脉模拟血管中穿出，然后将整个人体动态心脏模型通过下腔静脉模拟血管和肺静脉模拟血管固定在亚克力水箱的左侧板和前面板，使得亚克力垫片的表面与亚克力水箱的右侧板保持平行且距离右侧板的距离为5～7cm，以模仿心脏在人体胸腔中的位置。
进一步，其中所述的亚克力水箱由可拆卸的右侧板与没有上盖板的无上盖水箱组成，右侧板和无上盖水箱均由亚克力板制成，亚克力水箱整体长15～20cm、宽20～25cm、深20～25cm，亚克力板厚度为2cm；
右侧板由塑料薄膜和右侧板主体两部分组成，塑料薄膜长宽均为10～15cm、厚度小于0.5mm的薄膜，在塑料薄膜外侧涂覆耦合剂后，超声成像探头能接收到亚克力水箱内人体动态心脏模型的超声反射信号；
塑料薄膜外侧为右侧板主体，右侧板的左侧边、右侧边和下边缘均经过刻蚀加工，形成凸字型结构；凸字形结构突出的部分宽1cm，高1cm，突出部分两侧的宽度均为0.5cm；凸字形结构表面粘接厚度为0.5mm的橡胶密封条；无上盖水箱在与右侧板相接的前侧板、后侧板及底板上均刻蚀出与凸字形对应的凹字形空槽，当右侧板插入相应空槽时，由于橡胶密封条的膨胀作用，使得亚克力水箱中的水不会从右侧板与无上盖水箱的接缝中渗出。
进一步，还包括第一亚克力管和第二亚克力管，设在亚克力水箱的左侧面板中心位置的第一亚克力管的外壁与亚克力水箱的左侧板粘接，第一亚克力管位于亚克力水箱外侧的管口粘接的橡胶密封盖，橡胶密封盖中间钻有一小孔，使得硬质橡胶管和尼龙线穿出亚克力水箱，下腔静脉模拟血管套接在第一亚克力管位于亚克力水箱内侧的管口上并用胶水粘接；
亚克力水箱的前侧面板距离上距离水箱底板10cm、距离水箱左侧板8cm的第二亚克力管的外壁与亚克力水箱的前面板粘接在一起，肺静脉模拟血管套接在第二亚克力管位于亚克力水箱内侧的管口上并用胶水粘接，第二亚克力管在亚克力水箱内部分长度为2～3cm，在亚克力水箱外部分长度为2～3cm，亚克力管盖通过螺纹与第二亚克力管旋紧，以防止亚克力水箱灌水后渗漏。
进一步，其中所述的机械运动控制机构由电脑、控制主机和气泵活塞系统组成，控制主机通过控制信号传输线分别与电脑与气泵活塞系统或激光位移传感器连接并实时通信；
气泵活塞系统由4部分组成，包括电磁阀、气动活塞、含气罐的空压机和固定装置，其中电磁阀和气动活塞安装在固定装置上，空压机通过气管与电磁阀相通，电磁阀通过气管与气动活塞相通，空压机用于在一段时间内提供压力稳定的气流；电磁阀用于气流开关状态的控制，当电磁阀闭合时，空压机提供的气流经过电磁阀输入到气动活塞中，使得气动活塞的推拉杆推出到最大位置，当电磁阀打开时，截止气流；气动活塞推拉杆长20mm，将尼龙线固定在气动活塞的推拉杆前端；
其中所述的电脑中安装数据采集及运动控制软件，用以调节电磁阀开关速率、接收并处理位移量测量结果。
进一步，可调节升降的支架由立杆、弹簧夹、紧固螺丝、搁板与底座组成，其中，立杆高度为20～25cm，通过立杆底部的螺纹固定在底座上，底座上对应位置有螺孔；弹簧夹套装在立杆上，利用可调节升降的支架来确定激光位移传感器或超声成像设备的探头的位置；在激光位移传感器或超声成像设备的探头位置确定后，用弹簧夹夹持固定；紧固螺丝用于调节搁板的高度，紧固螺丝旋紧时搁板固定，紧固螺丝旋松时搁板的位置能上下调节。
本发明与现有技术相比具有明显的优点和有益效果。其至少具有下列优点：
1.本发明采用三组分硅基材料制成人体动态心脏模型，具有良好的真实人体心肌组织弹性模量等效性；同时，由于三组分硅基材料不吸水也不渗水，用其制成的人体动态心脏模型内部含水量保持稳定，在人体动态心脏模型运动时心肌材料不会产生血液挤出效应，与真实人体心脏进行超声医学影像射的血分数测量结果相比，可以减少因心肌血液挤出效应对射血分数测量结果带来的偏差；
