获取四维血管变形行为与管壁在体应力的方法及系统

摘要

本发明提供了一种获取四维血管变形行为与管壁在体应力的方法及系统，该方法通过影像三维重建技术与离散近似理论相结合，实现血管壁的大变形行为与管壁在体应力。本发明的创新之处在于，不仅可以直观地研究健康或病变血管壁的解剖形态在心动周期中随时间的变化，以便供支架介入术前的评估和治疗策略的选择；而且还能提供血管壁在体应力分布的变化情况，可供斑块破裂预测及诊断，从而为定量化描述血管壁的运动学特征及管壁在体应力提供了新方法。

权利要求

1.一种获取四维血管变形行为与管壁在体应力的方法，其特征在于，该方法包括：步骤1、确定感兴趣血管的起始位置、终止位置；

步骤2、在心动周期中，设置时间点，重建各时间点上，感兴趣血管的血管壁三维几何构型；

步骤3、对步骤2中的各几何构型，在三维空间上进行同一方式离散，获取所述血管壁三维几何构型具有相同排布结构的点云；

步骤4、确定相邻两时间点所述血管壁对应的点云上每个节点的一一映射关系；

步骤5、依据所述映射关系，获得相邻两时间点上点云空间坐标的位移场函数；

步骤6、计算所述相邻两时间点的时间差，并基于所述位移场函数和时间差，获取血管壁在心动周期中随时间变化的变形行为和管壁在体应力。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤5进一步包括：

步骤501、对所述点云上的节点进行单元网格连接；

步骤502、对所述节点进行平滑处理，获取有限单元构型；

步骤503、对相邻两时间点上建立的有限单元构型中所有网格点进行空间坐标求差，作为前一有限单元构型到后一有限单元构型的位移函数。

3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤2中重建血管壁三维几何构型包括：接收血管的造影影像序列，并依据该影像序列重建血管壁三维解剖形态模型。

4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤3进一步包括：对每一时间点的血管壁三维几何构型，均进行等量纵向、周向分割，获得每一时间点的点云结构。

5.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤3中,不同时刻的血管壁三维几何构型在空间上均进行等量层数离散，所述等量层数离散包括：对于健康血管壁及血管壁曲率小于一预设阈值时，对整支血管壁进行等层距分布离散；对于血管壁病变节段或血管壁曲率大于所述预设阈值时，增加层数。

6.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，所述步骤502中，采用拉普拉斯方法对节点进行平滑处理。

7.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤4中，确定点云上每个节点的一一映射关系具体包括：确定某一时间点的血管壁的几何构型为初始时刻构型，以该构型的每一周向或纵向点，与后一相邻时间点的血管壁几何构型的同一层周向或纵向点之间的距离之和为最小，来确定相邻两时刻对应的几何构型的点云中节点之间的一一映射关系。

8.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤5中，以前后两时间点上的几何构型中，对应点云中所有对应节点的坐标差值作为前一几何构型对应血管壁的位移场函数。

9.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤6中，所述时间差的具体计算方法为：根据心脏收缩舒张周期性规律，确定完成一个心动周期时影像所需的总帧数，根据心电图确定心动周期总时间，再结合前后两时间点的帧数差值，获得两时刻之间的所述时间差。

10.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤6还包括：确定某一时间点为心动周期的起始点，获取该时间点的血管壁几何构型，以获取时间差、位移场函数，该时间差、位移场函数既作为起始点参数，又作为终点参数，进行后续的有限元计算。

11.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤6进一步包括：以超弹性材料模型模拟血管壁，并应用该模型某本构的参数值，结合时间差、位移场函数，通过有限元分析，获得血管壁的变形行为和管壁在体应力。

12.根据权利要求11所述的方法，其特征在于，接收大变形有限元分析获得的几何变形量，评估正常或病变血管壁的实时变形能力行为和管壁在体应力。

13.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述的感兴趣血管，至少包括单支血管和血管树。

14.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述感兴趣血管的起始位置、终止位置，为血管的解剖标志点。

