支架模拟方法
阅读：215发布：2020-09-30
专利汇可以提供支架模拟方法专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 发明 提供一种 支架 模拟方法，该方法包括以下步骤。生成血管内腔模型，血管内腔模型包括血管壁 节点 。在血管内腔模型的内部生成支架模型，支架模型包括支架节点。将支架的实际形态映射到支架模型，以确定支架节点中的支架骨架点。确定与支架骨架点中的每一个相对应的血管壁节点集。使支架模型膨胀，同 时针 对支架骨架点中的每一个：在该支架骨架点和与该支架骨架点相对应的血管壁节点集之间的距离满足第一预设条件后，实时确定该支架骨架点的 力 平衡情况；以及当该支架骨架点处于力平衡状态时，停止该支架骨架点的移动并更新血管内腔模型和支架模型。本发明提供的支架模拟方法需要的计算资源较少，可以提供对支架展开效果的快速预测。，下面是支架模拟方法专利的具体信息内容。
1.一种支架模拟方法，包括：
生成血管内腔模型，所述血管内腔模型包括血管壁节点；
在所述血管内腔模型的内部生成支架模型，所述支架模型包括支架节点；
将支架的实际形态映射到所述支架模型，以确定所述支架节点中的支架骨架点；
确定与所述支架骨架点中的每一个相对应的血管壁节点集；
使所述支架模型膨胀，同时针对所述支架骨架点中的每一个：
在该支架骨架点和与该支架骨架点相对应的血管壁节点集之间的距离满足第一预设条件后，实时确定该支架骨架点的力平衡情况；以及
当该支架骨架点处于力平衡状态时，停止该支架骨架点的移动并更新所述血管内腔模型和所述支架模型。
2.如权利要求1所述的支架模拟方法，其特征在于，所述实时确定该支架骨架点的力平衡情况是根据支架膨胀力、血流压力和血管壁收缩力。
3.如权利要求2所述的支架模拟方法，其特征在于，所述实时确定该支架骨架点的力平衡情况包括：
计算所述支架膨胀力、所述血流压力和所述血管壁收缩力；
计算所述支架膨胀力与所述血流压力的和；
将所述和与所述血管壁收缩力相比较；以及
当所述和与所述血管壁收缩力相等时，确定该支架骨架点处于力平衡状态。
4.如权利要求3所述的支架模拟方法，其特征在于，所述支架膨胀力根据以下公式计算：
Fstent＝Fs0–Ks*δs，其中，Fstent是所述支架膨胀力，Fs0是所述支架模型膨胀之前的初始应力，Ks是支架膨胀力系数，δs是所述支架模型的支架半径增量。
5.如权利要求3所述的支架模拟方法，其特征在于，所述血管壁收缩力根据以下公式计算：
Faorta＝Ka*log(δa+1)，其中，Faorta是所述血管壁收缩力，Ka是血管壁收缩力系数，δa是所述血管内腔模型的血管半径增量。
6.如权利要求3所述的支架模拟方法，其特征在于，所述第一预设条件是所述距离小于或等于临界值，
在将所述和与所述血管壁收缩力相比较之后，所述支架模拟方法进一步包括：
如果所述和小于所述血管壁收缩力，则提示出错，并且减小所述支架模型膨胀的步长和/或所述临界值。
7.如权利要求1所述的支架模拟方法，其特征在于，所述生成血管内腔模型包括：
获取血管造影图像；
从所述血管造影图像中识别血管内腔的几何形态；
在所述血管内腔内确定所述支架的放置位置；
截取所述血管内腔的、与所述放置位置相对应的部分；以及
通过三角形网格将所截取的部分离散化，以获得所述血管内腔模型。
8.如权利要求1所述的支架模拟方法，其特征在于，所述生成支架模型包括：
确定所述血管内腔模型的中心线，并基于所述中心线生成管状曲面；
将所述中心线离散化，以获得中心线节点；
基于所述中心线节点将所述管状曲面沿轴向离散化，以获得所述管状曲面上的、与所述中心线节点相对应的封闭曲线；
将所述封闭曲线离散化，以获得曲面模型；以及
对所述曲面模型进行非结构化，以获得所述支架模型。
9.如权利要求8所述的支架模拟方法，其特征在于，所述确定与所述支架骨架点中的每一个相对应的血管壁节点集包括：
