CN112906323A - 一种虚拟肝静脉压力梯度测量方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种虚拟肝静脉压力梯度测量方法，属于医学技术领域。该方法包括以下步骤：建立包括流体力学计算模块、固体力学计算模块、流固耦合计算模块的有限元计算平台，将模拟肝静脉自由压的开放的几何模型导入，划分血液和血管壁的网格并设置参数，模拟血管壁与血液的流体‑固体耦合，获得仿真三维血管模型的压力分布和血流分布；获得肝‑门静脉模型压力分布图和虚拟肝静脉自由压数值；获得虚拟肝静脉楔入压。以虚拟肝静脉楔入压与虚拟肝静脉自由压的差值作为虚拟肝静脉压力梯度。本方法采用更符合人体真实生理情况的流‑固耦合模型，获得准确性较高的虚拟肝静脉压力梯度测量方法。
Description
技术领域
本发明涉及医学技术领域，具体而言，涉及一种虚拟肝静脉压力梯度测量方法。
背景技术
门脉高压作为肝硬化失代偿期的重要特征，其临床明确诊断往往滞后于晚期严重的并发症发生。
目前国内外的相关技术包括有创肝静脉压力梯度测量方法和无创肝静脉压力梯度测量方法，前者是通过颈内静脉穿刺置管，依次经过颈内静脉、上腔静脉、右心房、下腔静脉进入肝静脉，分别测量肝静脉自由压(free hepatic venous pressure,FHVP)和肝静脉楔入压(wedged hepatic venous pressure，WHVP)，计算两者差值得到HVPG虚拟肝静脉压力梯度测量方法。但上述有创方法风险大、操作难度高，无创方法干扰因素多、数值变异大。
鉴于此，特提出本发明。
发明内容
本发明的目的在于提供一种操作难度较低、干扰因素少且数值变异小的虚拟肝静脉压力梯度测量方法。该方法不以疾病诊断与治疗为目的。
本申请可这样实现：
本申请提供一种虚拟肝静脉压力梯度测量方法，包括以下步骤：建立包括流体力学计算模块、固体力学计算模块、流固耦合计算模块、几何模型模块和后处理模块的有限元计算平台，通过几何模型模块将模拟肝静脉自由压的开放的几何模型导入，分别在流体和固体划分网格单元中划分血液网格和血管壁网格。
在流体力学计算模块的解决方案中设置血液材料的参数，在固体力学计算模块中设置血管壁材料的参数，模拟血管壁与血液的流体-固体耦合，获得仿真三维血管模型的压力分布和血流分布。
通过后处理模块获得到肝-门静脉模型压力分布图，随后获取虚拟肝静脉自由压数值。
建立模拟肝静脉楔入压的开放的集合模型并获得虚拟肝静脉楔入压。
以虚拟肝静脉楔入压与虚拟肝静脉自由压的差值作为虚拟肝静脉压力梯度。
在可选的实施方式中，血液网格和血管壁网格的划分包括：将网格设置为四面体网格，在物理设置中选择计算流体力学分析，在求解设置中选择使用流体求解流场。
在可选的实施方式中，网格的最大面尺寸设置为1.4-1.6mm，最大尺寸设置为3.8-4.2mm。在可选的实施方式中，血液材料的参数包括血液密度和血液粘度。
在可选的实施方式中，血液密度设置为1030-1060kg/m3，血液粘度设置为0.0035-0.005kg/m·s。
在可选的实施方式中，血管壁材料的参数包括血管壁密度、血管壁厚度、泊松比和杨氏模量。在可选的实施方式中，血管壁密度设置为1140-1160kg/m3，血管壁厚度设置为0.4-0.6mm，泊松比设置为0.45，杨氏模量设置为3.0-4.0MPa。
在可选的实施方式中，在流体力学计算模块中设置血液材料的参数后，还包括：求解控制参数和边界条件，将仿真流体设置为层流，运算初始化设置为从入口面开始，在血液与血管壁交界处设置流固耦合面；
在可选的实施方式中，流体力学计算模块中的控制参数包括：计算步长、迭代次数和最大循环次数，边界条件包括：在血流入口面赋予速度值，在出口面赋予压力值。
在可选的实施方式中，在固体力学计算模块中设置血管壁材料的参数后，还包括：求解控制参数和边界条件，在血管壁和血液交界处设置流固耦合面。
