本發(fā)明涉及一種按患者區(qū)分的血管信息決定方法。尤其，涉及一種應(yīng)用簡化冠狀循環(huán)模型的按患者區(qū)分的心血管信息決定方法。此外，涉及一種按患者區(qū)分決定對(duì)起于動(dòng)脈的血管的分支的血流量的方法。
背景技術(shù)：
：通常，心肌血流儲(chǔ)備分?jǐn)?shù)(FFR，F(xiàn)RACTIONALFLOWRESERVE)作為評(píng)價(jià)冠狀動(dòng)脈狹窄的功能性嚴(yán)重性(FUNCTIONALSEVERITY)的臨床指標(biāo)而廣為使用?；诨颊叩腃T(COMPUTEDTOMOGRAPHY)數(shù)據(jù)的計(jì)算機(jī)模擬方法是一種用于計(jì)算FFR的無創(chuàng)方法。該方法通過將計(jì)算流體力學(xué)模型與心血管系統(tǒng)的集中參數(shù)模型結(jié)合，可以對(duì)狹窄的冠狀動(dòng)脈的血流力學(xué)提供詳細(xì)的解析結(jié)果。作為冠狀動(dòng)脈疾病的臨床指標(biāo)，皮耶斯(Pijls)等介紹了表示完全膨脹狀態(tài)下的微細(xì)血管的狹窄前后的比例的血流儲(chǔ)備分?jǐn)?shù)(FFR)。皮耶斯集團(tuán)揭示了利用導(dǎo)絲技術(shù)的FFR測(cè)量法，隨即成為評(píng)價(jià)冠狀動(dòng)脈狹窄程度的技術(shù)。金(Kim)等提出了一種FFR值評(píng)價(jià)中利用CT影像和患者信息的無創(chuàng)模擬方法。這是一種整合了用于主動(dòng)脈和冠狀血管的血流力學(xué)計(jì)算的計(jì)算流體力學(xué)技術(shù)和整體心血管系統(tǒng)的集中參數(shù)模型的方法。經(jīng)若干研究，該模擬模型的可行性和有用性得到了驗(yàn)證(Minetal.,2012；Kooetal.,2011)。然而，由金(Kim)等開發(fā)的模型的計(jì)算流體力學(xué)模型中包括主動(dòng)脈，且集中參數(shù)模型中包括整體心血管系統(tǒng)，因而計(jì)算復(fù)雜，要求識(shí)別多個(gè)參數(shù)，增加了模擬的不確定性。一方面，韓國專利第10-1524955號(hào)(發(fā)明的名稱：按患者區(qū)分的血流建模方法及系統(tǒng))中公開了患者的心血管信息決定方法及系統(tǒng)。上述專利所公開的心血管信息決定方法，包括：接收包括起于主動(dòng)脈的多個(gè)冠狀動(dòng)脈的至少一部分的患者的解剖學(xué)結(jié)構(gòu)的幾何形狀相關(guān)的各患者的數(shù)據(jù)的步驟；基于各患者的數(shù)據(jù)，生成表示包括多個(gè)冠狀動(dòng)脈的至少一部分的解剖學(xué)結(jié)構(gòu)的第一部分的三維模型的步驟；至少部分地基于心肌組織的質(zhì)量或容積，生成解剖學(xué)結(jié)構(gòu)的第一部分內(nèi)血流特性相關(guān)的基于物理學(xué)的模型，基于所述三維模型和基于物理的模型，決定解剖學(xué)結(jié)構(gòu)的第一部分內(nèi)的血流儲(chǔ)備分?jǐn)?shù)(fractionalflowreserve)的步驟。上述專利所公開的方法中，基于物理學(xué)的模型利用表示通過三維模型的邊界的血流的集中參數(shù)模型(LUMPEDPARAMETERMODEL)。此外，應(yīng)用集中參數(shù)模型時(shí)，基于心室肌的容積決定血流量條件。這種做法基于了冠狀動(dòng)脈提供血液的區(qū)域的心室肌的容積區(qū)域越大，血流量越多的假設(shè)。此外，上述專利所公開的方法需要求出心肌組織的容積，使用標(biāo)度律(scalinglaw)。