15.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，所述点云的排列结构均一致，即其纵向、周向点数均相等，故点的总数相等。

16.一种获取四维血管变形行为与管壁在体应力的系统，其特征在于，所述系统包括：影像数据处理模块，用于获取感兴趣血管的心动周期影像数据，并获取心动周期的总帧数以及总时间，并确定感兴趣血管的起始位置、终止位置；

三维重建模块，用于设置心动周期的时间点，并依据所述影像数据模块的数据，重建各时间点上感兴趣血管的血管壁三维几何构型；

位移场计算模块，对所述三维重建模块获得的几何构型，进行同一方式离散，获取各几何构型的相同排布结构的点云，并确定相邻两时间点的点云中，每个节点的一一映射关系，依据所述映射关系，获得相邻两时间点上点云空间坐标的位移场函数；

变形行为与管壁在体应力模块，依据位移场函数及影像数据处理模块获取的心动周期的总帧数和总时间，获取血管壁在心动周期中随时间变化的变形行为和管壁在体应力。

17.根据权利要求16所述的系统，其特征在于，所述系统还包括评估模块，利用所述变形行为与管壁在体应力模块获得的数据，评估正常或病变血管壁的实时形变能力、力学行为，和/或评估正常或病变血管壁斑块破裂风险，和/或评估在支架介入术的分析中，评估支架所在位置、撑开程度在心动周期中对病变斑块移位，对管腔解剖形态的影响，和/或评估评估支架断裂的潜在风险。

说明书

获取四维血管变形行为与管壁在体应力的方法及系统

技术领域

[0001] 本发明涉及应用于医疗领域，尤其涉及应用在基于影像的四维血管变形行为与管壁在体应力的准确、快速、无创计算。

背景技术

[0002] 在体应力，是生物活体处于特定力学环境下所具有的应力状态。当在体应力超过了正常活体可承受范围之外时，正常活体改变自身组织的力学性能以适应当前的应力状态，从而发生组织的代偿性病变。心脏不停地收缩与舒张，致使心血管管壁的解剖形态和管壁在体应力发生周期性变化。定量化描述心血管管壁的变形行为与管壁在体应力，将有助于理解心血管管壁的运动学特征及生物力学性能。一方面，心血管的变形行为及运动特征，可以为临床提供重要的力学理论参考，尤其是在支架介入术领域，包括术前支架型号尺寸的选择，术后支架受力状态的评估。另一方面，心血管的管壁在体应力状态，能够反映病变斑块破裂的风险程度，从而对预测斑块破裂及位置具有重要的意义。

[0003] 现有的测量血管壁的力学性能，一般是通过离体实验得到。国内学者马洪顺等人(孟繁军,权铁刚,马洪顺,正常国人升主动脉、腹主动脉、肾动脉血管的松弛函数及力学性质[J].中国组织工程研究与临床康复,2008,v.12；No.356(48),pp 9497-9500.)对5具新鲜尸体的升主动脉、腹主动脉和肾动脉沿纵向获取22个标本，并分别进行了单轴拉伸实验，获得了相应动脉壁的应力应变关系及反应粘弹性力学性质的松弛函数。在奥地利格拉茨科技大学的Holzapfel,G.A.等人(Holzapfel,G.A.,Sommer,G.,Gasser,C.T.,etc.,Determination of layer-specific mechanical properties of human coronary arteries with nonatherosclerotic intimal thickening and related constitutive modeling[J].American Journal Of Physiology-Heart And Circulatory Physiology,Nov,2005,289(5),pp H2048-H2058.)对13具人体非狭窄的左前降支冠脉进行解剖分层并分别沿轴向、径向单轴拉伸实验，获取各层的应力与伸张比之间的关系。但是，传统的离体拉伸实验，自身存在着如下几点局限性：1)离体实验与人类活体动脉壁的力学性质存在着一定的差异；2)简单的拉伸实验，不能获得人体复杂的受力状态下的动脉壁力学特性及在心动周期中的实时变化情况；3)有限样本下的平均处理，无法准确表征一个个体化患者的动脉壁力学性质，尤其是对于处于风险期患者的动脉壁力学性能的评估。此外，目前尚无血管壁的变形行为和管壁在体应力在心动周期中随时间变化的计算方法。