在可选的实施方式中，固体力学计算模块中的控制参数包括：计算步长、迭代次数和最大循环次数，边界条件包括：固定血管壁的进出口并控制其在计算过程中不发生移动。
在可选的实施方式中，模拟肝静脉楔入压的开放的集合模型的建立包括：创建直径大于或等于被截断血管的圆柱体以模拟阻断球囊，通过布尔运算对肝右静脉进行阻断。
在可选的实施方式中，虚拟肝静脉楔入压的获得包括：将集合模型导入有限元计算平台中，在产生的两个截面分别赋予0m/s的速度模拟血流停滞，其余材料参数、边界条件和求解控制参数均不变，计算得到虚拟肝静脉楔入压。
在可选的实施方式中，模拟肝静脉自由压的开放的几何模型通过以下方法得到：通过布尔操作对肝静脉-门静脉系统模型的血流入口及出口作垂直切面。
在可选的实施方式中，肝静脉-门静脉系统模型由内腔封闭的肝静脉-门静脉系统实心三维模型进行表面光滑处理后而得。
在可选的实施方式中，内腔封闭的肝静脉-门静脉系统实心三维模型的建立包括：将肝静脉-门静脉三维模型中除肝静脉-门静脉系统以外的结构剔除，并对肝静脉-门静脉系统进行选择性填充和剔除噪点像素；
在可选的实施方式中，肝静脉-门静脉三维模型的建立包括：对标本进行CT血管成像，获得包括肝静脉期在内的CTA图层序列；随后将CTA图层序列导入医学影像控制软件，生成肝静脉期CTA图像序列的冠状位、矢状位和水平位图像；提取图像中肝静脉-门静脉系统以及与肝静脉-门静脉系统在空间结构上有连接的结构以获得肝静脉-门静脉三维模型。
本申请的有益效果包括：
本申请在虚拟肝静脉压力梯度测量过程中引入流-固耦合模型，较纯流场模型更符合人体真实生理情况，避免或降低了血管壁变形和血液流动之间的相互影响对结果造成的影响，可获得准确性较高的虚拟肝静脉压力梯度测量方法。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例的技术方案，下面将对实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，应当理解，以下附图仅示出了本发明的某些实施例，因此不应被看作是对范围的限定，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他相关的附图。
图1为实施例1中从CT血管成像(CTA)导出包括肝静脉期在内的CTA图层序列的界面图；
图2为实施例1中选择导入的肝静脉期CTA图层序列的界面图；
图3为实施例1中设置图层序列的方位的界面图；
图4为实施例1中自动生成的冠状位、矢状位和水平位图像的界面图；
图5为实施例1中Thresholding(阈值算法)工具设定阈值范围的界面图；
图6为实施例1中Region growing(区域增长)工具选定目标的界面图；
图7为实施例1中Calculate 3D from mask(三维建模)的界面图；
图8为实施例1中建立初步的肝-门静脉系统的界面图；
图9为实施例1中Crop mask(裁剪蒙板)工具进一步提取目标结构，剔除部分非目标结构的界面图；
图10为实施例1中Crop mask(裁剪蒙板)工具操作后保留的三维模型的界面图；
图11为实施例1中Edit masks in 3D(三维编辑蒙版)工具，剔除剩余的非目标结构的界面图；
图12为实施例1中反复利用MIMICS的Edit masks in 3D(三维编辑蒙版)工具和Edit mask(二维编辑蒙板)工具操作后的肝静脉-门静脉实体模型的界面图；
图13为实施例1中对肝静脉-门静脉系统进行Smoothing(光滑)操作的界面图；
图14为实施例1中将光滑处理后的模型选择.inp格式导出的界面图；
图15为实施例1中以面为基础建立肝静脉-门静脉系统模型的实心模型体的界面图；
图16为实施例1中模拟肝静脉自由压(FHVP)的开放的几何模型的界面图；
