CN107115108B - 快速计算血管压力差的方法及系统 - Google Patents

Abstract

本发明提供了一种快速计算血管压力差的方法与系统，该系统包括：数据接收模块、几何模型建立模块、压力差计算模块。其中：数据接收模块用于感兴趣血管管腔的影像数据的获取以及感兴趣血管段所能通过的最大平均血流速度的获取；几何模型建立模块用于感兴趣真实血管管腔几何模型、感兴趣理想血管管腔几何模型的建立，并将结果递送至血管压力差计算模块；血管压力差计算模块实现对血管压力差的快速计算。本发明引入了血管偏心程度的概念，并将血管偏心程度精确量化，结合到血管压力差的计算公式中，实现了在同一个血管存在不同管腔形状改变时的血管压力差的精确计算，大大节省了检测时间。

Description

快速计算血管压力差的方法及系统

技术领域

本发明涉及应用于医疗领域，尤其涉及应用在基于影像数据快速计算血管压力差的方法及系统。

背景技术

血管狭窄会对心肌血流供应造成影响，通过冠脉造影，可以显示冠脉狭窄的严重程度，但是不能反映血管的功能性改变。血管压力差指的是感兴趣血管段近端终点和远端终点之间的压力差值，可以有效体现血管的供血功能。

但是，对于血管压力差的测量，一直都是一个难点。通过压力传感器对血管进行有创侵入性压力测量不仅工作量大，而且存在着损伤血管的风险。通过三维或者二维定量冠脉造影可以获得冠脉系统的几何模型。再对重建的冠脉系统几何模型进行计算机流体力学分析，解复杂的流体力学方程需要大量的计算。还有方法将冠脉狭窄的长度和狭窄率视为定值，这样会降低计算结果的准确度，尤其是在弥漫性中度病变下狭窄长度和狭窄率的确定具有很大主观性。

目前通过对冠脉直径或横截面积等几何参数的变化计算血管压力差的方法存在着无法正确区分评估不同程度狭窄下几何参数改变对血流压力的不同影响。现有技术中，比较典型的计算血管压力差的方法有如下几类：

专利文献1：CN102905614A，公开了一种介入式计算测量血管狭窄的方法，包括，基于在血管的不同位置放置压力传感器(如压力导丝)和速度传感器，首先测量出血管中与待测定目标位置不同的第一位置、第二位置的多个压力值和速度值，然后根据压力变化的平方除以速度变化的平方确定该流体介质的波速度，并计算所述第一位置和第二位置的向前压力变化，即血管压力差。

专利文献2：CN 103829933 A，公开了另外一种介入方式检测血管腔狭窄的方法，包括，将两个压力传感(压力传感器1和压力传感器2)介入人体血管中，分别测量两个压力传感器的数值，根据这两个压力传感器测量数值的压力差，来判断这两个压力传感器之间是否出现血管狭窄。

专利文献3：CN201510901329，公开了一种血管压力差的计算方法，包括：接收一段血管的几何参数，该血管包括近端终点和远端终点，所述几何参数包括第一几何参数、第二几何参数和第三几何参数；以近端终点为参考点，基于所述几何参数和血管段上的点到参考点的距离，计算出理想管腔直径函数和几何参数差异函数。在不同尺度下对几何参数差异函数求导，得到多尺度差值导数函数。获得该血管段所能通过的最大平均血流速度，基于多尺度差值导数函数和最大平均血流速度，获得所述血管第一位置处的第二血流压力与近端终点处的第一血流压力之间的比值。本发明的创新之处在于，通过多尺度计算方法，实现了在同一个血管存在不同程度病变情况下的血管压力差计算。

上述专利文献尽管从不同角度、不同计算方法中给出了确定血管压力差的方法，但其仍具有至少以下一种或多个技术缺陷：(1)专利文献1和专利文献2提到的方法都采用压力导丝介入血管来对血管有关几何参数进行采集，不仅成本高昂，而且会给病人带来身体损害；(2)专利文献3提到的方法，虽然可以实现血管压力差的无创快速计算，但是在其计算过程中，未将狭窄偏心性对血管压力差的影响考虑在内，对于存在偏心程度较大狭窄的血管段，使用专利文献3所述方法计算得到的血管压力差会存在误差。因此需要提供一种新的血管压力差计算方法，其能够克服上述部分或全部技术缺陷。

发明内容

本发明所要解决的技术问题是提供一种快速计算血管压力差的方法，具体方案包括：

接收感兴趣血管管腔的影像数据，该血管包括近端终点和远端终点，由此建立该段血管的几何模型，所述几何模型包括真实血管管腔几何模型、理想血管管腔几何模型、真实血管管腔中心线几何模型以及理想血管管腔中心线几何模型；接收感兴趣血管所能通过的最大平均血流速度；

基于所述的真实血管管腔几何模型、理想血管管腔几何模型获得几何差异函数；

基于所述的真实血管管腔中心线几何模型以及理想血管管腔中心线几何模型获得偏心程度函数；

基于上述获得的几何差异函数、偏心程度函数和血管所能通过的最大平均血流速度计算获得所述血管的压力差函数。

优选的，所述方法进一步还包括：根据获得的真实血管管腔几何模型，获取含有至少一个分叉点的血管多级节段理想管腔几何模型，并进一步获得理想血管管腔几何模型。

优选的，所述管腔偏心程度函数基于真实血管管腔的中心线在该位置的坐标和理想血管管腔的中心线在该位置的坐标，以及该位置的真实血管管腔面积和理想血管管腔面积获得。

优选的，对血管段从近端终点到远端终点范围内的参考位置参数进行线性归一化处理，获得更加平滑的理想血管管腔几何模型。

优选的，所述方法进一步还包括：根据真实血管管腔几何模型和理想血管管腔几何模型，通过中心线提取与建立方法，获得真实血管管腔中心线几何模型和理想血管管腔中心线几何模型。