2.本发明的人体动态心脏模型基于真实人体心脏结构三维数据制成，具有良好的结构等效特性；选取与临床射血分数测量相同位置，即沿着左心室短轴切面方向、在左心室外侧位置处设置测量点，测得的位移量即为临床所需位置的数据；
3.本发明在设置的测量点处粘接直径小于5mm的亚克力垫片，形成一平坦测量位置并标记好定位点，便于激光位移传感器进行人体动态心脏模型位移量标定时的测量点准确定位，提升标准值的测量重复性；
4.获取人体动态心脏模型左心室短轴切面较为困难，临床中寻找左心室短轴切面通常是依据医生的个人经验。由于本发明中在左心室短轴切面位置处的左心室外壁粘接了亚克力垫片，其与人体动态心脏模型左心室的声学特性不同，亚克力垫片对超声的反射效果更强烈，因此在超声图像中亚克力垫片的图像亮度会更高，当超声成像设备的探头与左心室短轴切面基本保持共平面时，亚克力垫片在超声图像上会呈现一个形状不变、位置改变的明亮长方形，故可以利用亚克力垫片来辅助寻找左心室短轴切面，降低超声图像获取时左心室短轴切面的定位难度，提升人体动态心脏模型左心室短轴切面位移量的测量重复性；
5.由于气泵活塞系统的电磁阀开关速率的变化可能会导致气动活塞的推拉杆的收缩运动不完全，导致左心室外侧位置位移量会随心率值的变化而发生改变，上述情况也符合人体真实心脏左心室运动随着心率的加快、收缩运动不完全的实际情况；因此本发明中每一个心率值都对应一个位移量的标准值；对于(40～150)次/分间的心率值，每隔5次/分测该心率值对应的位移量修正值，建立心率值与位移量修正值的对照表，对于不在对照表内的数值，采用线性插值的方式获得心率值对应的位移量修正值；
6.将心率值与位移量修正值的对照表内置于超声医学影像设备中，用于校准射血分数计算时使用的位移量测量结果，提升射血分数计算的准确性，从而提升利用射血分数评价心力衰竭等病症的有效性。
上述说明仅是本发明技术方案的概述，为了能够更清楚了解本发明的技术手段，而可依照说明书的内容予以实施，并且为了让本发明的上述和其他目的、特征和优点能够更明显易懂，以下特举较佳实施例，并配合附图,详细说明如下。
附图说明
图1是本发明心脏示意图。
图2是1的俯视图示意图。
图3是亚克力水箱俯视图示意图。
图4是亚克力水箱右侧板的右视图。
图5是本发明气泵活塞系统与亚克力水箱连接示意图。
图6是本发明固定支架结构示意图。
其中：
1：亚克力垫片 2：弹簧
3：硬质橡胶皮管 4：尼龙线
5：下腔静脉模拟血管 6：肺静脉模拟血管
7：右侧板
7-1：塑料薄膜 7-2：右侧板主体
8：无上盖水箱
9：亚克力管
9-1：第一亚克力管
9-2：第二亚克力管
10：亚克力管盖
11：气动活塞 12：电磁阀
13：固定装置 14：气管
15：控制信号传输线 16：激光位移传感器
17：控制主机 18：电脑
19：空压机
20：可调节升降的支架
20-1：立杆 20-2：弹簧夹
20-3：紧固螺丝 20-4：搁板
20-5：底座
具体实施方式
为更进一步阐述本发明为达成预定发明目的所采取的技术手段及功效,以下结合附图及较佳实施例，对依据本发明提出的一种基于超声医学影像的射血分数校准方法及专用设备，其具体实施方式、方法、步骤、结构、特征及其功效，详细说明如后。
请参阅图1-图6所示，本发明较佳实施例的一种基于超声医学影像的射血分数校准方法，其主要包括以下步骤：参阅图1和图2所示，
步骤1：制作人体动态心脏模型：
步骤1-1：绘制基于开源的人体动态心脏模型的三维数值模型。结合真实人体心脏数据调节三维数值模型的几何尺寸，使其呈现真实人体生理解剖结构；由于人体心室心肌壁较厚，为降低运动时心肌材料弹性造成的阻力，将左心室及右心室心肌壁厚减薄至5mm；