為使用標(biāo)度律，三維心室模型的分割(segmentation)必不可少。換言之，為應(yīng)用上述專利的方法，需要對(duì)心臟整體進(jìn)行分割操作，因而增加了模型的不確定。尤其，就心室肌的體積而言，由于厚度方向的形狀復(fù)雜，使分割的準(zhǔn)確度下降。此外，根據(jù)由金(Kim)等開發(fā)的方法或上述專利所公開的方法，計(jì)算流體力學(xué)模型(COMPUTATIONALFLUIDDYNAMICSMODEL，以下稱CFD模型)中包括主動(dòng)脈，且集中參數(shù)模型由包括體動(dòng)脈、體靜脈、肺血管、左心臟、右心臟等的閉合回路構(gòu)成。此外，為進(jìn)行血流力學(xué)解析，CFD模型和集中參數(shù)模型使用若干具有標(biāo)準(zhǔn)代表值的參數(shù)，而這些參數(shù)(例如，對(duì)體動(dòng)脈、體靜脈、肺血管等的電阻或靜電容量值)不適合應(yīng)用于每一個(gè)個(gè)別患者。專利文獻(xiàn)韓國專利第10-1524955號(hào)，發(fā)明的名稱：按患者區(qū)分的血流建模方法及系統(tǒng)。非專利文獻(xiàn)Pijls,N.H.,VanGelder,B.，VanderVoort，P.，Peels,K.，Bracke,F.A.，Bonnier,H.J.，Gamal,M.I.，1995.血流儲(chǔ)備分?jǐn)?shù)：一種評(píng)價(jià)心外膜冠狀動(dòng)脈狹窄對(duì)心肌血流的影響的有效指數(shù)(Fractionalflowreserve:ausefulindextoevaluatetheinfluenceofanepicardialcoronarystenosisonmyocardialbloodflow).Circulation92,3183e3193.Kim，H.J.，Vignon-Clementel，I.E.，Coogan，J.S.,Figueroa，C.A.，Jansen，K.E.，Taylor，C.A.，2010.人體冠狀動(dòng)脈中血流及血壓的患者個(gè)性化建模方法(Patient-specificmodelingofbloodflowandpressureinhumancoronaryarteries).Ann.Biomed.Eng.38(10)，3195e3209.Min，J.K.，Leipsic，J.，Pencina，M.J.，Berman，D.S.，Koo，B.K.，vanMieghem，C.，Erglis，A.，Lin，F(xiàn).Y.，Dunning，A.M.，Apruzzese，P.，Budoff，M.J.，Cole，J.H.，Jaffer，F(xiàn).A.，Leon，M.B,，Malpeso，J.，Mancini，G.B.，Park，S.J.，Schwartz，R.S.，Shaw，L.J.，Mauri，L.，2012.解剖CT血管造影的血流儲(chǔ)備分?jǐn)?shù)的診斷正確率(DiagnosticaccuracyoffractionalflowreservefromanatomicCTangiography).JAMA308，1237e1245.Koo，B.K.，Erglis，A.，Doh，J.H.，Daniels，D.V.，Jegere，S.，Kim，H.S.，Dunning，A.，DeFrance，T.，Lansky，A.，Leipsic，J.，Min，J.K.，2011.通過從層析血管造影中計(jì)算的無創(chuàng)血流儲(chǔ)備分?jǐn)?shù)診斷局部缺血造成的冠狀動(dòng)脈狹窄。