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获取血管压力差以及血流储备分数(FFR)的计算方法及系统。
背景技术
[0002] 斑
块引起的血管狭窄影响到心肌血流供应，对人的健康造成威胁。通过冠脉造影，可以显示冠脉狭窄的严重程度，但是不能反映血管的功能性改变。血流储备分数(Fractional Flow Reserve，FFR)通常指心肌血流储备分数，定义为病变冠脉能为心肌提供的最大血流与该冠脉完全正常时最大供血流量之比，可以通过在冠脉最大充血状态下，狭窄病变远端的压力与狭窄近端压力的比值计算得出。
[0003] 因为FFR直接评价病变血管的供血生理功能，提供病变部位特异的诊断，并且与
预后相关性高。在冠脉造影难以确定感兴趣血管是否导致心肌缺血时，FFR提供直接的信息帮助诊断和决策。基于FFR的决策病变预后较好。一般来说FFR≤0.80作为血管重建的
指征，FFR＞0.80可以暂不干预。这一简单原则在处理复杂病变时仍然适用。药物
支架年代的介入医生面对更多复杂病变，FFR可能更显价值。
[0004] 对于冠脉临界病变，冠脉造影可显示冠脉狭窄的严重程度，但不能准确评价冠脉缺血情况。目前，多项研究结果证实FFR为评价冠脉功能学的金标准。
[0005] 通过压力
传感器对血管进行有创侵入性压力测量不仅工作量大，而且存在着损伤血管的
风险。通过三维或者二维定量冠脉造影可以获得冠脉系统的
几何模型。再对重建的冠脉系统几何模型进行计算机
流体力学分析，解复杂的流体力学方程需要大量的计算。还有方法将冠脉狭窄的长度和狭窄率视为定值，这样会降低计算结果的准确度，尤其是在弥漫性中度病变下狭窄长度和狭窄率的确定具有很大主观性。
[0006] 目前通过对冠脉直径或横截面积等几何参数的变化计算血流压力改变的方法存在着无法正确区分评估不同程度狭窄下几何参数改变对血流压力的不同影响。
现有技术中，比较典型的计算FFR值的方法有如下几类：
[0007]
专利文献1：CN103932694A，公开了一种精确诊断心肌血流储备分数(FFR)的方法，首先用“FFR(CT+超声)无创诊断法”排除FFR＞0.8和FFR＜0.6的患者，然后对无法排除的患者(0.6≤FFR≤0.8的患者)，用“FFR诊断系统”精确介入测量冠脉狭窄处的FFR值。“FFR(CT+超声)无创诊断法”的FFR计算程序需要首先读入CT重构程序确定的形态学参数，构建心
表冠状动脉树的几何结构。本文献中采用的FFR分析法求解FFR过程为：求解涉及基于最大冠脉舒张条件下的主动脉压、伯努利方程确定的心表
冠状动脉树的阻力、最大冠脉舒张条件下的出口阻力，首先计算每根血管里的血流、每根血管里的压力，基于计算所得的每根血管里的血流，计算心表冠状动脉树的阻力，重新计算每根血管里的血流、每-4根血管的入口和出口压力，如果相连步骤计算的流速相对误差＜10 和相连步骤计算的压-4
力相对误差＜10 ，采用一预定公式计算FFR的值。
[0008] 专利文献2：CN102905614A，公开了一种介入式计算测量血管狭窄的方法，包括，基于在血管的不同
位置放置
压力传感器(如压力
导丝)和速度传感器，首先测量出血管中与待测定目标位置不同的第一位置、第二位置的多个压力值和速度值，然后根据压力变化的平方除以速度变化的平方确定该流体介质的
波速度，并计算所述第一位置和第二位置的向前压力变化，对上述压力变化值积分求和后，从而跟上述积分求和后的比值计算出FFR值。
[0009] 专利文献3：CN 103829933 A，公开了另外一种介入方式检测血管腔狭窄的方法，包括，将两个压力传感(压力传感器1和压力传感器2)介入人体血管中，分别测量两个压力传感器的数值，根据这两个压力传感器测量数值的压力差，来判断这两个压力传感器之间是否出现血管狭窄。若小于某个
阈值K，则认为没有出现狭窄；若大于某个阈值K，则认为出现狭窄；或者将这两个压力传感器测量数值作为参考值，提供给医生进行参考，由医生进行诊断。
[0010] 专利文献4：US20150268039A1，公开了一种计算某段血管压降的方法，包括：首先，接收处于血管不同几何端的几何数据，其中几何端包括近端和远端，所述几何数据包括：用于指示血管远端的第一横截面积的第一几何参数；用于指示血管近端的第二横截面积的第二几何参数；用于指示位于所述近端和远端之间的第一位置的横截面面积的第三几何参数；其次，接收指示通过血管该段的血压流体速度；基于第一、二、三几何参数以及第一位置的位置数据，确定第一位置的参考几何参数值；基于所述第一位置的参考几何参数值、第三几何参数和血压流体速度，确
定位于远端的第一流体压力与在第一位置的第二流体压力之间的压力差。
[0011] 专利文献5：WO2010033971A1，公开了一种计算FFR的方法，包括：首先将包含至少两个传感器的设备置入到管腔(靠近)狭窄的地方。预设计好所述至少两个传感器的长度间隔L。至少用其中一个传感器检测管腔中第一种流体的第一个参数的第一参数值。向管腔中注射第二种流体，并认为在注射点处暂时性完全替代第一种流体，并用至少两个间隔已知的传感器记录下第二种流体的第二个参数的第二参数值。所述的第一个参数和第二个参数可以是流体的pH值，