图17为实施例1中ANSYS Workbench有限元分析计算平台的界面图；
图18为实施例1中流体部分求解控制参数设置界面的界面图；
图19为实施例1中固体部分求解控制参数设置界面的界面图；
图20为实施例1中solution(解决)单元界面的界面图；
图21为实施例1中虚拟肝静脉自由压vFHVP模拟及压力分布图的界面图；
图22为实施例1中读取虚拟肝静脉自由压vFHVP数值的界面图；
图23为实施例1中虚拟肝静脉楔入压vWHVP数值模型的界面图；
图24为实施例1中虚拟肝静脉楔入压vWHVP结果及压力分布图的界面图；
图25为实施例1中流体力学仿真计算vHVPG结果图的界面图。
具体实施方式
为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述。实施例中未注明具体条件者，按照常规条件或制造商建议的条件进行。所用试剂或仪器未注明生产厂商者，均为可以通过市售购买获得的常规产品。
下面对本申请提供的虚拟肝静脉压力梯度测量方法进行具体说明。
发明人经研究发现，目前的虚拟肝静脉压力梯度的测量方法采用的为纯流场方式，在该方式中，血管壁被视为刚性不变形，在流动过程中，血液的流动不会引起血管壁的变形，在计算过程中，只计算血液的流动，只需要流体部分满足计算精度和要求。但在真实的生理情况中，血液的流动会引起血管壁的变形，而血管壁的变形又会反过来影响血液的流动，二者不断相互影响的过程。因此，目前的测量方法所得的结果与真实情况存在一定的误差。
鉴于此，本申请提出一种虚拟肝静脉压力梯度测量方法，其采用流固耦合的方式进行。也即，流固耦合考虑血管壁为弹性变形，在流动过程中，血液的流动会引起血管壁的变形，而血管壁的变形又会反过来影响血液的流动，在计算过程中，流体部分和固体部分相互耦合，不断迭代，直到满足计算精度和要求。
具体的，该虚拟肝静脉压力梯度测量方法包括以下步骤：建立包括流体力学计算模块(Fluent模块)、固体力学计算模块(Structural模块)、流固耦合计算模块(SystemCoupling模块)、几何模型模块(Geometry模块)和后处理模块(Results模块)的有限元计算平台，通过几何模型模块将模拟肝静脉自由压的开放的几何模型导入，分别在流体和固体划分网格单元中划分血液网格和血管壁网格。
在流体力学计算模块的解决方案中设置血液材料的参数，在固体力学计算模块中设置血管壁材料的参数，模拟血管壁与血液的流体-固体耦合，获得仿真三维血管模型的压力分布和血流分布。
通过后处理模块获得到肝-门静脉模型压力分布图，随后获取虚拟肝静脉自由压(vFHVP)数值。
建立模拟肝静脉楔入压的开放的集合模型并获得虚拟肝静脉楔入压。
以虚拟肝静脉楔入压(vWHVP)与虚拟肝静脉自由压(vFHVP)的差值作为虚拟肝静脉压力梯度(vHVPG)。
本申请中，建议有限元计算平台可采用ANSYS Workbench进行，此外，也不排除采用其它有限元分析软件，如ABAQUS或MSC等。
在可选的实施方式中，上述过程中的血液网格和血管壁网格的划分包括：将网格设置为四面体网格(Tetrahedrons)，在物理设置(Physics Preference)中选择计算流体力学分析(CFD)，在求解设置(Solver Preference)中选择使用流体求解流场。
在可选的实施方式中，网格的最大面尺寸(max face size)设置为1.4-1.6mm，最大尺寸(max size)设置为3.8-4.2mm，上述网格尺寸的设置可同时获得较高的运算精确度和计算机运行速度。设置完上述参数后，通过Generate Mesh(产生网格)即可完成网格划分。
在可选的实施方式中，本申请中血液材料的参数包括血液密度和血液粘度。其中，血液密度可设置为1030-1060kg/m3，血液粘度可设置为0.0035-0.005kg/m·s。