针对所述支架骨架点中的每一个：
过该支架骨架点和与该支架骨架点相对应的中心线节点作直线；
以所述直线为中心轴并以该支架骨架点为顶点作半顶角为α的锥面；以及调整所述半顶角α的值，使得由所述锥面覆盖的血管壁节点的数目满足第二预设条件，以获得与该支架骨架点相对应的血管壁节点集。
10.如权利要求1所述的支架模拟方法，其特征在于，所述更新所述血管内腔模型和所述支架模型包括：
计算所述支架模型的每个支架节点膨胀前后的位移和所述血管内腔模型的每个血管壁节点膨胀前后的位移；以及
根据所述支架模型的每个支架节点膨胀前后的位移更新所述支架模型，并且根据所述血管内腔模型的每个血管壁节点膨胀前后的位移更新所述血管内腔模型。
支架模拟方法
技术领域
[0001] 本发明涉及医疗器械领域，具体地，涉及一种支架模拟方法。
背景技术
[0003] 目前，已开发出各式各样的血管支架。不同血管支架或同一血管支架在不同时期的设计参数以及技术指标可能是各不相同的。在将支架置入血管中时，不同的支架设计对血管的支撑作用不同，进而可能影响到血管形态重塑的效果或血管内发生再狭窄的几率。因此，在将支架置入血管之前，需要预先了解支架在血管内的展开效果。此外，在传统的血管支架的开发过程中，从支架原型加工、体外测试直到临床试验的完成是漫长的过程。如果在支架进行临床试验阶段才发现其功能上的欠缺，然后再进行改进，这将导致设计成本的增加和研制周期的延长。
[0004] 因此，需要提供一种支架模拟方法，以至少部分地解决现有技术中存在的上述问题。
发明内容
[0005] 为了至少部分地解决现有技术中存在的问题，根据本发明的一个方面，提供一种支架模拟方法。该支架模拟方法包括以下步骤。生成血管内腔模型，该血管内腔模型包括血管壁节点。在血管内腔模型的内部生成支架模型，该支架模型包括支架节点。将支架的实际形态映射到支架模型，以确定支架节点中的支架骨架点。确定与支架骨架点中的每一个相对应的血管壁节点集。使支架模型膨胀，同时针对支架骨架点中的每一个：在该支架骨架点和与该支架骨架点相对应的血管壁节点集之间的距离满足第一预设条件后，实时确定该支架骨架点的力平衡情况；以及当该支架骨架点处于力平衡状态时，停止该支架骨架点的移动并更新血管内腔模型和支架模型。
[0006] 可选地，实时确定该支架骨架点的力平衡情况是根据支架膨胀力、血流压力和血管壁收缩力。
[0007] 可选地，实时确定该支架骨架点的力平衡情况包括：计算支架膨胀力、血流压力和血管壁收缩力；计算支架膨胀力与血流压力的和；将该和与血管壁收缩力相比较；以及当该和与血管壁收缩力相等时，确定该支架骨架点处于力平衡状态。
[0008] 可选地，支架膨胀力根据以下公式计算：Fstent＝Fs0–Ks*δs，其中，Fstent是支架膨胀力，Fs0是支架模型膨胀之前的初始应力，Ks是支架膨胀力系数，δs是支架模型的支架半径增量。
[0009] 可选地，血管壁收缩力根据以下公式计算：Faorta＝Ka*log(δa+1)，其中，Faorta是血管壁收缩力，Ka是血管壁收缩力系数，δa是血管内腔模型的血管半径增量。
[0010] 可选地，第一预设条件是距离小于或等于临界值。在将上述和与血管壁收缩力相比较之后，支架模拟方法进一步包括：如果该和小于血管壁收缩力，则提示出错，并且减小支架模型膨胀的步长和/或临界值。
[0011] 可选地，生成血管内腔模型包括：获取血管造影图像；从血管造影图像中识别血管内腔的几何形态；在血管内腔内确定支架的放置位置；截取血管内腔的、与放置位置相对应的部分；以及通过三角形网格将所截取的部分离散化，以获得血管内腔模型。
[0012] 可选地，生成支架模型包括：确定血管内腔模型的中心线，并基于中心线生成管状曲面；将中心线离散化，以获得中心线节点；基于中心线节点将管状曲面沿轴向离散化，以获得管状曲面上的、与中心线节点相对应的封闭曲线；将封闭曲线离散化，以获得曲面模型；以及对曲面模型进行非结构化，以获得支架模型。