温度，导电率等，第一参数值和第二参数值的大小不同。记录两个传感器检测到第二参数值的时间间隔T，根据传感器的长度间隔L和时间间隔T计算出第二种流体的平均速度。进一步结合狭窄处、狭窄近端和狭窄远端处的管腔横截面积以及平均动脉压计算出血流储备分数FFR。
[0012] 文献6：涂圣贤等人提出了一种新的计算血流储备分数(FFR)的计算机模型。首先利用三维定量冠脉造影(QCA)得到血管的几何模型，利用三维QCA和TIMI数
帧法得到充血状态下的平均血流量，把充血状态下的平均血流量和
导管测得的平均血流压力当做计算流体力学仿真的入口边界条件，求解流体力学方程得到FFR的计算值。
[0013] 文献7：Taylor等人将计算机流体力学应用于计算机
断层扫描冠状动脉造影(CTA)，得到计算FFR的非侵入式方法。利用CTA得到的冠脉解剖数据，包括血管供应心肌的体积与
质量等，估计出最大冠脉血流量，模拟出血管下游微循环阻力，作为计算流体力学仿真的边界条件进行流体方程求解，获得FFR的计算值。
[0014] 上述专利文献尽管从不同
角度、不同计算方法中给出了确定血管压降的方法，但其仍具有至少以下一种或多个技术
缺陷：(1)采用压力导丝介入血管采集血管的有关几何参数，成本高昂，且给病人带来身体损害；(2)采用单一尺度计算方法，尽管可以获得常规血管狭窄情况下的压降情况，但却无法正确区分评估不同程度(如局限性和弥漫性病变并存的血管)狭窄下几何参数改变对血流压力的不同影响。(3)根据冠脉造影或CT重建的几何模型进行计算机流体力学(CFD)仿真，计算复杂度高，计算量大，耗时长。(4)依赖于人为评估病变的尺寸，如病变长度，具有很大的主观性和误差，尤其是弥漫性病变。(5)需要利用腺苷诱导冠脉最大充血来计算充血血流速度，操作复杂且加大病人的痛苦。(6)需要对病变血管的分支都进行
三维重建，工作量大。
[0015] 因此需要提供一种新的血管压降计算方法，其能够克服上述部分或全部技术缺陷，快速准确地计算FFR数值。
发明内容
[0016] 本发明所要解决的技术问题是提供一种新的血管压力差与FFR计算方法，具体方案包括：一种计算血管压力差数值的方法，包括：接收一段血管的几何参数，该血管包括近端终点和远端终点，所述几何参数包括第一几何参数，代表该血管段近端横截面的面积或直径；第二几何参数，代表该血管段远端横截面的面积或直径；第三几何参数，代表该血管段位于近端终点和远端终点之间的第一位置的横截面面积或直径；接收该血管段的平均血流速度；基于所述第一几何参数、第二几何参数、第三几何参数以及第一位置的位置数据计算该血管第一位置处的参考管腔直径；基于第三几何参数和第一位置处的参考管腔直径，计算第一位置处的几何参数差异；基于第一位置处的几何参数差异、平均血流速度V和平2
均血流速度的平方V，获得所述血管近端终点处的第一血流压力和第一位置处的第二血流压力之间的压力差数值。
[0017] 优选的，所述方法进一步还包括：以近端终点为参考点，根据第一几何参数、第二几何参数，以及血管段上某点到参考点的距离x，计算出参考管腔直径函数；所述参考管腔直径函数用于代表该段血管不同位置上的参考管腔直径随着该位置到参考点的距离x变化的函数；优选的，计算参考管腔直径函数包括对血管段的从血管段近端终点到远端终点范围内的位置参数进行线性归一化处理。
[0018] 优选的，所述方法进一步还包括：以近端终点为参考点，根据第三几何参数和参考管腔直径函数，计算出几何参数差异函数；所述几何参数差异函数是参考管腔直径函数和接收到的几何参数之间的差异随着到参考点的距离x变化的函数。
[0019] 优选的，所述方法进一步还包括：计算出几何参数差异函数在不同尺度下的差值导数函数，其中第一血流压力和第二血流压力之间的压力差是根据不同尺度下的差值导数计算求得；所述尺度指的是
分辨率，即数值计算导数时相邻两点之间的距离，所述不同尺度包括具有较大尺度的第一尺度和具有较小尺度的第二尺度，所述不同尺度下的差值导数函数包括第一尺度差值导数函数和第二尺度差值导数函数；采用不同尺度可以反映出血管损坏的不同严重程度(局限性和弥漫性)的狭窄对血流压力差的不同影响；所述第一尺度差值导数函数用于检测大范围狭窄所引起的真实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差异，忽略掉局限性狭窄病变所引起的几何参数差异；所述第二尺度差值导数函数用于检测病变血管发生局部变化所引起的真实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差异。
[0020] 优选的，所述方法进一步还包括：通过第一尺度差值导数函数和第一尺度差值导2
数函数积分的加权以及平均血流速度V和平均血流速度的平方V，可计算获得第一血流压力和第二血流压力之间的压力差。
[0021] 优选的，所述方法进一步还包括：所述第一血流压力和第二血流压力之间的压力差的计算公式为：
[0022] ΔP＝α[C1V+C2V2]*∫f1(x)dx+β[C1V+C2V2]*∫f2(x)dx
[0023] 其中，分别代表平均血流速度V和平均血流速度平方V2的参数系数，和分别为第一和第二尺度差值导数函数的加权系数。