在流体力学计算模块中设置血液材料的参数后，还包括：求解控制参数和边界条件，将仿真流体设置为层流(参考门静脉血流雷诺数Rε<2000)，运算初始化设置为从入口面开始，在血液与血管壁交界处设置流固耦合面。上述流体力学计算模块中的控制参数包括：计算步长、迭代次数和最大循环次数，边界条件包括：在血流入口面赋予速度值，在出口面赋予压力值。
在可选的实施方式中，血管壁材料的参数包括血管壁密度、血管壁厚度、泊松比和杨氏模量(弹性模量)。其中，血管壁密度可设置为1140-1150kg/m3，血管壁厚度可设置为0.4-0.6mm，泊松比可设置为0.45，杨氏模量可设置为3.0-4.0MPa。
在固体力学计算模块中设置血管壁材料的参数后，还包括：求解控制参数和边界条件，在血管壁和血液交界处设置流固耦合面。上述固体力学计算模块中的控制参数包括：计算步长、迭代次数和最大循环次数，边界条件包括：固定血管壁的进出口并控制其在计算过程中不发生移动。
上述血液材料和血管壁材料的参数设置可使模型的物理属性接近人体生物学属性，提高仿真的准确度。
承上，本申请的流固耦合建模与纯流场建模的区别包括：流固耦合需要在血液表面构建具有一定厚度的血管壁，纯流场则只需要血液部分模型。流固耦合的参数设置与纯流场不同，重点在于有无血管壁，纯流场简化了血管壁(在血液流动过程中不发生变形)，其是没有血管壁的，也即纯流场模拟时只考虑血液流动。而流固耦合的模拟中，血管壁变形和血液流动互相影响，不断耦合。在真实的生理情况中，血液的流动会引起血管壁的变形，而血管壁的变形又会反过来影响血液的流动，二者不断相互影响的过程，更符合视血管壁为弹性的流-固耦合力学模型。
在可选的实施方式中，模拟肝静脉楔入压(vWHVP)的开放的集合模型的建立包括：创建直径大于或等于被截断血管的圆柱体以模拟阻断球囊，通过布尔运算对肝右静脉进行阻断。
进一步地，虚拟肝静脉楔入压的获得包括：将上述集合模型导入有限元计算平台中，在产生的两个截面分别赋予0m/s的速度模拟血流停滞，其余材料参数、边界条件和求解控制参数均不变，计算得到虚拟肝静脉楔入压(vWHVP)。
在可选的实施方式中，模拟肝静脉自由压的开放的几何模型通过以下方法得到：通过布尔操作对肝静脉-门静脉系统模型的血流入口及出口作垂直切面。
上述肝静脉-门静脉系统模型可以是由内腔封闭的肝静脉-门静脉系统实心三维模型进行表面光滑处理后而得。
可参考地，内腔封闭的肝静脉-门静脉系统实心三维模型的建立包括：将肝静脉-门静脉三维模型中除肝静脉-门静脉系统以外的结构剔除，并对肝静脉-门静脉系统进行选择性填充和剔除噪点像素；
上述肝静脉-门静脉三维模型的建立可包括：对标本进行CT血管成像，获得包括肝静脉期在内的CTA图层序列；随后将CTA图层序列导入医学影像控制软件，生成肝静脉期CTA图像序列的冠状位、矢状位和水平位图像；提取图像中肝静脉-门静脉系统以及与肝静脉-门静脉系统在空间结构上有连接的结构以获得肝静脉-门静脉三维模型。
承上，本申请的测量方法具体可参照如下步骤进行：
A、从标本的肘正中静脉注射造影剂，进行CT血管成像(CTA)，获取包括肝静脉期在内的CTA图层序列，导出图层序列，格式为dicom，层厚1.25mm，图像分辨率512×512像素；
B、将所获取的CTA图层序列导入医学影像控制软件MIMICS，选择肝静脉期图层序列，设置图像序列的方位，MIMICS软件自动识别图像序列，生成肝静脉期CTA图像序列的冠状位、矢状位和水平位图像；
C、寻找图像中的肝静脉-门静脉系统(目标)，利用MIMICS软件的Thresholding(阈值算法)工具，以尽量包含目标的CT值、尽量排除临近目标的周围肝脏等软组织的CT值为原则，设定阈值范围，以提取目标；利用MIMICS软件的Region growing(区域增长)工具，选定目标，以提取只与目标在空间结构上有连接的结构；利用MIMICS软件的Calculate 3D frommask(三维建模)工具，选择quality(质量)为medium(中等精度)，建立初步的肝静脉-门静脉三维模型；