[0013] 可选地，确定与支架骨架点中的每一个相对应的血管壁节点集包括以下步骤。针对支架骨架点中的每一个：过该支架骨架点和与该支架骨架点相对应的中心线节点作直线；以直线为中心轴并以该支架骨架点为顶点作半顶角为α的锥面；以及调整半顶角α的值，使得由锥面覆盖的血管壁节点的数目满足第二预设条件，以获得与该支架骨架点相对应的血管壁节点集。
[0014] 可选地，更新血管内腔模型和支架模型包括：计算支架模型的每个支架节点膨胀前后的位移和血管内腔模型的每个血管壁节点膨胀前后的位移；以及根据支架模型的每个支架节点膨胀前后的位移更新支架模型，并且根据血管内腔模型的每个血管壁节点膨胀前后的位移更新血管内腔模型。
[0015] 本发明提供的支架模拟方法需要的计算资源较少，并且由于结合了力平衡计算，因此可以在较短时间内完成支架展开模拟，从而可以提供对支架展开效果的快速预测。
[0016] 在发明内容中引入了一系列简化的概念，这些概念将在具体实施方式部分中进一步详细说明。本发明内容部分并不意味着要试图限定所要求保护的技术方案的关键特征和必要技术特征，更不意味着试图确定所要求保护的技术方案的保护范围。
附图说明
[0018] 本发明的下列附图在此作为本发明的一部分用于理解本发明。附图中示出了本发明的实施方式及其描述，用来解释本发明的原理。在附图中，不同视图中的类似标号可以描述相似的对象或元素，附图不一定按比例绘制。在附图中，
[0020] 图2示出根据本发明一个实施例的生成血管内腔模型的步骤的流程图；
[0021] 图3示出根据本发明一个实施例的生成支架模型的步骤的流程图；
[0022] 图4a至4c示出根据本发明一个实施例的血管内腔模型和支架模型的横截面图，并且图4d示出根据该实施例的血管内腔模型和支架模型的左视图；以及
[0023] 图5示出根据本发明一个实施例的血管内腔模型和支架模型的左视图。
具体实施方式
[0024] 在下文的描述中，提供了大量的细节以便能够彻底地理解本发明。然而，本领域技术人员可以了解，如下描述仅涉及本发明的较佳实施例，本发明可以无需一个或多个这样的细节而得以实施。此外，为了避免与本发明发生混淆，对于本领域公知的一些技术特征未进行描述。在本文的描述中，术语“血管支架”和“支架”指代相同的对象，它们可以可互换地使用。
[0025] 下面结合图1至图5详细描述本发明。
[0026] 根据本发明的一个方面，提供一种支架模拟方法。图1示出根据本发明一个实施例的支架模拟方法100的流程图。如图1所示，支架模拟方法100包括下述步骤。
[0027] 在步骤S110，生成血管内腔模型，该血管内腔模型包括血管壁节点。可选地，血管内腔模型可以根据需要置入血管支架的对象的血管造影(CTA)图像来生成。本领域技术人员可以理解，血管内腔模型还可以基于其他关于对象的血管的信息来生成，本发明不对此进行限制。
[0028] 具体地，参考图2，示出了根据本发明一个实施例的步骤S110的流程图。如图2所示，步骤S110可以包括以下步骤。在步骤S111，获取CTA图像，例如上述需要置入血管支架的对象的CTA图像。CTA是一种介入检测方法，其实施过程是将造影剂注入血管里，随后使用X光照射血管腔以使其显影。因为X光无法穿透造影剂，因此可以通过造影剂在X光下所显示的影像来诊断血管病变。在步骤S112，从CTA图像中识别血管内腔的几何形态。从CTA图像中可以查看含有造影剂的血管充盈情况，从而可以了解血管的生理和解剖变化。例如，通过CTA图像可以具体了解血管的形态学变化，如走行、分布、移位、粗细等。在步骤S113，在血管内腔内确定支架的放置位置。支架是指要置入血管内的实际支架。通常在血管内腔的狭窄闭塞部分或夹层撕裂口处放置支架。在步骤S114，截取血管内腔的、与放置位置相对应的部分。