[0024] 优选的，计算出几何参数差异函数在n个尺度下的差值导数函数，其中第一血流压力和第二血流压力之间的压力差是根据所述n个尺度下的差值导数计算求得；所述尺度指的是分辨率，即计算机计算导数时相邻两点之间的距离，所述n个尺度为具有尺度各不相同的第一尺度、第二尺度、……、第n尺度；其中，所述第一尺度差值导数函数用于检测第一种病变特征所引起的真实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差异，忽略掉其他病变所引起的几何参数差异；所述第二尺度差值导数函数用于检测第二种病变特征所引起的实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差异；……，所述第n尺度差值导数函数用于检测第n种病变特征所引起的实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差异；其中，所述n为大于1的自然数值。
[0025] 优选的，所述方法进一步还包括：通过上述n个尺度下差值导数函数、……、积分2
的加权以及平均血流速度V和平均血流速度的平方V，可计算获得第一血流压力和第二血流压力之间的压力差。
[0026] 优选的，所述方法进一步还包括：所述第一血流压力和第二血流压力之间的压力差的计算公式为：
[0027] ΔP＝α1[C1V+C2V2]*∫f1(x)dx+α2[C1V+C2V2]∫f2(x)dx+…2
+αn[C1V+C2V]*∫fn(x)dx
[0028] 其中，分别代表平均血流速度V和平均血流速度平方V2的参数系数，...分别为不同尺度的差值导数函数的加权系数。
[0029] 优选的，其特征在于，所述第一位置的位置数据是第一位置到血管近端终点之间的距离；所述血管段的平均血流速度是血流从近端终点到远端终点之间的平均速度。
[0030] 优选的，该方法还包括接受某一个角度下的二维冠脉造影，并对不同帧数下感兴趣区域进行
图像配准；该血管段冠脉造影感兴趣区域是从血管近端终点到远端终点。
[0031] 优选的，所述方法还包括计算配准后的感兴趣区域内灰度直方图随
心动周期变化的灰度时间拟合函数。
[0032] 优选的，该方法还包括从灰度时间拟合函数中得到该血管段在冠脉造影过程中
造影剂的平均流动速度。
[0033] 优选的，该血管段的平均血流速度V近似等于从灰度时间拟合函数中计算的造影剂平均流动速度。
[0034] 本发明还提供了一种计算某段血管的血流储备分数FFR的方法，包括：获得病人静息状态下的血管段平均血流速度V，可通过常规造影(无需微循环充分扩张)方法获取该血管段的平均血流速度V；基于该平均速度V获得病人心肌微循环充分扩张时的最大血流速度Vmax；求解出上述最大血流速度对应的压力差ΔPmax；利用下面公式获得FFR数值：FFR＝(P1-ΔPmax)/P1；其中，P1代表某段血管的近端终点处的第一血流压力，可用心脏的舒张压与收缩压近似估计，或者通过造影导管进行准确测量获得所述P1的值。
[0035] 优选的，该方法进一步包括：通过查对应表获得最大血流速度，所述对应表是病人在静息状态下冠脉的平均血流速度与心肌微循环充分扩张情况下对应的最大血流速度列表。
[0036] 优选的，该方法进一步包括：采用
权利要求1-14中任一所述的方法获得某段血管的最大血流速度对应的压力差ΔPmax。
[0037] 优选的，给定一个固定的最大血流速度Vmax，求解出FFR。
[0038] 本发明还提供了一种计算某段血管的血流储备分数FFR的方法，包括：接收该段血管的几何参数，该血管包括近端终点和远端终点，所述几何参数包括第一几何参数，代表该血管段近端横截面的面积(或直径)；第二几何参数，代表该血管段远端横截面的面积(或直径)；第三几何参数，代表该血管段位于近端终点和远端终点之间的第一位置的横截面面积(或直径)；以近端终点为参考点，基于所述几何参数和血管段上的点到参考点的距离，计算出参考管腔直径函数和几何参数差异函数；在多个尺度下对几何参数差异函数求导，得到多个尺度对应的差值导数函数；所述尺度指的是分辨率，即数值计算导数时相邻两点之间的距离；接收该血管段在常规冠脉造影的平均血流速度，利用查表方式获得该血管段所能通过的最大平均血流速度；基于多尺度差值导数函数和最大平均血流速度，获得所述血管第一位置处的第二血流压力与近端终点处的第一血流压力之间的比值，即血流储备分数。
[0039] 同时，本发明还提供了一种计算血管压力差数值的系统，所述系统能够实现如上所述的方法，该系统包括：几何参数数据获取模块，用于获得血管的几何参数，该血管包括近端终点和远端终点，所述几何参数包括第一几何参数，代表该血管段近端横截面的面积或直径；第二几何参数，代表该血管段远端横截面的面积或直径；第三几何参数，代表该血管段位于近端终点和远端终点之间的第一位置的横截面面积或直径；位置数据获取模块，用于获取上述第一位置的位置数据；速度获取模块，用于获得该血管段的平均血流速度和平均血流速度平方值；参考管腔直径计算模块，基于所述第一几何参数、第二几何参数、第三几何参数以及第一位置的位置数据计算该血管第一位置处的参考管腔直径；几何参数差异计算模块，基于第三几何参数和第一位置处的参考管腔直径，计算第一位置处的几何参数差异；压力差计算模块，获得由几何参数差异计算模块输出的第一位置处的几何参数差异数据、由速度获取模块输出的平均血流速度以及平均血流速度平方值，计算出所述血管近端终点处的第一血流压力和第一位置处的第二血流压力之间的压力差数值。