D、利用MIMICS软件的Crop mask(裁剪蒙板)工具进一步提取目标结构，剔除部分非目标结构；再利用MIMICS软件的Edit masks in 3D(三维编辑蒙版)工具，剔除剩余的非目标结构，只保留肝静脉-门静脉系统；反复利用MIMICS软件的Edit masks in 3D(三维切割)工具和Edit mask(二维编辑蒙板)工具，进一步对肝静脉-门静脉系统进行选择性填充、剔除噪点像素，从而重建内腔封闭的肝静脉-门静脉系统实心三维模型；
E、利用MIMICS软件的Smoothing(光滑)操作，将三维模型进行表面光滑处理；将光滑处理后的实心三维模型的几何模型数据选择Ansys area element(Ansys软件面文件)格式(.inp)导出；
F、在ANSYS经典模式下，导入所述面文件(格式为.inp)，将长度单位统一为国际单位m；以面为基础建立肝静脉-门静脉系统模型的实心模型体；
G、通过布尔操作对肝静脉-门静脉系统模型的血流入口及出口作垂直切面，得到模拟肝静脉自由压(vFHVP)的开放的几何模型；完成上述操作后，将文件以后缀为.IGS格式导出备用(IGS是一种三维数值模型文件格式，ANSYS Workbench模块可读取)；
H、建立ANSYS Workbench有限元计算平台，主要包括Fluent流体计算模块、Structural固体计算模块以及流固耦合计算模块(即System Coupling模块)。通过Geometry模块将IGS文件导入，分别在流体和固体Mesh(划分网格)单元中，划分血液网格和一定厚度血管壁网格，网格划分方法设置为Tetrahedrons(四面体网格，在PhysicsPreference(物理设置)中选CFD(计算流体力学分析)，在Solver Preference(求解设置)中选Fluent(使用流体求解流场)；考虑到运算精确度以及计算机运行速度，对划分网格尺寸进行限定，max face size(最大面尺寸)设置为1.5mm，max size(最大尺寸)设为4mm；完成以上设置后，通过Generate Mesh(产生网格)完成网格划分；
I、在流体力学计算模块Fluent的solution(解决方案)中设置血液材料参数(血液密度、血液粘度)，使模型的物理属性接近人体生物学属性，提高仿真的准确度；求解控制参数(计算步长、迭代次数、最大循环次数)和边界条件(命名血流入口面，并赋予速度值，命名出口面后赋予压力值，未命名的血管壁设置为wall)，门静脉血流雷诺数Rε<2000，故仿真流体设置为层流；运算初始化设置为从入口面开始，在血液与血管壁交界处设置流固耦合面；
J、在固体力学计算模块中设置血管壁材料属性(密度，弹性模量)，求解控制参数(计算步长、迭代次数、最大循环次数)和边界条件(固定血管壁的进出口，在计算过程中不发生移动)，在血管壁与血液交界处设置流固耦合面；
K、完成上述参数设定后，模拟血管壁与血液的流体-固体耦合，计算获得仿真三维血管模型的压力分布和血流分布；
L、在results后处理模块中，对结果进行读取，通过contour(轮廓)操作显示肝-门静脉模型压力分布图；利用软件自带的calculators选项卡，计算获取虚拟肝静脉自由压(vFHVP)数值；
M、创建一个直径大于或等于被截断血管的圆柱体来模拟阻断球囊，通过布尔运算对肝右静脉进行阻断，得到模拟肝静脉楔入压(vWHVP)的开放的几何模型，并以IGS文件导出备用(参考步骤F)；将IGS文件导入到ANSYS workbench中，在产生的两个截面分别赋予0m/s的速度模拟血流停滞，其余材料参数、边界条件和求解控制参数不变，计算得到虚拟肝静脉楔入压(vWHVP)，在results模块中读取虚拟肝静脉楔入压(vWHVP)；