血管内腔中的、与支架的放置位置相对应的部分是指要由支架支撑的部分，该部分的长度与支架的长度相等或接近。可以理解，在支架模拟过程中，可以仅对血管内腔的、与支架的放置位置相对应的部分进行分析，因此可以对该部分进行截取。在步骤S115，通过三角形网格将所截取的部分离散化，以获得血管内腔模型。本领域技术人员可以理解，三角形网格的离散方式仅是示例而非对本发明的限制，对所截取的部分进行离散化也可以采用其他合适的离散方式，例如采用四边形网格的离散方式等。由于三角形网格比较稳定，对复杂形态的适应性较好，因此优选采用三角形网格对所截取的部分进行离散化。经离散化的血管内腔形成上述的血管内腔模型。在这样的血管内腔模型中，包含若干节点，即血管壁节点。
[0029] 返回参考图1，在步骤S120，在血管内腔模型的内部生成支架模型，该支架模型包括支架节点。下面结合图3和图4a至4d描述步骤S120的一种例示性实施方式。
[0030] 图3示出了根据本发明一个实施例的步骤S120的流程图。图4a至4c示出了根据本发明一个实施例的血管内腔模型和支架模型的横截面图，并且图4d示出了根据该实施例的血管内腔模型和支架模型的左视图。为了描述方便，图4a至4d示出的血管内腔模型是轴对称的，但是本领域技术人员可以理解，血管内腔模型可以具有任何其他合适的形状，例如某种不规则的形状等，这可以根据实际情况而定。可选地，步骤S120可以包括以下步骤。参见图3和图4a，在步骤S121，确定血管内腔模型401的中心线402，并基于中心线402生成管状曲面403。由于图4a示出的血管内腔模型401是轴对称的，所以中心线402示出为一条直线段。可以理解，当血管内腔模型401是例如弯曲的管状曲面时，中心线402也可以是弯曲的曲线。从径向上看，血管内腔模型401包括无数圆环(未示出)，其圆心组合在一起形成中心线402。管状曲面403是环绕中心线402形成的。从径向上看，管状曲面403同样包括无数圆环，并且每个圆环的圆心是中心线402上的相对应的点。在步骤S121中，所形成的管状曲面403具有初始直径，该初始直径优选地小于血管内腔模型401的最小直径的十分之一，例如针对主动脉可以是1.5mm至2.5mm范围内的任意值。“最小直径”是指在血管内腔模型401所包括的无数圆环中的最小圆环的直径。因为血管的病变部位，即狭窄闭塞部位处的直径通常不小于血管内腔的最小直径的十分之一，因此将初始直径设为小于血管内腔模型401的最小直径的十分之一可以避免初始的支架模型超出血管内腔模型的范围。另外，值得注意的是，初始直径可以在小于血管内腔的最小直径的十分之一的条件下设置的尽量大，这有利于后续对管状曲面403进行离散化。参见图3和图4b，在步骤S122，将中心线402离散化，以获得中心线节点404。中心线节点404的数目可以根据需要设定。
例如，该中心线节点404属于中心线节点集{Pci}，i＝1,2,...,Num_CL，该中心线节点集{Pci}包括总数为Num_CL的中心线节点。在下文的描述中，为了方便，关于血管内腔模型和支架模型的配置的描述均参考上述实施例。本领域技术人员可以理解，这样的配置仅作为示例，其并不构成对本发明的限制。参见图3和图4c，在步骤S123，基于中心线节点404将管状曲面403沿轴向离散化，以获得管状曲面403上的、与中心线节点404相对应的封闭曲线405。可以理解，一个封闭曲线405是以与其相对应的中心线节点404为圆心的圆环。基于中心线节点404将管状曲面403沿轴向离散化，可以将管状曲面403离散成(Num_CL-1)段，并获得总数为Num_CL的封闭曲线405。参见图3和图4d，在步骤S124，将封闭曲线405离散化，以获得曲面模型。在图4d中，封闭曲线405和管状曲面403重合，中心线节点404和中心线402重合。可以将每个封闭曲线405沿周向离散为Num_Cir段，获得Num_Cir个曲面节点。最后获得的曲面模型包括曲面节点集{Pgj}，其中j＝1,2,...,Num_CL*Num_Cir，也就是说，该曲面节点集{Pgj}包括总数为Num_CL*Num_Cir的曲面节点，即本文所述的支架节点。中心线节点集{Pci}中的中心线节点和曲面节点集{Pgj}中的曲面节点存在对应i