优选的，所述方法进一步还包括：所述管腔偏心程度函数是理想管腔中心线位置数据和真实管腔中心线位置数据之间的相对差异程度随着血管段上某位置相对血管近端终点参考点变化的函数；

优选的，根据获得的真实血管管腔中心线几何模型和理想血管管腔中心线几何模型，获得偏心程度函数。

优选的，所述方法进一步还包括：对于基于三维真实血管管腔几何模型的血管压力差计算，可以使用以下公式计算管腔偏心程度函数g(x,y,z)：

其中，k代表参数系数，取值范围为(0,1)，(x,y,z)和(x₀,y₀,z₀)分别代表在血管管腔的中心线在该位置的坐标和理想管腔的中心线在该位置的坐标，S和S₀分别代表该位置的真实血管管腔面积和理想血管管腔面积。

优选的，所述方法进一步还包括：在感兴趣血管存在多处偏心狭窄的情况下，考虑到狭窄在感兴趣血管中的偏向和相邻狭窄间的距离会对血流情况有一定影响，可以对上述公式中的参数系数k进行调整，使之成为相邻两偏心狭窄管腔中心线位置、相邻两偏心狭窄理想管腔中心线位置和相邻两偏心狭窄间距的函数，对于参数k的调整方法，只要体现相邻两偏心狭窄管腔中心线位置及上述间距的变化关系的函数，均能够作为k的调整函数使用。

优选的，所述方法进一步还包括：对于基于三维真实血管管腔几何模型的血管压力差计算，可以使用以下公式计算参数系数k：

其中，(x₁,y₁,z₁)和(x₂,y₂,z₂)表示相邻两偏心狭窄管腔中心线的位置，(x₁₀,y₁₀,z₁₀)和(x₂₀,y₂₀,z₂₀)表示相邻两偏心狭窄管腔理想中心线的位置,C代表k的参数系数，k₀代表k的基准值。

优选的，所述方法进一步还包括：根据获得的真实血管管腔几何模型和理想血管管腔几何模型，获得真实血管管腔大小函数和理想血管管腔大小函数；根据获得的真实血管管腔大小函数和理想血管管腔大小函数，获得体现两者差异的几何差异函数。

优选的管腔大小函数是管腔大小随着血管段上某位置相对血管近端终点参考点变化的函数，用以体现不同位置处管腔大小，对于基于二维真实血管管腔几何模型的血管压力差计算，可以使用管腔直径函数进行体现，或者使用通过管腔直径计算获得的管腔面积函数进行体现；对于基于三维真实血管管腔几何模型的血管压力差计算，可以使用管腔直径函数进行体现，或者管腔面积函数进行体现。

优选的，理想管腔大小函数是理想管腔大小随着血管段上某位置相对血管近端终点参考点变化的函数，用以体现不同位置处理想管腔大小，对于基于二维理想血管管腔几何模型的血管压力差计算，可以使用理想管腔直径函数进行体现，或者使用通过理想管腔直径计算获得的理想管腔面积函数进行体现；对于基于三维真实血管管腔几何模型的血管压力差计算，可以使用理想管腔直径函数进行体现，或者理想管腔面积函数进行体现。

优选的，所述方法进一步还包括：基于几何参数差异函数，获得其第一尺度差值导数函数和第二尺度差值导数函数之后，通过管腔面积第一尺度差值导数函数积分、管腔面积第二尺度差值导数函数积分和偏心程度函数的加权以及平均血流速度和平均血流速度的平方，可计算获得血管压力差函数。

优选的，所述方法进一步还包括：对于基于三维真实血管管腔几何模型的血管压力差计算，可以使用以下公式计算血管压力差函数：

P(x,y,z)＝{α[C₁V+C₂V²]×∫∫∫f₁(x,y,z)g(x,y,z)dx dydz+β[C₁V+C₂V²]×∫∫∫f₂(x,y,z)g(x,y,z)dx dydz}

其中，C₁、C₂分别代表平均血流速度V和平均血流速度平方V²的参数系数,α为管腔面积第一尺度差值导数函数的加权系数，β为管腔面积第二尺度差值导数函数的加权系数，f₁(x,y,z)为几何参数差异函数的第一尺度差值导数函数，f₂(x,y,z)为几何参数差异函数的第二尺度差值导数函数，g(x,y,z)为偏心程度函数。

本发明还提供了一种获取含有至少多个分叉的血管多级节段理想管腔几何模型的方法，可以通过以下方式实现：

接受某血管段的几何参数，该血管段包括近端终点、多个分叉点、远端终点；

所述几何参数包括第一几何参数，代表该血管段远端横截面的面积或直径；第二几何参数，代表该血管段狭窄部位至远端终点区间第一分叉的横截面积或直径；第三几何参数，代表该血管段狭窄部位至远端终点区间第二分叉的横截面积或直径；……；第1+n几何参数，代表该血管段狭窄部位至远端终点区间第n分叉的横截面积或直径；