結(jié)果源自前瞻性多中心DISCOVER-FLOW(通過無創(chuàng)血流儲(chǔ)備分?jǐn)?shù)診斷局部缺血造成的狹窄)研究(Diagnosisofischemia-causingcoronarystenosesbynoninvasivefractionalflowreservecomputedfromcoronarycomputedtomographicangiograms.ResultsfromtheprospectivemulticenterDISCOVER-FLOW(diagnosisofischemia-causingStenosesobtainedvianoninvasivefractionalflowReserve))study.J.Am.Coll.Cardiol.58,1989e1997.Shim，E.B.，Chang，K.S.，1997.主動(dòng)脈中的三維二尖瓣反流的數(shù)值分析(Numericalanalysisofthree-dimensionalBjork-Shileyvalvularflowinanaorta.J.Biomech).Eng.119(1),45e51.Shim，E.B.，Chang，K.S.，1994.利用隔離有限元方案分析通過側(cè)傾碟瓣的三維渦流(Three-dimensionalvortexflowpastatiltingdiscvalveusingasegregatedfiniteelementscheme).Comput.FluidDyn.J.3(1),205e222.Shim，E.B.，Kamm，R.D.，Heldt，T.，Mark，R.G.，2000.利用耦合多尺度模擬法的對(duì)流經(jīng)狹窄動(dòng)脈的血流的數(shù)值分析(Numericalanalysisofbloodflowthroughastenosedarteryusingacoupledmultiscalesimulationmethod).ComputCardiol.27,219e222.Einstein，A.，1906.一種新的分子尺寸測(cè)定方法(Eineneuebestimmungdermolekdimensionen).Ann.Phys.19(2)，289.Schreiner，W.，Neumann，F(xiàn).，Mohl，W.,1990.冠狀靜脈竇介入中心肌內(nèi)壓的作用：電腦模型研究(Theroleofintramyocardialpressureduringcoronarysinusinterventions:acomputermodelstudy).IEEETrans.Biomed.Eng.37，956e967.Lim，K.M.,Kim，I.S.,Choi，S.W.,Min，B.G.,Won，Y.S.,Kim，H.Y.,Shim，E.B.,2009.左心室輔助裝置對(duì)冠狀動(dòng)脈灌注和心室后負(fù)荷的效果的計(jì)算分析(ComputationalanalysisoftheeffectofthetypeofLVADflowoncoronaryperfusionandventricularafterload).J.Physiol.Sci.59(4)，307e316.Brown，A.G.,Shi，Y.,Marzo，A.,Staicu，C.,Valverde，I.,Beerbaum，P.,Lawford，P.V.,Hose，D.R.,2012.Accuracyvs.準(zhǔn)確度與計(jì)算時(shí)間的比較：從主動(dòng)脈模擬到臨床的過渡(computationaltime:translatingaorticsimulationstotheclinic).J.Biomech.45(3),516e623.Taylor,C.A.,Fonte，T.A.,Min，J.K.,2013.