申请/专利权人：北京工业大学

申请日：2020-01-13

公开（公告）日：2024-03-26

公开（公告）号：CN111241759B

主分类号：G06F30/28

分类号：G06F30/28;G06T7/00;G06F111/10;G06F119/14

优先权：

专利状态码：有效-授权

法律状态：2024.03.26#授权;2020.06.30#实质审查的生效;2020.06.05#公开

摘要：一种基于零维血流动力学模型的FFR快速计算方法，属于血流动力学数值模拟领域。所述方法包括：构建个性化零维血流动力学模型，构建狭窄阻力理论计算模型，确定狭窄阻力，计算FFR。静息状态下，通过冠脉后负荷和包括心脏在内的其他模型参数个性化零维模型。充血状态下，将阻力模型输出的狭窄阻力作为零维模型的输入，影响零维模型冠脉各分支的流量分配，再将零维模型输出的狭窄分支流量作为阻力模型的输入，重新计算狭窄阻力。两个模型如此反复迭代直到流量与阻力匹配，最终确定狭窄阻力，得到冠脉各分支压力，由充血状态下狭窄远端与主动脉根部平均压力的比值计算FFR。该方法可快速准确地计算FFR。

主权项：1.一种基于零维血流动力学模型的FFR快速计算方法，其特征在于，包括如下步骤：1构建个性化零维血流动力学模型；2构建狭窄阻力理论计算模型；3计算狭窄阻力；4计算FFR；其中步骤1包括如下：1.1基于冠脉CTA图像提取出冠脉各分支的个性化解剖参数，包括：冠脉血管长度l、血管直径d和横截面积A，以及狭窄冠脉的个性化解剖参数，包括：冠脉狭窄处直径Ds、狭窄远端直径Dd和狭窄长度Ls；1.2通过建立电学参数与血流动力学参数的等效关系，将复杂的心血管循环系统简化为电路结构，即零维血流动力学模型；心血管系统的零维血流动力学模型由心脏模块、大动脉模块和冠脉模块组成；每个模块中电阻R模拟血流阻力，电容C模拟血管顺应性，电感L模拟血流惯性；心脏模块中，单向导电的二极管模拟心脏瓣膜，可变电容模拟心室的收缩舒张；冠脉模块中，每个冠脉分支由冠脉血管部分和冠脉后负荷部分组成，在冠脉模块远端增加左心室压力模拟心肌收缩对冠脉血流的影响；心脏模块中用压力-容积关系描述一个心动周期内可变电容的变化： Et为时变弹性，是可变电容的倒数，Pt为时变心室压力，Vt为时变心室容积，V0是参考心室容积；数学上描述Et的公式为：Et＝Emax-Emin·Entn+Emin式1-2其中，Emax是收缩末期心室压力-容积比，Emin是舒张末期心室压力-容积比，Entn是归一化的时变弹性，表达式为： 其中，Tmax＝0.2+0.15tc，tc为心动周期；1.3根据冠脉CTA图像，确定冠脉分支结构；基于步骤1.2，结合零维血流动力学模型中冠脉标准16段模型，针对冠脉模块，根据个性化人自身情况删去多余的分支，添加个性化人自身情况特有的分支，实现对零维血流动力学模型结构的个性化；1.4假设冠脉不存在狭窄，冠脉总流量是心输出量的4％，左右冠状动脉的流量分别占冠脉总流量的60％和40％；将公式1-4计算的平均动脉压作为主动脉入口压力；由公式1-5确定每支冠脉的阻力；然后根据异速生长标度律Q∝d3对冠脉各分支进行流量分配；其中Q是流量，d是血管直径；由公式1-6计算冠脉各分支节点的压力；最后由流量和压力共同确定静息状态下各分支的冠脉后负荷；Pa＝SBP+2·DBP3式1-4 