[0004] 本发明所述一种四维血管变形行为与管壁在体应力的计算方法，基于X射线造影的三维重建技术，重建心动周期中若干时刻血管壁三维模型，再进行区域离散形成结构化点云结构，再由全局最优理论实现不同时刻三维模型的点点之间对应关系，然后通过拉普拉斯平滑网格点，获取对应点之间的位移函数，最后利用有限元法计算超弹性血管壁的心动周期变形行为和管壁在体应力。

发明内容

[0005] 有鉴于此，本发明实施例提供一种获取四维血管变形行为与管壁在体应力的方法，该方法包括：

[0006] 步骤1、确定感兴趣血管的起始位置、终止位置；

[0007] 步骤2、在心动周期中，设置时间点，重建各时间点上，感兴趣血管的血管壁三维几何构型,即实现对所述感兴趣血管的血管壁在时间上进行离散；

[0008] 步骤3、对步骤2中的每一时间点对应的所述血管壁三维几何构型，在三维空间上进行同一方式离散，获取所述血管壁三维几何构型具有相同排布结构的点云；该同一方式离散可以采用任意的形式或方法，只要能够保证离散后，各个几何构型的点云的排布结构相同即可，以便于后续的变形行为及管壁在体应力计算；

[0009] 步骤4、确定相邻两时刻所述血管壁对应的点云上每个节点的一一映射关系；该映射关系的确定，可以采用多种方式，例如对各点进行标记或追踪的方式、依据点间距确定对应关系的方式等，此处不以此为限，凡能够确定该对应关系的方法均可适用于此；

[0010] 步骤5、依据所述映射关系，获得相邻两时刻上点云空间坐标的位移场函数；该位移场函数的计算及表达方式可以是多样的，只要能够实现对两几何构型中点云之间的位移变化关系描述即可，此处不以此为限；

[0011] 步骤6、计算所述相邻两时刻的时间差，并基于所述位移场函数和时间差，获取血管壁在心动周期中随时间变化的变形行为和管壁在体应力。

[0012] 优选地，所述步骤5进一步包括：

[0013] 步骤501、对所述点云上的节点进行单元网格连接；该单元网格连接方式例如可以采用结构化单元网格连接等；

[0014] 步骤502、对所述节点进行平滑处理，获取有限单元构型；

[0015] 步骤503、对相邻两时刻上建立的有限单元构型中所有网格点进行空间坐标求差，作为前一有限单元构型到后一有限单元构型的位移场函数。

[0016] 优选地，所述步骤2中重建血管壁三维几何构型包括：

[0017] 接收血管的造影影像序列，例如X影像序列等，并依据该影像序列重建血管壁三维解剖形态模型。该三维重建方法可以先用现有的重建方法或工具。

[0018] 优选地，所述步骤3进一步包括：对每一时间点的血管壁三维几何构型，均进行等量纵向、周向分割，获得每一时间点的点云结构，所述点云结构纵向、周向点数均相等，且点数总数相等。

[0019] 优选地，所述步骤3中，不同时刻的血管壁三维几何构型在空间上均进行等量层数离散，所述等量层数离散包括：对于健康血管壁及血管壁曲率小于一预设阈值时，对整支血管壁进行等层距分布离散；对于血管壁病变节段或血管壁曲率大于所述预设阈值时，增加层数。

[0020] 优选地，所述步骤4中，确定点云上每个节点的一一映射关系具体包括：确定某一时间点的血管壁的几何构型为初始时刻构型，以该构型的每一周向或纵向点，与后一相邻时间点的血管壁几何构型的同一层周向或纵向点之间的距离之和为最小，来确定相邻两时刻对应的几何构型的点云中节点之间的一一映射关系。

