CN105769192B - 一种冠状动脉斑块的多频三维检测方法 - Google Patents

一种冠状动脉斑块的多频三维检测方法 Download PDF

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Abstract

本发明公开了一种冠状动脉斑块的多频三维检测方法，包括：S1、在一支阻抗导管上设置两个电流发射电极和两个电压检测电极，用同一电流多频扫描的方法测量待测血管内腔横截面；S2、在同一电流且在扫频状态下分别获取阻抗导管所处待测血管中所需要测量位置的电压值；S3、驱动所述阻抗导管匀速运动，在同一电流下，且在多种频率周期切换状态下获取所述阻抗导管运动过程中电压值；S4、获取多种频率周期切换状态下获取的电压值、获取待测血管各个位置的横截面积和斑块负荷对应的电导参数；S5、用数值计算和数值优化相结合的方法计算获得待测血管各个位置的斑块参数的三维空间分布，进而确定血管壁中斑块的三维空间分布；比传统的单频率方法更精确。

Description

一种冠状动脉斑块的多频三维检测方法
技术领域
本发明属于医疗检测技术领域，特别涉及一种冠状动脉斑块三维形状及斑块结构的检测方法。
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，常采用血管造影、血管内超声等方式进行检测，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；其他通用的四电极测量方法只能测量单点的阻抗，通过拉动电极形成二维的血管管径，无法完全真实的反应出血管的形态。
发明内容
本发明目的是：提供一种冠状动脉斑块三维形状及斑块结构的检测方法。
本发明的技术方案是：
一种冠状动脉斑块的多频三维检测方法，所述方法包括步骤：
S1、在一支阻抗导管上依次设置A，B，C，D四个电极，其中A、D为电流发射电极，B、C为电压检测电极，并将阻抗导管放入待测血管内，用同一电流多频扫描的方法测量待测血管内腔横截面；
S2、在同一电流、且在频率变化从103～105HZ的扫频状态下分别获取阻抗导管所处待测血管中所需要测量位置的电压值。
S3、驱动所述阻抗导管匀速运动，在同一电流下，且在多种频率周期切换状态下获取所述阻抗导管运动过程中从底端位置到血管入口的电压值；
S4、根据预设的固定电流值、通过步骤S2和S3在多种频率周期切换状态下获取的电压值、通过步骤S1的方法，获取待测血管各个位置的横截面积和斑块负荷对应的电导参数；
S5、根据步骤S4获取待测血管各个位置的斑块负荷对应的电导参数，用数值计算和数值优化相结合的方法计算获得待测血管各个位置的斑块参数的三维空间分布，进而确定血管壁中斑块的三维空间分布。
优选的，步骤S1所述的电压检测电极B为6个小电极B1，B2，B3，B4，B5，B6依次连接组成的环状电极，各小电极均等分布，用于电压检测电极B周围各个方向的阻抗分布，从而获得参照内腔横截面三维数值分布。
优选的，步骤S1所述的电压检测电极B为6个小电极B1，B2，B3，B4，B5，B6依次连接组成的环状电极，电压检测电极C为6个小电极C1，C2，C3，C4，C5，C6依次连接组成的环状电极，各小电极均等分布，用于测量电极B周围各个方向的阻抗分布，从而获得参照内腔横截面三维数值分布。
优选的，步骤S4所述数值计算的方法包括有限元法、有限体积法、有限差分法，所述数值优化包括Newton-Raphson数值优化方法、limited-memory Broyden-Fletcher-Goldfarb-Shanno数值优化方法和Monte Carlo Simulations数值优化方法。
优选的，所述电压检测电极B和C设置于电流发射电极A和D之间,两个电压检测电极均与电流发射电极A和D构成回路。
优选的，所述的扫频状态下分别获取阻抗导管所处待测血管中B、C电极处的电压值的方法，在各个扫描频率段上，分时采得各个方向的矩阵数据。
优选的，所述步骤S2中在同一电流、且在频率变化从103～105HZ的扫频状态下分别获取阻抗导管所处待测血管中所需要测量位置的电压值，其公式推导过程为：
在参照导管(如：指引导管)中，所述阻抗导管处于变频状态时：
其中，f表示频率，常数Cf分别表示在频率f状态下，阻抗导管处于参照导管(如：指引导管)中时、所述参照内腔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，Uf表示在频率f下，在恒定电流I下，检测电极测量的电压差；
所述阻抗导管处于待测血管某一位置时，管壁及组织的电导表示成：
K＝a·log10f+b(a，b为待定常数) [2]
所述阻抗导管处于待测血管某一位置时，我们得到如下公式：
其中，CSA(待定的血管横截面积)、a、b为待定常数；Uf表示在频率f下，在恒定电流I下，检测电极测量的电压差；常数Cf由公式[1]确定；在扫频状态下，可以在103-105Hz之间得到多个变化的频率f下的Cf，log10f的值；当所述阻抗导管处于血管某一位置时，通过数值优化方法确定待定常数CSA、a、b的值；