步骤1-2：调节用于制备人体动态心脏模型的心肌材料的弹性模量。心肌材料由三组分硅基橡胶制成，使用邵氏硬度计测量制备的人体动态心脏模型的心肌材料硬度，根据硬度与弹性模量的换算公式计算弹性模量，通过调节三组分的比例，使得人体动态心脏模型的心肌材料的弹性模量等效于真实人体心肌组织的弹性模量。
已有实验条件无法进行直接进行弹性模量检测，采取先测心肌材料邵尔硬度(HA)，由邵尔硬度与弹性模量换算公式(1)计算材料对应的弹性模量：
E＝(15.75+2.15HA)/(100-HA) (1)
其中：E为弹性模量，单位：MPa；
HA:为邵尔硬度；
本实施例的心肌材料弹性模量在1.86～2.37MPa之间，在力学特性上可以近似等效于人体真实心肌组织。
步骤1-3：制作人体动态心脏模型。根据步骤1-1的三维数值模型进行3D打印人体动态心脏模型，然后对打印的人体动态心脏模型进行倒模，利用模具及步骤1-2中的人体动态心脏模型的心肌材料制备人体动态心脏模型；为方便后续步骤中的各项工作，在人体动态心脏模型倒模过程中，将此模型分为上下两个部分，后续的所有步骤均在下半部分上进行操作，待所有步骤完成后将上下两部分利用步骤1-2中相同的心肌材料粘接在一起，形成完整的人体动态心脏模型；制备完成的人体动态心脏模型包括左心房、左心室、右心房、右心室；
步骤1-4：确定超声成像位置。基于M型-Teich法超声心动成像射血分数测量方法的需求，在左心室短轴切面方向且在左心室外侧位置开1mm直径的小孔，将一根内径不小于1mm的硬质橡胶皮管3粘接在人体动态心脏模型内部(如图1所示)；在左心室内，根据人体动态心脏模型心横径尺寸，穿过硬质橡胶皮管3套接长40mm、线径1mm、外圈径8mm的弹簧2，弹簧2的一端抵在左心室壁，弹簧2的另一端抵在室间隔上；在室间隔上斜挖出通道，用于将硬质橡胶皮管3粘接固定在室间隔上，通道直径小于弹簧2内径；
步骤1-5：确定定位点标记。在步骤1-4中的小孔外侧粘接直径大于5mm、厚度小于0.5mm的圆柱形的亚克力垫片1，在亚克力垫片1的圆心中央钻0.5mm直径的通孔，同时以亚克力垫片1的圆心为对称点，在同一条直径上且距离亚克力垫片1的圆心1mm的位置再钻2个直径为0.5mm的通孔；在与这一组对称通孔连线垂直的另一条直径上标注对称的定位点标记×，两个定位点标记×距离亚克力垫片1的圆心距离均为1.5mm，这两个定位点标记×用作后续激光位移传感器16标定亚克力垫片1的位移量；将两根线径为0.23cm的2号尼龙线4由步骤1-4中的硬质橡胶皮管3穿出，穿过亚克力垫片1的圆心通孔后，两根尼龙线4分别从亚克力垫片1上对称的两个通孔穿出，再穿回硬质橡胶皮管3中；尼龙线4的线头伸出硬质橡胶皮管3的管口另一端10cm；将穿好尼龙线4的亚克力垫片1的下端粘接在左心室外壁上。
步骤1-6：将粘接好亚克力垫片1的人体动态心脏模型置于光学投影仪的载物台上，沿着左心室短轴且垂直于亚克力垫片1上表面的方向测量左心室心横径长度，作为M型-Teich法超声心动成像射血分数测量方法中左心室舒张态的心横径长度标准值。
步骤2：将人体动态心脏模型安装于于亚克力水箱中。参阅图3和图4。采用步骤1-2中相同材质的心肌等效材质的硅橡胶制成下腔静脉模拟血管5和肺静脉模拟血管6，本实施例的下腔静脉模拟血管5和肺静脉模拟血管6的血管壁厚度为2mm、血管内径为2.8cm，长度可依实际情况而定。
