CN105078425B - 冠状动脉负荷检测系统及检测方法 - Google Patents

冠状动脉负荷检测系统及检测方法 Download PDF

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Abstract

本发明提供的冠状动脉负荷检测方法及系统，所述方法包括：S1、获取参照内腔横截面积，以及在低频和高频状态下分别获取主设备在对应参照内腔横截面积位置的电压值；S2、在同一电流下，且在低频和高频状态下分别获取主设备处于待测物底端位置或顶端位置的电压值；S3、驱动主设备匀速运动，在同一电流下，且在低频状态下获取主设备运动过程中的电压值；S4、根据预设的固定电流值、内腔横截面积、获得的电压值获取待测物各个位置的横截面积。本发明通过变频的方式获取待测物各个位置的电压值，进而解析出待测物各个位置的截面面积；并根据该截面面积获取待测物各个位置的斑块参数、FFR等参数极大地简化了操作及处理过程，且降低了检测成本。

Description

冠状动脉负荷检测系统及检测方法
技术领域
本发明属于医疗检测技术领域，涉及一种冠状动脉负荷检测系统及检测方法。
背景技术
随着生物医学工程迅猛发展，如何提高人类对疾病的早期预防和治疗，增强机体功能、提高健康水平一直是人们共同关心的问题；相应的，人们对医学检测手段的要求越来越高，检测方式已经从人工检测发展结合自动化设备进行检测，现有技术中，采用单一形态影像诊断仪器进行检测，然而，其不能满足疾病早期诊断的需要；形态和功能相结合的新型检测系统是医学发展的需要，向功能性检查和疾病的早期诊断发展，向疾病的康复和愈后评价发展延伸，正是现代医学发展所追求的目标。
目前，心血管疾病是病患人数最多，致死率最高的疾病，现有技术中，冠状动脉负荷检测过程中，常采用CT、超声波等方式进行检测，且通过该种设备直接获得血管的狭窄率，如此，检测成本高，且获得的检测结果精度较低；另外，上述设备仅能够对血管的狭窄率进行分析，对弥漫性斑块(急性心梗主要病因)以及FFR(体现心脏供血能力)等信息诊断不足。
发明内容
本发明的目的在于提供一种冠状动脉负荷检测系统及方法，所述方法包括：
为了实现上述发明目的之一，本发明一实施方式提供一种冠状动脉负荷检测方法，所述方法包括：S1、获取参照内腔横截面积，以及在低频和高频状态下分别获取主设备在对应参照内腔横截面积位置的电压值；
S2、在同一电流下，且在低频和高频状态下分别获取主设备处于所述待测物底端位置的电压值；
S3、驱动所述主设备匀速运动，在同一电流下，且在低频状态下获取所述主设备运动过程中的电压值；
S4、根据预设的固定电流值、所述内腔横截面积、通过步骤S1、S2、S3获得的电压值获取待测物各个位置的横截面积。
作为本实施方式的进一步改进，所述主设备为阻抗导管，所述阻抗导管包括：球囊导管，设置于所述球囊导管远端的第一信号发射端子，设置于所述球囊导管近端的第二信号发射端子，以及设置所述球囊导管上，且设置于第一信号发射端子和第二信号发射端子之间、间距相等的三个测量端子，每两个所述测量端子均与所述第一信号发射端子、第二信号发射端子构成回路；
所述测量端子包括：从靠近所述第一信号发射端子开始，依次向所述第二信号发射端子设置的第一测量端子D、第二测量端子E、第三测量端子F；其中，第一测量端子D与第二测量端子E之间的距离等于第二测量端子E与第三测量端子F之间的距离；
所述第一测量端子D与第二测量端子E之间构成D-E回路，所述第二测量端子E与第三测量端子F之间构成E-F回路，所述第一测量端子D与第三测量端子F之间构成D-F回路；
所述电压值包括：D-E回路对应的第一电压值，D-F回路对应的第二电压值，以及E-F回路对应的第三电压值。
作为本实施方式的进一步改进，所述步骤S4具体包括：对参照内腔横截面积、步骤S1获得的电压值进行处理，获得表示所述待测物中流动的液体的电导率除以对应两个测量端子之间的有效长度的常数C；
所述主设备处于低频状态下时得出：
C 1 = I U 1 · Area I C , C 2 = I U 12 · Area I C , C 3 = I U 2 · Area I C ,
且C1＝C2＝2C3，
其中，常数C1，常数C2，常数C3分别表示在低频状态下，阻抗导管处于待测物中时、所述待测物中流动的液体的电导率除以对应两个测量端子之间的有效长度，AreaIC表示参照内腔横截面积，U1表示第一电压值，U2表示第二电压值，U12表示第三电压值，U1、U2均通过所述阻抗导管直接获得，U12通过U1、U2的计算获得，U12＝U2-U1；
所述主设备处于高频状态下时得出：
C 1 ′ = I U 1 ′ · Area I C , C 2 ′ = I U 12 ′ · Area I C , C 3 ′ = I U 2 ′ · Area I C ,
且C′1＝C′2＝2C′3，
其中，C′1，C′2，C′3分别表示在高频状态下，阻抗导管处于待测物中时、所述待测物中流动的液体的电导率除以对应两个测量端子之间的有效长度，AreaIC表示参照内腔横截面积，U′1表示第一电压值，U′12表示第二电压值，U′2表示第三电压值，U′1、U′2均通过所述阻抗导管直接获得，U′12通过U′1、U′2的计算获得U′12＝U′2-U′1。
作为本实施方式的进一步改进，所述步骤S4具体包括：根据经过处理得到的所述常数C，以及步骤S2获得的电压值得到所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时，待测物截面面积；
所述主设备处于低频状态下时得出：
I U 1 t = 0 - Area t = 0 · C 1 = K 1 t = 0 ;
所述主设备处于高频状态下时得出：
I U 1 t = 0 ′ - Area t = 0 · C 1 ′ = K 1 t = 0 ;
则，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时待测物截面面积为：
Area t = 0 = ( I U 1 t = 0 ′ - I U 1 t = 0 ) / ( C 1 ′ - C 1 ) ,
其中，表示待测物的电导率，Areat＝0表示所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时待测物截面面积，表示低频时，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的第一电压值，表示高频时，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的第一电压值。
作为本实施方式的进一步改进，在时间点t＝n·Δt时，所述阻抗导管当前所在位置距所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的距离差为：L＝V·n·Δt，其中，V表示所述阻抗导管的回撤速度；
所述步骤S4还包括：对D-E回路对应的待测物的截面面积Areat＝(n-1)·Δt和E-F对应的待测物的截面面积Areat＝n·Δt,进行线性插值，获取D-F回路对应的待测物的截面面积为：
Area t = ( n - 1 ) · Δ t · C 1 + Area t = n · Δ t · C 2 C 1 + C 2 ;
所述主设备处于低频状态下时得出：
I U 1 t = n - Area t = ( n - 1 ) · Δ t · C 1 = K 1 t = n · Δ t ,
I U 12 t = n - Area t = n · Δ t · C 2 = K 2 t = n · Δ t ,
I U 2 t = n - Area t = ( n - 1 ) · Δ t · C 1 + Area t = n · Δ t · C 2 C 1 + C 2 · C 3 = 1 1 K 1 t = n · Δ t + 1 K 2 t = n · Δ t ,
引入C1＝C2＝2C3，可得：
I U 1 t = n - Area t = ( n - 1 ) · Δ t · 2 C 3 = K 1 t = n · Δ t ,
I U 12 t = n - Area t = n · Δ t · 2 C 3 = K 2 t = n · Δ t ,
I U 2 t = n - Area t = ( n - 1 ) · Δ t + Area t = n · Δ t 2 · C 3 = 1 1 K 1 t = n · Δ t + 1 K 2 t = n · Δ t ,
则， C 3 · ( Area t = n · Δ t ) 2 + ( 3 2 · I U 1 t = n - 1 2 · I U 12 t = n - 2 · I U 2 t = n - 2 · C 3 · Area t = ( n - 1 ) · Δ t ) · Area t = n · Δ t + ( 3 2 · I U 12 t = n - 1 2 · I U 1 t = n - 2 · I U 2 t = n + C 3 · Area t = ( n - 1 ) · Δ t ) · Area t = ( n - 1 ) · Δ t = 0
定义： B 3 = ( 3 2 · I U 1 t = n - 1 2 · I U 12 t = n - 2 · I U 2 t = n - 2 · C 3 · Area t = ( n - 1 ) · Δ t ) ,
A 3 = ( 3 2 · I U 12 t = n - 1 2 · I U 1 t = n - 2 · I U 2 t = n + C 3 · Area t = ( n - 1 ) · Δ t ) · Area t = ( n - 1 ) · Δ t ;
当的值逐渐变大时，待测物各个位置的横截面积为：
Area t = n · Δ t = - B 3 + B 3 2 - 4 · C 3 · A 3 2 · C 3 ,
当的值逐渐变小时，待测物各个位置的横截面积为：
Area t = n · Δ t = - B 3 - B 3 2 - 4 · C 3 · A 3 2 · C 3 ,
其中，Areat＝n·Δt表示t时刻时待测物各个位置的横截面积，表示t时刻时D-E回路对应的待测物的电导率，表示t时刻时E-F回路对应的待测物的电导率，表示t时刻时D-E回路对应待测物的第一电压值，表示t时刻时E-F回路对应待测物的第二电压值，表示t时刻时E-F回路对应待测物的第三电压值。
作为本实施方式的进一步改进，所述步骤S4后，所述方法还包括：
根据获得的待测物各个位置的横截面积获取待测物各个位置的直径狭窄率；
所述直径狭窄率＝(待测物入口处正常位置的截面直径-待测物当前所在位置的截面直径)/待测物入口处正常位置的截面直径*100％。
作为本实施方式的进一步改进，所述步骤S4后，所述方法还包括：
根据获得的待测物各个位置的横截面积获得待测物各个位置的血流储备分数；
该步骤具体包括：
根据获得的待测物各个位置的横截面积，将所述待测物分成两个区间，所述两个区间分别为：正常区间和狭窄区间；
对所述正常区间和所述狭窄区间分别计算压力梯度；
对所述正常区间采用Poiseuille公式沿着长度积分计算压力梯度ΔPnormal；
对所述狭窄区间计算压力梯度ΔPstenosis包括：
对所述待测物的弯曲部位进行虚拟修正；
将所述待测物按照其各个位置的横截面面积分解为二维轴对称模型，生成结构化网格；
根据流体力学理论中连续性方程和动量方程，采用有限差分法解连续性方程和动量方程，获取所述狭窄区间中各个位置的压力梯度ΔPstenosis；
根据获得的所述正常区间和所述狭窄区间压力梯度，获得血流储备分数；
血流储备分数 F F R = P a - ΔP t o t a l P a , ΔP t o t a l = ΣΔP n o r m a l + ΣΔP s t e n o s i s ,
其中，FFR为血流储备分数，ΔPtotal为所述待测物各个位置的压力梯度总和，Pa为常数。
作为本实施方式的进一步改进，所述步骤S4后，所述方法还包括：
根据获得的待测物各个位置的横截面积，以及所述阻抗导管处于待测物各个位置时获得的电压值获得待测物各个位置的斑块参数；
所述斑块参数 K t = n · Δ t = I U 12 t = n - Area t = n · Δ t = · C 2 .