[0040] 优选的，所述参考管腔直径计算模块，以近端终点为参考点，根据第一几何参数、第二几何参数，以及血管段上某点到参考点的距离x，计算出参考管腔直径函数；所述参考管腔直径函数用于代表该段血管不同位置上的参考管腔直径随着该位置到参考点的距离x变化的函数；优选的，该系统还包括归一化模块，用于在计算参考管腔直径函数过程中，对血管段的从血管段近端终点到远端终点范围内的位置参数进行线性归一化处理。
[0041] 优选的，所述几何参数差异计算模块，以近端终点为参考点，根据第三几何参数和参考管腔直径函数，计算出几何参数差异函数；所述几何参数差异函数是参考管腔直径函数和接收到的几何参数之间的差异随着到参考点的距离x变化的函数。
[0042] 优选的，该系统还包括多尺度差值导数计算模块，用于计算出几何参数差异函数在不同尺度下的差值导数函数；所述压力差计算模块，则通过多尺度差值导数计算模块获得的多个尺度下的差值导数函数积分的加权以及由速度获取模块输出的平均血流速度V2
和平均血流速度的平方V，计算出第一血流压力和第二血流压力之间的压力差；其中，所述多个尺度包括两个或两个以上的尺度，所述尺度指的是分辨率，即数值计算导数时相邻两点之间的距离。
[0043] 优选的，该系统还包括二维冠脉造影模块，用于对血管的某一个角度下进行二维冠脉造影，并对不同帧数下感兴趣区域进行图像配准；该血管段冠脉造影感兴趣区域是从血管近端终点到远端终点。
[0044] 优选的，所述速度获取模块，基于上述二维冠脉造影模块输出的不同帧数下感兴趣区域进行图像配准，计算配准后的感兴趣区域内灰度直方图随心动周期变化的灰度时间拟合函数，并从灰度时间拟合函数中得到该血管段在冠脉造影过程中造影剂的平均流动速度。
[0045] 本发明还提供了一种计算某段血管的血流储备分数FFR的系统，包括：几何参数数据获取模块，用于获得该段血管的几何参数，其中该血管包括近端终点和远端终点，所述几何参数包括第一几何参数，代表该血管段近端横截面的面积(或直径)；第二几何参数，代表该血管段远端横截面的面积(或直径)；第三几何参数，代表该血管段位于近端终点和远端终点之间的第一位置的横截面面积(或直径)；位置数据获取模块，用于获取上述第一位置的位置数据；参考管腔直径计算模块，以近端终点为参考点，基于所述几何参数和血管段上的点到参考点的距离，计算出参考管腔直径函数；几何参数差异计算模块，，基于参考管腔直径函数和第三几何参数，计算出参数差异函数；多尺度计算模块，用于在多个尺度下对几何参数差异函数求导，得到多个尺度对应的差值导数函数；所述尺度指的是分辨率，即数值计算导数时相邻两点之间的距离；平均血流速度获取模块，获取该血管段在常规冠脉造影的平均血流速度；最大平均血流速度计算模块，基于存储在该模块中的对应表通过查表方式获得该血管段所能通过的最大平均血流速度；血流储备分数计算模块，基于多尺度差值导数函数和最大平均血流速度，获得所述血管第一位置处的第二血流压力与近端终点处的第一血流压力之间的比值，即血流储备分数。
[0046] 在一具体
实施例中，本发明还提供了另外一种计算某段血管的血流储备分数FFR的系统，包括：平均血流速度获取模块，用于获取该血管段在常规冠脉造影的平均血流速度V，优选的，可通过常规造影(无需微循环充分扩张)方法获取该血管段的平均血流速度V；最大血流速度获取模块，基于该平均速度V获得病人心肌微循环充分扩张时的最大血流速度Vmax；压力差计算模块，用于求解出上述最大血流速度对应的压力差ΔPmax；血流储备分数计算模块，基于上述血管的近端终点处的第一血流压力、最大血流速度对应的压力差ΔPmax通过公式获得血流储备分数FFR数值：FFR＝(P1-ΔPmax)/P1；其中，P1代表某段血管的近端终点处的第一血流压力，可用心脏的舒张压与收缩压近似估计，或者通过造影导管进行准确测量获得所述P1的值。
[0047] 优选的，所述最大血流速度获取模块通过查对应表获得最大血流速度，所述对应表是病人在静息状态下冠脉的平均血流速度与心肌微循环充分扩张情况下对应的最大血流速度列表，其存储在该最大血流速度获取模块或者该系统的另外一独立的存储模块中。
[0048] 本发明的有益效果在于：提供了一种新的血管压降计算方法，并为快速准确计算FFR提供了可行性及操作性，并提供了一种新的获得最大平均血流速度的方法，从而使得整个操作过程更为简便、快捷。通过多尺度计算方法，实现了在同一个血管存在不同程度(局限性和弥漫性并存的血管)病变情况下的血管压力差计算。
附图说明
[0049] 图1为本发明的实际血管管腔与参考血管管腔结构对比示意图；
[0050] 图2为本发明的血管段参考管腔和实际管腔几何参数差异函数示意图；
[0051] 图3A为本发明的第一尺度差值导数函数示意图；
[0052] 图3B为本发明的第二尺度差值导数函数示意图；
[0053] 图4为本发明的血管压降系统结构示意图。
具体实施方式
[0054] 下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅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所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