為血流儲(chǔ)備分?jǐn)?shù)的無創(chuàng)量子化的應(yīng)用計(jì)算流體動(dòng)力學(xué)的心臟電腦斷層攝影術(shù)(Computationalfluiddynamicsappliedtocardiaccomputedtomographyfornoninvasivequantificationoffractionalflowreserve:scientificbasis).J.Am.Coll.Cardiol.61(22)，2233e2241.West，G.B.,Brown，J.H.,Enquist，B.J.,1997.生物學(xué)中異速比例法的起源的一般模型(Ageneralmodelfortheoriginofallometricscalinglawsinbiology).Science276(5309),122e126.技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：技術(shù)問題本發(fā)明的目的在于提供一種用于解析血管的血流的新的方法及系統(tǒng)。本發(fā)明的第一個(gè)目的在于提供一種無需使用對(duì)全身的封閉式集中參數(shù)模型，通過僅對(duì)欲解析血流的血管的部分應(yīng)用CFD模型和集中參數(shù)模型解析血流的新的方法及系統(tǒng)。本發(fā)明的第二個(gè)目的在于提供一種無需求從動(dòng)脈分支的血管提供血液的身體區(qū)域的體積或質(zhì)量，決定流經(jīng)從動(dòng)脈分支的各血管的血流量的比例的新的方法。技術(shù)方案根據(jù)本發(fā)明的一方面，提供一種心血管信息中冠狀動(dòng)脈的血流儲(chǔ)備分?jǐn)?shù)(FFR)的決定方法。利用根據(jù)本發(fā)明的計(jì)算機(jī)系統(tǒng)的心血管信息決定方法包括：接受包括起于主動(dòng)脈的多個(gè)冠狀動(dòng)脈的影像數(shù)據(jù)的步驟；處理所述影像數(shù)據(jù)，以生成所述多個(gè)冠狀動(dòng)脈的三維形狀模型的步驟；模擬對(duì)所述生成的多個(gè)冠狀動(dòng)脈的三維形狀模型的血流的步驟；以及利用所述血流模擬結(jié)果決定所述各個(gè)冠狀動(dòng)脈的血流儲(chǔ)備分?jǐn)?shù)(FFR)的額步驟。在模擬對(duì)所述多個(gè)冠狀動(dòng)脈的三維形狀模型的血流的步驟中，在冠狀動(dòng)脈的三維形狀模型中應(yīng)用計(jì)算流體力學(xué)模型，與計(jì)算流體力學(xué)模型結(jié)合的集中參數(shù)模型使用包括冠狀動(dòng)脈、冠狀動(dòng)脈的毛細(xì)血管以及冠狀靜脈的簡化冠狀動(dòng)脈循環(huán)模型。在一些實(shí)施例中，在所述血流模擬步驟中，在所述冠狀動(dòng)脈的三維形狀模型中應(yīng)用計(jì)算流體力學(xué)模型時(shí)，作為入口邊界條件，使用主動(dòng)脈血壓模式。在一些實(shí)施例中，所述血流模擬步驟還包括：求出所述冠狀動(dòng)脈的三維形狀模型的中心線的長度的步驟。此外，在所述計(jì)算流體力學(xué)模型中結(jié)合所述簡化冠狀動(dòng)脈循環(huán)模型時(shí)，以流經(jīng)各個(gè)冠狀動(dòng)脈的血流量的比例決定冠狀動(dòng)脈毛細(xì)血管的電阻值，流經(jīng)各個(gè)冠狀動(dòng)脈的血流量的比例以冠狀動(dòng)脈的三維形狀模型的中心線的長度的比例決定。根據(jù)本發(fā)明另一方面，提供一種血管信息中流經(jīng)多個(gè)血管的血流量的比例決定方法。