基于所述的多个几何参数，使用累加算法计算获得血管狭窄处理想管腔面积或直径；

基于计算获得的血管狭窄处理想管腔面积或直径，获得理想血管管腔几何模型。

优选的，该方法进一步还包括：在获得血管狭窄处理想管腔面积或直径参数的基础上，结合真实血管管腔几何模型，可以重建出理想血管管腔几何模型。

优选的，该方法进一步还包括：对理想血管管腔几何模型近端终点到远端终点范围内的管腔位置参数进行线性归一化处理，获得更加平滑的理想血管管腔几何模型。

优选的，该方法进一步还包括：可以拓展至感兴趣血管存在多处狭窄的情况，先计算出靠近远端终点狭窄处的理想管腔面积，再将靠近远端终点狭窄处的理想管腔作为新的远端终点，逐级计算出靠近近端终点狭窄处的理想管腔面积。

优选的，该方法进一步还包括：可以拓展至感兴趣血管存在一处或多处狭窄，且当存在多处狭窄时，某一个多个相邻狭窄之间存在一处或多处分叉的情况。

优选的，该方法进一步还包括：可以拓展至一处或多处感兴趣血管分叉存在狭窄的情况，通过优化上述累加算法，获得更接近实际的理想管腔面积或直径；所述的累加算法优化方式包括但不仅限于引入校正参数校正该狭窄分叉处血管管腔面积或直径，使用递归算法计算出该狭窄分叉处理想血管管腔面积或直径并用于后续累加计算等。

本发明还提供了一种快速计算血管压力差的系统，所述系统包括：

数据接收模块，用于接收感兴趣血管管腔的影像数据以及该血管段所能通过的最大平均血流速度；

几何模型建立模块，用于感兴趣的真实血管管腔几何模型、感兴趣理想血管管腔几何模型的建立，并将结果递送至血管压力差计算模块；

血管压力差计算模块，用于血管压力差的快速计算；

其中，所述几何模型建立模块进一步包括以下子模块：

真实血管管腔及理想血管管腔模型建立模块，基于数据接收模块接收到的影像数据，建立真实血管管腔几何模型和理想血管管腔几何模型；

真实血管管腔及理想管腔中心线模型建立模块，基于数据接收模块接收到的数据，建立真实血管管腔中心线几何模型和理想血管管腔中心线几何模型。

优选的，所述系统还包括结果显示模块，用于上述计算结果的显示。

优选的，所述血管压力差计算模块，根据真实血管管腔几何模型以及理想血管管腔几何模型，计算获得几何参数差异函数；根据真实血管管腔中心线几何模型和理想血管管腔中心线几何模型，计算获得管腔偏心程度函数；根据上述几何参数差异函数、管腔偏心程度函数以及数据接收模块获取的该血管段所能通过的最大平均血流速度，计算获得所述血管压力差函数。

优选的，所述血管压力差计算模块：以近端终点中心线对应端点为参考点，根据真实血管管腔几何模型以及血管段上某位置处中心线对应点相对参考点的位置，计算出管腔大小函数；根据理想血管管腔几何模型以及血管段上某位置处中心线对应点相对参考点的位置，计算出理想管腔大小函数；根据上述管腔大小函数和理想管腔大小函数，计算出几何差异函数。

优选的，该系统还包括归一化模块，用于在获取理想管腔的几何模型过程中，对血管段的从血管段近端终点到远端终点范围内的位置参数进行线性归一化处理，获得更加平滑的理想血管管腔几何模型。

本发明的有益效果在于：

1.在已有的“血管压力差与血流储备分数的计算方法及系统”基础上，引入了偏心程度参数的概念，并将血管偏心程度精确量化，结合到血管压力差的计算公式中，提供了一种更加全面准确的血管的压力差与血流储备分数的计算方式，实现了在同一个血管存在不同管腔形状改变时的血管压力差的精确计算，大大节省了检测时间。

2.提供一个计算管腔偏心程度函数的方法，使得基于该新的快速计算血管压力差能够实现快速准确不同情况下(比如存在多处偏心狭窄)的血管压力差的计算。

3.在基于影像数据建立感兴趣血管段的几何模型时，考虑到真实血管管腔几何模型、理想血管管腔几何模型、真实血管管腔中心线几何模型以及理想血管管腔中心线几何模型四个参数，并将其全部考虑到上述计算方法中；

4.考虑到多尺度情况下对于血管压力差计算的影响，将多尺度差值导数函数引入该计算方法，提供了解决具有多个不同程度狭窄情况的血管压力差的精准计算方案。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述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它的附图。

图1为本发明的真实血管管腔与理想血管管腔结构对比示意图；

图2为本发明的血管管腔偏心程度数值示意图；

图3(a)为存在非偏心狭窄的血管模型及血管压力差分析结果；

图3(b)为存在偏心狭窄的血管模型及血管压力差分析结果；

图4为本发明的多分叉血管管腔与理想血管管腔结构对比示意图；

图5为本发明的血管压力差系统结构示意图。

具体实施方式

下面结合附图对本发明实施例一种应用程序推荐方法及装置进行详细描述。应当明确，所描述的实施例仅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作出创造性劳动前提下所获得的所有其它实施例，都属于本发明保护的范围。