关系，即每一个Pci对应一个包含Num_Cir个节点的{Pgk}子集。参考图3，在步骤S125，对曲面模型进行非结构化，以获得支架模型。在步骤S124中获得的曲面模型是结构化的，在此可以对曲面模型进行非结构化，以获得规则的三角形网格，即所需的支架模型。
例如，该中心线节点404属于中心线节点集{Pci}，i＝1,2,...,Num_CL，该中心线节点集{Pci}包括总数为Num_CL的中心线节点。在下文的描述中，为了方便，关于血管内腔模型和支架模型的配置的描述均参考上述实施例。本领域技术人员可以理解，这样的配置仅作为示例，其并不构成对本发明的限制。参见图3和图4c，在步骤S123，基于中心线节点404将管状曲面403沿轴向离散化，以获得管状曲面403上的、与中心线节点404相对应的封闭曲线405。可以理解，一个封闭曲线405是以与其相对应的中心线节点404为圆心的圆环。基于中心线节点404将管状曲面403沿轴向离散化，可以将管状曲面403离散成(Num_CL-1)段，并获得总数为Num_CL的封闭曲线405。参见图3和图4d，在步骤S124，将封闭曲线405离散化，以获得曲面模型。在图4d中，封闭曲线405和管状曲面403重合，中心线节点404和中心线402重合。可以将每个封闭曲线405沿周向离散为Num_Cir段，获得Num_Cir个曲面节点。最后获得的曲面模型包括曲面节点集{Pgj}，其中j＝1,2,...,Num_CL*Num_Cir，也就是说，该曲面节点集{Pgj}包括总数为Num_CL*Num_Cir的曲面节点，即本文所述的支架节点。中心线节点集{Pci}中的中心线节点和曲面节点集{Pgj}中的曲面节点存在对应i
关系，即每一个Pci对应一个包含Num_Cir个节点的{Pgk}子集。参考图3，在步骤S125，对曲面模型进行非结构化，以获得支架模型。在步骤S124中获得的曲面模型是结构化的，在此可以对曲面模型进行非结构化，以获得规则的三角形网格，即所需的支架模型。
[0031] 返回参考图1，在步骤S130，将支架的实际形态映射到支架模型，以确定支架节点中的支架骨架点。例如，在将支架的实际形态映射到支架模型上时，可以从曲面节点集{Pgj}中提取子节点集{Psl}，使得该子节点集{Psl}包含支架骨架与支架模型的重合点。该子节点集{Psl}满足 。该子节点集{Psl}中的节点即为所需的支架骨架点。
[0032] 接下来，在步骤S140，确定与支架骨架点中的每一个相对应的血管壁节点集。可选地，步骤S140可以包括以下步骤。针对支架骨架点中的每一个：过该支架骨架点和与该支架骨架点相对应的中心线节点作直线；以直线为中心轴并以该支架骨架点为顶点作半顶角为α的锥面；以及调整半顶角α的值，使得由锥面覆盖的血管壁节点的数目满足第二预设条件，以获得与该支架骨架点相对应的血管壁节点集。
[0033] 图5示出根据本发明一个实施例的血管内腔模型和支架模型的左视图。下面参考图5描述步骤S140的一种例示性实施方式。对于支架模型501上的某个支架骨架点Psl502来说，过该支架骨架点Psl 502以及与其对应的中心线节点Pci503做直线504，直线504与血管内腔模型505所代表的血管壁相交。以该直线504为中心轴并以该支架骨架点Psl
502为顶点，作半顶角为α的锥面。该锥面覆盖血管内腔模型的一部分，该部分用标号506Psl
表示。血管内腔模型的部分506中包括血管壁节点集{Pam} 。可以调整半顶角α的值并Psl
实时计算血管壁节点集{Pam} 中的血管壁节点的数目，直到该数目满足第二预设条件为Psl