[0021] 优选地，所述步骤502中，采用拉普拉斯方法对节点进行平滑处理，该处理例如可以采用迭代次数为1-3、平滑速度参数为0.3-0.8。

[0022] 优选地，所述步骤5中，以前后两时刻上的几何构型中，对应点云中所有对应节点的坐标差值作为前一几何构型对应血管壁的位移场函数。

[0023] 优选地，所述步骤6中，所述时间差的具体计算方法为：根据心脏收缩舒张周期性规律，确定心动周期影像的总帧数，根据心电图确定心动周期总时间，再结合前后两时刻的帧数差值，获得两时刻之间的所述时间差。

[0024] 优选地，所述步骤6还包括：确定某一时间点为心动周期的起始点，获取该时间点的血管壁几何构型，以获取时间差、位移场函数，该时间差、位移场函数既作为起始点参数，又作为终点参数，进行后续的有限元计算。

[0025] 优选地，所述步骤6进一步包括：以超弹性材料模型模拟血管壁，并应用该模型某本构的参数值，结合时间差、位移场函数，通过有限元分析，获得血管壁的变形行为和管壁在体应力。该些参数为超弹性材料某本构对应的参数，即本领域技术人员通常所知的超弹性材料的基本特征参数。

[0026] 优选地，例如可采用Mooney-Rivlin本构的超弹性材料模型，正常血管壁的材料属性双参数为：2.6kPa,8.4。再结合时间差、位移场函数，通过有限元分析，例如可采用显式算法进行求解，获得血管壁的变形行为和管壁在体应力。

[0027] 优选地，接收大变形有限元分析获得的几何变形量，评估正常或病变血管壁的实时变形能力和力学行为。例如,中心线长度、最小横截面面积随时间变化，或者用于计算每点实时的力学参数，如杨氏模量、应变率。其中，正常血管中心线长度，随着血管的收缩而逐渐变短，反之亦然。

[0028] 优选地，接收大变形有限元分析获得的管壁在体应力值，以评估正常或病变血管壁斑块破裂风险。也可以同时给出斑块风险等级。

[0029] 优选地，所述的感兴趣血管，至少包括单支血管和血管树。

[0030] 优选地，所述感兴趣血管的起始位置、终止位置，为血管的解剖标志点。

[0031] 优选地，获取的所述变形行为，用于在支架介入术的分析中，评估支架所在位置、撑开程度在心动周期中对病变斑块移位，以及对管腔解剖形态的影响。

[0032] 优选地，获取的所述变形行为，结合支架介入术后，支架受力状态的变化，评估支架断裂的潜在风险。

[0033] 优选地，获取的所述变形行为，结合血管壁的流固耦合分析，评估血管内血流速度场以及血流量的变化。

[0034] 此外，本发明还提供了一种获取四维血管变形行为与管壁在体应力的系统，所述系统包括：

[0035] 影像数据处理模块，用于获取感兴趣血管的心动周期影像数据，并获取心动周期的总帧数，以及总时间，并确定感兴趣血管的起始位置、终止位置；

[0036] 三维重建模块，用于设置心动周期的时间点，并依据所述影像数据模块的数据，重建各时间点上感兴趣血管的血管壁三维几何构型；

[0037] 位移场计算模块，对所述三维重建模块获得的几何构型，进行同一方式离散，获取各几何构型的相同排布结构的点云，并确定相邻两时刻的点云中，每个节点的一一映射关系，依据所述映射关系，获得相邻两时刻上点云空间坐标的位移场函数；

[0038] 变形行为与管壁在体应力模块，依据位移场函数及影像数据处理模块获取的心动周期的总帧数和总时间获取血管壁在心动周期中随时间变化的变形行为和管壁在体应力。

[0039] 优选地，所述系统还包括评估模块，利用所述变形行为与管壁在体应力模块获得的数据，评估正常或病变血管壁的实时形变能力、力学行为，和/或评估正常或病变血管壁斑块破裂风险，和/或评估在支架介入术的分析中，评估支架所在位置、撑开程度在心动周期中对病变斑块移位，对管腔解剖形态的影响，和/或评估评估支架断裂的潜在风险。