N、求出所述vWHVP与所述vFHVP的差值，即为虚拟肝静脉压力梯度(vHVPG)。
上述过程涉及的理论包括：
有限元分析法计算流体力学；肝静脉-门静脉系统中的血液做层流运动。
血管壁运动控制方程：
式中，ρs，as和δs分别为血管壁的密度，血管壁质点加速和血管壁应力张量。
流固耦合控制方程：
在血管壁和血液流场的交界面，流体域和固体域的共同接触面节点处应满足：位移、应力和速度均相等，即：
df＝ds
τf·nf＝τs·ns
uf＝us。
其中，d，n，τ和u和分别表示位移，边界法向，应力和速度，下标f和s分别表示流体域和固体域。
以下结合实施例对本发明的特征和性能作进一步的详细描述。
实施例1
本实施例提供一种虚拟肝静脉压力梯度的测量方法，具体参照如下步骤：
1、从标本的肘正中静脉注射造影剂，进行CT血管成像(CTA)，获取包括肝静脉期在内的CTA图层序列，导出图层序列，格式为dicom，层厚1.25mm，图像分辨率512×512像素(如图1所示)。
2、将所获取的CTA图层序列导入医学影像控制软件MIMICS，选择肝静脉期图层序列(如图2所示，层厚1.25mm)，设置图像序列的方位(如图3所示)，MIMICS软件自动识别图像序列，生成肝静脉期CTA图像序列的冠状位、矢状位和水平位图像(如图4所示)。
3、寻找图像中的肝静脉-门静脉系统(目标)，利用MIMICS软件的Thresholding(阈值算法)工具，以尽量包含目标的CT值、尽量排除临近目标的周围肝脏等软组织的CT值为原则，设定阈值范围，以提取目标(如图5所示)；利用MIMICS软件的Region growing(区域增长)工具，选定目标，以提取只与目标在空间结构上有连接的结构(如图6所示)；利用MIMICS软件的Calculate 3D from mask(三维建模)工具，选择quality(质量)为medium(中等精度)，建立初步的肝静脉-门静脉三维模型(如图7和图8所示，图7中选择“中等精度”)。
4、利用MIMICS软件的Crop mask(裁剪蒙板)工具进一步提取目标结构，剔除部分非目标结构(如图9和图10所示)；再利用MIMICS软件的Edit masks in 3D(三维编辑蒙版)工具，剔除剩余的非目标结构，只保留肝静脉-门静脉系统(如图11所示)；反复利用MIMICS软件的Edit masks in 3D(三维编辑蒙版)工具和Edit mask(二维编辑蒙板)工具，进一步对肝静脉-门静脉系统进行选择性填充、剔除噪点像素，从而重建内腔封闭的肝静脉-门静脉系统实心三维模型(如图12所示)。
5、利用MIMICS软件的Smoothing(光滑)操作，将三维模型进行表面光滑处理(如图13所示)；将光滑处理后的实心三维模型的几何模型数据选择Ansys area element(Ansys软件面文件)格式(.inp)导出(如图14所示)。
6、在ANSYS经典模式下，导入所述面文件(格式为.inp)，将长度单位统一为国际单位m；以面为基础建立肝静脉-门静脉系统模型的实心模型体(如图15所示)。
7、通过布尔操作对肝静脉-门静脉系统模型的血流入口及出口作垂直切面，得到模拟肝静脉自由压(vFHVP)的开放的几何模型(如图16所示)；完成上述操作后，将文件以后缀为.IGS格式导出备用(IGS是一种三维数值模型文件格式，ANSYS Workbench模块可读取)。