止。例如，可以以α＝0.2°为初始值，计算血管壁节点集{Pam} 中的血管壁节点的数目Num_Al。可选地，还可以基于直线504与血管内腔模型505所代表的血管壁的交点确定血Psl
管壁节点集{Pam} 。例如，可以以该交点为圆心作一个圆，并根据该圆与血管内腔模型的Psl
交集确定血管壁节点集{Pam} 。
502为顶点，作半顶角为α的锥面。该锥面覆盖血管内腔模型的一部分，该部分用标号506Psl
表示。血管内腔模型的部分506中包括血管壁节点集{Pam} 。可以调整半顶角α的值并Psl
实时计算血管壁节点集{Pam} 中的血管壁节点的数目，直到该数目满足第二预设条件为Psl
止。例如，可以以α＝0.2°为初始值，计算血管壁节点集{Pam} 中的血管壁节点的数目Num_Al。可选地，还可以基于直线504与血管内腔模型505所代表的血管壁的交点确定血Psl
管壁节点集{Pam} 。例如，可以以该交点为圆心作一个圆，并根据该圆与血管内腔模型的Psl
交集确定血管壁节点集{Pam} 。
[0034] 可选地，上述第二预设条件是由锥面覆盖的血管壁节点的数目大于1并且小于10。例如，若Num_Al>10，则减小α值；若Num_Al<1，则增大α值。最终使Num_Al在1至10之间。当然，Num_Al也可以等于1或10。由锥面覆盖的血管壁节点的数目在1至10之间是比较合适的值，其可以降低计算复杂度，节约计算资源并且提高计算效率。第二预设条件中所限定的由锥面覆盖的血管壁节点的数目可以根据需要确定，本发明不对此进行限制。
[0035] 返回参考图1，在步骤S150，使支架模型膨胀，同时针对支架骨架点中的每一个：在该支架骨架点和与该支架骨架点相对应的血管壁节点集之间的距离满足第一预设条件后，实时确定该支架骨架点的力平衡情况；以及当该支架骨架点处于力平衡状态时，停止该支架骨架点的移动并更新血管内腔模型和支架模型。
[0036] 可选地，支架模型膨胀的步长可以调节，例如针对主动脉是0.5毫米至1毫米之间的任意值，优选为1毫米。支架模型膨胀的步长不宜过小，否则频繁进行计算将浪费计算资源。该步长也不宜过大，否则会增大模拟误差。针对主动脉模型，将该步长确定为1毫米可以实现在节约计算资源和模拟时间的同时减小模拟误差。在支架模型膨胀过程中，支架模型上的支架节点Pgj沿径向方向(该方向由支架节点Pgj和与其相对应的中心线节点Pci决定)以1毫米为跨度向外侧(即远离中心线)移动，实时计算其中的每一个支架骨架点Psl Psl PslPsl和与其相对应的血管壁节点集{Pam} 之间的距离d 。计算距离d 的方法如下。利Psl
用与该支架骨架点Psl相对应的血管壁节点集{Pam} 中的每一个血管壁节点的位置计算Psl Psl
血管壁节点集{Pam} 的平均位置(Xa,Ya,Za) 。然后，计算该支架骨架点Psl的位置和血Psl Psl Psl
管壁节点集{Pam} 的平均位置(Xa,Ya,Za) 之间的差，以获得距离d 。可以理解的是，Psl
在计算平均位置(Xa,Ya,Za) 之前，可以预先设立统一的坐标系，用于标识血管内腔模型和支架模型中的各节点的位置。
用与该支架骨架点Psl相对应的血管壁节点集{Pam} 中的每一个血管壁节点的位置计算Psl Psl
血管壁节点集{Pam} 的平均位置(Xa,Ya,Za) 。然后，计算该支架骨架点Psl的位置和血Psl Psl Psl
管壁节点集{Pam} 的平均位置(Xa,Ya,Za) 之间的差，以获得距离d 。可以理解的是，Psl
在计算平均位置(Xa,Ya,Za) 之前，可以预先设立统一的坐标系，用于标识血管内腔模型和支架模型中的各节点的位置。