[0040] 与现有技术相比，本发明技术方案的有益效果在于：实现血管壁变形行为与管壁在体应力在心动周期中随时间变化情况，以供支架介入术的评估和斑块破裂预测及诊断使用。本发明不仅可以直观地研究健康或病变血管壁的解剖形态在心动周期中随时间的变化，而且还能提供血管壁在体应力分布的变化情况，为定量化描述血管壁的运动学特征及生物力学性能提供了新方法。

附图说明

[0041] 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。

[0042] 图1是本发明所述一种血管变形行为与管壁在体应力的计算方法的理论基础和技术实现路线图；

[0043] 图2是右冠回旋支血管的最小横截面积在两个心动周期内随时间变化的曲线图；

[0044] 图3是右冠回旋支血管在心动周期中三个关键时刻的造影图像及管壁在体应力云图；

[0045] 图4是左冠对角支血管的最小横截面积在两个心动周期内随时间变化的曲线图；

[0046] 图5是左冠对角支血管在心动周期中五个关键时刻的造影图像及管壁在体应力云图。

具体实施方式

[0047] 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。

[0048] 本领域技术人员应当知晓，下述具体实施例或具体实施方式，是本发明为进一步解释具体的发明内容而列举的一系列优化的设置方式，而该些设置方式之间均是可以相互结合或者相互关联使用的，除非在本发明明确提出了其中某些或某一具体实施例或实施方式无法与其他的实施例或实施方式进行关联设置或共同使用。同时，下述的具体实施例或实施方式仅作为最优化的设置方式，而不作为限定本发明的保护范围的理解。

[0049] 实施例1：

[0050] 为进一步理解本发明，下面结合附图及实施例对本发明做进一步的阐述和说明。图1为本发明的技术路线图，在一具体实施方式中，该方法可概括为：对血管造影X射线时间序列影像在心动周期中若干时间点进行形态学三维重建，获得若干个几何构型；对每一几何构型进行结构化网格离散，获得若干个具有相同排列结构的点云模型；根据全局最优化原理，对前后相邻两模型进行节点之间距离最小原则，实现一一对应关系；对全局有限单元进行拉普拉斯法平滑并以空间坐标差值为位移场函数；通过时间差、位移场函数进行显式动力学求解，最终获得血管壁的四维变形行为和管壁在体应力。

[0051] 具体而言，在一具体的实施方式中，该方法可以设置为：

[0052] 步骤1、确定感兴趣血管的起始位置、终止位置；

[0053] 步骤2、在心动周期中，设置时间点，重建各时间点上，感兴趣血管的血管壁三维几何构型,即实现对所述感兴趣血管的血管壁在时间上进行离散；

[0054] 步骤3、对步骤2中的每一时间点对应的所述血管壁三维几何构型，在三维空间上进行同一方式离散，获取所述血管壁三维几何构型具有相同排布结构的点云；该同一方式离散可以采用任意的形式或方法，只要能够保证离散后，各个几何构型的点云的排布结构相同即可，以便于后续的变形行为及管壁在体应力计算；

[0055] 步骤4、确定相邻两时刻所述血管壁对应的点云上每个节点的一一映射关系；该映射关系的确定，可以采用多种方式，例如对各点进行标记或追踪的方式、依据点间距确定对应关系的方式等，此处不以此为限，凡能够确定该对应关系的方法均可适用于此；

[0056] 步骤5、依据所述映射关系，获得相邻两时刻上点云空间坐标的位移场函数；该位移场函数的计算及表达方式可以是多样的，只要能够实现对两几何构型中点云之间的位移变化关系描述即可，此处不以此为限；