实施例1：

本发明提供一种快速计算血管压力差的方法，该方法是针对专利文献3方案提出的创新性优化，下面，本实施例将会对两者进行详细对比和说明。

本发明提供的计算血管压力差的方法包括：

接收感兴趣血管管腔的影像数据，该血管管腔包括近端终点和远端终点；

基于该影像数据建立该段血管的几何模型，所述几何模型包括真实血管管腔几何模型、理想血管管腔几何模型、真实血管管腔中心线几何模型以及理想血管管腔中心线几何模型；

接收感兴趣血管所能通过的最大平均血流速度；

基于所述的真实血管管腔几何模型和理想血管管腔几何模型获得几何差异函数；

基于所述的真实血管管腔中心线几何模型以及理想血管管腔中心线几何模型获得偏心程度函数；

基于上述获得的几何差异函数、偏心程度函数和血管所能通过的最大平均血流速度计算获得所述血管的压力差函数。

在一具体实施例中，该方法还包括通过获得感兴趣血管的影像数据，对感兴趣血管进行三维重建，获得血管管腔三维模型。

在一具体实施例中，获得理想血管管腔的方法包括通过自动获取含有多个分叉的血管多级节段理想管腔几何模型的方法，获得理想血管管腔几何模型；优选的，可以对血管段从近端终点到远端终点范围内的参考位置参数进行线性归一化处理，优化理想血管管腔几何模型。

在一具体实施例中，该方法还包括根据重建的真实血管管腔的几何模型和理想血管管腔几何模型，通过中心线提取与建立方法，获得真实血管管腔中心线几何模型和理想血管管腔中心线几何模型。

在一具体实施例中，该方法还包括以血管近端终点中心线对应点为参考点，血管段上某位置中心线对应点在坐标系中相对参考点的位置，根据重建的真实血管管腔几何模型，获得管腔大小函数和理想管腔大小函数。

在一具体实施例中，该方法还包括以血管近端终点中心线对应点为参考点，血管段上某位置中心线对应点在坐标系中相对参考点的位置，根据获得的真实管腔大小函数和理想管腔大小函数，计算出几何参数差异函数；所述几何参数差异函数是理想管腔大小函数和真实管腔大小函数之间的差异随着血管段上某位置中心线对应点在坐标系中相对参考点的位置变化的函数。

在一具体实施例中，该方法还包括根据获得的真实血管管腔中心线几何模型和理想血管管腔中心线几何模型，获得偏心程度函数；所述管腔偏心程度函数是理想管腔中心线位置数据和真实管腔中心线位置数据之间的相对差异程度随着血管段上某位置相对血管近端终点变化的函数。

在一具体实施例中，对于基于三维真实血管管腔几何模型的血管压力差计算，可以使用以下公式计算管腔偏心程度函数g(x,y,z)：

其中，(x,y,z)和(x₀,y₀,z₀)分别代表在真实血管管腔的中心线在该位置的坐标和理想管腔的中心线在该位置的坐标，S和S₀分别代表该位置的管腔面积和理想管腔面积，k代表参数系数，k取值范围为(0,1)，优选的，k＝0.14-0.28。需要说明的是，此处的计算方法，是作为优选方案的，该偏心程度函数可以有多种计算方法和/或表达形式，

在其他表述方式中，可以明确的是，管腔偏心程度和真实血管管腔的中心线坐标和理想管腔的中心线坐标间的距离是成正相关的。

在一具体实施例中，该方法还包括，在存在多处偏心狭窄的情况下，考虑到狭窄在感兴趣血管中的偏向和相邻狭窄间的距离会对血流情况有一定影响，可以对上述公式中的参数系数k进行调整，使之成为相邻两偏心狭窄管腔中心线位置、相邻两偏心狭窄理想管腔中心线位置和相邻两偏心狭窄间距的函数。

在一具体实施例中，对于基于三维真实血管管腔几何模型的血管压力差计算，可以使用以下公式计算参数系数k：

其中，(x₁,y₁,z₁)和(x₂,y₂,z₂)表示相邻两偏心狭窄管腔中心线的位置，(x₁₀,y₁₀,z₁₀)和(x₂₀,y₂₀,z₂₀)表示相邻两偏心狭窄管腔理想中心线的位置,C代表k的参数系数，k₀代表k的基准值；优选的，C＝0.42-0.63，k₀＝0.14-0.20。

在一具体实施例中，该方法还包括根据获得的真实血管管腔几何模型和理想血管管腔几何模型，获得真实管腔大小函数和理想管腔大小函数；根据获得的真实管腔大小函数和理想管腔大小函数，获得体现两者差异的几何差异函数。

在一具体实施例中，管腔大小函数是管腔大小随着血管段上某位置相对血管近端终点参考点变化的函数，用以体现不同位置处管腔大小，对于基于二维真实血管管腔几何模型的血管压力差计算，可以使用管腔直径函数进行体现，或者使用通过管腔直径计算获得的管腔面积函数进行体现；对于基于三维真实血管管腔几何模型的血管压力差计算，可以使用管腔直径函数进行体现，或者管腔面积函数进行体现。

在一具体实施例中，理想管腔大小函数是理想管腔大小随着血管段上某位置相对血管近端终点参考点变化的函数，用以体现不同位置处理想管腔大小，对于基于二维理想血管管腔几何模型的血管压力差计算，可以使用理想管腔直径函数进行体现，或者使用通过理想管腔直径计算获得的理想管腔面积函数进行体现；对于基于三维真实血管管腔几何模型的血管压力差计算，可以使用理想管腔直径函数进行体现，或者理想管腔面积函数进行体现。

在一具体实施例中，该方法还包括基于几何参数差异函数，获得其第一尺度差值导数函数和第二尺度差值导数函数之后，通过管腔面积第一尺度差值导数函数积分、管腔面积第二尺度差值导数函数积分和偏心程度函数的加权以及平均血流速度和平均血流速度的平方，可计算获得血管压力差函数。