根據(jù)本發(fā)明的利用計(jì)算機(jī)系統(tǒng)的患者的血管信息決定方法，包括：接受所輸入的包括起于動(dòng)脈的多個(gè)血管的至少一部分的影像數(shù)據(jù)的步驟；處理所述輸入的影像數(shù)據(jù)，以生成各個(gè)血管的三維模型的步驟；求出在所述生成的各個(gè)血管的三維模型中各個(gè)血管的分支點(diǎn)至末端的血管長度的步驟；以及根據(jù)所述求出的各個(gè)血管的長度的比例決定流經(jīng)所述各個(gè)血管的血流量的比例的步驟。求出所述各個(gè)血管的長度的步驟包括：求出所述各個(gè)血管的三維模型的血管中心線的步驟；求出所述各個(gè)血管的三維模型的截面積為規(guī)定值以下的末端位置的步驟；以及求出所述各個(gè)血管的分支點(diǎn)至末端位置的中心線的長度的步驟。在一些實(shí)施例中，可選地，所述多個(gè)血管為右冠狀動(dòng)脈(RCA)、左前降支冠狀動(dòng)脈(LAD)以及左旋支冠狀動(dòng)脈(LCX)。當(dāng)多個(gè)血管為冠狀動(dòng)脈時(shí)，可由下面的比例式?jīng)Q定流經(jīng)所述各個(gè)冠狀動(dòng)脈的血流量的比例。數(shù)學(xué)公式1其中，QLAD：左前降支冠狀動(dòng)脈的血流量，lLAD：左前降支冠狀動(dòng)脈的長度，QLCX：左旋支冠狀動(dòng)脈的血流量，lLCX：左旋支冠狀動(dòng)脈的長度，QRCA：右冠狀動(dòng)脈的血流量，lRCA：右冠狀動(dòng)脈的長度，(lRCA)RV：右冠狀動(dòng)脈中向右心室提供血液的部分的長度，(lRCA)LV：右冠狀動(dòng)脈中向左心室提供血液的部分的長度，α：向右心室提供血液的血管的校準(zhǔn)系數(shù)。用各個(gè)冠狀動(dòng)脈的長度的比例求出流經(jīng)各個(gè)冠狀動(dòng)脈的血流量的比例，則可以將其運(yùn)用于決定心血管信息中血流儲(chǔ)備分?jǐn)?shù)(FFR)。迄今，利用各個(gè)冠狀動(dòng)脈提供血液的心肌容積或質(zhì)量求出應(yīng)用集中參數(shù)模型的冠狀動(dòng)脈毛細(xì)血管的電阻值，而根據(jù)本發(fā)明，可以用各個(gè)冠狀動(dòng)脈的長度輕松求出應(yīng)用于集中參數(shù)模型的冠狀動(dòng)脈毛細(xì)血管的電阻值。一些實(shí)施例中，可選地，所述多個(gè)血管為向大腦或小腦提供血液的動(dòng)脈。例如，多個(gè)血管可以為頸部動(dòng)脈、椎骨動(dòng)脈、頸外動(dòng)脈、眼動(dòng)脈、中腦動(dòng)脈等。發(fā)明的效果根據(jù)本發(fā)明的心血管信息中冠狀動(dòng)脈的血流儲(chǔ)備分?jǐn)?shù)(FFR)的決定方法，可以減少計(jì)算流體血流力學(xué)模型和集中參數(shù)模型的模擬計(jì)算量，從而縮短用于決定FFR的計(jì)算時(shí)間。這是因?yàn)椋鶕?jù)本發(fā)明的方法的心血管信息決定方法使用簡化冠狀動(dòng)脈循環(huán)模型，對(duì)冠狀動(dòng)脈內(nèi)的血流進(jìn)行局部模擬。尤其，可以減少使用對(duì)全身構(gòu)成閉合回路的以往的集中參數(shù)模型時(shí)所發(fā)生的對(duì)每個(gè)患者的模型的不確定性。此外，根據(jù)本發(fā)明的冠狀動(dòng)脈的血流儲(chǔ)備分?jǐn)?shù)(FFR)決定方法對(duì)冠狀動(dòng)脈形狀提出了簡單的邊界條件，與以往的方法相比，在計(jì)算量和計(jì)算時(shí)間方面更為高效。此外，根據(jù)本發(fā)明的方法，計(jì)算流體力學(xué)模型中不包括主動(dòng)脈，因而與根據(jù)以往方法的模型相比，更為簡單。