作为本实施方式的进一步改进，所述方法还包括：
根据获取的待测物各个位置的截面面积、斑块参数绘制待测物模型；
接收定位指令，所述定位指令为通过所述待测物模型确定的本次定位目标；
再次驱动所述主设备置于待测物底端，采用与前次相同的回撤速度再次匀速回撤所述主设备；
当主设备再次获得的参数与所述定位指令相同时，停止驱动所述主设备移动。
为了实现上述发明目的之一，本发明一实施方式提供一种冠状动脉负荷检测系统，所述系统包括：所述系统包括：控制模块、数据采集模块、数据处理模块；
所述数据采集模块用于：获取参照内腔横截面积，以及在低频和高频状态下分别获取主设备在对应参照内腔横截面积位置的电压值；
在同一电流下，且在低频和高频状态下分别获取主设备处于所述待测物底端位置的电压值；
所述控制模块用于驱动所述主设备匀速运动，所述数据采集模块还用于在同一电流下，且在低频状态下获取所述主设备运动过程中的电压值；
所述数据处理模块用于根据预设的固定电流值、所述内腔横截面积、获得的所述电压值获取待测物各个位置的横截面积。
作为本实施方式的进一步改进，所述主设备为阻抗导管，所述阻抗导管包括：球囊导管，设置于所述球囊导管远端的第一信号发射端子，设置于所述球囊导管近端的第二信号发射端子，以及设置所述球囊导管上，且设置于第一信号发射端子和第二信号发射端子之间、间距相等的三个测量端子，每两个所述测量端子均与所述第一信号发射端子、第二信号发射端子构成回路；
所述测量端子包括：从靠近所述第一信号发射端子开始，依次向所述第二信号发射端子设置的第一测量端子D、第二测量端子E、第三测量端子F；其中，第一测量端子D与第二测量端子E之间的距离等于第二测量端子E与第三测量端子F之间的距离；
所述第一测量端子D与第二测量端子E之间构成D-E回路，所述第二测量端子E与第三测量端子F之间构成E-F回路，所述第一测量端子D与第三测量端子F之间构成D-F回路；
所述电压值包括：D-E回路对应的第一电压值，D-F回路对应的第二电压值，以及E-F回路对应的第三电压值。
作为本实施方式的进一步改进，所述数据处理模块具体用于：对参照内腔横截面积、所述电压值进行处理，获得表示所述待测物中流动的液体的电导率除以对应两个测量端子之间的有效长度的常数C；
所述主设备处于低频状态下时得出：
C 1 = I U 1 · Area I C , C 2 = I U 12 · Area I C , C 3 = I U 2 · Area I C ,
且C1＝C2＝2C3，
其中，常数C1，常数C2，常数C3分别表示在低频状态下，阻抗导管处于待测物中时、所述待测物中流动的液体的电导率除以对应两个测量端子之间的有效长度，AreaIC表示参照内腔横截面积，U1表示第一电压值，U2表示第二电压值，U12表示第三电压值，U1、U2均通过所述阻抗导管直接获得，U12通过U1、U2的计算获得，U12＝U2-U1；
所述主设备处于高频状态下时得出：
C 1 ′ = I U 1 ′ · Area I C , C 2 ′ = I U 12 ′ · Area I C , C 3 ′ = I U 2 ′ · Area I C ,
且C′1＝C′2＝2C′3，
其中，C′1，C′2，C′3分别表示在高频状态下，阻抗导管处于待测物中时、所述待测物中流动的液体的电导率除以对应两个测量端子之间的有效长度，AreaIC表示参照内腔横截面积，U′1表示第一电压值，U′12表示第二电压值，U′2表示第三电压值，U′1、U′2均通过所述阻抗导管直接获得，U′12通过U′1、U′2的计算获得U′12＝U′2-U′1。
作为本实施方式的进一步改进，所述数据处理模块具体用于：根据经过处理得到的所述常数C，以及获得的所述电压值得到所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时，待测物截面面积；
所述主设备处于低频状态下时得出：
I U 1 t = 0 - Area t = 0 · C 1 = K 1 t = 0 ;
所述主设备处于高频状态下时得出：
I U 1 t = 0 ′ - Area t = 0 · C 1 ′ = K 1 t = 0 ;
则，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时待测物截面面积为：
Area t = 0 = ( I U 1 t = 0 ′ - I U 1 t = 0 ) / ( C 1 ′ - C 1 ) ,
其中，表示待测物的电导率，Areat＝0表示所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时待测物截面面积，表示低频时，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的第一电压值，表示高频时，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的第一电压值。
作为本实施方式的进一步改进，在时间点t＝n·Δt时，所述阻抗导管当前所在位置距所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的距离差为：L＝V·n·Δt，其中，V表示所述阻抗导管的回撤速度；
所述数据处理模块还用于：对D-E回路对应的待测物的截面面积Areat＝(n-1)·Δt和E-F对应的待测物的截面面积Areat＝n·Δt,进行线性插值，获取D-F回路对应的待测物的截面面积为：
Area t = ( n - 1 ) · Δ t · C 1 + Area t = n · Δ t · C 2 C 1 + C 2 ;
所述主设备处于低频状态下时得出：
I U 1 t = n - Area t = ( n - 1 ) · Δ t · C 1 = K 1 t = n · Δ t ,
I U 12 t = n - Area t = n · Δ t · C 2 = K 2 t = n · Δ t ,
I U 2 t = n - Area t = ( n - 1 ) · Δ t · C 1 + Area t = n · Δ t · C 2 C 1 + C 2 · C 3 = 1 1 K 1 t = n · Δ t + 1 K 2 t = n · Δ t ,
引入C1＝C2＝2C3，可得：
I U 1 t = n - Area t = ( n - 1 ) · Δ t · 2 C 3 = K 1 t = n · Δ t ,
I U 12 t = n - Area t = n · Δ t · 2 C 3 = K 2 t = n · Δ t ,
I U 2 t = n - Area t = ( n - 1 ) · Δ t + Area t = n · Δ t 2 · C 3 = 1 1 K 1 t = n · Δ t + 1 K 2 t = n · Δ t ,
则， C 3 · ( Area t = n · Δ t ) 2 + ( 3 2 · I U 1 t = n - 1 2 · I U 12 t = n - 2 · I U 2 t = n - 2 · C 3 · Area t = ( n - 1 ) · Δ t ) · Area t = n · Δ t + ( 3 2 · I U 12 t = n - 1 2 · I U 1 t = n - 2 · I U 2 t = n + C 3 · Area t = ( n - 1 ) · Δ t ) · Area t = ( n - 1 ) · Δ t = 0
定义： B 3 = ( 3 2 · I U 1 t = n - 1 2 · I U 12 t = n - 2 · I U 2 t = n - 2 · C 3 · Area t = ( n - 1 ) · Δ t ) ,
A 3 = ( 3 2 · I U 12 t = n - 1 2 · I U 1 t = n - 2 · I U 2 t = n + C 3 · Area t = ( n - 1 ) · Δ t ) · Area t = ( n - 1 ) · Δ t ;
当的值逐渐变大时，待测物各个位置的横截面积为：
Area t = n · Δ t = - B 3 + B 3 2 - 4 · C 3 · A 3 2 · C 3 ,
当 I U 12 t = n 的值逐渐变小时，待测物各个位置的横截面积为：
Area t = n · Δ t = - B 3 - B 3 2 - 4 · C 3 · A 3 2 · C 3 ,
其中，Areat＝n·Δt表示t时刻时待测物各个位置的横截面积，表示t时刻时D-E回路对应的待测物的电导率，表示t时刻时E-F回路对应的待测物的电导率，表示t时刻时D-E回路对应待测物的第一电压值，表示t时刻时E-F回路对应待测物的第二电压值，表示t时刻时E-F回路对应待测物的第三电压值。
作为本实施方式的进一步改进，所述数据处理模块还用于：
根据获得的待测物各个位置的横截面积获取待测物各个位置的直径狭窄率；
所述直径狭窄率＝(待测物入口处正常位置的截面直径-待测物当前所在位置的截面直径)/待测物入口处正常位置的截面直径*100％。
作为本实施方式的进一步改进，所述数据处理模块还用于：
根据获得的待测物各个位置的横截面积获得待测物各个位置的血流储备分数；
所述数据处理模块具体用于：根据获得的待测物各个位置的横截面积，将所述待测物分成两个区间，所述两个区间分别为：正常区间和狭窄区间；
对所述正常区间和所述狭窄区间分别计算压力梯度；
对所述正常区间采用Poiseuille公式沿着长度积分计算压力梯度ΔPnormal；
对所述狭窄区间计算压力梯度ΔPstenosis包括：
对所述待测物的弯曲部位进行虚拟修正；
将所述待测物按照其各个位置的横截面面积分解为二维轴对称模型，生成结构化网格；
根据流体力学理论中连续性方程和动量方程，采用有限差分法解连续性方程和动量方程，获取所述狭窄区间中各个位置的压力梯度ΔPstenosis；
根据获得的所述正常区间和所述狭窄区间压力梯度，获得血流储备分数；
血流储备分数
其中，FFR为血流储备分数，ΔPtotal为所述待测物各个位置的压力梯度总和，Pa为常数。
作为本实施方式的进一步改进，所述数据处理模块还用于：
根据获得的待测物各个位置的横截面积，以及所述阻抗导管处于待测物各个位置时获得的电压值获得待测物各个位置的斑块参数；
所述斑块参数
作为本实施方式的进一步改进，所述数据处理模块还用于：根据获取的待测物各个位置的截面面积、斑块参数绘制待测物模型；
接收定位指令，所述定位指令为通过所述待测物模型确定的本次定位目标；
所述控制模块还用于：再次驱动所述主设备置于待测物底端，采用与前次相同的回撤速度再次匀速回撤所述主设备；
当主设备再次获得的参数与所述定位指令相同时，停止驱动所述主设备移动。
与现有技术相比，本发明的有益效果是：本发明的冠状动脉负荷检测方法及系统，通过变频的方式获取待测物各个位置的电压值，进而解析出待测物各个位置的截面面积；进一步的，在解析所述电压值的过程中，对已获知的一段回路两端的电压值通过线性插值的方式可获取该段电路的最佳电压值，同时，消除血流血管中存在的斑块对解析结果的影响；并进一步的，对待测物各个位置的截面面积进行解析，获取待测物各个位置的直径狭窄率、斑块参数、血流储备分数FFR，该方法实现过程中，只要一次匀速回撤阻抗导管即可精确地获知血流血管中各个位置的截面面积，进而获取各个位置的直径狭窄率，极大地简化了操作及处理过程，且降低了检测成本。
附图说明
图1为本发明一实施方式中冠状动脉负荷检测方法流程示意图；
图2为本发明一实施方式中冠状动脉负荷检测系统的模块示意图；
图3为本发明一具体示例中血流血管拉直后的轴对称结构示意图；
图4为本发明一具体示例中冠状动脉负荷检测系统的结构示意图。
具体实施方式
以下将结合附图所示的实施方式对本发明进行详细描述。但实施方式并不限制本发明，本领域的普通技术人员根据这些实施方式所做出的结构、方法、或功能上的变换均包含在本发明的保护范围内。
如图1所示，本发明一实施方式中的冠状动脉负荷检测方法，所述方法包括：
S1、获取参照内腔横截面积，以及在低频和高频状态下分别获取主设备在对应参照内腔横截面积位置的电压值。
本实施方式中，所述参照内腔横截面积为检测过程中主设备到达待测物所经过的鞘管的鞘管横截面积；所述待测物为血流血管，所述主设备为阻抗导管；相应的，在同一电流下，且在低频和高频状态下分别获取所述阻抗导管在鞘管底端位置的电压值。
需要说明的是，为了方便描述，下述示例中，在阻抗导管应用过程中，将其靠近操作者的一端定义为近端，远离操作者的一端定义为远端。
所述阻抗导管包括：球囊导管，设置于所述球囊导管远端的第一信号发射端子，设置于所述球囊导管近端的第二信号发射端子，以及设置所述球囊导管上，且设置于第一信号发射端子和第二信号发射端子之间的至少三个测量端子，每个测量端子的大小及性能相同，且间距相等，每两个所述测量端子均与所述第一信号发射端子、第二信号发射端子构成回路；如此，产生电流密度分布较为均匀，当后级采用了高输入阻抗的电压型运算放大器进行信号的提取时，测量端子对可视为电解液的所述待测物中的液体的影响即可忽略不计。
所述测量端子的数量为3个，所述测量端子包括：从靠近所述第一信号发射端子开始，依次向所述第二信号发射端子设置的第一测量端子D、第二测量端子E、第三测量端子F；其中，第一测量端子D与第二测量端子E之间的距离等于第二测量端子E与第三测量端子F之间的距离。