所述步骤S2后，所述方法还包括：
通过匀速拉动阻抗导管，在每一位置，获得待测血管的横截面积CSA和斑块参数a和b，从而可以确定各点的狭窄率和整个管壁中的斑块负荷。
优选的，所述电压检测电极B或C包括的小电极不仅限于6个，可扩展更多电极组成均匀分布的电极组。
优选的，所述电压检测电极B或C，在每一位置，获得待测血管各个位置下沿周向0°-60°,60°-120°,120°-180°,180°-240°,240°-300°,300°-0°的斑块参数a和b的值，然后用数值方法和优化程序进一步确定斑块的成分和空间分布。
一种用于测量血管的横截面积的四电极阻抗导管，包括导管本体，所述电压检测电极两端设置有电流发射电极，距离左端电流发射电极一定距离处的导管本体上设置有导丝入口，用于插入导丝腔。
优选的，所述一定距离为20mm。
优选的，所述导管本体的顶端内壁设置有2个电压检测电极和2个电流发射电极，电压检测电极设置在电流发射电极的两个电极之间，2个电压检测电极的两个电极间距为1-20mm，最外端的两个电流发射电极与相近的电压检测电极的间距为1-20mm，最右端电流发射电极与导管尖头的间距为10mm。
优选的，所述电压检测电极组为环状。每一组由环状分布的6个电极组成，环状电极的长度为环周长的1/12，间隔也为1/12，均等分。
优选的，所述导管本体的外层设置有超滑的亲水性材料涂层，所述导管本体的直径为0.9mm-1mm。
本发明的优点是：
1.本发明所提供的冠状动脉斑块的多频三维检测方法，发射电流采用扫频(频率变化从103-105赫兹)的方法，结合数值优化方法来确定横截面积以及斑块负荷，比传统的单频率方法更精确。
2.本发明的电压检测电极设置在电流发射电极之间，并且各个电极之间满足一定的间距可以提高参数测量的准确性。
3.本发明由于是入体式测量，导管外涂有超滑的亲水性材料涂层，便于入体式检测，减少损伤。
附图说明
下面结合附图及实施例对本发明作进一步描述：
图1为本发明实施例中所述冠状动脉负荷检测系统的结构示意图；
图2为实施例中所述多频扫描数值方法的几何结构模型；
图3为实施例中所述多频扫描数值方法的网格描述模型模型；
图4为实施例中所述多频扫描四电极导管结构示意图；
图5为本发明一种用于测量血管的多测点导管的结构示意图；
图6为本发明一种用于测量血管的多测点导管的导丝腔插入导管的示意图；
图7为本发明一种用于测量血管的多测点导管的一种电极组的分布示意图；
图8为本发明电极方案二结构示意图；
图9为本发明电极方案二的电极分布示意图；
图10为本发明一种用于测量血管的多测点导管的一组电极组内6个电极的分布示意图。
图11为本发明电极方案三结构示意图；
图12为本发明电极方案三的电极分布示意图。
其中：1、导管，2、电流发射电极，3、电压检测电极，61、导管尖头，62、导丝入口，63、导丝腔。50、血流血管，10、诊断仪，20、连接线，30、回撤电机，40、阻抗导管，11、显示屏，13、移动支架。
具体实施方式
如图1所示，为本发明所述的冠状动脉负荷检测系统的结构示意图，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、移动支架13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。
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，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。
如图4、5所示，电极下电流密度和电极大小有关，电极越大，电极下电流密度越小。因此为了使测量区域的电流密度尽可能分布均匀，电极之间应并行排列，并设计多组测量电极可同时在整段血管中进行多点的参数测量。在导管材质的选择上为了符合国家医用安全标准及入体式测量的可靠性，导管1外涂层选择了超滑的亲水性材料涂层，导管1的有效长度L设定为135mm，导管1的直径为0.9mm。电流发射电极2和电压检测电极3为环状，宽度可以为1-2mm，最好为1mm。电极之间均并排设置，距离左端电流发射电极20mm处的导管1上设置有导丝入口62，用于插入导丝腔63。
如图5所示，导管1的顶端内壁设置有电压检测电极3和电流发射电极2，共4个电极，用A-D的数字标示，其中A和D是一对电流发射电极，B和C是一对电压检测电极。
检测电极设置在电流发射电极的两个电极之间，电压检测电极的两个电极(B和C)的间距b为1-20mm，通常为1mm，最外端的两个电流发射电极与相近的电压检测电极组(A和B)的间距a为1-20mm，通常为2mm。内侧的两个电流发射电极组与相近的电压检测电极组的间距(C和D)c为1-20mm，通常为10mm、15mm和20mm。最右端电流发射电极D与导管尖头61的间距d为10mm，这样一组电流发射电极对应一组电压检测电极，可以减少误差。