两条模拟血管分别粘接在人体动态心脏模型的对应位置，将硬质橡胶皮管3及硬质橡胶皮管3内部的尼龙线4从下腔静脉模拟血管5中穿出，然后将整个人体动态心脏模型通过下腔静脉模拟血管5和肺静脉模拟血管6分别固定在亚克力水箱的左侧板和前面板，使得亚克力垫片1的表面与亚克力水箱的右侧板7保持平行、距离右侧板7的距离为5～7cm，以模仿心脏在人体胸腔中的位置。
设在亚克力水箱的左侧面板中心位置的第一亚克力管9-1的外壁与亚克力水箱的左侧板粘接，第一亚克力管9-1位于亚克力水箱外侧的管口粘接橡胶密封盖，橡胶密封盖中间钻一小孔，使得硬质橡胶管3和尼龙线4穿出亚克力水箱，下腔静脉模拟血管5套接在第一亚克力管9-1位于亚克力水箱内侧的管口上并用胶水粘接；
亚克力水箱的前侧面板距离上距离水箱底板10cm、距离水箱左侧板8cm的第二亚克力管9-2的外壁与亚克力水箱的前面板粘接在一起，肺静脉模拟血管6套接在第二亚克力管9-2位于亚克力水箱内侧的管口上并用胶水粘接，第二亚克力管9-2在亚克力水箱内部分长度为2～3cm，在亚克力水箱外部分长度为2～3cm，亚克力管盖10通过螺纹与第二外亚克力管9-2旋紧，以防止亚克力水箱灌水后渗漏。
步骤3：安装机械运动控制机构且将安装于亚克力水箱的人体动态心脏模型与机械运动控制机构连接。具体步骤如下：
将机械运动控制机构的控制主机17通过控制信号运传线15与电脑18和气泵活塞系统或激光位移传感器16连接并实现实时通信；将尼龙线4固定在气泵活塞系统中气动活塞11的推拉杆前端，气动活塞11的推拉杆的初始状态定义为其完全收缩到气动活塞11内部时的状态；移动气动活塞11与亚克力水箱的相对位置，使推拉杆在推出达到最大长度时，左心室壁处于舒张状态；在获取图像时，气泵活塞系统的固定装置13通过固定钳身固定在实验台上，防止固定装置与亚克力水箱发生相对位移；固定装置13适当垫高，保证气动活塞11的推拉杆与尼龙线4在同一条平行于实验台桌面的直线上。
步骤4：开启机械运动控制机构，带动人体动态心脏模型产生规律性的往复运动。
尼龙线4的牵引下左心室外壁上的亚克力垫片1带动人体动态心脏模型产生规律性的往复运动，其中左心室收缩力由气动活塞11的推拉杆恢复到初始状态时提供，此时，人体动态心脏模型的左心室收缩导致弹簧2受左心室壁和室间隔的压缩而产生形变；人体动态心脏模型的左心室壁恢复到舒张状态的舒张力由被压缩的弹簧2提供。
步骤5：沿着左心室短轴切面方向，标定左心室外侧位置的位移量，在亚克力水箱中不注水、利用可调节升降的支架20来确定激光位移传感器16的位置，通过激光位移传感器16测量左心室短轴切面外侧位置处位移量的标准值。
具体步骤是利用可升降的固定支架20来确定激光位移传感器16的位置，沿着左心室短轴切面方向且标定左心室外侧位置处位移量时，对于40～150次/分间的心率值，每隔5次/分的心率值进行一次左心室外侧位置处位移量标准值的测量；测量时，亚克力水箱中不加水，同时取下右侧板7，设置预定的心率值使得左心室壁产生规律性的往复运动，调节激光位移传感器16的高度和位置，将激光位移传感器16用于测距的激光点投射在亚克力垫片1上，分别测量亚克力垫片1上距离亚克力垫片1圆心1.5mm，左右对称的两个定位点标记×的位移量(见图3所示)，每个定位点测量10次位移量取平均值作为该位置的位移量测量结果，最终以两个定位点的位移量测量结果的平均值作为左心室短轴切面方向且在左心室外侧位置处位移量的标准值；人体动态心脏模型运动时设置的每一种心率值都对应一种气泵活塞系统的电磁阀12的开关速率，由于气泵活塞系统的电磁阀12的开关速率的变化可能会导致气动活塞11的推拉杆的收缩运动不完全，导致左心室短轴切面的外侧位置处位移量会随心率值的变化而发生改变，因此每一个心率值都对应一个位移量的标准值。