[0055] 实施例1
[0056] 本发明提供一种计算一段血管压力差的方法，所述方法包括接收一段血管的几何参数，该血管包括近端终点和远端终点。所述几何参数包括第一几何参数，代表该血管段近端横截面的面积(或直径)；第二几何参数，代表该血管段远端横截面的面积(或直径)；第三几何参数，代表该血管段位于近端终点和远端终点之间的第一位置的横截面面积(或直径)。根据所述第一几何参数、第二几何参数、第三几何参数以及第一位置的位置数据可以计算出第一位置处的血管参考(无病变)管腔直径。根据所述第三几何参数和第一位置处参考管腔直径，计算出第一位置处的真实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差异。优选的，用真实管腔直径与参考管腔直径相比计算几何参数差异。
[0057] 以近端终点为参考点，根据第一几何参数、第二几何参数，以及血管段上某点到参考点的距离x，计算出参考管腔直径函数，代表该段血管不同位置上的参考管腔直径随着该位置到参考点的距离x变化的函数；根据第三几何参数和参考管腔直径函数，计算出几何参数差异函数，代表参考管腔直径函数和接收到的几何参数数据的差异随着到参考点的距离x变化的函数。
[0058] 在一具体实施例中，计算参考管腔直径函数包括对血管段的从血管段近端终点到远端终点范围内的位置参数进行线性归一化处理。
[0059] 在一具体实施例中，以近端终点为参考点，根据第三几何参数和参考管腔直径函数，计算出几何参数差异函数；所述几何参数差异函数是参考管腔直径函数和接收到的几何参数之间的差异随着到参考点的距离x变化的函数。
[0060] 在一具体实施例中，根据所述几何参数差异函数，计算出几何参数差异函数在不同尺度下的差值导数函数。其中第一血流压力和第二血流压力之间的压力差是根据不同尺度下的差值导数计算求得。
[0061] 其中，所述尺度指的是分辨率，即数值计算导数时相邻两点之间的距离，所述不同尺度包括具有较大尺度的第一尺度和具有较小尺度的第二尺度；采用不同尺寸可以反映出血管不同严重程度(局限性和弥漫性)的狭窄对血流压力差的不同影响。
[0062] 在一具体实施例中，所述不同尺度包括具有较大尺度的第一尺度和具有较小尺度的第二尺度，所述不同尺度下的差值导数函数包括第一尺度差值导数函数和第二尺度差值导数函数；采用不同尺度可以反映出血管不同严重程度(局限性和弥漫性)的狭窄对血流压力差的不同影响；所述第一尺度差值导数函数用于检测大范围狭窄所引起的真实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差异，忽略掉局限性狭窄病变所引起的几何参数差异；所述第二尺度差值导数函数用于检测病变血管发生局部变化所引起的真实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差异。
[0063] 通过第一尺度差值导数函数和第一尺度差值导数函数积分的加权以及平均血流2
速度V和平均血流速度V的平方V，可计算获得第一血流压力和第二血流压力之间的压力差。
[0064] 优选的，所述第一血流压力和第二血流压力之间的压力差的计算公式为：
[0065] ΔP＝α[C1V+C2V2]*∫f1(x)dx+β[C1V+C2V2]*∫f2(x)dx
[0066] 其中，分别代表平均血流速度V和平均血流速度平方V2的参数系数，和分别为第一和第二尺度差值导数函数的加权系数。
[0067] 优选的，为更加精确计算各种不同情况下的某段血管压力差，可以考虑计算出几何参数差异函数在N个不同尺度下的差值导数函数，并基于该n个尺度下的差值导数函数计算第一血流压力和第二血流压力之间的压力差。即：
[0068] 计算出几何参数差异函数在n个尺度下的差值导数函数，其中第一血流压力和第二血流压力之间的压力差是根据所述n个尺度下的差值导数计算求得；所述尺度指的是分辨率，即计算机计算导数时相邻两点之间的距离，所述n个尺度为具有尺度各不相同的第一尺度、第二尺度、……、第n尺度；
[0069] 所述第一尺度差值导数函数用于检测第一种病变特征所引起的真实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差异，忽略掉其他病变所引起的几何参数差异；
[0070] 所述第二尺度差值导数函数用于检测第二种病变特征所引起的实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差异；……，所述第n尺度差值导数函数用于检测第n种病变特征所引起的实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差异；所述n为大于1的自然数值；通过上述n个尺度下差值导数函数、……、积分的加权以及平均血流速度V和平均血流2
速度V的平方V，可计算获得第一血流压力和第二血流压力之间的压力差。
[0071] 优选的，所述第一血流压力和第二血流压力之间的压力差的计算公式为：
[0072] ΔP＝α1[C1V+C2V2]*∫f1(x)dx+α2[C1V+C2V2]∫f2(x)dx+…2
+αn[C1V+C2V]*∫fn(x)dx
[0073] 其中，分别代表平均血流速度V和平均血流速度平方V2的参数系数，...分别为不同尺度的差值导数函数的加权系数。