本发明所述的冠状动脉斑块的多频三维检测方法，包括步骤：
S1、在一支阻抗导管上依次设置A，B，C，D四个电极，其中A、D为电流发射电极，B、C为电压检测电极，并将阻抗导管放入待测血管内，用同一电流多频扫描的方法测量待测血管内腔横截面；
S2、在同一电流、且在频率变化从103～105HZ的扫频状态下分别获取阻抗导管所处待测血管中所需要测量位置的电压值。
S3、驱动所述阻抗导管匀速运动，在同一电流下，且在多种频率周期切换状态下获取所述阻抗导管运动过程中从底端位置到血管入口的电压值；
S4、根据预设的固定电流值、通过步骤S2和S3在多种频率周期切换状态下获取的电压值、通过步骤S1的方法，获取待测血管各个位置的横截面积和斑块负荷对应的电导参数；
S5、根据步骤S4获取待测血管各个位置的斑块负荷对应的电导参数，用数值计算和数值优化相结合的方法计算获得待测血管各个位置的斑块参数的三维空间分布，进而确定血管壁中斑块的三维空间分布。
作为改进，所述步骤S2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；
所述主设备处于变频状态(频率变化在103-105Hz之间)下时得出：
其中，f表示频率(变化在103-105Hz之间)，常数Cf分别表示在频率f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，Uf表示在频率f下，在恒定电流I下，检测电极测量的电压差。
所述主设备处于血管某一位置时，当频率在103-105Hz之间变化，管壁及组织的电导可以表示成：
K＝a·log10f+b(a，b为待定常数) [2]
如文章Phys.Med.Biol.54(2009)4863–4878的Figure7所示。
所述主设备处于血管某一位置时，我们可以得到如下公式：
其中，CSA(血管横截面积)、a、b为待定常数；Uf表示在频率f下，在恒定电流I下，检测电极测量的电压差；常数Cf由公式[1]确定。在扫频状态下，可以在103-105Hz之间得到多个变化的频率f下的Cf，log10f的值。当所述主设备处于血管某一位置时，我们可以通过数值优化方法(如：limited-memory Broyden-Fletcher-Goldfarb-Shanno数值优化方法、Monte Carlo Simulations数值优化方法等)确定待定常数CSA、a、b的值。
此外，基于公式[1]～[3]中的基本定律，还可以用如下简化的三频率方法确定待定常数CSAa、b的值：
通过切换低频(如：5千Hz)、中频(如：50千Hz)、高频(如：95千Hz)状态下时得出：
可推导，
定义：
M＝(Cl-Cm)·log10(fm/fh)-(Cm-Ch)·log10(fl/fm)
可以得到：
Area＝N/M
作为本实施方式的进一步改进，所述阻抗导管的结构还可以采用如图8和9所示的电极方案二，以及如图11和12所示的电极方案三。通过增加环状分布的测量电极，可以同时测量一段血管内各个方向的多处的阻抗值，通过采集目标体表面的数据来进行三维的重建。通过匀速拉动导管，在每一位置，获得待测物各个位置下沿周向0°-60°,60°-120°,120°-180°,180°-240°,240°-300°,300°-0°的斑块参数a和b的值。然后用数值方法和优化程序进一步确定斑块的成分和空间分布。
所述数值方法的几何结构和网格描述分别如图2、图3所示。图中由内到外的三层分别表示血管的管腔(去除导管的)、血管壁和包围血管的肌肉(或者体液)组织。沿着轴向的三层分别表示前端发射电极所处位置、夹在两个发射电极中间的位置、后端发射电极所处位置。
数值方法的基本公式为：
其中u和σ分别为各个网格点的电势和每个网格单元中电导率；I为导管输入的恒定电流。
数值方法的入口和出口边界条件为在导管发射电极与血管接触面上施加I和-I的恒定电流。除了检测电极之间的网格，其他网格的物质参数σ可以按血管和周围组织的通用常数赋值(table1in J.R.Soc.Interface 9,2971–2982,2012)。检测电极之间的网格的物质参数σ可以用数值优化的方法计算，从而保证在不同的频率下通过电极之间的周向0°-60°,60°-120°,120°-180°,180°-240°,240°-300°,300°-0°的控制体的电导率满足a·log10f+b。最后，基于各个网格的物质参数σ的值可以确定斑块在血管壁中的分布。
作为本实施方式的进一步改进，所述三维检测方法还包括：
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。
上述实施例只为说明本发明的技术构思及特点，其目的在于让熟悉此项技术的人能够了解本发明的内容并据以实施，并不能以此限制本发明的保护范围。凡根据本发明主要技术方案的精神实质所做的修饰，都应涵盖在本发明的保护范围之内。