所述第一测量端子D与第二测量端子E之间构成D-E回路，所述第二测量端子E与第三测量端子F之间构成E-F回路，所述第一测量端子D与第三测量端子F之间构成D-F回路。
所述电压值包括：D-E回路对应的第一电压值，D-F回路对应的第二电压值，以及E-F回路对应的第三电压值。
本发明具体示例中，所述第一微小信号发生端子、第二微小信号发生端子产生大小为5-20微安，频率为5KHz-200KHz的微小电流，且在整个测量过程中，均发射大小相同的电流，以保证获得精确的测量结果。
所述第一微小信号发生端子和第二微小信号发生端子以及测量端子的宽度均可为：0.5mm-1.5mm，各个所述测量端子的间距相等，均可为0.5mm-2mm,。
本发明优选示例中，所述第一微小信号发生端子和第二微小信号发生端子以及测量端子的宽度均为：1mm，各个所述测量端子的间距相等，均为1mm。
本发明具体示例中，阻抗导管通过鞘管伸入到待测物中，当所述阻抗导管处于鞘管底端时，在低频和高频状态下，分别获取当前位置的第一电压值、第二电压值、第三电压值。
在本发明的其他实施方式中，在所述阻抗导管的外壁面上增加一层超滑的亲水性材料图层，以增加入体式测量的可靠性，在此不做详细赘述。
进一步的，本发明的冠状动脉负荷检测方法还包括：
S2、在同一电流下，且在低频和高频状态下分别获取主设备处于所述待测物底端位置或顶端位置的电压值。
本发明具体示例中，将所述阻抗导管插入到所述待测物的底端位置，在低频和高频状态下，分别获取当前位置的第一电压值、第二电压值、第三电压值。
可以理解的是，上述低频和高频的数值并没有做具体的限定，其仅为相对的频段，例如：低频为5KHZ，相对的高频为200KHZ。
进一步的，本发明的冠状动脉负荷检测方法还包括：
S3、驱动所述主设备匀速运动，在同一电流下，且在低频状态下获取所述主设备运动过程中的电压值；
本发明一实施方式中，仅在低频状态下，获取所述阻抗导管移动过程中，对应所述待测物各个位置的第一电压值、第二电压值、第三电压值。
在本发明其它实施方式中，参照步骤S2，在低频和高频状态下，分别获取所述阻抗导管移动过程中，对应所述待测物各个位置的第一电压值、第二电压值、第三电压值。
以下内容中将会分别描述上述两种实施方式。
进一步的，本发明的冠状动脉负荷检测方法还包括：
S4、根据预设的固定电流值、所述内腔横截面积、通过步骤S1、S2、S3获得的电压值获取待测物各个位置的横截面积。
本发明具体实施方式中，所述预设的固定电流值为第一测量端子和第二测量端子发射出的电流值，该电流值可以根据实际需要进行任意调整，但需要说明的是，在整个测量过程中，该电流值始终保持不变，在此不做详细赘述。
所述步骤S4具体包括：
P1、对参照内腔横截面积、步骤S1获得的电压值进行处理，获得表示所述待测物中流动的液体的电导率除以对应两个测量端子之间的有效长度的常数C；
所述主设备处于低频状态下时得出：
C 1 = I U 1 · Area I C , C 2 = I U 12 · Area I C , C 3 = I U 2 · Area I C ,
在本发明具体示例中，由于第一测量端子D、第二测量端子E、第三测量端子F之间的距离相等，而待测物中流动的液体的电导率固定，进而得出：C1＝C2＝2C3，
其中，常数C1，常数C2，常数C3分别表示在低频状态下，阻抗导管处于待测物中时、所述待测物中流动的液体的电导率除以对应两个测量端子之间的有效长度，AreaIC表示参照内腔横截面积，本示例中，AreaIC表示鞘管的内腔横截面积，该数值一般在鞘管出厂时即可以确定其数值大小，U1表示第一电压值，U2表示第二电压值，U12表示第三电压值，U1、U2均通过所述阻抗导管直接获得，U12通过U1、U2的计算获得，U12＝U2-U1；I为预设的固定电流值，本示例中，表示第一信号发射端子、第二信号发射端子发出的电流的大小。
同理，所述主设备处于高频状态下时得出：
C 1 ′ = I U 1 ′ · Area I C , C 2 ′ = I U 12 ′ · Area I C , C 3 ′ = I U 2 ′ · Area I C ,
且C′1＝C′2＝2C′3，
其中，C′1，C′2，C′3分别表示在高频状态下，阻抗导管处于待测物中时、所述待测物中流动的液体的电导率除以对应两个测量端子之间的有效长度，AreaIC表示参照内腔横截面积，U′1表示第一电压值，U′12表示第二电压值，U′2表示第三电压值，U′1、U′2均通过所述阻抗导管直接获得，U′12通过U′1、U′2的计算获得U′12＝U′2-U′1。
所述步骤S4还包括：
P2、根据经过步骤P1处理得到的所述常数C，以及步骤S2获得的电压值，得到所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时待测物截面面积；
所述主设备处于低频状态下时得出：
I U 1 t = 0 - Area t = 0 · C 1 = K 1 t = 0 ;
所述主设备处于高频状态下时得出：
I U 1 t = 0 ′ - Area t = 0 · C 1 ′ = K 1 t = 0 ;
则，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时待测物截面面积为：
Area t = 0 = ( I U 1 t = 0 ′ - I U 1 t = 0 ) / ( C 1 ′ - C 1 ) ,
其中，表示待测物的电导率，Areat＝0表示所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时待测物截面面积，表示低频时，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的第一电压值，表示高频时，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的第一电压值。
本发明一种实施方式中，所述步骤P2后，所述步骤S4还包括：
P31、驱动所述阻抗导管匀速回撤，所述阻抗导管在回撤过程中，在时间点t＝n·Δt时，n为常数，其取值为大于0的正整数，所述阻抗导管当前所在位置距所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的距离差为：L＝V·n·Δt，其中，V表示所述阻抗导管的回撤速度；为了描述方便，将所述阻抗导管回撤过程中获取的电压值，按照时间变化的规律进行表示，即：低频状态下，上述所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的第一电压值以表示时，所述阻抗导管匀速运动过程中，其测得的第一电压值可以以表示，相应的，第二电压值可表示为第三电压值可表示为
本发明优选实施方式中，所述步骤P31具体包括：对D-E回路对应的待测物的截面面积Areat＝(n-1)·Δt和E-F对应的待测物的截面面积Areat＝n·Δt,进行线性插值，获取D-F回路对应的待测物的截面面积为： Area t = ( n - 1 ) · Δ t · C 1 + Area t = n · Δ t · C 2 C 1 + C 2 ;
如此，当待测物为血流血管时，消除血流血管中存在的斑块对解析结果的影响。
在时间点t，所述主设备处于低频状态下时得出：
I U 1 t = n - Area t = ( n - 1 ) · Δ t · C 1 = K 1 t = n · Δ t ,
I U 12 t = n - Area t = n · Δ t · C 2 = K 2 t = n · Δ t ,
I U 2 t = n - Area t = ( n - 1 ) · Δ t · C 1 + Area t = n · Δ t · C 2 C 1 + C 2 · C 3 = 1 1 K 1 t = n · Δ t + 1 K 2 t = n · Δ t ,
引入C1＝C2＝2C3，可得：
I U 1 t = n - Area t = ( n - 1 ) · Δ t · 2 C 3 = K 1 t = n · Δ t ,
I U 12 t = n - Area t = n · Δ t · 2 C 3 = K 2 t = n · Δ t ,
I U 2 t = n - Area t = ( n - 1 ) · Δ t · C 1 + Area t = n · Δ t · C 2 C 1 + C 2 · C 3 = 1 1 K 1 t = n · Δ t + 1 K 2 t = n · Δ t ,
将上述公式进行合并以消除进而消除血流血管中存在的斑块对解析结果的影响，则：
C 3 · ( Area t = n · Δ t ) 2 + ( 3 2 · I U 1 t = n - 1 2 · I U 12 t = n - 2 · I U 2 t = n - 2 · C 3 · Area t = ( n - 1 ) · Δ t ) · Area t = n · Δ t + ( 3 2 · I U 12 t = n - 1 2 · I U 1 t = n - 2 · I U 2 t = n + C 3 · Area t = ( n - 1 ) · Δ t ) · Area t = ( n - 1 ) · Δ t = 0
为了方便描述，定义：
B 3 = ( 3 2 · I U 1 t = n - 1 2 · I U 12 t = n - 2 · I U 2 t = n - 2 · C 3 · Area t = ( n - 1 ) · Δ t ) ,
A 3 = ( 3 2 · I U 12 t = n - 1 2 · I U 1 t = n - 2 · I U 2 t = n + C 3 · Area t = ( n - 1 ) · Δ t ) · Area t = ( n - 1 ) · Δ t ;
当的值逐渐变大时，待测物各个位置的横截面积为：
Area t = n · Δ t = - B 3 + B 3 2 - 4 · C 3 · A 3 2 · C 3 ,
当的值逐渐变小时，待测物各个位置的横截面积为：
Area t = n · Δ t = - B 3 - B 3 2 - 4 · C 3 · A 3 2 · C 3 ,
其中，Areat＝n·Δt表示t时刻时待测物各个位置的横截面积，表示t时刻时D-E回路对应的待测物的电导率，表示t时刻时E-F回路对应的待测物的电导率，表示t时刻时D-E回路对应待测物的第一电压值，表示t时刻时E-F回路对应待测物的第二电压值，表示t时刻时E-F回路对应待测物的第三电压值。
本发明另一实施方式中，所述步骤P2后，通过P31获得所述待测物各个位置的截面面积的步骤由P32替代。
即，在本发明的另一实施方式中，所述步骤S4还包括:
P32、根据步骤P2获得的所述常数C，步骤S2、步骤S3获得的电压值得到待测物各个位置截面面积；其中，在步骤S3时，还需要在高频状态下，获取所述主设备运动过程中的电压值。
进而，所述主设备处于低频状态下时得出：
I U 1 t = n - Area t = n · C 1 = K 1 t = n ;
所述主设备处于高频状态下时得出：
I U 1 t = n ′ - Area t = n · C 1 ′ = K 1 t = n ;
则，所述阻抗导管驱动过程中，其处于所述待测物底端位置时待测物截面面积为：
Area t = n = ( I U 1 t = n ′ - I U 1 t = n ) / ( C 1 ′ - C 1 ) ,
其中，表示待测物的电导率，Areat＝0表示所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时待测物截面面积；表示低频时，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的第一电压值，表示高频时，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的第一电压值。
需要说明的是，上述获取待测物各个位置截面面积的过程中，还可以对传输数据进行噪声处理，所述传输数据为由所述阻抗导管直接获得的电压值、电流值等。所述噪声处理过程例如：选用高阻抗信号源，在前置放大器的选择上使用噪声电压与噪声电流都很低的低温漂、宽频带以及高阻抗的运放，同理在交变恒流源变换过程中也可选择类似功效的器件；进一步的，由于是微弱信号的检测，信号的信噪比较低，除了模拟电路在布局上的精心布局提取信号外，还可以利用FFT算法进行信号的去噪，以解决信噪比低的问题，如此，不仅节约了硬件电路的成本，同时也保证了检测系统的实时稳定性。
进一步的，所述步骤S4后，通过对步骤S4获得的截面面积进行解析，还可以进一步的获得待测物各个位置直径狭窄率、斑块参数、血流储备分数FFR中的至少一个，进一步的，通过获得待测物各个位置的截面面积、以及斑块参数还可以绘制待测物模型。
本发明一实施方式中，所述步骤S4后，所述方法可包括：
S51、根据步骤S4获得的待测物各个位置的横截面积获取待测物各个位置的直径狭窄率；
根据待测物各个位置的横截面积获得待测物各个位置的截面直径，进而得出所述待测物各个位置的狭窄率。
所述待测物各个位置的截面直径 D t = 2 = Area t = n × 4 π 2 .