优选的，所述血管的不同尺度包括具有较大尺度的第一尺度和具有较小尺度的第二尺度。对于基于三维真实血管管腔几何模型的血管压力差计算，所述不同尺度下的差值导数函数包括管腔面积第一尺度差值导数函数f₁(x,y,z)和管腔面积第二尺度差值导数函数f₂(x,y,z)；采用不同尺度可以反映出血管损坏的不同严重程度(局限性和弥漫性)的狭窄对血流压力差的不同影响；所述管腔面积第一尺度差值导数函数f₁(x,y,z)用于检测大范围狭窄所引起的真实管腔直径和理想管腔直径之间的几何参数差异，忽略掉局限性狭窄病变所引起的几何参数差异；所述管腔面积第二尺度差值导数函数f₂(x,y,z)用于检测病变血管发生局部变化所引起的真实管腔直径和理想管腔直径之间的几何参数差异。

其中，所述第一和第二尺度差值导数函数计算方法可以采用专利文献3中公开的多尺度差值导数函数计算方法，在此不再赘述。

在一具体实施例中，对于基于三维真实血管管腔几何模型的血管压力差计算，可以使用以下公式计算血管压力差函数：

P(x,y,z)＝{α[C₁V+C₂V²]×∫∫∫f₁(x,y,z)g(x,y,z)dx dydz+β[C₁V+C₂V²]×∫∫∫f₂(x,y,z)g(x,y,z)dx dydz}

其中，C₁、C₂分别代表平均血流速度V和平均血流速度平方V²的参数系数,α为管腔面积第一尺度差值导数函数的加权系数，β为管腔面积第二尺度差值导数函数的加权系数，f₁(x,y,z)为几何参数差异函数的第一尺度差值导数函数，f₂(x,y,z)为几何参数差异函数的第二尺度差值导数函数，g(x,y,z)为偏心程度函数。

在一具体实施例中，该方法还包括接受某一个角度下的二维冠脉造影，并对不同帧数下感兴趣区域进行图像配准；该血管段冠脉造影感兴趣区域是从血管近端终点到远端终点。

在一具体实施例中，该方法还包括获取某一个角度下的血管管腔三维重建模型，并对不同帧数下感兴趣区域进行配准；该血管段管腔三维重建模型感兴趣区域是从血管近端终点到远端终点。

在一具体实施例中，该方法还包括计算配准后的感兴趣区域内灰度直方图随心动周期变化的灰度时间你拟合函数。

在一具体实施例中，该方法还包括从灰度时间拟合函数中得到该血管段在冠脉造影过程中造影剂的平均流动速度。

在一具体实施例中，该血管段的平均血流速度V近似等于从灰度时间拟合函数中计算的造影剂平均流动速度。

下面将结合图1-2给予所述的计算方法进一步阐述，参见图1，所述方法包括：接收一段血管管腔的三维模型，该段血管包括近端终点P和远端终点D，偏心狭窄S_A、S_B、S_C和S_D。根据接收到的血管管腔三维模型，获得理想管腔的三维模型。以P为参考点(0,0,0)，得到位于P和D之间的血管中心线上的点对应管腔截面的几何参数，以及该点距离参考点P的位置信息(x,y,z)。

其中，可以通过使用自动获取含有多个分叉的血管多级节段理想管腔几何模型的方法，并且对血管段从近端终点到远端终点范围内的参考位置参数进行线性归一化处理，获得理想血管管腔三维模型。

其中，血管的几何参数包括血管的横截面面积和/或直径、参考血管的横截面面积和/或直径、管腔中心线位置信息和理想管腔中心线位置信息。

如图1所示，实线为真实血管管腔(即当前的实际血管官腔)及管腔中心线，虚线为理想血管管腔及理想管腔中心线。将真实血管管腔和理想血管管腔几何参数相比，得到关于参考点P的几何差异函数；将某一位置的真实管腔中心线和理想管腔中心线相比，结合该位置处的几何参数，得到该位置处的管腔偏心程度数值。

如图2所示，表示图1中的血管段在各个位置处的管腔偏心程度数值。需要说明的是，经过分析发现，当忽略狭窄部位偏心程度而仅通过几何差异函数进行计算时，所求得的第一血流压力和第二血流压力之间的压力差在所述血管存在狭窄均为非偏心狭窄的时候，是准确的。但是，当血管存在偏心狭窄的时候，尤其是中心线位置差异较大的多个偏心狭窄的时候，采用上述方法所计算的压力差则会出现较大误差，会有获得结果显著小于实际结果的情况。

下面，本例将对上述现象进行进一步的展示说明：

如图3(a)和图3(b)所示，两图中血管狭窄部分的狭窄率均为75％，两者狭窄部分的几何差异函数相同，若按照专利文献3提供方法对血管压力差进行计算，两种模型获得的结果是一致的；若使用本发明提供方法对血管压力差进行计算，显然，两种模型得到结果并不一致，且偏心狭窄所在血管的压力差明显大于非偏心狭窄所在血管的压力差。

经过Ansys有限元分析软件验证，结果如图3(a)和图3(b)所示：靠左区域为血管入口，靠右区域为存在压降的血管出口。显然，对于狭窄率一致而偏心程度不一致的两根血管，在相同流入血流速度和压强的情况下，血管入口处和出口处的压力差是存在差异的——偏心程度大的血管压力差相对较大，并且，在图中表现出图3(b)的压力差分布于图3(a)的压力差分布有明显差异。

由此可见，单使用如专利文献3所述的几何差异函数对血管压力差进行计算，对于偏心性狭窄，其计算结果是不准确的，而本发明提出的参考偏心程度的血管压力差计算方法可以更准确地体现血管压力差的真实情况。