[0057] 步骤6、计算所述相邻两时刻的时间差，并基于所述位移场函数和时间差，获取血管壁在心动周期中随时间变化的变形行为和管壁在体应力。

[0058] 在一具体的实施方式中，所述步骤5进一步包括：

[0059] 步骤501、对所述点云上的节点进行单元网格连接；该单元网格连接方式例如可以采用结构化单元网格连接等；

[0060] 步骤502、对所述节点进行平滑处理，获取有限单元构型；

[0061] 步骤503、对相邻两时刻上建立的有限单元构型中所有网格点进行空间坐标求差，作为前一有限单元构型到后一有限单元构型的位移场函数。

[0062] 在一具体的实施方式中，所述步骤2中重建血管壁三维几何构型包括：

[0063] 接收血管的造影影像序列，例如X影像序列等，并依据该影像序列重建血管壁三维解剖形态模型。该三维重建方法可以先用现有的重建方法或工具。

[0064] 在一具体的实施方式中，所述步骤3进一步包括：对每一时间点的血管壁三维几何构型，均进行等量纵向、周向分割，获得每一时间点的点云结构，所述点云结构纵向、周向点数均相等，且点数总数相等。

[0065] 在一具体的实施方式中，所述步骤3中，不同时刻的血管壁三维几何构型在空间上均进行等量层数离散，所述等量层数离散包括：对于健康血管壁及血管壁曲率小于一预设阈值时，对整支血管壁进行等层距分布离散；对于血管壁病变节段或血管壁曲率大于所述预设阈值时，增加层数。

[0066] 在一具体的实施方式中，所述步骤4中，确定点云上每个节点的一一映射关系具体包括：确定某一时间点的血管壁的几何构型为初始时刻构型，以该构型的每一周向或纵向点，与后一相邻时间点的血管壁几何构型的同一层周向或纵向点之间的距离之和为最小，来确定相邻两时刻对应的几何构型的点云中节点之间的一一映射关系。

[0067] 在一具体的实施方式中，所述步骤502中，采用拉普拉斯方法对节点进行平滑处理，该处理例如可以采用迭代次数为1-3、平滑速度参数为0.3-0.8。

[0068] 在一具体的实施方式中，所述步骤5中，以前后两时刻上的几何构型中，对应点云中所有对应节点的坐标差值作为前一几何构型对应血管壁的位移场函数。

[0069] 在一具体的实施方式中，所述步骤6中，所述时间差的具体计算方法为：根据心脏收缩舒张周期性规律，确定心动周期影像的总帧数，根据心电图确定心动周期总时间，再结合前后两时刻的帧数差值，获得两时刻之间的所述时间差。

[0070] 在一具体的实施方式中，所述步骤6还包括：确定某一时间点为心动周期的起始点，获取该点时间点的血管壁几何构型，以获取时间差、位移场函数，该时间差、位移场函数既作为起始点参数，又作为终点参数，进行后续的有限元计算。

[0071] 在一具体的实施方式中，所述步骤6进一步包括：采用Mooney-Rivlin超弹性材料模型，正常血管壁的材料属性双参数为：2.6kPa,8.4。再结合时间差、位移场函数，通过有限元分析，可采用显式算法进行求解，获得血管壁的变形行为和管壁在体应力。

[0072] 在一具体的实施方式中，接收大变形有限元分析获得的几何变形量，评估正常或病变血管壁的实时变形能力和力学行为。例如中心线长度、最小横截面面积随时间变化，或者用于计算每点实时的力学参数，如杨氏模量、应变率。正常血管中心线长度，随着血管的收缩而逐渐变短，反之亦然。

[0073] 在一具体的实施方式中，接收大变形有限元分析获得的管壁在体应力值，以评估正常或病变血管壁斑块破裂风险。也可以同时给出斑块风险等级。

[0074] 在一具体的实施方式中，所述的感兴趣血管，至少包括单支血管和血管树。

[0075] 在一具体的实施方式中，所述感兴趣血管的起始位置、终止位置，为血管的解剖标志点。

[0076] 在一具体的实施方式中，获取的所述变形行为，用于在支架介入术的分析中，评估支架所在位置、撑开程度在心动周期中对病变斑块移位，以及对管腔解剖形态的影响。