进一步，所述直径狭窄率＝(待测物入口处正常位置的截面直径-待测物当前所在位置的截面直径)/待测物入口处正常位置的截面直径*100％。
可以理解的是，本实施方式中所确定的当前位置的血流血管的直径狭窄率为相对于所述阻抗导管处于血流血管的底端位置所获得，因此，当待测物为血流血管时，尽可能将所述阻抗导管的插入到所述血流血管处于正常状态的位置，在此不做详细赘述。
综上，本发明的冠状动脉负荷检测方法，通过变频的方式获取待测物各个位置的电压值，进而解析出待测物各个位置的截面面积；进一步的，在解析所述电压值的过程中，对已获知的一段回路两端的电压值通过线性插值的方式可获取该段电路的最佳电压值，同时，消除血流血管中存在的斑块对解析结果的影响；并进一步的，对待测物各个位置的截面面积进行解析，获取待测物各个位置的直径狭窄率；该方法实现过程中，只要一次匀速回撤阻抗导管即可精确地获知血流血管中各个位置的截面面积，进而获取各个位置的直径狭窄率；本发明采用阻抗导管获取电压值，无需其它辅助工具，区别于传统的采用注射具有不同电导率的物质，或影像学测量数据等获取直径狭窄率的方法，极大地简化了操作处理的过程，且降低了检测成本。
本发明一实施方式中，所述步骤S4后，所述方法可包括：
S52、根据步骤S4获得的待测物各个位置的横截面积，以及所述阻抗导管处于待测物各个位置时获得的电压值获得待测物各个位置的斑块参数；
所述斑块参数 K t = n · Δ t = I U 12 t = n - Area t = n · Δ t · C 2 ;
根据上述公式可知：参数K的值越低，所述血流血管的管壁的脂肪含量越高。
当然，在本发明的其他实施方式中，血流血管各个位置的横截截面面积还可以通过影像学的方式获得，例如：CT，MRI，造影等任何一种影像学方法，在此不做详细赘述。
如此，本实施方式只要一次匀速回撤阻抗导管即可精确地获知血流血管中各个位置的横截截面面积，进而获取各个位置的斑块参数，极大地简化了操作及处理过程，且降低了检测成本。
本发明一实施方式中，所述步骤S4后，所述方法可包括：
S53、根据步骤S4获得的待测物各个位置的横截面积，获得待测物各个位置的血流储备分数FFR。
可以理解的是，所述待测物各个位置的横截面积同样可通过步骤S52中所描述的通过影像学的方式获得，例如：CT，MRI，造影等任何一种影像学方法，在此不做详细赘述。
所述步骤S53具体包括：
M1、根据上述获得的待测物各个位置的横截面积，将所述待测物分成两个区间，所述两个区间分别为：正常区间和狭窄区间；
本发明一实施方式中，将面积狭窄率的数值小于50％的待测物对应位置划分到正常区间，其他定义为狭窄区间，当然，在本发明的其他实施方式中，对正常区间和狭窄区间的分界点或分界方式可以按需求界定，在此不做详细赘述。
所述面积狭窄率＝(待测物入口处正常位置的截面面积-当前截面面积)/待测物入口处正常位置的截面面积*100％。
进一步的，为了精简计算过程，将两个或两个以上的狭窄区间视为同一狭窄区间，本实施方式中，设定一区间划分阈值，该区间划分阈值为长度数值，判断两个相邻的狭窄区间的距离值是否小于所述区间划分阈值，若是，将相邻的两个狭窄区间视为同一狭窄区间。
M2、对所述正常区间和所述狭窄区间分别计算压力梯度；
对所述正常区间采用Poiseuille公式沿着长度积分计算压力梯度ΔPnormal；
对所述狭窄区间计算压力梯度ΔPstenosis包括：对所述待测物的弯曲部位进行虚拟修正；将所述待测物按照其各个位置的横截面面积分解为二维轴对称模型，生成结构化网格；如此，对所述狭窄区间的三维的计算转变为二维的计算，使计算速度提升了上千倍。
结合图3所示，本发明具体示例中，将所述待测物沿其轴向方向进行虚拟拉直，对拉直后的所述待测物进行径向解剖，获取对称面P，将对称面P沿其对称轴分解为两部分；按照待测物各个位置的截面面积生成二维对称模型，生成结构化网格，进一步的对所述对称轴X任意一侧所生成的结构化网格做压力梯度计算。
本发明具体示例中，一次注射造影剂，通过所述阻抗导管精确测量所述血流血管中的血流的基准速度，所述基准速度为血流的正常流动速度，以Vb表示；一次注射诱发药物，通过阻抗导管精确测量所述血流血管处于最大充血相下的血流速度，处于最大充血相下的血流速度以Vc表示。
当然，也可以通过造影技术获取基准速度以Vb和所述血流血管处于最大充血相下的血流速度Vc，在此不做详细赘述。
根据流体力学理论中连续性方程和动量方程，采用有限差分法解连续性方程和动量方程，获取所述狭窄区间中各个位置的压力梯度ΔPstenosis；
本实施方式中，根据质量和动量守恒定律，在二维轴对称的血管中，采用标准的有线差分法计算压力梯度解如下方程：
1 r ∂ ∂ r ( ru r ) + ∂ u z ∂ z = 0
ρ ( ∂ u r ∂ t + u r ∂ u r ∂ r + u z ∂ u r ∂ z ) = - ∂ p ∂ r + μ [ 1 r ∂ ∂ r ( r ∂ u r ∂ r ) + ∂ 2 u r ∂ z 2 - u r r 2 ]
ρ ( ∂ u z ∂ t + u r ∂ u z ∂ r + u z ∂ u z ∂ z ) = - ∂ p ∂ z + μ [ 1 r ∂ ∂ r ( r ∂ u z ∂ r ) + ∂ 2 u z ∂ z 2 ]
其中，ρ表示血液的密度，uz、ur分别表示z向、r方向的流速，μ表示血液的动力粘度，p表示血液的压强。
进一步的，还可基于预存存储于后台数据库中的角度影响参数对上述过程进行一次修正，如此，可精确地计算经过狭窄区间的压力梯度Pstenosis。
进一步的，根据获得的所述正常区间和所述狭窄区间压力梯度，获得血流储备分数；
引入：ΔPtotal＝∑ΔPnormal+∑ΔPstenosis，
F F R = P a - ΔP t o t a l P a
其中，FFR为血流储备分数，ΔPtotal为所述待测物各个位置的压力梯度总和，Pa为常数，该具体示例中，Pa为主动脉压。
进一步的，根据FFR的值可以判断是否需要进行球囊扩张手术，例如：FFR>0.75时，不需要进行球囊扩张手术；FFR≤0.75时，需要执行球囊扩张手术；当然，该数值分界点仅仅为示意性，在实际应用过程中，可以按需进行调节，在此不做详细赘述。
本发明的冠状动脉负荷检测方法，将传统的三维计算转化为二维模型计算，进一步的，对二维轴对称模型的数值快速计算解析出所述狭窄区间的压力梯度，进而获取所述血流血管中各个位置的血流储备分数FFR，同时，在将传统的三维计算转化为二维模型计算过程中，还对所述血流血管的弯曲部位进行虚拟修正，极大地简化了计算过程，提高了运算效率，经过测试可知，其计算时间<30秒，保证了造影和介入手术过程中FFR的迅速诊断。
可以理解的是，在本发明的具体应用实例中，基于上述获得的狭窄位置、斑块负荷、FFR等参数可以进一步的用于判断是否需要执行球囊扩张手术，以及精准地执行球囊扩张手术，从而极大地降低介入手术风险。
本发明一实施方式，还提供一种定位方法，所述方法包括：
根据获取的待测物各个位置的截面面积、斑块参数绘制待测物模型；
接收定位指令，所述定位指令为通过所述待测物模型确定的本次定位目标；
再次驱动所述主设备置于待测物底端，采用与前次相同的回撤速度再次匀速回撤所述主设备；
当主设备再次获得的参数与所述定位指令相同时，停止驱动所述主设备移动。
在本发明的具体应用实例中，若当前的主设备的停止位置为血流血管的狭窄位置，还可以传送信号给压力泵(未图示)，需要说明的是，该压力泵同样设置于所述阻抗导管中，并通过设置压力，执行球囊扩张手术；另外，还可以进一步的再次执行阻抗导管的回撤动作，确定球囊对血管狭窄的扩张效果，在此不做详细赘述。
本发明具体示例中，按照上述内容获取血流血管各个位置的截面面积、斑块参数绘制待测物模型，并将其输出到显示屏上，设置本次定位目标，例如：通过键盘等外接设备输入定位指令，或通过鼠标等外接设备直接在显示屏上定位到本次定位目标，再次驱动所述阻抗导管置于待测物底端，采用与前次相同的回撤速度再次匀速回撤所述阻抗导管，并根据解析到的所述血流血管各个位置的截面面积、斑块参数将本次测量结果输出到显示屏上，将本次的测量结果与上次的测量结果进行对比，若所述阻抗导管到达本次定位目标位置，则停止驱动所述阻抗导管，进而进行精准定位。
如图2所示，本发明一实施方式中的冠状动脉负荷检测系统，所述系统包括：控制模块100、数据采集模块200，数据处理模块300。
数据采集模块100用于获取参照内腔横截面积，以及在低频和高频状态下分别获取主设备在对应参照内腔横截面积位置的电压值。
本实施方式中，所述参照内腔横截面积为检测过程中主设备到达待测物所经过的鞘管的鞘管横截面积；所述待测物为血流血管，所述主设备为阻抗导管；相应的，在同一电流下，数据采集模块100在低频和高频状态下分别获取所述阻抗导管在鞘管底端位置的电压值。
需要说明的是，为了方便描述，下述示例中，在阻抗导管应用过程中，将其靠近操作者的一端定义为近端，远离操作者的一端定义为远端。
所述阻抗导管包括：球囊导管，设置于所述球囊导管远端的第一信号发射端子，设置于所述球囊导管近端的第二信号发射端子，以及设置所述球囊导管上，且设置于第一信号发射端子和第二信号发射端子之间的至少三个测量端子，每个测量端子的大小及性能相同，且间距相等，每两个所述测量端子均与所述第一信号发射端子、第二信号发射端子构成回路；如此，产生电流密度分布较为均匀，当后级采用了高输入阻抗的电压型运算放大器进行信号的提取时，测量端子对可视为电解液的所述待测物中的液体的影响即可忽略不计。
所述测量端子的数量为3个，所述测量端子包括：从靠近所述第一信号发射端子开始，依次向所述第二信号发射端子设置的第一测量端子D、第二测量端子E、第三测量端子F；其中，第一测量端子D与第二测量端子E之间的距离等于第二测量端子E与第三测量端子F之间的距离。
所述第一测量端子D与第二测量端子E之间构成D-E回路，所述第二测量端子E与第三测量端子F之间构成E-F回路，所述第一测量端子D与第三测量端子F之间构成D-F回路。
所述电压值包括：D-E回路对应的第一电压值，D-F回路对应的第二电压值，以及E-F回路对应的第三电压值。
本发明具体示例中，所述第一微小信号发生端子、第二微小信号发生端子产生大小为5-20微安，频率为5KHz-200KHz的微小电流，且在整个测量过程中，均发射大小相同的电流，以保证获得精确的测量结果。
所述第一微小信号发生端子和第二微小信号发生端子以及测量端子的宽度均可为：0.5mm-1.5mm，各个所述测量端子的间距相等，均可为0.5mm-2mm,。
本发明优选示例中，所述第一微小信号发生端子和第二微小信号发生端子以及测量端子的宽度均为：1mm，各个所述测量端子的间距相等，均为1mm。
本发明具体示例中，控制模块100驱动阻抗导管通过鞘管伸入到待测物中，当所述阻抗导管处于鞘管底端时，在低频和高频状态下，数据采集模块200分别获取当前位置的第一电压值、第二电压值、第三电压值；在本发明的其他实施方式中，在所述阻抗导管的外壁面上增加一层超滑的亲水性材料图层，以增加入体式测量的可靠性，在此不做详细赘述。
进一步的，数据采集模块200还用于在同一电流下，且在低频和高频状态下分别获取主设备处于所述待测物底端位置或顶端位置的电压值。
本发明具体示例中，控制模块100驱动所述阻抗导管插入到所述待测物的底端位置，在低频和高频状态下，数据采集模块200分别获取当前位置的第一电压值、第二电压值、第三电压值。
可以理解的是，上述低频和高频的数值并没有做具体的限定，其仅为相对的频段，例如：低频为5KHZ，相对的高频为200KHZ。
进一步的，控制模块100还用于驱动所述主设备匀速运动，在同一电流下，数据采集模块200在低频状态下获取所述主设备运动过程中的电压值；
本发明一实施方式中，数据采集模块200仅在低频状态下，获取所述阻抗导管移动过程中，对应所述待测物各个位置的第一电压值、第二电压值、第三电压值。
数据处理模块300用于根据预设的固定电流值、所述内腔横截面积、上述获得的电压值获取待测物各个位置的横截面积。
本发明具体实施方式中，所述预设的固定电流值为第一测量端子和第二测量端子发射出的电流值，该电流值可以根据实际需要进行任意调整，但需要说明的是，在整个测量过程中，该电流值始终保持不变，在此不做详细赘述。
数据处理模块300具体用于：对参照内腔横截面积、上述获得的所述电压值进行处理，获得表示所述待测物中流动的液体的电导率除以对应两个测量端子之间的有效长度的常数C；
所述主设备处于低频状态下时得出：
C 1 = I U 1 &CenterDot; Area I C , C 2 = I U 12 &CenterDot; Area I C , C 3 = I U 2 &CenterDot; Area I C ,