[0074] 优选的，所述第一位置的位置数据是第一位置到血管近端终点之间的距离；所述血管段的平均血流速度是血流从近端终点到远端终点之间的平均速度。
[0075] 优选的，该方法还包括接受某一个角度下的二维冠脉造影，并对不同帧数下感兴趣区域进行图像配准；该血管段冠脉造影感兴趣区域是从血管近端终点到远端终点。
[0076] 优选的，所述方法还包括计算配准后的感兴趣区域内灰度直方图随心动周期变化的灰度时间拟合函数。
[0077] 优选的，该方法还包括从灰度时间拟合函数中得到该血管段在冠脉造影过程中造影剂的平均流动速度。
[0078] 优选的，该血管段的平均血流速度V近似等于从灰度时间拟合函数中计算的造影剂平均流动速度。
[0079] 下面将结合图1-2给予所述的计算方法进一步阐述，参见图1，所述方法包括：接收一段血管的几何参数，包括：①血管近端终点P处的几何参数(横截面积或直径)；②血管远端终点D处的几何参数(横截面积或直径)；③并以P点为参考点，得到位于P和D之间的血管点的几何参数(横截面积或直径)，以及该点距离参考点P的距离x。
[0080] 其中，可以通过多种方法获得几何参数，包括二维或三维的冠脉造影，
计算机断层扫描冠状动脉造影(CTA)，IVUS或者OCT。血管的几何参数主要考虑的是血管的横截面积和直径。如果获得的是二维血管直径，可以假设血管横截面为圆形，计算得到血管横截面积。
[0081] 根据以上三种几何数据①②③，可以得到血管参考(血管无病变时)几何参数。并将它表示为到参考点P距离的线性函数。如图1所示，实线为实际血管管腔，虚线为参考血管管腔。将参考管腔和实际管腔几何参数相比，得到关于到参考点P距离的几何参数差异函数。
[0082] 如图2所示，表示图1中的血管段参考管腔和实际管腔几何参数差异函数F(x)。需要说明的，经过分析发现，当在单一尺度下计算该几何参数差异函数F(x)时，所求得的第一血流压力和第二血流压力之间的压力差在所述血管为单一性病变情况下的数值是准确的，但是，当血管为多种病变情况并存时，尤其是弥漫性病变，采用上述方法所计算的压力差则出现了较大的误差，当所述单一尺度较小时，血管严重狭窄处的差值导数函数值与轻度狭窄处的差值导数函数值近似，这样会低估严重狭窄对血流压力差的影响；当所述单一尺寸较大时，血管轻度狭窄处的差值导数函数值为零，即无法检测出轻度狭窄对血流压力差的影响。
[0083] 因此，为解决上述现有单一尺度下计算方法带来的技术缺陷，当血管为多种病变情况并存时，优选采用计算出几何参数差异函数在n个尺度下的差值导数函数，并根据不同尺度下的差值导数计算求得第一血流压力和第二血流压力之间的压力差。
[0084] 例如，优选的一个实施例中采用计算几何参数差异函数在两个尺度下的差值导数函数，其中第一血流压力和第二血流压力之间的压力差是根据所述两个尺度(包括具有较大尺度的第一尺度和具有较小尺度的第二尺度)下的差值导数计算求得；所述第一尺度差值导数函数用于检测大范围狭窄所引起的真实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差异，忽略掉局限性狭窄病变所引起的几何参数差值；所述第二尺度差值导数函数用于检测局部变化所引起的实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差异。
[0085] 对图2中的差值函数在不同尺度下进行求导，得到不同尺度的差值导数函数。
[0086] 大尺度差值导数函数：
[0087]
[0088] 小尺度差值导数函数：
[0089]
[0090] 其中，。
[0091] 如图3A和3B所示，在大尺度Δh1下，局限性狭窄病变A、B处的F(X+Δh1)-F(X)约为零，所以f1(x)用于反应大范围狭窄所引起的真实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差值，而忽略掉局限性狭窄病变所引起的几何参数差异。在小尺度下，可以同时找出局限性狭窄病变A、B处以及大范围狭窄C的几何参数差异。但在小尺度差值导数函数f2(x)，不同程度狭窄所引起的差值导数在函数值上基本相同，因此不能从差值导数f2(x)的函数值上反映出不同程度狭窄对压力差的不同影响。如果对不同尺度差值导数函数f1(x)和f2(x)进行加权，则可以体现出不同程度狭窄对压力差的不同影响。
[0092] 实施例2
[0093] 本发明还提供了一种计算某段血管的血流储备分数FFR的方法，包括：接收该段血管的几何参数，该血管包括近端终点和远端终点，所述几何参数包括第一几何参数，代表该血管段近端横截面的面积(或直径)；第二几何参数，代表该血管段远端横截面的面积(或直径)；第三几何参数，代表该血管段位于近端终点和远端终点之间的第一位置的横截面面积(或直径)；以近端终点为参考点，基于所述几何参数和血管段上的点到参考点的距离，计算出参考管腔直径函数和几何参数差异函数；在多个尺度下对几何参数差异函数求导，得到多个尺度对应的差值导数函数；所述尺度指的是分辨率，即数值计算导数时相邻两点之间的距离；接收该血管段在常规冠脉造影的平均血流速度，利用查表方式获得该血管段所能通过的最大平均血流速度；基于多尺度差值导数函数和最大平均血流速度，获得所述血管第一位置处的第二血流压力与近端终点处的第一血流压力之间的比值，即血流储备分数FFR。