[0077] 在一具体的实施方式中，获取的所述变形行为，结合支架介入术后，支架受力状态的变化，评估支架断裂的潜在风险。

[0078] 在一具体的实施方式中，获取的所述变形行为，结合血管壁的流固耦合分析，评估血管内血流速度场以及血流量的变化。

[0079] 实施例2：

[0080] 在另一个具体的实施例中，利用本发明所述的获取位移场的方法，可以通过以下步骤来实现：

[0081] (1)、获取2个相邻时间点的构型文件；

[0082] (2)、将步骤(1)中对前后相邻两构型所有网格点进行空间坐标求差，并作为前一构型到后一构型的位移场函数。具体计算过程应用Matlab命令语句实现，如下所示：

[0083] data1＝textread('*.txt')；％读取前一构型节点坐标文件

[0084] data2＝textread('*.txt')；％读取后一构型节点坐标文件

[0085] ％注意data1，data2的先后顺序。

[0086] DisLD＝(data2-data1)；％前后构型坐标值作差

[0087] [r,c]＝size(DisLD)；

[0088] ND_id＝data1(:,1)；

[0089] OutputFile＝fopen('DisLD.inp','w')；％创建位移场函数文件[0090] for i＝1:r

[0091] fprintf(OutputFile,'％-s\n','*Boundary,amplitude＝Amp-1')；

[0092] fprintf(OutputFile,'％-d,％-d,％-d,％-18.8f\n',ND_id(i),1,1,DisLD(i,2))；％写入位移场x分量值

[0093] fprintf(OutputFile,'％-d,％-d,％-d,％-18.8f\n',ND_id(i),2,2,DisLD(i,3))；％写入位移场y分量值

[0094] fprintf(OutputFile,'％-d,％-d,％-d,％-18.8f\n',ND_id(i),3,3,DisLD(i,4))；％写入位移场z分量值

[0095] end

[0096] fclose(OutputFile)

[0097] 从而获得点云之间在xyz方向上的位移函数，构成位移场函数。

[0098] 实施例3：

[0099] 在另一个具体的实施例中，利用本发明所述方法对人体心脏右冠回旋支血管进行计算。具体而言，该方法可以通过以下步骤来实现：

[0100] (1)、选取心脏右冠回旋支为感兴趣血管，分别以近端主干分叉、远端分叉处为解剖标志点；

[0101] (2)、将步骤(1)在X射线造影时间序列中，选取3个时刻，进行三维重建获得3个血管壁解剖形态模型，其中包括舒张末期、收缩期中间时刻、收缩末期；

[0102] (3)、将步骤(2)中的3个几何构型，均进行空间物理域离散为3个点云结构模型，纵向为296层，周向为32层，得到总点数为9472个；

[0103] (4)、将步骤(3)中3个点云结构，依据前后相邻两构型之间所有点空间距离最小，实现点点的一一映射关系；

[0104] (5)、将步骤(4)中对每一构型下节点进行结构化单元网格连接，并通过迭代次数为3、平滑速度参数为0.5，对网格点进行拉普拉斯法平滑处理；

[0105] (6)、将步骤(5)中对前后相邻两构型所有网格点进行空间坐标求差，并作为前一构型到后一构型的位移场函数；

[0106] (7)、根据心脏收缩舒张周期性规律，确定心动周期影像的总帧数为22桢，根据心电图桢频为每秒30桢，即可确定心动周期总时间为0.74s，再结合前后构型之间的帧数差值，获得前后构型之间的时间值：3个时间段分别为0.20s、0.17s和0.37s；

[0107] (8)、将步骤(6)、(7)中以舒张末期为心动周期起始点，选取Mooney-Rivlin超弹性材料模型作为血管壁的本构模型，其材料参数分别分2.6kPa和8.4，结合时间-位移场函数，利用有限元法显式求解算法计算血管壁的变形行为和管壁在体应力；