在本发明具体示例中，由于第一测量端子D、第二测量端子E、第三测量端子F之间的距离相等，而待测物中流动的液体的电导率固定，进而得出：C1＝C2＝2C3，
其中，常数C1，常数C2，常数C3分别表示在低频状态下，阻抗导管处于待测物中时、所述待测物中流动的液体的电导率除以对应两个测量端子之间的有效长度，AreaIC表示参照内腔横截面积，本示例中，AreaIC表示鞘管的内腔横截面积，该数值一般在鞘管出厂时即可以确定其数值大小，U1表示第一电压值，U2表示第二电压值，U12表示第三电压值，U1、U2均通过所述阻抗导管直接获得，U12通过U1、U2的计算获得，U12＝U2-U1；I为预设的固定电流值，本示例中，表示第一信号发射端子、第二信号发射端子发出的电流的大小。
同理，所述主设备处于高频状态下时得出：
C 1 &prime; = I U 1 &prime; &CenterDot; Area I C , C 2 &prime; = I U 12 &prime; &CenterDot; Area I C , C 3 &prime; = I U 2 &prime; &CenterDot; Area I C ,
且C′1＝C′2＝2C′3，
其中，C′1，C′2，C′3分别表示在高频状态下，阻抗导管处于待测物中时、所述待测物中流动的液体的电导率除以对应两个测量端子之间的有效长度，AreaIC表示参照内腔横截面积，U′1表示第一电压值，U′12表示第二电压值，U′2表示第三电压值，U′1、U′2均通过所述阻抗导管直接获得，U′12通过U′2、U′2的计算获得U′12＝U′2-U′1。
数据处理模块300还用于，根据上述处理得到的所述常数C，以及获得的所述电压值，得到所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时待测物截面面积；
所述主设备处于低频状态下时得出：
I U 1 t = 0 - Area t = 0 &CenterDot; C 1 = K 1 t = 0 ;
所述主设备处于高频状态下时得出：
I U 1 t = 0 &prime; - Area t = 0 &CenterDot; C 1 &prime; = K 1 t = 0 ;
则，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时待测物截面面积为：
Area t = 0 = ( I U 1 t = 0 &prime; - I U 1 t = 0 ) / ( C 1 &prime; - C 1 ) ,
其中，表示待测物的电导率，Areat＝0表示所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时待测物截面面积，表示低频时，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的第一电压值，表示高频时，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的第一电压值。
数据处理模块300在得到所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时待测物截面面积后，根据数据获取模块300获得的不同电压值，数据处理模块300具有两种实现方式，本发明一种实施方式中，控制模块100驱动所述阻抗导管匀速回撤，所述阻抗导管在回撤过程中，在时间点t＝n·Δt时，n为常数，其取值为大于0的正整数，所述阻抗导管当前所在位置距所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的距离差为：L＝V·n·Δt，其中，V表示所述阻抗导管的回撤速度；为了描述方便，将所述阻抗导管回撤过程中获取的电压值，按照时间变化的规律进行表示，即：低频状态下，上述所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的第一电压值以表示时，所述阻抗导管匀速运动过程中，其测得的第一电压值可以以表示，相应的，第二电压值可表示为第三电压值可表示为
本实施方式中，数据处理模块300用于对D-E回路对应的待测物的截面面积Areat＝(n-1)·Δt和E-F对应的待测物的截面面积Areat＝n·Δt,进行线性插值，获取D-F回路对应的待测物的截面面积为： Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 1 + Area t = n &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 2 C 1 + C 2 ;
如此，当待测物为血流血管时，消除血流血管中存在的斑块对解析结果的影响。
在时间点t，所述主设备处于低频状态下时得出：
I U 1 t = n - Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 1 = K 1 t = n &CenterDot; &Delta; t ,
I U 12 t = n - Area t = n &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 2 = K 2 t = n &CenterDot; &Delta; t ,
I U 2 t = n - Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 1 + Area t = n &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 2 C 1 + C 2 &CenterDot; C 3 = 1 1 K 1 t = n &CenterDot; &Delta; t + 1 K 2 t = n &CenterDot; &Delta; t ,
引入C1＝C2＝2C3，可得：
I U 1 t = n - Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; 2 C 3 = K 1 t = n &CenterDot; &Delta; t ,
I U 12 t = n - Area t = n &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; 2 C 3 = K 2 t = n &CenterDot; &Delta; t ,
I U 2 t = n - Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t + Area t = n &CenterDot; &Delta; t 2 &CenterDot; C 3 = 1 1 K 1 t = n &CenterDot; &Delta; t + 1 K 2 t = n &CenterDot; &Delta; t ,
将上述公式进行合并以消除进而消除血流血管中存在的斑块对解析结果的影响，则：
C 3 &CenterDot; ( Area t = n &CenterDot; &Delta; t ) 2 + ( 3 2 &CenterDot; I U 1 t = n - 1 2 &CenterDot; I U 12 t = n - 2 &CenterDot; I U 2 t = n - 2 &CenterDot; C 3 &CenterDot; Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t ) &CenterDot; Area t = n &CenterDot; &Delta; t + ( 3 2 &CenterDot; I U 12 t = n - 1 2 &CenterDot; I U 1 t = n - 2 &CenterDot; I U 2 t = n + C 3 &CenterDot; Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t ) &CenterDot; Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t = 0 ,
为了方便描述，定义：
B 3 = ( 3 2 &CenterDot; I U 1 t = n - 1 2 &CenterDot; I U 12 t = n - 2 &CenterDot; I U 2 t = n - 2 &CenterDot; C 3 &CenterDot; Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t ) ,
A 3 = ( 3 2 &CenterDot; I U 12 t = n - 1 2 &CenterDot; I U 1 t = n - 2 &CenterDot; I U 2 t = n + C 3 &CenterDot; Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t ) &CenterDot; Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t ;
当的值逐渐变大时，待测物各个位置的横截面积为：
Area t = n &CenterDot; &Delta; t = - B 3 + B 3 2 - 4 &CenterDot; C 3 &CenterDot; A 3 2 &CenterDot; C 3 ,
当的值逐渐变小时，待测物各个位置的横截面积为：
Area t = n &CenterDot; &Delta; t = - B 3 - B 3 2 - 4 &CenterDot; C 3 &CenterDot; A 3 2 &CenterDot; C 3 ,
其中，Areat＝n·Δt表示t时刻时待测物各个位置的横截面积，表示t时刻时D-E回路对应的待测物的电导率，表示t时刻时E-F回路对应的待测物的电导率，表示t时刻时D-E回路对应待测物的第一电压值，表示t时刻时E-F回路对应待测物的第二电压值，表示t时刻时E-F回路对应待测物的第三电压值。
在本发明另一实施方式中，数据采集模块200还用于在低频和高频状态下，分别获取所述阻抗导管移动过程中，对应所述待测物各个位置的第一电压值、第二电压值、第三电压值。此时，数据处理模块300用于根据获得的所述常数C，以及所述电压值得到待测物各个位置截面面积；
进而，所述主设备处于低频状态下时得出：
I U 1 t = n - Area t = n &CenterDot; C 1 = K 1 t = n ;
所述主设备处于高频状态下时得出：
I U 1 t = n &prime; - Area t = n &CenterDot; C 1 &prime; = K 1 t = n ;
则，所述阻抗导管驱动过程中，其处于所述待测物底端位置时待测物截面面积为：
Area t = n = ( I U 1 t = n &prime; - I U 1 t = n ) / ( C 1 &prime; - C 1 ) ,
其中，表示待测物的电导率，Areat＝0表示所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时待测物截面面积；表示低频时，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的第一电压值，表示高频时，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的第一电压值。
需要说明的是，上述获取待测物各个位置截面面积的过程中，还可以对传输数据进行噪声处理，所述传输数据为由所述阻抗导管直接获得的电压值、电流值等。所述噪声处理过程例如：选用高阻抗信号源，在前置放大器的选择上使用噪声电压与噪声电流都很低的低温漂、宽频带以及高阻抗的运放，同理在交变恒流源变换过程中也可选择类似功效的器件；进一步的，由于是微弱信号的检测，信号的信噪比较低，除了模拟电路在布局上的精心布局提取信号外，还可以利用FFT算法进行信号的去噪，以解决信噪比低的问题，如此，不仅节约了硬件电路的成本，同时也保证了检测系统的实时稳定性。
进一步的，所述处理模块300还用于获得的截面面积进行解析，还可以进一步的获得待测物各个位置直径狭窄率、斑块参数、血流储备分数FFR中的至少一个，进一步的，通过获得待测物各个位置的截面面积、以及斑块参数还可以绘制待测物模型。