[0094] 在一具体实施例中，本发明还提供了另外一种计算某段血管的血流储备分数FFR的方法，具体包括：获得病人静息状态下的血管段平均血流速度V，可通过常规造影(无需微循环充分扩张)方法获取该血管段的平均血流速度V；基于该平均速度V获得病人心肌微循环充分扩张时的最大血流速度Vmax；求解出上述最大血流速度对应的压力差ΔPmax；利用下面公式获得FFR数值：FFR＝(P1-ΔPmax)/P1；其中，P1代表某段血管的近端终点处的第一血流压力，可用心脏的舒张压与收缩压近似估计，或者通过造影导管进行准确测量获得所述P1的值。
[0095] 优选的，通过查对应表获得最大血流速度，所述对应表是病人在静息状态下冠脉的平均血流速度与心肌微循环充分扩张情况下对应的最大血流速度列表。
[0096] 优选的，采用实施例1中所述的方法获得某段血管的最大血流速度对应的压力差ΔPmax。
[0097] 优选的，给定一个固定的最大血流速度Vmax，求解出FFR。
[0098] 实施例3
[0099] 本发明提供一种计算一段血管压力差的系统，所述系统能够实现如上述实施例中示出的计算一段血管压力差的方法，该系统包括：几何参数数据获取模块，用于获得血管的几何参数，该血管包括近端终点和远端终点，所述几何参数包括第一几何参数，代表该血管段近端横截面的面积或直径；第二几何参数，代表该血管段远端横截面的面积或直径；第三几何参数，代表该血管段位于近端终点和远端终点之间的第一位置的横截面面积或直径；位置数据获取模块，用于获取上述第一位置的位置数据；速度获取模块，用于获得该血管段的平均血流速度和平均血流速度平方值；参考管腔直径计算模块，基于所述第一几何参数、第二几何参数、第三几何参数以及第一位置的位置数据计算该血管第一位置处的参考管腔直径；几何参数差异计算模块，基于第三几何参数和第一位置处的参考管腔直径，计算第一位置处的几何参数差异；压力差计算单元，获得由几何参数差异计算模块输出的第一位置处的几何参数差异数据、由速度获取模块输出的平均血流速度以及平均血流速度平方值，计算出所述血管近端终点处的第一血流压力和第一位置处的第二血流压力之间的压力差数值。
[0100] 优选的，所述参考管腔直径计算模块，以近端终点为参考点，根据第一几何参数、第二几何参数，以及血管段上某点到参考点的距离x，计算出参考管腔直径函数；所述参考管腔直径函数用于代表该段血管不同位置上的参考管腔直径随着该位置到参考点的距离x变化的函数；
[0101] 优选的，该系统还包括归一化模块，用于在计算参考管腔直径函数过程中，对血管段的从血管段近端终点到远端终点范围内的位置参数进行线性归一化处理。
[0102] 优选的，所述几何参数差异计算模块，以近端终点为参考点，根据第三几何参数和参考管腔直径函数，计算出几何参数差异函数；所述几何参数差异函数是参考管腔直径函数和接收到的几何参数之间的差异随着到参考点的距离x变化的函数。
[0103] 优选的，该系统还包括多尺度差值导数计算模块，用于计算出几何参数差异函数在不同尺度下的差值导数函数，所述压力差计算单元，则通过多尺度差值导数计算模块获得的多个尺度下的差值导数函数积分的加权以及由速度获取模块输出的平均血流速度V2
和平均血流速度V的平方V，计算出第一血流压力和第二血流压力之间的压力差；
[0104] 其中，所述多个尺度包括两个或两个以上的尺度，所述尺度指的是分辨率，即计算机计算导数时相邻两点之间的距离。
[0105] 其中，第一血流压力和第二血流压力之间的压力差是根据不同尺度下的差值导数计算求得；所述尺度指的是分辨率，即数值计算导数时相邻两点之间的距离，所述不同尺度包括具有较大尺度的第一尺度和具有较小尺度的第二尺度，所述不同尺度下的差值导数函数包括第一尺度差值导数函数和第二尺度差值导数函数；采用不同尺度可以反映出血管不同严重程度(局限性和弥漫性)的狭窄对血流压力差的不同影响；所述第一尺度差值导数函数用于检测大范围狭窄所引起的真实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差异，忽略掉局限性狭窄病变所引起的几何参数差异；所述第二尺度差值导数函数用于检测病变血管发生局部变化所引起的真实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差异。
[0106] 此时，压力差计算单元，则通过多尺度差值导数计算模块获得的第一尺度差值导数函数和第一尺度差值导数函数积分的加权以及由速度获取模块输出的平均血流速度V2
和平均血流速度的平方V，计算出第一血流压力和第二血流压力之间的压力差。
[0107] 优选的，所述压力差计算单元，执行计算所述第一血流压力和第二血流压力之间的压力差的函数公式：
[0108] ΔP＝α[C1V+C2V2]*∫f1(x)dx+β[C1V+C2V2]*∫f2(x)dx
[0109] 其中，分别代表平均血流速度V和平均血流速度平方V2的参数系数，和分别为第一和第二尺度差值导数函数的加权系数。