根據(jù)本發(fā)明，提供一種血管信息中流經(jīng)多個(gè)血管的血流量的比例決定方法。根據(jù)本發(fā)明的方法，無需求出從動(dòng)脈分支的血管提供血液的對(duì)應(yīng)身體部分的容積或質(zhì)量即可決定流經(jīng)各個(gè)分支血管的血流量的比例。從而，無需為了求出各個(gè)血管提供血液的身體部分的容積或體積進(jìn)行求出對(duì)應(yīng)身體部分的三維模型的復(fù)雜計(jì)算。此外，可以通過僅求出血管的三維模型的運(yùn)算求出流經(jīng)血管的血流量的比例，因而可以減少求出身體部分的三維模型的過程中所發(fā)生的不確定性。附圖說明圖1是根據(jù)本發(fā)明的簡化冠狀循環(huán)模型的模擬圖。圖2是示出根據(jù)本發(fā)明的計(jì)算流體力學(xué)模型與簡化集中參數(shù)模型的結(jié)合關(guān)系的模擬圖。圖3是示出本發(fā)明中心搏頻率65beats/min以及心臟收縮壓和舒張壓分別為120mmHg和80mmHg的狀態(tài)下的虛擬Pao和PLV的示例的圖表。圖4是示出本發(fā)明中狹窄部位的直徑比例(Astenosis/A0)為0.5，且直徑D為5mm的虛擬血管的圖。圖5是示出圖4所示虛擬血管的狹窄部位后方的軸向速度的圖表。圖6是本發(fā)明中對(duì)無狹窄的虛擬血管與狹窄的虛擬血管的三維幾何學(xué)模型。圖7是對(duì)多種模型的冠狀動(dòng)脈的出口流量進(jìn)行比較而示出的圖表。圖8以等值線圖示出了對(duì)本發(fā)明中有50％狹窄的虛擬血管和無狹窄的虛擬血管的FFR值。圖9示出了本發(fā)明中患者的冠狀動(dòng)脈三維形狀模型和簡化集中參數(shù)模型。圖10示出了本發(fā)明中包括主動(dòng)脈的冠狀動(dòng)脈模型的示意圖和集中參數(shù)模型和主動(dòng)脈流動(dòng)模式。圖11是本發(fā)明中將對(duì)不包括主動(dòng)脈的模型與包括主動(dòng)脈的模型所計(jì)算的FFR值與測(cè)量的臨床數(shù)據(jù)進(jìn)行比較而示出的圖。圖12是示出本發(fā)明中左前降支動(dòng)脈的最大流量中的WSS分布的圖。圖13是示出心臟的血管分布的圖。圖14是在冠狀動(dòng)脈主血管分支的微細(xì)血管的示意圖。圖15是示出從直徑大的血管分支的微細(xì)血管的電阻的示意圖。圖16是說明根據(jù)本發(fā)明的求出血管的長度的方法的流程圖。圖17是根據(jù)本發(fā)明求出的血流量與根據(jù)以往方法求出的血流量的差異圖(Bland-Altmanplot)。圖18是示出對(duì)圖17所示圖表的相關(guān)分析結(jié)果的圖。具體實(shí)施方式本發(fā)明的其他目的、特定的優(yōu)勢(shì)和新增特征將在下面結(jié)合附圖所描述的詳細(xì)說明和優(yōu)選實(shí)施例中變得更為清楚。下面公開根據(jù)本發(fā)明的用于計(jì)算冠狀動(dòng)脈的心肌血流儲(chǔ)備分?jǐn)?shù)的一種新的患者定制模型和心肌血流儲(chǔ)備分?jǐn)?shù)決定方法。根據(jù)本發(fā)明的方法對(duì)計(jì)算流體力學(xué)模型僅使用冠狀動(dòng)脈，且包括冠狀動(dòng)脈血管系統(tǒng)的集中參數(shù)模型。根據(jù)本發(fā)明的方法對(duì)冠狀動(dòng)脈形狀提供簡單的邊界條件，與以往的方法相比，可以減少計(jì)算量，縮短計(jì)算時(shí)間。此外，該方法在模型中不包括主動(dòng)脈，因而該模型與以往的方法相比更為簡單。