本发明一实施方式中，数据处理模块300用于：根据获得的待测物各个位置的横截面积获取待测物各个位置的直径狭窄率；
根据待测物各个位置的横截面积获得待测物各个位置的截面直径，进而得出所述待测物各个位置的狭窄率。
所述待测物各个位置的截面直径
进一步，所述直径狭窄率＝(待测物入口处正常位置的截面直径-待测物当前所在位置的截面直径)/待测物入口正常位置的截面直径*100％。
可以理解的是，本实施方式中所确定的当前位置的血流血管的直径狭窄率为相对于所述阻抗导管处于血流血管的底端位置所获得，因此，当待测物为血流血管时，尽可能将所述阻抗导管的插入到所述血流血管处于正常状态的位置，在此不做详细赘述。
本发明一实施方式中，数据处理模块300用于：根据获得的待测物各个位置的横截面积，以及所述阻抗导管处于待测物各个位置时获得的电压值获得待测物各个位置的斑块参数；
所述斑块参数 K t = n &CenterDot; &Delta; t = I U 12 t = n - Area t = n &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 2 ;
根据上述公式可知：参数K的值越低，所述血流血管的管壁的脂肪含量越高。
当然，在本发明的其他实施方式中，血流血管各个位置的横截截面面积还可以通过影像学的方式获得，例如：CT，MRI，造影等任何一种影像学方法，在此不做详细赘述。
本发明一实施方式中，数据处理模块300用于：根据获得的待测物各个位置的横截面积，获得待测物各个位置的血流储备分数FFR。
可以理解的是，所述待测物各个位置的横截面积同样可通过影像学的方式获得，例如：CT，MRI，造影等任何一种影像学方法，在此不做详细赘述。
该实施方式中，数据处理模块300具体用于根据上述获得的待测物各个位置的横截面积，将所述待测物分成两个区间，所述两个区间分别为：正常区间和狭窄区间；
本发明一实施方式中，数据处理模块300将面积狭窄率的数值小于50％的待测物对应位置划分到正常区间，其他定义为狭窄区间，当然，在本发明的其他实施方式中，对正常区间和狭窄区间的分界点或分界方式可以按需求界定，在此不做详细赘述。
所述面积狭窄率＝(待测物入口处正常位置的截面面积-当前截面面积)/待测物入口处正常位置的截面面积*100％。
进一步的，为了精简计算过程，数据处理模块300将两个或两个以上的狭窄区间视为同一狭窄区间，本实施方式中，设定一区间划分阈值，该区间划分阈值为长度数值，判断两个相邻的狭窄区间的距离值是否小于所述区间划分阈值，若是，将相邻的两个狭窄区间视为同一狭窄区间。
数据处理模块300还用于对所述正常区间和所述狭窄区间分别计算压力梯度；
对所述正常区间采用Poiseuille公式沿着长度积分计算压力梯度ΔPnormal；
数据处理模块300对所述狭窄区间计算压力梯度ΔPstenosis包括：对所述待测物的弯曲部位进行虚拟修正；将所述待测物按照其各个位置的横截面面积分解为二维轴对称模型，生成结构化网格；如此，对所述狭窄区间的三维的计算转变为二维的计算，使计算速度提升了上千倍。
结合图3所示，本发明具体示例中，数据处理模块300将所述待测物沿其轴向方向进行虚拟拉直，对拉直后的所述待测物进行径向解剖，获取对称面P，将对称面P沿其对称轴分解为两部分；按照待测物各个位置的截面面积生成二维对称模型，生成结构化网格，进一步的对所述对称轴X任意一侧所生成的结构化网格做压力梯度计算。
本发明具体示例中，一次注射造影剂，数据采集模块200通过所述阻抗导管精确测量所述血流血管中的血流的基准速度，所述基准速度为血流的正常流动速度，以Vb表示；一次注射诱发药物，数据采集模块200通过阻抗导管精确测量所述血流血管处于最大充血相下的血流速度，处于最大充血相下的血流速度以Vc表示。
当然，也可以通过造影技术获取基准速度以Vb和所述血流血管处于最大充血相下的血流速度Vc，在此不做详细赘述。
数据处理模块300根据流体力学理论中动量方程，采用有限差分法解动量方程，获取所述狭窄区间中各个位置的压力梯度ΔPstenosis；
根据流体力学理论中连续性方程和动量方程，采用有限差分法解连续性方程和动量方程，获取所述狭窄区间中各个位置的压力梯度ΔPstenosis；
本实施方式中，根据质量和动量守恒定律，在二维轴对称的血管中，采用标准的有线差分法计算压力梯度解如下方程：
1 r &part; &part; r ( ru r ) + &part; u z &part; z = 0
&rho; ( &part; u r &part; t + u r &part; u r &part; r + u z &part; u r &part; z ) = - &part; p &part; r + &mu; &lsqb; 1 r &part; &part; r ( r &part; u r &part; r ) + &part; 2 u r &part; z 2 - u r r 2 &rsqb;
&rho; ( &part; u z &part; t + u r &part; u z &part; r + u z &part; u z &part; z ) = - &part; p &part; z + &mu; &lsqb; 1 r &part; &part; r ( r &part; u z &part; r ) + &part; 2 u z &part; z 2 &rsqb;
其中，ρ表示血液的密度，u_z、u_r分别表示z向、r方向的流速，μ表示血液的动力粘度，p表示血液的压强。
进一步的，数据处理模块300还可基于预存存储于后台数据库中的角度影响参数对上述过程进行一次修正，如此，可精确地计算经过狭窄区间的压力梯度Pstenosis。
进一步的，数据处理模块300根据获得的所述正常区间和所述狭窄区间压力梯度，获得血流储备分数；
引入：ΔPtotal＝∑ΔPnormal+∑ΔPstenosis，
F F R = P a - &Delta;P t o t a l P a
其中，FFR为血流储备分数，ΔPtotal为所述待测物各个位置的压力梯度总和，Pa为常数，该具体示例中，Pa为主动脉压。
进一步的，数据处理模块300可用于根据FFR的值可以判断是否需要进行球囊扩张手术，例如：FFR>0.75时，不需要进行球囊扩张手术；FFR≤0.75时，需要执行球囊扩张手术；当然，该数值分界点仅仅为示意性，在实际应用过程中，可以按需进行调节，在此不做详细赘述。
本发明的冠状动脉负荷检测系统，将传统的三维计算转化为二维模型计算，进一步的，对二维轴对称模型的数值快速计算解析出所述狭窄区间的压力梯度，进而获取所述血流血管中各个位置的血流储备分数FFR，同时，在将传统的三维计算转化为二维模型计算过程中，还对所述血流血管的弯曲部位进行虚拟修正，极大地简化了计算过程，提高了运算效率，经过测试可知，其计算时间<30秒，保证了造影和介入手术过程中FFR的迅速诊断。
可以理解的是，在本发明的具体应用实例中，基于上述获得的狭窄位置、斑块负荷、FFR等参数可以进一步的用于判断是否需要执行球囊扩张手术，以及精准地执行球囊扩张手术，从而极大地降低介入手术风险。
本发明一实施方式中，数据处理模块300还用于对血流血管的狭窄位置进行定位。数据处理模块300根据获取的待测物各个位置的截面面积、斑块参数绘制待测物模型；
接收定位指令，所述定位指令为通过所述待测物模型确定的本次定位目标；
控制模块100再次驱动所述主设备置于待测物底端，采用与前次相同的回撤速度再次匀速回撤所述主设备；
当主设备再次获得的参数与所述定位指令相同时，停止驱动所述主设备移动。
在本发明的具体应用实例中，若当前的主设备的停止位置为血流血管的狭窄位置，还可以传送信号给压力泵(未图示)，需要说明的是，该压力泵同样设置于所述阻抗导管中，并通过设置压力，执行球囊扩张手术；另外，还可以进一步的再次执行阻抗导管的回撤动作，确定球囊对血管狭窄的扩张效果，在此不做详细赘述。
本发明具体示例中，按照上述内容获取血流血管各个位置的截面面积、斑块参数绘制待测物模型，并将其输出到显示屏上，设置本次定位目标，例如:通过键盘等外接设备输入定位指令，或通过鼠标等外接设备直接在显示屏上定位到本次定位目标，再次驱动所述阻抗导管置于待测物底端，采用与前次相同的回撤速度再次匀速回撤所述阻抗导管，并根据解析到的所述血流血管各个位置的截面面积、斑块参数将本次测量结果输出到显示屏上，将本次的测量结果与上次的测量结果进行对比，若所述阻抗导管到达本次定位目标位置，则停止驱动所述阻抗导管，进而进行精准定位。
结合图4所示，本发明一具体示例中冠状动脉负荷检测系统的结构示意图；该系统用于对血流血管50的各种参数进行检测，其包括硬件部分及软件部分，其硬件部分包括：诊断仪10，依次连接诊断仪10的连接线20、回撤电机30、阻抗导管40；诊断仪10上设置显示屏11、操作台12以及移动支架13等。其硬件部分还包括：模拟前端(未图示)、A/D转换器(未图示)、FPGA电路(未图示)、ARM处理器(未图示)等，其软件部分主要包括：上位机程序与下位机程序。可以理解的是，控制模块100、数据采集模块200，数据处理模块300的功能均集成在该系统中，在此不做详细赘述。
综上所述，本发明的冠状动脉负荷检测方法及系统，通过变频的方式获取待测物各个位置的电压值，进而解析出待测物各个位置的截面面积；进一步的，在解析所述电压值的过程中，对已获知的一段回路两端的电压值通过线性插值的方式可获取该段电路的最佳电压值，同时，消除血流血管中存在的斑块对解析结果的影响；并进一步的，对待测物各个位置的截面面积进行解析，获取待测物各个位置的直径狭窄率、斑块参数、血流储备分数FFR，还可通过获得待测物各个位置的截面面积、以及斑块参数绘制待测物模型，该方法及系统实现过程中，只要一次匀速回撤阻抗导管即可精确地获知血流血管中各个位置的截面面积，进而获取各个位置的直径狭窄率，极大地简化了操作及处理过程，且降低了检测成本。
为了描述的方便，描述以上装置时以功能分为各种模块分别描述。当然，在实施本申请时可以把各模块的功能在同一个或多个软件和/或硬件中实现。
通过以上的实施方式的描述可知，本领域的技术人员可以清楚地了解到本申请可借助软件加必需的通用硬件平台的方式来实现。基于这样的理解，本申请的技术方案本质上或者说对现有技术做出贡献的部分可以以软件产品的形式体现出来，该计算机软件产品可以保存在保存介质中，如ROM/RAM、磁碟、光盘等，包括若干指令用以使得一台计算机设备(可以是个人计算机，信息推送服务器，或者网络设备等)执行本申请各个实施方式或者实施方式的某些部分所述的方法。
以上所描述的装置实施方式仅仅是示意性的，其中所述作为分离部件说明的模块可以是或者也可以不是物理上分开的，作为模块显示的部件可以是或者也可以不是物理模块，即可以位于一个地方，或者也可以分布到多个网络模块上。可以根据实际的需要选择其中的部分或者全部模块来实现本实施方式方案的目的。本领域普通技术人员在不付出创造性劳动的情况下，即可以理解并实施。
本申请可用于众多通用或专用的计算系统环境或配置中。例如：个人计算机、信息推送服务器计算机、手持设备或便携式设备、平板型设备、多处理模块系统、基于微处理模块的系统、置顶盒、可编程的消费电子设备、网络PC、小型计算机、大型计算机、包括以上任何系统或设备的分布式计算环境等等。
本申请可以在由计算机执行的计算机可执行指令的一般上下文中描述，例如程序模块。一般地，程序模块包括执行特定任务或实现特定抽象数据类型的例程、程序、对象、组件、数据结构等等。也可以在分布式计算环境中实践本申请，在这些分布式计算环境中，由通过通信网络而被连接的远程处理设备来执行任务。在分布式计算环境中，程序模块可以位于包括保存设备在内的本地和远程计算机保存介质中。
应当理解，虽然本说明书按照实施方式加以描述，但并非每个实施方式仅包含一个独立的技术方案，说明书的这种叙述方式仅仅是为清楚起见，本领域技术人员应当将说明书作为一个整体，各实施方式中的技术方案也可以经适当组合，形成本领域技术人员可以理解的其他实施方式。
上文所列出的一系列的详细说明仅仅是针对本发明的可行性实施方式的具体说明，它们并非用以限制本发明的保护范围，凡未脱离本发明技艺精神所作的等效实施方式或变更均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (18)

1.一种冠状动脉负荷参数检测方法，其特征在于，所述方法包括：
S1、获取参照内腔横截面积，以及在低频和高频状态下分别获取主设备在对应参照内腔横截面积位置的电压值；
S2、在同一电流下，且在低频和高频状态下分别获取主设备处于待测物底端位置的电压值；所述待测物为血流血管；