步骤6：获取超心动声图像，在亚克力水箱中注满水直至淹没人体动态心脏模型，然后进行超声心动图像的获取，获取超声心动图像后，利用M型-Teich法测量位移量的测量值。
保持电磁阀开关速率不变，将右侧板7插回亚克力水箱的凹槽内，在亚克力水箱中注满水直至淹没人体动态心脏模型，然后进行超声心动图像的获取；超声心动图像获取时，将超声成像设备的探头固定在固定支架20上，探头的高度与标定人体动态心脏位移量标准值时激光传感器16的高度一致；然后在亚克力水箱右侧板7的塑料薄膜7-1上涂抹耦合剂，移动固定支架20，使得超声成像设备的探头贴附在塑料薄膜7-1上，并以左心室短轴切面的角度获取超声心动图像；由于亚克力垫片1的与人体动态心脏模型左心室的声学特性不同，亚克力垫片1对超声的反射效果更强烈，因此在超声图像中亚克力垫片1的图像亮度会更高，当超声成像设备的探头与左心室短轴切面基本保持共平面时，亚克力垫片1在超声图像上会呈现一个形状不变、位置改变的明亮长方形，利用亚克力垫片1与人体动态心脏模型左心室的超声图像的不同来辅助寻找左心室短轴切面。在人体动态心脏模型左心室呈现舒张态的情况下，以左心室短轴切面的角度获取超声心动图像并重复测量10次，以平均值作为左心室舒张态的心横径长度测得值。
步骤7：超声心动位移量测量结果的修正。将标准值减去测量值即为左心室短轴切面方向且在左心室外侧位置的超声心动位移量测量结果的修正值，对于40～150次/分间的心率值，每隔5次/分测该心率值对应的位移量修正值，将测得的心率值与位移量修正值的对照表以及左心室舒张态的心横径长度标准值和测得值内嵌到超声设备中，即可用于以后超声心动位移量测量结果的修正，对于不在对照表内的数值，采用线性插值的方式获得心率值的修正值。
请参阅图1-图6所示，本发明最佳实施例的一种基于超声医学影像的射血分数校准方法而专用设备，包括人体动态心脏模型、亚克力水箱、机械运动控制机构、可调节升降的支架20和激光位移传感器16，其中，人体动态心脏模型设置在亚克力水箱内且与机械运动控制机构连接，激光位移传感器16与机械运动控制机构通过控制信号传输线15连接，并实现实时通信。
参阅图1和图2所示，人体动态心脏模型由三组分硅基橡胶制成，使用邵氏硬度计测量用于制备的人体动态心脏模型的心肌材料硬度，根据硬度与弹性模量的换算公式计算弹性模量，通过调节三组分的比例使得制备的心肌材料的弹性模量等效于真实人体心肌组织的弹性模量；
人体动态心脏模型是结合真实人体心脏数据、调节三维数值模型的几何尺寸后制成，人体动态心脏模型包括左心房、左心室、右心房、右心室；
基于M型-Teich法超声心动成像射血分数测量方法的需求，沿着左心室短轴切面方向且在左心室外侧位置设置小孔，一根内径不小于1mm的硬质橡胶皮管3粘接在人体动态心脏模型内部；在左心室内，根据人体动态心脏模型心横径尺寸，穿过硬质橡胶皮管3套接有弹簧2，弹簧2的一端抵在左心室壁，弹簧的另一端抵在室间隔上；在室间隔上斜挖设有通道，用于将硬质橡胶皮管3粘接固定在室间隔上，通道直径小于弹簧2内径；
参阅图1和图2所示，在小孔外侧粘接有直径大于5mm、厚度小于0.5mm的圆柱形的亚克力垫片1，在亚克力垫片1的圆心中央钻设有0.5mm直径的通孔，同时以亚克力垫片1的圆心为对称点，在同一条直径上距离亚克力垫片1的圆心1mm的位置再钻设有2个直径为0.5mm的通孔；在与这一组对称通孔连线垂直的另一条直径上标注有对称的定位点标记×，两个定位点标记×距离亚克力垫片1的圆心距离均为1.5mm，这两个定位点标记×用作后续激光位移传感器16标定亚克力垫片1的位移量；两根线径为0.23cm的2号尼龙线从硬质橡胶皮管3穿出，穿过亚克力垫片1的圆心通孔后，两根尼龙线4分别从亚克力垫片1上对称的两个通孔穿出，再穿回硬质橡胶皮管3中；尼龙线4的线头伸出硬质橡胶皮管3的管口另一端10cm；穿好尼龙线4的亚克力垫片1的下端粘接在左心室外壁上。