[0108] (9)、将步骤(8)中，获得的最小横截面随时间的变化关系曲线，见图2。

[0109] (10)、将步骤(8)中，获得的血管壁3个时刻点管壁在体应力云图，见图3。

[0110] 实施例4：

[0111] 在另一个具体的实施例中，利用本发明所述方法对人体心脏左冠对角支血管进行计算。具体而言，该方法可以通过以下步骤来实现：

[0112] (1)、选取心脏左冠第一对角支为感兴趣血管，分别以近端左主干分叉、远端分叉处为解剖标志点；

[0113] (2)、将步骤(1)在X射线造影时间序列中，选取5个时刻，进行三维重建获得5个血管壁解剖形态模型，其中包括舒张末期、收缩期中间时刻、收缩末期、舒张期中间两个时刻；

[0114] (3)、将步骤(2)中的5个几何构型，均进行空间物理域离散为5个点云结构模型，纵向为147层，周向为28层，得到总点数为4116个；

[0115] (4)、将步骤(3)中5个点云结构，依据前后相邻两构型之间所有点空间距离最小，实现点点的一一映射关系；

[0116] (5)、将步骤(4)中对每一构型下节点进行结构化单元网格连接，并通过迭代次数为3、平滑速度参数为0.5，对网格点进行拉普拉斯法平滑处理；

[0117] (6)、将步骤(5)中对前后相邻两构型所有网格点进行空间坐标求差，并作为前一构型到后一构型的位移场函数；

[0118] (7)、根据心脏收缩舒张周期性规律，确定心动周期影像的总帧数，根据心电图确定心动周期总时间为0.8s，再结合前后构型之间的帧数差值，获得前后构型之间的时间值：5个时间段分别为0.16s、0.11s、0.16s、0.21s和0.16s；

[0119] (8)、将步骤(6)、(7)中以舒张末期为心动周期起始点，选取Mooney-Rivlin超弹性材料模型作为血管壁的本构模型，其材料参数分别分2.6kPa和8.4，结合时间-位移场函数，利用有限元法显式求解算法计算血管壁的变形行为和管壁在体应力；

[0120] (9)、将步骤(8)中，获得的最小横截面随时间的变化关系曲线，见图4。

[0121] (10)、将步骤(8)中，获得的血管壁5个时刻点管壁在体应力云图，见图5。

[0122] 实施例5：

[0123] 在又一具体的实施例中，本发明还提供了一种获取四维心血管变形行为与管壁在体应力的系统，所述系统包括：

[0124] 影像数据处理模块，用于获取感兴趣血管的心动周期影像数据，并获取心动周期的总帧数，以及总时间，并确定感兴趣血管的起始位置、终止位置；

[0125] 三维重建模块，用于设置心动周期的时间点，并依据所述影像数据模块的数据，重建各时间点上感兴趣血管的血管壁三维几何构型；

[0126] 位移场计算模块，对所述三维重建模块获得的几何构型，进行同一方式离散，获取各几何构型的相同排布结构的点云，并确定相邻两时刻的点云中，每个节点的一一映射关系，依据所述映射关系，获得相邻两时刻上点云空间坐标的位移场函数；

[0127] 变形行为与管壁在体应力模块，依据位移场函数及影像数据处理模块获取的心动周期的总帧数和总时间，获取血管壁在心动周期中随时间变化的变形行为和管壁在体应力。

[0128] 优选地，所述系统还包括评估模块，利用所述变形行为与管壁在体应力模块获得的数据，评估正常或病变血管壁的实时形变能力、力学行为，和/或评估正常或病变血管壁斑块破裂风险，和/或评估在支架介入术的分析中，评估支架所在位置、撑开程度在心动周期中对病变斑块移位，对管腔解剖形态的影响，和/或评估评估支架断裂的潜在风险。

[0129] 该系统所采用到的各计算方法或方式，可采用上述实施例1至3中的任意方式实现。

[0130] 本领域普通技术人员可以理解实现上述实施例方法中的全部或部分流程，是可以通过计算机程序来指令相关的硬件来完成，所述的程序可存储于一计算机可读取存储介质中，该程序在执行时，可包括如上述各方法的实施例的流程。其中，所述的存储介质可为磁碟、光盘、只读存储记忆体(Read-Only Memory，ROM)或随机存储记忆体(Random Access Memory，RAM)等。

[0131] 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。