S3、驱动所述主设备匀速运动，在同一电流下，且在低频状态下获取所述主设备运动过程中的电压值；
S4、根据预设的固定电流值、所述内腔横截面积、通过步骤S1、S2、S3获得的电压值获取待测物各个位置的横截面积。
2.根据权利要求1所述的冠状动脉负荷检测方法，其特征在于，
所述主设备为阻抗导管，所述阻抗导管包括：球囊导管，设置于所述球囊导管远端的第一信号发射端子，设置于所述球囊导管近端的第二信号发射端子，以及设置所述球囊导管上，且设置于第一信号发射端子和第二信号发射端子之间、间距相等的三个测量端子，每两个所述测量端子均与所述第一信号发射端子、第二信号发射端子构成回路；
所述测量端子包括：从靠近所述第一信号发射端子开始，依次向所述第二信号发射端子设置的第一测量端子D、第二测量端子E、第三测量端子F；其中，第一测量端子D与第二测量端子E之间的距离等于第二测量端子E与第三测量端子F之间的距离；
所述第一测量端子D与第二测量端子E之间构成D-E回路，所述第二测量端子E与第三测量端子F之间构成E-F回路，所述第一测量端子D与第三测量端子F之间构成D-F回路；
所述电压值包括：D-E回路对应的第一电压值，D-F回路对应的第二电压值，以及E-F回路对应的第三电压值。
3.根据权利要求2所述的冠状动脉负荷检测方法，其特征在于，
所述步骤S4具体包括：对参照内腔横截面积、步骤S1获得的电压值进行处理，获得表示所述待测物中流动的液体的电导率除以对应两个测量端子之间的有效长度的常数C；
所述主设备处于低频状态下时得出：
C 1 = I U 1 &CenterDot; Area I C , C 2 = I U 12 &CenterDot; Area I C , C 3 = I U 2 &CenterDot; Area I C ,
且C1＝C2＝2C3，
其中，常数C1，常数C2，常数C3分别表示在低频状态下，阻抗导管处于待测物中时、所述待测物中流动的液体的电导率除以对应两个测量端子之间的有效长度，AreaIC表示参照内腔横截面积，U1表示第一电压值，U2表示第二电压值，U12表示第三电压值，U1、U2均通过所述阻抗导管直接获得，U12通过U1、U2的计算获得，U12＝U2-U1；
所述主设备处于高频状态下时得出：
C 1 &prime; = I U 1 &prime; &CenterDot; Area I C , C 2 &prime; = I U 12 &prime; &CenterDot; Area I C , C 3 &prime; = I U 2 &prime; &CenterDot; Area I C ,
且C′1＝C′2＝2C′3，
其中，C′1，C′2，C′3分别表示在高频状态下，阻抗导管处于待测物中时、所述待测物中流动的液体的电导率除以对应两个测量端子之间的有效长度，AreaIC表示参照内腔横截面积，U′1表示第一电压值，U′12表示第二电压值，U′2表示第三电压值，U′1、U′2均通过所述阻抗导管直接获得，U′12通过U′1、U′2的计算获得U′12＝U′2-U′1。
4.根据权利要求3所述的冠状动脉负荷检测方法，其特征在于，
所述步骤S4具体包括：根据经过处理得到的所述常数C，以及步骤S2获得的电压值得到所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时，待测物截面面积；
所述主设备处于低频状态下时得出：
I U 1 t = 0 - Area t = 0 &CenterDot; C 1 = K 1 t = 0 ;
所述主设备处于高频状态下时得出：
I U 1 t = 0 &prime; - Area t = 0 &CenterDot; C 1 &prime; = K 1 t = 0 ;
则，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时待测物截面面积为：
Area t = 0 = ( I U 1 t = 0 &prime; - I U 1 t = 0 ) / ( C 1 &prime; - C 1 ) ,
其中，表示待测物的电导率，Areat＝0表示所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时待测物截面面积，表示低频时，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的第一电压值，表示高频时，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的第一电压值。
5.根据权利要求4所述的冠状动脉负荷检测方法，其特征在于，
在时间点t＝N·Δt时，所述阻抗导管当前所在位置距所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的距离差为：L＝V·n·Δt，其中，V表示所述阻抗导管的回撤速度；
所述步骤S4还包括：对D-E回路对应的待测物的截面面积Areat＝(n-1)·Δt和E-F对应的待测物的截面面积Areat＝n·Δt，进行线性插值，获取D-F回路对应的待测物的截面面积为：
所述主设备处于低频状态下时得出：
I U 1 t = n - Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 1 = K 1 t = n &CenterDot; &Delta; t ,
I U 12 t = n - Area t = n &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 2 = K 2 t = n &CenterDot; &Delta; t ,
I U 2 t = n - Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 1 + Area t = n &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 2 C 1 + C 2 &CenterDot; C 3 = 1 1 K 1 t = n &CenterDot; &Delta; t + 1 K 2 t = n &CenterDot; &Delta; t ,
引入C1＝C2＝2C3，可得：
I U 1 t = n - Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; 2 C 3 = K 1 t = n &CenterDot; &Delta; t ,
I U 12 t = n - Area t = n &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 3 = K 2 t = n &CenterDot; &Delta; t ,
I U 2 t = n - Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 1 + Area t = n &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 2 2 &CenterDot; C 3 = 1 1 K 1 t = n &CenterDot; &Delta; t + 1 K 2 t = n &CenterDot; &Delta; t ,
则， C 3 &CenterDot; ( Area t = n &CenterDot; &Delta; t ) 2 + ( 3 2 &CenterDot; I U 1 t = n - 1 2 &CenterDot; I U 12 t = n - 2 &CenterDot; I U 2 t = n - 2 &CenterDot; C 3 &CenterDot; Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t ) &CenterDot; Area t = n &CenterDot; &Delta; t + ( 3 2 &CenterDot; I U 12 t = n - 1 2 &CenterDot; I U 1 t = n - 2 &CenterDot; I U 2 t = n + C 3 &CenterDot; Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t ) &CenterDot; Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t = 0
定义： B 3 = ( 3 2 &CenterDot; I U 1 t = n - 1 2 &CenterDot; I U 12 t = n - 2 &CenterDot; I U 2 t = n - 2 &CenterDot; C 3 &CenterDot; Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t ) , A 3 = ( 3 2 &CenterDot; I U 12 t = n - 1 2 &CenterDot; I U 1 t = n - 2 &CenterDot; I U 2 t = n + C 3 &CenterDot; Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t ) &CenterDot; Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t ;
当的值逐渐变大时，待测物各个位置的横截面积为：
Area t = n &CenterDot; &Delta; t = - B 3 + B 3 2 - 4 &CenterDot; C 3 &CenterDot; A 3 2 &CenterDot; C 3 ,
当的值逐渐变小时，待测物各个位置的横截面积为：
Area t = n &CenterDot; &Delta; t = - B 3 - B 3 2 - 4 &CenterDot; C 3 &CenterDot; A 3 2 &CenterDot; C 3 ,
其中，Areat＝n·Δt表示t时刻时待测物各个位置的横截面积，表示t时刻时D-E回路对应的待测物的电导率，表示t时刻时E-F回路对应的待测物的电导率，表示t时刻时D-E回路对应待测物的第一电压值，表示t时刻时E-F回路对应待测物的第二电压值，表示t时刻时E-F回路对应待测物的第三电压值。
6.根据权利要求1-5任一项所述的冠状动脉负荷检测方法，其特征在于，所述步骤S4后，所述方法还包括：
根据获得的待测物各个位置的横截面积获取待测物各个位置的直径狭窄率；
所述直径狭窄率＝(待测物入口处正常位置的截面直径-待测物当前所在位置的截面直径)/待测物入口处正常位置的截面直径*100％。
7.根据权利要求1-5任一项所述的冠状动脉负荷检测方法，其特征在于：所述步骤S4后，所述方法还包括：
根据获得的待测物各个位置的横截面积获得待测物各个位置的血流储备分数；
该步骤具体包括：
根据获得的待测物各个位置的横截面积，将所述待测物分成两个区间，所述两个区间分别为：正常区间和狭窄区间；
对所述正常区间和所述狭窄区间分别计算压力梯度；
对所述正常区间采用Poiseuille公式沿着长度积分计算压力梯度ΔPnormal；
对所述狭窄区间计算压力梯度ΔPstenosis包括：
对所述待测物的弯曲部位进行虚拟修正；
将所述待测物按照其各个位置的横截面面积分解为二维轴对称模型，生成结构化网格；
根据流体力学理论中连续性方程和动量方程，采用有限差分法解连续性方程和动量方程，获取所述狭窄区间中各个位置的压力梯度ΔPstenosis；
根据获得的所述正常区间和所述狭窄区间压力梯度，获得血流储备分数；
血流储备分数ΔPtotal＝∑ΔPnormal+∑ΔPstenosis，
其中，FFR为血流储备分数，ΔPtotal为所述待测物各个位置的压力梯度总和，Pa为常数。
8.根据权利要求1-5任一项所述的冠状动脉负荷检测方法，其特征在于：所述步骤S4后，所述方法还包括：
根据获得的待测物各个位置的横截面积，以及所述阻抗导管处于待测物各个位置时获得的电压值获得待测物各个位置的斑块参数；
所述斑块参数 K t = n &CenterDot; &Delta; t = I U 12 t = n - Area t = n &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 2 .