8、建立ANSYS Workbench有限元计算平台(如图17所示)，主要包括Fluent流体计算模块、Structural固体计算模块以及流固耦合计算模块(即System Coupling模块)。通过Geometry模块将IGS文件导入，分别在流体和固体Mesh(划分网格)单元中，划分血液网格和一定厚度血管壁网格，网格划分方法设置为Tetrahedrons(四面体网格，在PhysicsPreference(物理设置)中选CFD(计算流体力学分析)，在Solver Preference(求解设置)中选Fluent(使用流体求解流场)；考虑到运算精确度以及计算机运行速度，对划分网格尺寸进行限定，max face size(最大面尺寸)设置为1.5mm，max size(最大尺寸)设为4mm；完成以上设置后，通过Generate Mesh(产生网格)完成网格划分；
9、在流体力学计算模块Fluent中，设置血液材料参数(血液密度、血液粘度)，使模型的物理属性接近人体生物学属性，提高仿真的准确度(如图18所示)；求解控制参数(计算步长、迭代次数、最大循环次数)和边界条件(命名血流入口面，并赋予速度值，命名出口面后赋予压力值，未命名的血管壁设置为wall)，门静脉血流雷诺数Rε<2000，故仿真流体设置为层流；运算初始化设置为从入口面开始，在血液与血管壁交界处设置流固耦合面。
10、在固体力学计算模块中，设置血管壁材料属性(密度，弹性模量)，求解控制参数(计算步长、迭代次数、最大循环次数)和边界条件(固定血管壁的进出口，在计算过程中不发生移动)，在血管壁与血液交界处设置流固耦合面(如图19所示)。
11、完成上述参数设定后，在耦合模块中的solution求解界面，进行模拟血管壁与血液的流体-固体耦合(如图20所示)，计算获得仿真三维血管模型的压力分布和血流分布。
12、在results后处理模块中，对结果进行读取，通过contour(轮廓)操作显示肝-门静脉模型压力分布图；利用软件自带的calculators选项卡，计算获取虚拟肝静脉自由压(vFHVP)数值(如图21和图22所示)。
13、创建一个直径大于或等于被截断血管的圆柱体来模拟阻断球囊，通过布尔运算对肝右静脉进行阻断，得到模拟肝静脉楔入压(vWHVP)的开放的几何模型，并以IGS文件导出备用(参考步骤F)；将IGS文件导入到ANSYS workbench中，在产生的两个截面分别赋予0m/s的速度模拟血流停滞，其余材料参数、边界条件和求解控制参数不变，计算得到虚拟肝静脉楔入压(vWHVP)，在results模块中读取虚拟肝静脉楔入压(vWHVP)(如图23和图24所示)。
14、求出所述vWHVP与所述vFHVP的差值，即为虚拟肝静脉压力梯度(vHVPG)(如图25所示)。
综上所述，本申请在虚拟肝静脉压力梯度测量过程中引入的流-固耦合模型，视血管壁为弹性变形，相较于较纯流场模型，视血管壁为刚性不变形，更符合人体真实生理情况，考虑了血管壁变形和血液流动之间相互影响对结果造成的影响，可获得准确性较高的虚拟肝静脉压力梯度测量方法，并且，还有助于提供安全无创、准确量化的门脉高压无创诊断以及相应的预测和检测等方面的临床应用。
以上仅为本发明的优选实施例而已，并不用于限制本发明，对于本领域的技术人员来说，本发明可以有各种更改和变化。凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。
Claims (10)
1.一种虚拟肝静脉压力梯度测量方法，其特征在于，包括以下步骤：建立包括流体力学计算模块、固体力学计算模块、流固耦合计算模块、几何模型模块和后处理模块的有限元计算平台，通过所述几何模型模块将模拟肝静脉自由压的开放的几何模型导入，分别在流体和固体划分网格单元中划分血液网格和血管壁网格；
在流体力学计算模块的解决方案中设置血液材料的参数，在固体力学计算模块中设置血管壁材料的参数，模拟血管壁与血液的流体-固体耦合，获得仿真三维血管模型的压力分布和血流分布；
通过所述后处理模块获得到肝-门静脉模型压力分布图，随后获取虚拟肝静脉自由压数值；
建立模拟肝静脉楔入压的开放的集合模型并获得虚拟肝静脉楔入压；
以所述虚拟肝静脉楔入压与所述虚拟肝静脉自由压的差值作为虚拟肝静脉压力梯度。