[0110] 优选的，为更加精确计算各种不同情况下的某段血管压力差，可以考虑计算出几何参数差异函数在N个不同尺度下的差值导数函数，并基于该n个尺度下的差值导数函数计算第一血流压力和第二血流压力之间的压力差。即：计算出几何参数差异函数在n个尺度下的差值导数函数，其中第一血流压力和第二血流压力之间的压力差是根据所述n个尺度下的差值导数计算求得；所述尺度指的是分辨率，即数值计算导数时相邻两点之间的距离，所述n个尺度为具有尺度各不相同的第一尺度、第二尺度、……、第n尺度；
[0111] 所述第一尺度差值导数函数用于检测第一种病变特征所引起的真实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差异，忽略掉其他病变所引起的几何参数差异；所述第二尺度差值导数函数用于检测第二种病变特征所引起的实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差异；……，所述第n尺度差值导数函数用于检测第n种病变特征所引起的实管腔直径和参考管腔直径之间的几何参数差异；所述n为大于1的自然数值。
[0112] 此时，所述压力差计算单元，执行计算所述第一血流压力和第二血流压力之间的压力差的函数公式：
[0113] ΔP＝α1[C1V+C2V2]*∫f1(x)dx+α2[C1V+C2V2]∫f2(x)dx+…2
+αn[C1V+C2V]*∫fn(x)dx
[0114] 其中，分别代表平均血流速度V和平均血流速度平方V2的参数系数，...分别为不同尺度的差值导数函数的加权系数。
[0115] 其中，所述第一位置的位置数据是第一位置到血管近端终点之间的距离；所述血管段的平均血流速度是血流从近端终点到远端终点之间的平均速度。
[0116] 优选的，该系统还包括二维冠脉造影模块，用于对血管的某一个角度下进行二维冠脉造影，并对不同帧数下感兴趣区域进行图像配准；该血管段冠脉造影感兴趣区域是从血管近端终点到远端终点。
[0117] 优选的，所述速度获取模块，基于上述二维冠脉造影模块输出的不同帧数下感兴趣区域进行图像配准，计算配准后的感兴趣区域内灰度直方图随心动周期变化的灰度时间拟合函数，并从灰度时间拟合函数中得到该血管段在冠脉造影过程中造影剂的平均流动速度。
[0118] 优选的，该血管段的平均血流速度V近似等于从灰度时间拟合函数中计算的造影剂平均流动速度。
[0119] 实施例4
[0120] 本发明提供一种计算某段血管的血流储备分数FFR的系统，包括：几何参数数据获取模块，用于获得该段血管的几何参数，其中该血管包括近端终点和远端终点，所述几何参数包括第一几何参数，代表该血管段近端横截面的面积(或直径)；第二几何参数，代表该血管段远端横截面的面积(或直径)；第三几何参数，代表该血管段位于近端终点和远端终点之间的第一位置的横截面面积(或直径)；位置数据获取模块，用于获取上述第一位置的位置数据；参考管腔直径计算模块，以近端终点为参考点，基于所述几何参数和血管段上的点到参考点的距离，计算出参考管腔直径函数；几何参数差异计算模块，基于参考管腔直径函数和第三几何参数，，计算出参数差异函数；多尺度计算模块，用于在多个尺度下对几何参数差异函数求导，得到多个尺度对应的差值导数函数；所述尺度指的是分辨率，即数值计算导数时相邻两点之间的距离；平均血流速度获取模块，获取该血管段在常规冠脉造影的平均血流速度；最大平均血流速度计算模块，基于存储在该模块中的对应表通过查表方式获得该血管段所能通过的最大平均血流速度；血流储备分数计算模块，基于多尺度差值导数函数和最大平均血流速度，获得所述血管第一位置处的第二血流压力与近端终点处的第一血流压力之间的比值，即血流储备分数。
[0121] 在一具体实施例中，本发明还提供了另外一种计算某段血管的血流储备分数FFR的系统，包括：平均血流速度获取模块，用于获取该血管段在常规冠脉造影的平均血流速度V，优选的，可通过常规造影(无需微循环充分扩张)方法获取该血管段的平均血流速度V；最大血流速度获取模块，基于该平均速度V获得病人心肌微循环充分扩张时的最大血流速度Vmax；压力差计算模块，用于求解出上述最大血流速度对应的压力差ΔPmax；血流储备分数计算模块，基于上述血管的近端终点处的第一血流压力、最大血流速度对应的压力差ΔPmax通过公式获得血流储备分数FFR数值：FFR＝(P1-ΔPmax)/P1；其中，P1代表某段血管的近端终点处的第一血流压力，可用心脏的舒张压与收缩压近似估计，或者通过造影导管进行准确测量获得所述P1的值。
[0122] 其中，所述最大血流速度获取模块通过查对应表获得最大血流速度，所述对应表是病人在静息状态下冠脉的平均血流速度与心肌微循环充分扩张情况下对应的最大血流速度列表，其存储在该最大血流速度获取模块或者该系统的另外一独立的存储模块中。
[0123] 优选的，所述压力差计算模块可为如实施例3中所述的压力差计算系统的结构，用于采用实施例1所述的方法获得某段血管的最大血流速度对应的压力差ΔPmax。
[0124] 优选的，在计算该FFR值时，给定一个固定的最大血流速度Vmax，求解出该FFR。
[0125] 需要指出的是，上述系统及功能模块仅仅为示例性的给出了其实现该方案的基本结构，然而并非唯一的结构。
[0126] 虽然本发明已以较佳实施例揭示如上，然其并非用以限定本发明，任何本领域技术人员，在不脱离本发明的精神和范围内，当可作些许的
修改和完善，因此本发明的保护范围当以权利要求书所界定的为准。