参阅图3所示，人体动态心脏模型还包括下腔静脉模拟血管5和肺静脉模拟血管6，用与人体动态心脏模型相同材质制成下腔静脉模拟血管5和肺静脉模拟血管6分别粘接人体动态心脏模型的对应位置，硬质橡胶皮管3及硬质橡胶皮管3内部的尼龙线4从下腔静脉模拟血管5中穿出，然后将整个人体动态心脏模型通过下腔静脉模拟血管5和肺静脉模拟血管6固定在亚克力水箱的左侧板和前面板，使得亚克力垫片1的表面与亚克力水箱的右侧板7保持平行、距离右侧板7的距离为5～7cm，以模仿心脏在人体胸腔中的位置。
参阅图3、图4和图5所示，亚克力水箱由可拆卸的右侧板7与没有上盖板的无上盖水箱8组成，右侧板7和无上盖水箱8均由亚克力板制成，亚克力水箱整体长15～20cm、宽20～25cm、深20～25cm，亚克力板厚度为2cm，本实施例中无上盖水箱8整体长15cm、宽20cm、深20cm，亚克力板厚度为2cm。
参阅图4所示，右侧板7由塑料薄膜7-1和右侧板主体7-2两部分组成，塑料薄膜7-1长宽均为10～15cm、厚度小于0.5mm的薄膜，本实施例中塑料薄膜7-1为长宽均为10cm、厚度为0.1mm。在塑料薄膜7-1外侧涂覆耦合剂后，超声成像探头能接收到亚克力水箱内人体动态心脏模型的超声反射信号；
塑料薄膜7-1外侧为右侧板主体7-2，右侧板7的左侧边、右侧边和下边缘均经过刻蚀加工，形成凸字型结构；凸字形结构突出的部分宽1cm，高1cm，突出部分两侧的宽度均为0.5cm；凸字形结构表面粘接厚度为0.5mm的橡胶密封条；无上盖水箱8在与右侧板7相接的前侧板、后侧板及底板上均刻蚀出与凸字形对应的凹字形空槽，当右侧板7插入相应空槽时，由于橡胶密封条的膨胀作用，使得无上盖水箱8中的水不会从右侧板7与无上盖水箱8的接缝中渗出。
参阅图3所示，亚克力水箱还包括第一亚克力管9-1和第二亚克力管9-2，设在亚克力水箱的左侧面板中心位置的第一亚克力管9-1的外壁与亚克力水箱的左侧板粘接，第一亚克力管位于亚克力水箱外侧的管口粘接橡胶密封盖，橡胶密封盖中间钻有一小孔，使得硬质橡胶管3和尼龙线4穿出亚克力水箱，下腔静脉模拟血管5套接在第一亚克力管9-1位于亚克力水箱内侧的管口上并用胶水粘接；
亚克力水箱的前侧面板距离上距离水箱底板10cm、距离水箱左侧板8cm的第二亚克力管9-2的外壁与亚克力水箱的前面板粘接在一起，肺静脉模拟血管6套接在第二亚克力管9-2位于亚克力水箱内侧的管口上并用胶水粘接，第二亚克力管9-2在亚克力水箱内部分长度为2～3cm，在亚克力水箱外部分长度为2～3cm，亚克力管盖10通过螺纹与第二外亚克力管9-2旋紧，以防止亚克力水箱灌水后渗漏。
本实施例中，设在无上盖水箱8的左侧板上中心位置的第一亚克力管9-1外径为3cm、长6cm、壁厚0.5cm的，该第一亚克力管9-1的外壁与无上盖水箱8的左侧板粘接在一起，第一亚克力管9-1在无上盖水箱8内部分长度为2cm，在无上盖水箱8外部分长度为2cm，无上盖水箱8外的第一亚克力管9-1管口粘接有厚度为0.5cm的橡胶密封盖，橡胶密封盖中间钻一小孔，便于硬质橡胶皮管3和尼龙线4穿出无上盖水箱8，第二亚克力管9-2在无上盖水箱8前面板上距离无上盖水箱8底板10cm、距离无上盖水箱8左侧板8cm的位置处，第二亚克力管9-2的外径为3cm、长6cm、壁厚0.5cm，该第二亚克力管9-2的外壁与无上盖水箱8的左侧板粘接在一起，亚克力管在无上盖水箱8内部分长度为2cm，在无上盖水箱8外部分长度为2cm，无上盖水箱8外的第二亚克力管9-2管口内壁带有螺纹，带有螺纹的亚克力管盖10可以旋进第二亚克力管9-2，防止无上盖水箱8灌水后渗漏。