為驗(yàn)證根據(jù)本發(fā)明方法的可行性，利用結(jié)合集中參數(shù)模型的計(jì)算流體力學(xué)模型對(duì)三維直線式血管進(jìn)行了模擬。將通過根據(jù)本發(fā)明的方法的計(jì)算結(jié)果與僅利用集中參數(shù)方法模擬的結(jié)果進(jìn)行了比較。此外，對(duì)取自臨床的實(shí)質(zhì)性患者的形狀應(yīng)用了根據(jù)本發(fā)明的方法。利用冠狀動(dòng)脈有狹窄的患者的CT影像數(shù)據(jù)構(gòu)成了患者定制模型，并將應(yīng)用本發(fā)明的方法所計(jì)算的FFR值與臨床上測(cè)出的結(jié)果進(jìn)行了比較。此外，對(duì)患者的CT影像數(shù)據(jù)中包括主動(dòng)脈的模型計(jì)算了FFR值，并將其與對(duì)不包括主動(dòng)脈的模型所計(jì)算的FFR值進(jìn)行了比較。對(duì)狹窄的冠狀動(dòng)脈的CFD模型使用了在冠狀動(dòng)脈的局部計(jì)算流體力學(xué)模型結(jié)合冠狀系統(tǒng)模擬的綜合性入路。為模擬冠狀循環(huán)的集中參數(shù)模型使用了呈現(xiàn)微細(xì)冠狀動(dòng)脈至右心房的冠狀血管的模型，為模擬冠狀動(dòng)脈內(nèi)的局部血流，使用了通過有限元分析體現(xiàn)的計(jì)算流體力學(xué)模型。此外，為計(jì)算貫通狹窄的冠狀動(dòng)脈的血流的三維納維葉－斯托克斯(Navier-Stokes)方程式，狹窄的冠狀動(dòng)脈的局部計(jì)算流體力學(xué)模型使用了利用壓力隱式分裂算子(pressureimplicitsplittingofoperators，PISO)方式的有限元分析方法。研究論文(ShimandChang,1994,1997)中公開了其詳細(xì)的解析算法。血流被假設(shè)為非圧縮性、層流、粘性流體，并以牛頓流體處理。其中，假設(shè)血液的密度為1,060kg/m3。血液的黏性系數(shù)μ利用患者的血細(xì)胞比容和愛因斯坦方法(Einstein，1906)獲得。數(shù)學(xué)公式2μ＝μ0(1+2.5HCT)其中，“HCT”是患者的紅細(xì)胞比容，μ0表示幾乎等同于水的等離子體的黏度(μ0＝0.0015kg/ms)。冠狀動(dòng)脈循環(huán)的集中參數(shù)模型此外，使冠狀循環(huán)的集中參數(shù)模型局限于冠狀血管。如圖1所示，冠狀循環(huán)包括三種構(gòu)成要素，即，冠狀動(dòng)脈(coa)、冠狀動(dòng)脈的毛細(xì)血管(coc)、冠狀靜脈(cov)。冠狀循環(huán)的集中參數(shù)模型由各個(gè)電阻和靜電容量等要素構(gòu)成，并從電模擬觀點(diǎn)對(duì)其進(jìn)行數(shù)學(xué)化。使用血液循環(huán)相關(guān)的血流力學(xué)參數(shù)，對(duì)三個(gè)部分的構(gòu)成要素分別計(jì)算壓力、體積、血流。與其他毛細(xì)血管系統(tǒng)形成對(duì)照的是，在心臟的收縮期期間，血管周圍的左心室壓力會(huì)變得很大，因而冠狀動(dòng)脈血流量會(huì)下降。而舒張期期間心臟肌肉松弛，流向左心室的毛細(xì)血管的血液不受干擾，因而流向冠狀動(dòng)脈的血流移動(dòng)變得更為自由。為了對(duì)該電動(dòng)勢(shì)進(jìn)行建模，我們使用了冠狀動(dòng)脈的心肌內(nèi)部壓力(圖1的Pimp)。該心肌內(nèi)部的壓力與心室的壓力具有相關(guān)關(guān)系。數(shù)學(xué)公式3Pimp＝γPLV該公式中，PLV為左心室的壓力，γ使用了0.75。這個(gè)γ的值由施賴納(Schreiner)等提出。