9.根据权利要求8所述的冠状动脉负荷检测方法，其特征在于：
所述方法还包括：
根据获取的待测物各个位置的截面面积、斑块参数绘制待测物模型；
接收定位指令，所述定位指令为通过所述待测物模型确定的本次定位目标；
再次驱动所述主设备置于待测物底端，采用与前次相同的回撤速度再次匀速回撤所述主设备；
当主设备再次获得的参数与所述定位指令相同时，停止驱动所述主设备移动。
10.一种冠状动脉负荷检测系统，其特征在于，所述系统包括：控制模块、数据采集模块、数据处理模块；
所述数据采集模块用于：获取参照内腔横截面积，以及在低频和高频状态下分别获取主设备在对应参照内腔横截面积位置的电压值；
在同一电流下，且在低频和高频状态下分别获取主设备处于待测物底端位置的电压值；所述待测物为血流血管；
所述控制模块用于驱动所述主设备匀速运动，所述数据采集模块还用于在同一电流下，且在低频状态下获取所述主设备运动过程中的电压值；
所述数据处理模块用于根据预设的固定电流值、所述内腔横截面积、获得的所述电压值获取待测物各个位置的横截面积。
11.根据权利要求10所述的冠状动脉负荷检测系统，其特征在于，
所述主设备为阻抗导管，所述阻抗导管包括：球囊导管，设置于所述球囊导管远端的第一信号发射端子，设置于所述球囊导管近端的第二信号发射端子，以及设置所述球囊导管上，且设置于第一信号发射端子和第二信号发射端子之间、间距相等的三个测量端子，每两个所述测量端子均与所述第一信号发射端子、第二信号发射端子构成回路；
所述测量端子包括：从靠近所述第一信号发射端子开始，依次向所述第二信号发射端子设置的第一测量端子D、第二测量端子E、第三测量端子F；其中，第一测量端子D与第二测量端子E之间的距离等于第二测量端子E与第三测量端子F之间的距离；
所述第一测量端子D与第二测量端子E之间构成D-E回路，所述第二测量端子E与第三测量端子F之间构成E-F回路，所述第一测量端子D与第三测量端子F之间构成D-F回路；
所述电压值包括：D-E回路对应的第一电压值，D-F回路对应的第二电压值，以及E-F回路对应的第三电压值。
12.根据权利要求11所述的冠状动脉负荷检测系统，其特征在于，
所述数据处理模块具体用于：对参照内腔横截面积、所述电压值进行处理，获得表示所述待测物中流动的液体的电导率除以对应两个测量端子之间的有效长度的常数C；
所述主设备处于低频状态下时得出：
C 1 = I U 1 &CenterDot; Area I C , C 2 = I U 12 &CenterDot; Area I C , C 3 = I U 2 &CenterDot; Area I C ,
且C1＝C＝＝2C3，
其中，常数C1，常数C2，常数C3分别表示在低频状态下，阻抗导管处于待测物中时、所述待测物中流动的液体的电导率除以对应两个测量端子之间的有效长度，AreaIc表示参照内腔横截面积，U1表示第一电压值，U2表示第二电压值，U1U表示第三电压值，U1、U2均通过所述阻抗导管直接获得，U12通过U1、U2的计算获得，U12＝U2-U1；
所述主设备处于高频状态下时得出：
C 1 &prime; = I U 1 &prime; &CenterDot; Area I C , C 2 &prime; = I U 12 &prime; &CenterDot; Area I C , C 3 &prime; = I U 2 &prime; &CenterDot; Area I C ,
且C′1＝C′2＝2C′3，
其中，C′1，C′2，C′3分别表示在高频状态下，阻抗导管处于待测物中时、所述待测物中流动的液体的电导率除以对应两个测量端子之间的有效长度，AreaIC表示参照内腔横截面积，U′1表示第一电压值，U′12表示第二电压值，U′2表示第三电压值，U′1、U′2均通过所述阻抗导管直接获得，U′12通过U′1、U′2的计算获得U′12＝U′2-U′1。
13.根据权利要求12所述的冠状动脉负荷检测系统，其特征在于，
所述数据处理模块具体用于：根据经过处理得到的所述常数C，以及获得的所述电压值得到所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时，待测物截面面积；
所述主设备处于低频状态下时得出：
I U 1 t = 0 - Area t = 0 &CenterDot; C 1 = K 1 t = 0 ;
所述主设备处于高频状态下时得出：
I U 1 t = 0 &prime; - Area t = 0 &CenterDot; C 1 &prime; = K 1 t = 0 ;
则，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时待测物截面面积为：
Area t = 0 = ( I U 1 t = 0 &prime; - I U 1 t = 0 ) / ( C 1 &prime; - C 1 ) ,
其中，表示待测物的电导率，Areat＝0表示所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时待测物截面面积，表示低频时，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的第一电压值，表示高频时，所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的第一电压值。
14.根据权利要求13所述的冠状动脉负荷检测系统，其特征在于，
在时间点t＝n·Δt时，所述阻抗导管当前所在位置距所述阻抗导管处于所述待测物底端位置时的距离差为：L＝V·n·Δt，其中，V表示所述阻抗导管的回撤速度；
所述数据处理模块还用于：对D-E回路对应的待测物的截面面积Areat＝(n-1)·Δt和E-F对应的待测物的截面面积Areat＝n·Δt，进行线性插值，获取D-F回路对应的待测物的截面面积为：
所述主设备处于低频状态下时得出：
I U 1 t = n - Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 1 = K 1 t = n &CenterDot; &Delta; t ,
I U 12 t = n - Area t = n &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 2 = K 2 t = n &CenterDot; &Delta; t ,
I U 2 t = n - Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 1 + Area t = n &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 2 C 1 + C 2 &CenterDot; C 3 = 1 1 K 1 t = n &CenterDot; &Delta; t + 1 K 2 t = n &CenterDot; &Delta; t ,
引入C1＝C2＝2C3，可得：
I U 1 t = n - Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 1 = K 1 t = n &CenterDot; &Delta; t ,
I U 12 t = n - Area t = n &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 2 = K 2 t = n &CenterDot; &Delta; t ,
I U 2 t = n - Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 1 + Area t = n &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 2 2 &CenterDot; C 3 = 1 1 K 1 t = n &CenterDot; &Delta; t + 1 K 2 t = n &CenterDot; &Delta; t ,
则， C 3 &CenterDot; ( Area t = n &CenterDot; &Delta; t ) 2 + ( 3 2 &CenterDot; I U 1 t = n - 1 2 &CenterDot; I U 12 t = n - 2 &CenterDot; I U 2 t = n - 2 &CenterDot; C 3 &CenterDot; Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t ) &CenterDot; Area t = n &CenterDot; &Delta; t + ( 3 2 &CenterDot; I U 12 t = n - 1 2 &CenterDot; I U 1 t = n - 2 &CenterDot; I U 2 t = n + C 3 &CenterDot; Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t ) &CenterDot; Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t = 0
定义： B 3 = ( 3 2 &CenterDot; I U 1 t = n - 1 2 &CenterDot; I U 12 t = n - 2 &CenterDot; I U 2 t = n - 2 &CenterDot; C 3 &CenterDot; Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t ) , A 3 = ( 3 2 &CenterDot; I U 12 t = n - 1 2 &CenterDot; I U 1 t = n - 2 &CenterDot; I U 2 t = n + C 3 &CenterDot; Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t ) &CenterDot; Area t = ( n - 1 ) &CenterDot; &Delta; t ;
当的值逐渐变大时，待测物各个位置的横截面积为：
Area t = n &CenterDot; &Delta; t = - B 3 + B 3 2 - 4 &CenterDot; C 3 &CenterDot; A 3 2 &CenterDot; C 3 ,
当的值逐渐变小时，待测物各个位置的横截面积为：
Area t = n &CenterDot; &Delta; t = - B 3 - B 3 2 - 4 &CenterDot; C 3 &CenterDot; A 3 2 &CenterDot; C 3 ,
其中，Areat＝n·Δt表示t时刻时待测物各个位置的横截面积，表示t时刻时D-E回路对应的待测物的电导率，表示t时刻时E-F回路对应的待测物的电导率，表示t时刻时D-E回路对应待测物的第一电压值，表示t时刻时E-F回路对应待测物的第二电压值，表示t时刻时E-F回路对应待测物的第三电压值。
15.根据权利要求10-14任一项所述的冠状动脉负荷检测系统，其特征在于，所述数据处理模块还用于：
根据获得的待测物各个位置的横截面积获取待测物各个位置的直径狭窄率；
所述直径狭窄率＝(待测物入口处正常位置的截面直径-待测物当前所在位置的截面直径)/待测物入口处正常位置的截面直径*100％。
16.根据权利要求10-14任一项所述的冠状动脉负荷检测系统，其特征在于：所述数据处理模块还用于：
根据获得的待测物各个位置的横截面积获得待测物各个位置的血流储备分数；
所述数据处理模块具体用于：根据获得的待测物各个位置的横截面积，将所述待测物分成两个区间，所述两个区间分别为：正常区间和狭窄区间；
对所述正常区间和所述狭窄区间分别计算压力梯度；
对所述正常区间采用Poiseuille公式沿着长度积分计算压力梯度ΔPnormal；
对所述狭窄区间计算压力梯度ΔPstenosis包括：
对所述待测物的弯曲部位进行虚拟修正；
将所述待测物按照其各个位置的横截面面积分解为二维轴对称模型，生成结构化网格；
根据流体力学理论中连续性方程和动量方程，采用有限差分法解连续性方程和动量方程，获取所述狭窄区间中各个位置的压力梯度ΔPstenosis；
根据获得的所述正常区间和所述狭窄区间压力梯度，获得血流储备分数；
血流储备分数ΔPtotal＝ΣΔPnormal+∑ΔPstenosis，
其中，FFR为血流储备分数，ΔPtotal为所述待测物各个位置的压力梯度总和，Pa为常数。
17.根据权利要求10-14任一项所述的冠状动脉负荷检测系统，其特征在于：所述数据处理模块还用于：
根据获得的待测物各个位置的横截面积，以及所述阻抗导管处于待测物各个位置时获得的电压值获得待测物各个位置的斑块参数；
所述斑块参数 K t = n &CenterDot; &Delta; t = I U 12 t = n - Area t = n &CenterDot; &Delta; t &CenterDot; C 2 .
18.根据权利要求17所述的冠状动脉负荷检测方法，其特征在于：
所述数据处理模块还用于：根据获取的待测物各个位置的截面面积、斑块参数绘制待测物模型；
接收定位指令，所述定位指令为通过所述待测物模型确定的本次定位目标；
所述控制模块还用于：再次驱动所述主设备置于待测物底端，采用与前次相同的回撤速度再次匀速回撤所述主设备；
当主设备再次获得的参数与所述定位指令相同时，停止驱动所述主设备移动。
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