实施例2：

在又一具体的实施例中，获取含有多个分叉的血管多级节段理想管腔几何模型的方法，可以采用如下方法：接受该段血管的几何参数，该血管段包括近端终点、多个分叉点和远端终点，所述几何参数包括第一几何参数，代表该血管段远端横截面的面积或直径；第二几何参数，代表该血管段狭窄部位至远端终点区间第一分叉的横截面积或直径；第三几何参数，代表该血管段狭窄部位至远端终点区间第二分叉的横截面积或直径；……；第1+n几何参数，代表该血管段狭窄部位至远端终点区间第n分叉的横截面积或直径；基于所述几何参数，使用累加算法计算获得血管狭窄处理想管腔面积或直径。

其中，所述血管节段是指的起点、各分叉点、以及终点之间的任意两个相邻点之间的所形成的血管段，所述多级节段是指的具有多个上述相邻分叉点之间的血管段；

在一具体实施例中，优选上述远端终点为正常情况(指的其大小、管腔面积等没有发生变异)下的远端位置处。

在一具体实施例中，在获得血管狭窄处理想管腔面积或直径参数的基础上，结合血管管腔三维模型，可以重建出理想血管管腔三维模型。

在一具体实施例中，对理想血管管腔三维模型近端终点到远端终点范围内的管腔位置参数进行线性归一化处理，获得更加平滑的理想血管管腔三维模型。

在一具体实施例中，该方法可以拓展至感兴趣血管存在多处狭窄的情况，先计算出靠近远端终点狭窄处的理想管腔面积，再将靠近远端终点狭窄处的理想管腔作为新的远端终点，逐级计算出靠近近端终点狭窄处的理想管腔面积。

在一具体实施例中，该方法可以拓展至感兴趣血管存在一处或多处狭窄，且当存在多处狭窄时，某一个多个相邻狭窄之间存在一处或多处分叉的情况。

在一具体实施例中，该方法可以拓展至一处或多处感兴趣血管分叉存在狭窄的情况，通过优化上述累加算法，获得更接近实际的理想管腔面积或直径；所述的累加算法优化方式包括但不仅限于引入校正参数校正该狭窄分叉处血管管腔面积或直径，使用递归算法计算出该狭窄分叉处理想血管管腔面积或直径并用于后续累加计算等。

下面将结合图4给予所述的计算方法进一步阐述，参见图4，所述方法包括：接受该段血管的几何参数，包括：(1)血管生理正常的远端终点处的横截面积S₀；(2)血管段狭窄部位至远端终点区间分叉1的横截面积S₁；(3)血管段狭窄部位至远端终点区间分叉2的横截面积S₂；(4)血管段狭窄部位至远端终点区间分叉3的横截面积S₃。

如图4所示，实线为真实血管(即当前的实际血管)管腔及分叉，虚线为理想血管管腔。利用上述几何参数，使用累加算法计算获得狭窄处理想管腔面积S_Ref。在如图4所示的具体实施例中，所述S_Ref的计算公式为：

S_Ref＝ω₀×S₀+ω₁×S₁+ω₂×S₂+ω₃×S₃

其中，ω₀、ω₁、ω₂和ω₃为管腔面积调整系数，ω₀+ω₁+ω₂+ω₃＝4。优选的，ω₀＝0.95～1.15，ω₁＝0.85～1.15，ω₂＝0.75～1.25，ω₃＝0.65～135。

实施例3：

本发明提供了一种快速计算血管压力差的系统，该系统包括：

数据接收模块，用于接收感兴趣血管管腔的影像数据以及该血管段所能通过的最大平均血流速度；

几何模型建立模块，用于感兴趣的真实血管管腔几何模型、感兴趣理想血管管腔几何模型的建立，并将结果递送至血管压力差计算模块；

血管压力差计算模块，用于血管压力差的快速计算；

优选的，所述系统还包括结果显示模块，用于上述计算结果的显示。

优选的，所述几何模型建立模块进一步包括以下子模块：

真实血管管腔及理想血管管腔模型建立模块，基于数据接收模块接收到的影像数据，建立真实血管管腔几何模型和理想血管管腔几何模型；

真实血管管腔及理想管腔中心线模型建立模块，基于数据接收模块接收到的数据，建立真实血管管腔中心线几何模型和理想血管管腔中心线几何模型。

优选的，该系统还包括归一化模块，用于在获取理想管腔的几何模型过程中，对血管段的从血管段近端终点到远端终点范围内的位置参数进行线性归一化处理，获得更加平滑的理想血管管腔几何模型。

优选的，所述血管压力差计算模块，根据真实血管管腔几何模型以及理想血管管腔几何模型，计算获得几何参数差异函数；根据真实血管管腔中心线几何模型和理想血管管腔中心线几何模型，计算获得管腔偏心程度函数；根据上述几何参数差异函数、管腔偏心程度函数以及数据接收模块获取的该血管段所能通过的最大平均血流速度，计算获得所述血管压力差函数。

优选的，所述血管压力差计算模块计算获得几何参数差异函数是通过：以近端终点中心线对应端点为参考点，根据真实血管管腔几何模型以及血管段上某位置处中心线对应点相对参考点的位置，计算出管腔大小函数；根据理想血管管腔几何模型以及血管段上某位置处中心线对应点相对参考点的位置，计算出理想管腔大小函数；根据上述管腔函数和理想管腔大小函数，计算出几何差异函数。