[0037] 可选地，第一预设条件是上述距离小于或等于临界值。临界值可以是0.5毫米至Psl1毫米之间的任意值，优选为1毫米。例如，以ε表示临界值，当d ≤ε时，可以认为支架骨架点Psl与血管内腔模型接触。随后，可以针对该支架骨架点Psl启动接触模型。接触模型包括对支架骨架点Psl处所承受的各种力的参数定义和算法描述。接触力可以包括三种：支架膨胀力、血流压力和血管壁收缩力。支架展开效果可以由这三种力的相互平衡决定。也就是说，在步骤S150中，可以根据支架膨胀力、血流压力和血管壁收缩力实时确定支架骨架点的力平衡情况。
[0038] 可选地，实时确定该支架骨架点的力平衡情况可以包括以下步骤。计算支架膨胀力、血流压力和血管壁收缩力。计算支架膨胀力与血流压力的和。将该和与血管壁收缩力相比较。当该和与血管壁收缩力相等时，确定该支架骨架点处于力平衡状态。
[0039] 可选地，支架膨胀力可以根据以下公式计算：Fstent＝Fs0–Ks*δs，其中，Fstent是支架膨胀力，Fs0是支架模型膨胀之前的初始应力(单位为Pa)，Ks是支架膨胀力系数，δs是支架模型的支架半径增量。由支架膨胀力的计算公式可以看出，支架膨胀力随着支架模型的膨胀而线性减小。另外，支架半径增量δs的值可以是0到ds之间的任意值，其单位是米。ds是支架模型完全释放后的半径增量。对于成人来说，ds可能是0.0125米。支架膨胀力系数Ks＝Fs0/ds。可以理解，ds等于支架模型完全释放后的半径与上述的管状曲面403的初始直径的一半之间的差。
[0040] 可选地，血流压力可以利用血管内腔模型的入口速度条件和出口压强边界条件，通过有限体积法计算。血管内腔模型的入口速度条件和出口压强边界条件通过将该血管内腔模型映射到实际血管上获得。血流压强可以用Fflow表示，单位为Pa。
[0041] 可选地，血管壁收缩力可以根据以下公式计算：Faorta＝Ka*log(δa+1)，其中，Faorta是所述血管壁收缩力，Ka是血管壁收缩力系数，δa是所述血管内腔模型的血管半径增量。血管壁收缩力Faorta的单位是Pa。血管壁收缩力系数Ka可以通过血管最大承受应力和血管最大形变计算得出。例如，假设血管最大承受应力为Famax＝6MPa，血管最大形变为δamax＝7.5毫米，则可以计算出血管壁收缩力系数Ka＝1.85e9。
[0042] 以上支架膨胀力、血流压力和血管壁收缩力的计算公式可以通过利用虚拟模型和实际情况的对比来确定。例如，对于支架膨胀力Fstent来说，可以首先假设其与支架模型膨胀之前的初始应力Fs0以及支架模型的支架半径增量δs这些参数有关，之后定义Fstent、Fs0和δs的函数关系式。利用该函数关系式进行支架模拟，并与支架的实际展开情况相比较。根据比较结果修正函数关系式，直至该函数关系式的准确度满足要求为止。上述公式确定过程实际相当于回归分析过程。也就是说，以Fstent为因变量，并以Fs0和δs为自变量建立回归模型。随后根据实测数据来求解回归模型的各个参数，然后评价回归模型是否能够很好地拟合实测数据。如果回归模型能够很好地拟合实测数据，则可以根据自变量对需要进行模拟的支架展开效果作进一步预测。通过回归分析可以快速准确地确定支架膨胀力与支架模型膨胀之前的初始应力和支架半径增量之间的依赖关系。对血流压力和血管壁收缩力的计算公式的确定方式与支架膨胀力类似，在此不再赘述。
[0043] 可以理解的是，本文所示出的支架膨胀力、血流压力和血管壁收缩力的计算公式仅是示例性的，其并不构成对发明的限制，本领域技术人员在本发明实施例的教导下，可以对这些计算公式做出各种变型和修改，这类变型和修改均包括在本发明的保护范围内。
[0044] 可选地，在步骤S150中将该和与该血管壁收缩力相比较之后，支架模拟方法100可以进一步包括：如果该和小于血管壁收缩力，则提示出错，并且减小支架模型膨胀的步长和/或临界值。在支架模拟过程中，对于每个支架骨架点Psl，当接触模型开启后，计算Psl Psl Psl(Fstent +Fflow )和Faorta 之间的差。若计算结果为正，则确定该支架骨架点Psl未达到力平衡状态，并且可以使该支架骨架点继续向外侧移动，与该支架骨架点Psl相对应的血Psl