Claims (8)

1.一种冠状动脉斑块的多频三维检测系统，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；
一支阻抗导管上依次设置有A，B，C，D四个电极，其中A、D为电流发射电极，B、C为电压检测电极，阻抗导管放入待测血管内，所述数据采集模块用同一电流多频扫描的方法测量待测血管内腔横截面；
所述数据采集模块，在同一电流、且在频率变化从103～105HZ的扫频状态下分别获取阻抗导管所处待测血管中所需要测量位置的电压值；
所述控制模块，驱动所述阻抗导管匀速运动，数据采集模块在同一电流下，且在多种频率周期切换状态下获取所述阻抗导管运动过程中从底端位置到血管入口的电压值；
所述数据处理模块，根据预设的固定电流值、通过数据采集模块和控制模块在多种频率周期切换状态下获取的电压值，获取待测血管各个位置的横截面积和斑块负荷对应的电导参数；
所述数据处理模块获取待测血管各个位置的斑块负荷对应的电导参数，用数值计算和数值优化相结合的方法计算获得待测血管各个位置的斑块参数的三维空间分布，进而确定血管壁中斑块的三维空间分布；
所述数据采集模块在同一电流、且在频率变化从103～105HZ的扫频状态下分别获取阻抗导管所处待测血管中所需要测量位置的电压值，其公式推导过程为：
在参照导管中，所述阻抗导管处于变频状态时：
其中，f表示频率，常数Cf分别表示在频率f状态下，阻抗导管处于参照导管中时、所述参照导管的内腔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，Uf表示在频率f下，在恒定电流I下，检测电极测量的电压差；
所述阻抗导管处于待测血管某一位置时，管壁及组织的电导表示成：
K＝a·log10f+b(a，b为待定常数) [2]
所述阻抗导管处于待测血管某一位置时，我们得到如下公式：
其中，待定的血管横截面积CSA、a、b为待定常数；Uf表示在频率f下，在恒定电流I下，检测电极测量的电压差；常数Cf由公式[1]确定；在扫频状态下，可以在103-105Hz之间得到多个变化的频率f下的Cf，log10f的值；当所述阻抗导管处于血管某一位置时，通过数值优化方法确定待定常数CSA、a、b的值；
通过匀速拉动阻抗导管，在每一位置，获得待测血管的横截面积CSA和斑块参数a和b，从而可以确定各点的狭窄率和整个管壁中的斑块负荷。
2.根据权利要求1所述的冠状动脉斑块的多频三维检测系统，其特征在于：电压检测电极B为6个小电极B1，B2，B3，B4，B5，B6依次连接组成的环状电极，各小电极均等分布，用于电压检测电极B周围各个方向的阻抗分布。
3.根据权利要求1所述的冠状动脉斑块的多频三维检测系统，其特征在于：电压检测电极B为6个小电极B1，B2，B3，B4，B5，B6依次连接组成的环状电极，电压检测电极C为6个小电极C1，C2，C3，C4，C5，C6依次连接组成的环状电极，各小电极均等分布，用于测量电极B周围各个方向的阻抗分布。
4.根据权利要求3所述的冠状动脉斑块的多频三维检测系统，其特征在于：所述数值优化包括Newton-Raphson数值优化方法、limited-memory Broyden-Fletcher-Goldfarb-Shanno数值优化方法和Monte Carlo Simulations数值优化方法；所述数值计算的方法包括有限元法、有限体积法、有限差分法。
5.根据权利要求1所述的冠状动脉斑块的多频三维检测系统，其特征在于，所述电压检测电极B和C设置于电流发射电极A和D之间,两个电压检测电极均与电流发射电极A和D构成回路。
6.根据权利要求1所述的冠状动脉斑块的多频三维检测系统，其特征在于，所述的扫频状态下分别获取阻抗导管所处待测血管中B、C电极处的电压值的方法，在各个扫描频率段上，分时采得各个方向的矩阵数据。
7.根据权利要求2或3所述冠状动脉斑块的多频三维检测系统，其特征在于：所述电压检测电极B或C包括的小电极不仅限于6个，可扩展更多电极组成均匀分布的电极组。
8.根据权利要求2或3所述冠状动脉斑块的多频三维检测系统，其特征在于：所述电压检测电极B或C，在每一位置，获得待测血管各个位置下沿周向0°-60°,60°-120°,120°-180°,180°-240°,240°-300°,300°-0°的斑块参数a和b的值，然后用数值方法和优化程序进一步确定斑块的成分和空间分布。
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