优选的，该系统还包括归一化模块，用于在获取理想管腔的几何模型过程中，对血管段的从血管段近端终点到远端终点范围内的位置参数进行线性归一化处理，获得更加平滑的理想血管管腔几何模型。

在一具体实施例中，该方法还包括基于几何参数差异函数，获得其第一尺度差值导数函数和第二尺度差值导数函数之后，通过管腔面积第一尺度差值导数函数积分、管腔面积第二尺度差值导数函数积分和偏心程度函数的加权以及平均血流速度和平均血流速度的平方，可计算获得血管压力差函数。

优选的，所述不同尺度包括具有较大尺度的第一尺度和具有较小尺度的第二尺度。对于基于三维真实血管管腔几何模型的血管压力差计算，所述不同尺度下的差值导数函数包括管腔面积第一尺度差值导数函数f₁(x,y,z)和管腔面积第二尺度差值导数函数f₂(x,y,z)；采用不同尺度可以反映出血管损坏的不同严重程度(局限性和弥漫性)的狭窄对血流压力差的不同影响；所述管腔面积第一尺度差值导数函数f₁(x,y,z)用于检测大范围狭窄所引起的真实管腔直径和理想管腔直径之间的几何参数差异，忽略掉局限性狭窄病变所引起的几何参数差异；所述管腔面积第二尺度差值导数函数f₂(x,y,z)用于检测病变血管发生局部变化所引起的真实管腔直径和理想管腔直径之间的几何参数差异。

在一具体实施例中，在压力差计算模块中，对于基于三维真实血管管腔几何模型的血管压力差计算，管腔偏心程度函数的计算公式为：

其中，k代表参数系数，k取值范围为(0,1)，(x,y,z)和(x₀,y₀,z₀)分别代表在血管管腔的中心线在该位置的坐标和理想管腔中心线在该位置的坐标，S和S₀分别代表该位置的管腔面积和理想管腔面积。

优选的，所述方法进一步还包括，在存在多处偏心狭窄的情况下，对于基于三维真实血管管腔几何模型的血管压力差计算，考虑到狭窄在感兴趣血管中的偏向和相邻狭窄间的距离会对血流情况有一定影响，可以对上述公式中的参数系数k进行调整，使之成为相邻两偏心狭窄管腔中心线位置、相邻两偏心狭窄理想管腔中心线位置和相邻两偏心狭窄间距的函数。

优选的，所述方法进一步还包括：所述参数系数k的计算公式为：

其中，(x₁,y₁,z₁)和(x₂,y₂,z₂)表示相邻两偏心狭窄管腔中心线的位置，(x₁₀,y₁₀,z₁₀)和(x₂₀,y₂₀,z₂₀)表示相邻两偏心狭窄管腔中心线的位置,C代表k的参数系数。

此时，所述压力差计算模块，则通过管腔面积第一尺度差值导数函数f₁(x,y,z)积分、管腔面积第二尺度差值导数函数f₂(x,y,z)积分和偏心程度函数g(x,y,z)的加权以及平均血流速度V和平均血流速度的平方V²，计算获得血管压力差函数。所述压力差函数的计算公式为：

P(x,y,z)＝{α[C₁V+C₂V²]*∫∫∫f₁(x,y,z)dx dydz+β[C₁V+C₂V²]*∫∫∫f₂(x,y,z)dxdydz}*g(x,y,z)

其中，C₁、C₂分别代表平均血流速度V和平均血流速度平方V²的参数系数,α为管腔面积第一尺度差值导数函数的加权系数，β为管腔面积第二尺度差值导数函数的加权系数。

优选的，计算出几何参数差异函数在n个尺度下的差值导数函数，实现对血管压力差计算公式的优化。

优选的，该系统还包括二维冠脉造影模块，用于对血管的某一个角度下进行二维冠脉造影，并对不同帧数下感兴趣区域进行图像配准；该血管段冠脉造影感兴趣区域是从血管近端终点到远端终点。

优选的，所述血流速度获取模块，基于上述二维冠脉造影模块输出的不同帧数下感兴趣区域进行图像配准，计算配准后的感兴趣区域内灰度直方图随心动周期变化的灰度时间拟合函数，并从灰度时间拟合函数中得到该血管段在冠脉造影过程中造影剂的平均流动速度。

以上所述，仅为本发明的具体实施方式，但本发明的保护范围并不局限于此，任何熟悉本技术领域的技术人员在本发明揭露的技术范围内，可轻易想到的变化或替换，都应涵盖在本发明的保护范围之内。因此，本发明的保护范围应以权利要求的保护范围为准。

Claims (8)

1.一种获取血管的压力差函数的方法，包括：

接收感兴趣血管管腔的影像数据，该血管管腔包括近端终点和远端终点；

基于该影像数据建立该血管段的几何模型，所述几何模型包括真实血管管腔几何模型、理想血管管腔几何模型、真实血管管腔中心线几何模型以及理想血管管腔中心线几何模型；

接收感兴趣血管所能通过的最大平均血流速度；

基于所述的真实血管管腔几何模型和理想血管管腔几何模型获得几何差异函数；

基于所述的真实血管管腔中心线几何模型以及理想血管管腔中心线几何模型获得偏心程度函数；

基于几何差异函数，获得其第一尺度差值导数函数和第二尺度差值导数函数之后，通过管腔面积第一尺度差值导数函数积分、管腔面积第二尺度差值导数函数积分和偏心程度函数的加权以及平均血流速度和平均血流速度的平方，获得血管压力差函数，所述血管压力差函数为：