P＝Q·R式1-6其中，Pa是平均动脉压，SBP是收缩压，DBP是舒张压，μ是动态粘度，取0.0035Pa·s，l是血管长度，A是血管横截面积，P是压力，Q是流量，R是阻力；1.5使用遗传算法优化8个敏感参数；以正常人的压力流量作为标准波形，根据标准波形结合个性化的收缩压、舒张压、心率和心输出量得到一个目标模型；当仿真波形与目标波形的均方根误差小于目标波形均值的5％时，得到个性化的模型参数；1.6基于步骤1.4和1.5实现对零维血流动力学模型参数的个性化，结合步骤1.3中对零维血流动力学模型结构的个性化，实现对静息状态下零维血流动力学模型的个性化；冠脉存在狭窄时，充血状态下的冠脉后负荷用静息状态下冠脉后负荷的0.24倍来模拟，并计算狭窄阻力，由此模拟充血状态下的零维血流动力学模型；1.7通过Fortran程序语言对零维血流动力学模型进行编译，在程序中定义所有电路元器件的参数值，并给定初值，结合Kirchhoff定律，用常微分方程组表示电路结构中每个节点对应的电压或电流，用显示欧拉法对零维血流动力学模型进行求解；设置心动周期、步长和周期数，在编译软件中对零维血流动力学模型进行仿真，输出压力和流量波形；其中步骤2具体包括如下：2.1根据狭窄长度Lstenosis和零维血流动力学模型预测的狭窄分支流量Q，结合公式2-1和2-2确定α；其中，α是定义的一个无粘核的无量纲半径； 其中，Lentrance是入口长度，μ是动态粘度，取0.0035Pa·s，ρ是血液密度，取1050kgm3，Q是流量；2.2当α≥0.05时，由公式2-3结合公式2-4、2-5和2-6确定跨狭窄压降ΔPstenosis； 其中， 当α0.05时,先由公式2-7重新确定Lentrance，再由公式2-8结合公式2-6确定ΔPstenosis； 其中，CSAstenosis是狭窄处的横截面积，CSAdistal是狭窄远端的横截面积，是狭窄出口速度剖面为钝型时的膨胀能量损失，是狭窄出口为均匀速度时的膨胀能量损失，是狭窄出口速度剖面为抛物线型时的膨胀能量损失，x是无量纲的轴向距离；2.3由公式2-9确定狭窄阻力Rstenosis； 2.4由上述公式2-1-2-9可知，狭窄阻力Rstenosis与狭窄处横截面积CSAstenosis、狭窄远端横截面积CSAdistal和狭窄长度Lstenosis以及狭窄分支流量Q相关，即狭窄阻力理论计算模型是关于狭窄处横截面积、狭窄远端横截面积、狭窄长度和狭窄分支流量的函数；用MATLAB对上述公式2-1-2-9进行求解，每给定一个狭窄分支流量Q可以计算出一个相应的狭窄阻力Lstenosis；其中步骤3具体包括如下：3.1将提取的相关解剖参数赋给狭窄阻力理论计算模型，将静息状态下的零维血流动力学模型仿真计算达到收敛的最后一步的狭窄处流量的4倍作为狭窄阻力理论计算模型中狭窄分支流量的初值，由MATLAB程序运行可以得到一个相应的狭窄阻力；3.2由充血状态下的零维血流动力学模型和狭窄阻力理论计算模型耦合求解个性化狭窄阻力：充血状态下的零维血流动力学模型每输出一个狭窄处流量即取仿真结果中最后一步的狭窄处流量，狭窄阻力理论计算模型将重新计算狭窄阻力；狭窄阻力理论计算模型每计算出一个新的狭窄阻力，充血状态下的零维血流动力学模型将重新分配冠脉各分支的流量，即充血状态下的零维血流动力学模型为狭窄阻力理论计算模型提供流量的边界条件，狭窄阻力理论计算模型为充血状态下的零维血流动力学模型提供阻力的边界条件；两个模型进行多次迭代直到流量与阻力匹配即系统达到平衡，流量与阻力不再改变，最终确定个性化狭窄阻力；其中步骤4包括：4.1根据步骤3.2确定的个性化狭窄阻力，结合步骤1.6，模拟充血状态下的零维血流动力学模型；对充血状态下的零维血流动力学模型进行仿真计算，输出冠脉各分支压力流量波形；4.2根据充血状态下的零维血流动力学模型输出的压力波形计算狭窄远端的压力平均值和主动脉根部的压力平均值，由公式4-1计算FFR； 其中，Pd为狭窄远端的压力平均值，Pa为主动脉根部的压力平均值。

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百度查询： 北京工业大学 一种基于零维血流动力学模型的FFR快速计算方法

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