参阅图5所示，机械运动控制机构由电脑18、控制主机17和气泵活塞系统组成；
其中电脑18中安装数据采集及运动控制软件，用以调节电磁阀12开关速率、接收并处理位移量测量结果；控制主机17通过控制信号传输线15分别与电脑18与气泵活塞系统或激光位移传感器16连接并实时通信。
气泵活塞系统由四部分组成，包括电磁阀12、气动活塞11、含气罐的空压机19和固定装置13，其中电磁阀12和气动活塞11安装在固定装置13上，空压机19通过气管14与电磁阀12相通，电磁阀12通过气管14与气动活塞11相通，空压机19用于在一段时间内提供压力稳定的气流；电磁阀12用于气流开关状态的控制，当电磁阀12闭合时，空压机19提供的气流经过电磁阀12输入到气动活塞11中，使得气动活塞11的推拉杆推出到最大位置，当电磁阀12打开时，截止气流；气动活塞11推拉杆长20mm，将尼龙线4固定在气动活塞11的推拉杆前端。
参阅图6所示，利用可调节升降的支架20来确定激光位移传感器16的位置。固定支架20由立杆20-1、弹簧夹20-2、紧固螺丝20-3、搁板20-4与底座20-5组成，其中，立杆20-1高度为20～25cm，通过立杆20-2底部的螺纹固定在底座20-5上，底座20-5上对应位置有螺孔；弹簧夹20-2套装在20-1立杆上，利用可调节升降的支架20来确定激光位移传感器16或超声成像设备的探头的位置；在激光位移传感器16或超声成像设备的探头位置确定后，用弹簧夹20-2夹持固定；紧固螺丝20-3用于调节搁板20-4的高度，紧固螺丝20-3旋紧时搁板20-4固定，紧固螺丝20-3旋松时搁板20-4的位置能上下调节。
本发明的具体测试方法是，将依据上述步骤获得左心室舒张态的心横径长度标准值X1、测得值X2以及心率值与位移量修正值的对照表内嵌至超声设备中。在任意一次超声心动图像射血分数测量时，通过超声图像获取患者的心率数值Hr，查找心率值与位移量修正值的对照表，找出表中与Hr最接近的心率值H1及其对应的位移量修正值Y1、心率值H2及其对应的位移量修正值Y2，其中H1＜Hr＜H2。通过线性拟合求出(H1，Y1)、(H2，Y2)对应的直线方程如下：
Y＝aH+b (2)
其中，a、b为常数；
a＝(Y2-Y1)/(H2-H1)；
b＝(Y1H2-Y2H1)/(H2-H1)；
将Hr带入公式(2)，使用线性内插法获得其对应的位移量修正值Yr。完成上述计算后，利用M型-Teich法超声心动成像射血分数测量方法测得患者左心室舒张态的心横径尺寸X3和收缩态的心横径尺寸X4，利用修正因子X1/X2修正测得值X3、X4，修正公式见式(3)、(4)，获得X3、X4对应的修正结果X5、X6，
X5＝X3·X1/X2 (3)
X6＝X4·X1/X2 (4)
利用经过修正的左心室舒张态的心横径尺寸X5和收缩态的心横径尺寸X6及位移量修正值Yr即可通过公式(5)计算获得经过校准后的射血分数测量结果EF。
EF＝(X5-X6+Yr)/X5 (5)
以上所述，仅是本发明的较佳实施例而已，并非对本发明作任何形式上的限制，虽然本发明已以较佳实施例揭露如上，然而并非用以限定本发明,任何熟悉本专业的技术人员，在不脱离本发明技术方案范围内,当可利用上述揭示的技术内容作出些许更动或修饰为等同变化的等效实施例,但凡是未脱离本发明技术方案的内容，依据本发明的技术实质对以上实施例所作的任何简单修改、等同变化与修饰，均仍属于本发明技术方案的范围内。
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