2.根据权利要求1所述的虚拟肝静脉压力梯度测量方法，其特征在于，所述血液网格和所述血管壁网格的划分包括：将网格设置为四面体网格，在物理设置中选择计算流体力学分析，在求解设置中选择使用流体求解流场；
优选地，网格的最大面尺寸设置为1.4-1.6mm，最大尺寸设置为3.8-4.2mm。
3.根据权利要求1所述的虚拟肝静脉压力梯度测量方法，其特征在于，所述血液材料的参数包括血液密度和血液粘度；
优选地，所述血液密度设置为1030-1060kg/m3，所述血液粘度设置为0.0035-0.005kg/m·s。
4.根据权利要求1所述的虚拟肝静脉压力梯度测量方法，其特征在于，所述血管壁材料的参数血管壁密度、血管壁厚度、泊松比和杨氏模量；
优选地，所述血管壁密度设置为1140-1160kg/m3，所述血管壁厚度设置为0.4-0.6mm，所述泊松比设置为0.45，所述杨氏模量设置为3.0-4.0MPa。
5.根据权利要求1所述的虚拟肝静脉压力梯度测量方法，其特征在于，在流体力学计算模块中设置血液材料的参数后，还包括：求解控制参数和边界条件，将仿真流体设置为层流，运算初始化设置为从入口面开始，在血液与血管壁交界处设置流固耦合面；
优选地，流体力学计算模块中的控制参数包括：计算步长、迭代次数和最大循环次数，边界条件包括：在血流入口面赋予速度值，在出口面赋予压力值。
6.根据权利要求1所述的虚拟肝静脉压力梯度测量方法，其特征在于，在固体力学计算模块中设置血管壁材料的参数后，还包括：求解控制参数和边界条件，在血管壁和血液交界处设置流固耦合面；
优选地，固体力学计算模块中的控制参数包括：计算步长、迭代次数和最大循环次数，边界条件包括：固定血管壁的进出口并控制其在计算过程中不发生移动。
7.根据权利要求1所述的虚拟肝静脉压力梯度测量方法，其特征在于，所述模拟肝静脉楔入压的开放的集合模型的建立包括：创建直径大于或等于被截断血管的圆柱体以模拟阻断球囊，通过布尔运算对肝右静脉进行阻断。
8.根据权利要求7所述的虚拟肝静脉压力梯度测量方法，其特征在于，所述虚拟肝静脉楔入压的获得包括：将所述集合模型导入所述有限元计算平台中，在产生的两个截面分别赋予0m/s的速度模拟血流停滞，其余材料参数、边界条件和求解控制参数均不变，计算得到虚拟肝静脉楔入压。
9.根据权利要求1所述的虚拟肝静脉压力梯度测量方法，其特征在于，所述模拟肝静脉自由压的开放的几何模型通过以下方法得到：通过布尔操作对肝静脉-门静脉系统模型的血流入口及出口作垂直切面；
优选地，所述肝静脉-门静脉系统模型由内腔封闭的肝静脉-门静脉系统实心三维模型进行表面光滑处理后而得。
10.根据权利要求9所述的虚拟肝静脉压力梯度测量方法，其特征在于，所述内腔封闭的肝静脉-门静脉系统实心三维模型的建立包括：将肝静脉-门静脉三维模型中除肝静脉-门静脉系统以外的结构剔除，并对所述肝静脉-门静脉系统进行选择性填充和剔除噪点像素；
优选地，所述肝静脉-门静脉三维模型的建立包括：对标本进行CT血管成像，获得包括肝静脉期在内的CTA图层序列；随后将所述CTA图层序列导入医学影像控制软件，生成肝静脉期CTA图像序列的冠状位、矢状位和水平位图像；提取图像中肝静脉-门静脉系统以及与所述肝静脉-门静脉系统在空间结构上有连接的结构以获得肝静脉-门静脉三维模型。
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| WO2024109901A1 (zh) * | 2022-11-23 | 2024-05-30 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 一种门静脉压力梯度无创测量方法及装置 |
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