P(x,y,z)＝{α[C₁V+C₂V²]×∫∫∫f₁(x,y,z)g(x,y,z)dx dydz+β[C₁V+C₂V²]×∫∫∫f₂(x,y,z)g(x,y,z)dx dydz}

其中，C₁、C₂分别代表平均血流速度V和平均血流速度平方V²的参数系数,α为管腔面积第一尺度差值导数函数的加权系数，β为管腔面积第二尺度差值导数函数的加权系数，f₁(x,y,z)为几何差异函数的第一尺度差值导数函数，f₂(x,y,z)为几何差异函数的第二尺度差值导数函数，g(x,y,z)为偏心程度函数；

所述偏心程度函数是理想管腔中心线位置数据和真实管腔中心线位置数据之间的相对差异程度随着血管段上某位置相对血管近端终点参考点变化的函数；

所述偏心程度函数基于真实血管管腔的中心线在该位置的坐标和理想血管管腔的中心线在该位置的坐标，以及该位置的真实血管管腔面积和理想血管管腔面积获得。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述方法进一步还包括：

根据获得的真实血管管腔几何模型，通过获取含有多个分叉的血管多级节段理想管腔几何模型，获得理想血管管腔几何模型。

3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述方法进一步还包括：

根据真实血管管腔几何模型和理想血管管腔几何模型，通过中心线提取与建立方法，获得真实血管管腔中心线几何模型和理想血管管腔中心线几何模型。

4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述方法进一步还包括：

对于基于三维真实血管管腔几何模型的血管压力差计算，使用以下公式计算管腔的偏心程度函数g(x,y,z)：

其中，k代表参数系数，取值范围为(0,1)；(x,y,z)和(x₀,y₀,z₀)分别代表在真实血管管腔的中心线在该位置的坐标和理想血管管腔的中心线在该位置的坐标，S和S₀分别代表该位置的真实血管管腔面积和理想血管管腔面积。

5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，所述方法进一步还包括：

在感兴趣血管存在多处偏心狭窄的情况下，对所述k进行调整，使之成为相邻两偏心狭窄管腔中心线位置、相邻两偏心狭窄理想管腔中心线位置和相邻两偏心狭窄间距的函数。

6.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述方法进一步还包括：

根据获得的真实血管管腔几何模型和理想血管管腔几何模型，获得真实管腔大小函数和理想管腔大小函数；根据获得的真实管腔大小函数和理想管腔大小函数，获得体现两者差异的几何差异函数；

其中，真实管腔大小函数是真实管腔大小随着血管段上某位置相对血管近端终点参考点变化的函数；理想管腔大小函数是理想管腔大小随着血管段上某位置相对血管近端终点参考点变化的函数。

7.一种获取血管的压力差函数的系统，该系统包括：

数据接收模块，用于接收感兴趣血管管腔的影像数据以及该血管段所能通过的最大平均血流速度；

几何模型建立模块，用于感兴趣的真实血管管腔几何模型、感兴趣理想血管管腔几何模型的建立，并将结果递送至血管压力差计算模块；

血管压力差计算模块，用于血管压力差的快速计算；

其中，所述几何模型建立模块进一步包括以下子模块：

真实血管管腔及理想血管管腔模型建立模块，基于数据接收模块接收到的影像数据，建立真实血管管腔几何模型和理想血管管腔几何模型；

真实血管管腔及理想管腔中心线模型建立模块，基于数据接收模块接收到的数据，建立真实血管管腔中心线几何模型和理想血管管腔中心线几何模型；

所述血管压力差计算模块根据真实血管管腔几何模型以及理想血管管腔几何模型，获得几何差异函数；根据真实血管管腔中心线几何模型和理想血管管腔中心线几何模型，获得管腔的偏心程度函数；并基于几何差异函数，获得其第一尺度差值导数函数和第二尺度差值导数函数之后，通过管腔面积第一尺度差值导数函数积分、管腔面积第二尺度差值导数函数积分和偏心程度函数的加权以及平均血流速度和平均血流速度的平方，获得血管压力差函数，所述血管压力差函数为：

P(x,y,z)＝{α[C₁V+C₂V²]×∫∫∫f₁(x,y,z)g(x,y,z)dx dydz+β[C₁V+C₂V²]×∫∫∫f₂(x,y,z)g(x,y,z)dx dydz}

其中，C₁、C₂分别代表平均血流速度V和平均血流速度平方V²的参数系数,α为管腔面积第一尺度差值导数函数的加权系数，β为管腔面积第二尺度差值导数函数的加权系数，f₁(x,y,z)为几何差异函数的第一尺度差值导数函数，f₂(x,y,z)为几何差异函数的第二尺度差值导数函数，g(x,y,z)为偏心程度函数；

所述偏心程度函数是理想管腔中心线位置数据和真实管腔中心线位置数据之间的相对差异程度随着血管段上某位置相对血管近端终点参考点变化的函数；

所述偏心程度函数基于真实血管管腔的中心线在该位置的坐标和理想血管管腔的中心线在该位置的坐标，以及该位置的真实血管管腔面积和理想血管管腔面积获得。

8.根据权利要求7所述的系统，其特征在于，所述血管压力差计算模块进一步地，以近端终点中心线对应端点为参考点，根据真实血管管腔几何模型以及血管段上某位置处中心线对应点相对参考点的位置，获得真实管腔大小函数；根据理想血管管腔几何模型以及血管段上某位置处中心线对应点相对参考点的位置，获得理想管腔大小函数；根据上述真实管腔大小函数和理想管腔大小函数，计算出几何差异函数。

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