管壁节点集{Pam} 随着该支架骨架点Psl的移动而沿径向向外侧移动；若计算结果为负，则提示程序出错，可以减小支架模型膨胀的步长和/或上述临界值ε；若计算结果为零，则Psl
确定支架骨架点Psl达到力平衡状态，支架骨架点Psl停止移动并且血管壁节点集{Pam}也达到力平衡状态，此时可以将支架骨架点Psl从支架模拟方法的循环程序中剔除。针对支架骨架点的集合{Psl}中的每个支架骨架点Psl运行上述力平衡计算过程，直到集合{Psl}中的所有支架骨架点均达到三种力的力平衡状态。
管壁节点集{Pam} 随着该支架骨架点Psl的移动而沿径向向外侧移动；若计算结果为负，则提示程序出错，可以减小支架模型膨胀的步长和/或上述临界值ε；若计算结果为零，则Psl
确定支架骨架点Psl达到力平衡状态，支架骨架点Psl停止移动并且血管壁节点集{Pam}也达到力平衡状态，此时可以将支架骨架点Psl从支架模拟方法的循环程序中剔除。针对支架骨架点的集合{Psl}中的每个支架骨架点Psl运行上述力平衡计算过程，直到集合{Psl}中的所有支架骨架点均达到三种力的力平衡状态。
[0045] 可选地，在步骤S150中，更新血管内腔模型和支架模型的步骤可以包括以下步骤。计算支架模型的每个支架节点膨胀前后的位移和血管内腔模型的每个血管壁节点膨胀前后的位移。随后，根据支架模型的每个支架节点膨胀前后的位移更新支架模型，并且根据血管内腔模型的每个血管壁节点膨胀前后的位移更新血管内腔模型。
[0046] 具体地，在支架模拟过程中，当每个支架骨架点Psl发生位移后，支架模型中的各支架节点需进行相应更新；而每个血管壁节点Pam发生位移后，血管内腔模型中的各血管壁节点也需进行相应更新。对支架模型和血内腔模型的更新方式类似，在下文中为描述方便，以术语“模型”代替支架模型和血管内腔模型中的任何一个，并且以术语“节点”代替“支架节点”和“血管壁节点”中的任何一个。可以将模型中的任意两个相邻节点i和j之间的三角形网格边视为弹簧，则这两个相邻节点i和j之间的网格边对节点i所施加的力为Fi＝αij(δj-δi)，其中δi是节点i在模型膨胀前后的位移，δi是节点j在模型膨胀前后的位移，αij是该网格边的刚性。将刚性定义为网格边长度的倒数，即 。对于每一个节点，其承受的合力与由于该节点周围的所有单元网格中的、与该节点相邻的节点而承受的力有关，即 其中vi为包含节点i的所有单元网格的数目。对于一个静定的系统，每一个节点处的合力应为零。因此节点i的位移可以通过迭代方程求解，即。由此可以计算出支架模型和血管壁模型中的各节点的位移。
[0047] 本发明提供的支架模拟方法需要的计算资源较少，并且由于结合了力平衡计算，因此可以在较短时间内完成支架展开模拟，从而可以提供对支架展开效果的快速预测。
[0048] 本发明提供的支架模拟方法可以应用于各种合适的血管支架，例如主动脉支架、冠脉支架、脑血管支架、肾动脉支架等。其中，将上述支架模拟方法应用于主动脉支架(或者说胸动脉支架)上可以获得很好的效果，模拟精度较高，计算效率提高较明显。值得注意的是，支架模拟方法可以用在血管支架的开发过程中。在血管支架的开发过程中采用支架模拟方法可以缩短支架的研制周期，从而节约设计成本。
[0049] 本发明已经通过上述实施例进行了说明，但应当理解的是，上述实施例只是用于举例和说明的目的，而非意在将本发明限制于所描述的实施例范围内。此外本领域技术人员可以理解的是，本发明并不局限于上述实施例，根据本发明的教导还可以做出更多种的变型和修改，这些变型和修改均落在本发明所要求保护的范围以内。本发明的保护范围由附属的权利要求书及其等效范围所界定。
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