如下所述，對(duì)冠狀毛細(xì)血管區(qū)劃周邊電阻(Rcoc、Rcov)使用了依賴于體積的值。數(shù)學(xué)公式4Ractual為Rcoc或Rcov的實(shí)際值，Roriginal為Rcoc或Rcov的默認(rèn)值。數(shù)式中，β為經(jīng)驗(yàn)常數(shù)，Vcoc表示冠狀毛細(xì)血管的體積。β被設(shè)定為由Schreiner等提出的0.3。如數(shù)學(xué)公式4所示，根據(jù)壓力梯度的信號(hào)，冠狀毛細(xì)血管內(nèi)血流的流向可以是順行(即，Pcoa＞Pcoc)或逆行。然而，當(dāng)毛細(xì)血管的體積接近0時(shí)，再?zèng)]有可以擠出的空間，因而逆流被中斷。而且，當(dāng)毛細(xì)血管被壓縮時(shí)，電阻上升，血流的流動(dòng)被調(diào)整。根據(jù)數(shù)學(xué)公式4的逆壓力梯度，當(dāng)毛細(xì)血管的體積接近0時(shí)，逆流也減少至近乎0。現(xiàn)有技術(shù)研究(Schreineretal.,1990；Shimetal.2000)中說明了關(guān)于冠狀循環(huán)的集中參數(shù)方法的詳細(xì)內(nèi)容。計(jì)算流體力學(xué)模型與集中參數(shù)模型的結(jié)合此外，為結(jié)合冠狀循環(huán)的集中參數(shù)方法和計(jì)算流體力學(xué)模型，集中參數(shù)方法與計(jì)算流體力學(xué)模型的結(jié)合中假設(shè)了兩個(gè)系統(tǒng)相互施加影響的假設(shè)。圖2是示出計(jì)算流體力學(xué)模型與集中參數(shù)模型的結(jié)合的示意圖。在計(jì)算流體力學(xué)模型的出口處計(jì)算的流量被傳至集中參數(shù)模型。通過常微分方程式計(jì)算集中參數(shù)模型的三個(gè)部分的壓力和流量(Limetal.,2009)。在LPM中計(jì)算的冠狀動(dòng)脈血壓的值被傳至計(jì)算流體力學(xué)模型，以用于下一步計(jì)算中計(jì)算作為計(jì)算流體力學(xué)模型的出口邊界條件的Poutlet。如此結(jié)合的方法對(duì)與微細(xì)血管結(jié)合的大血管的局部流體力學(xué)的解析有效，布朗(Brown)等的論文(Brownetal.,2012)對(duì)此進(jìn)行了詳細(xì)說明。不同于以往由Kim等提出的方法，作為計(jì)算流體力學(xué)模型的入口邊界條件，根據(jù)本發(fā)明的方法使用了主動(dòng)脈血壓(圖2中的Pao)的瞬間性模式。這種壓力模式為調(diào)整心跳周期和患者的心臟收縮壓和舒張壓而提出。通過結(jié)合根據(jù)時(shí)間變化的左心室的靜電容量模型與主動(dòng)脈血壓的規(guī)定的臨時(shí)性模式，求出了PLV，在公式2中用于計(jì)算Pimp。圖3示出了心搏頻率65beats/min和心臟收縮壓和舒張壓分別為120mmHg和80mmHg的狀態(tài)下的虛擬Pao和PLV的示例。簡化冠狀動(dòng)脈三維模型為驗(yàn)證根據(jù)本發(fā)明的方法，如圖4所示，對(duì)模擬有輕微狹窄的管(虛擬血管)而得出的結(jié)果與已通過數(shù)值研究得出的結(jié)果進(jìn)行了比較。狹窄部位的比例Astenosis/A0為0.5，直徑D為5mm。液體的密度和粘性分別為755kg/m3和0.00143Pa·sec，作為入口(inlet)邊界條件，應(yīng)用了現(xiàn)有技術(shù)數(shù)值研究中出現(xiàn)的正弦周期速度。數(shù)學(xué)公式5數(shù)學(xué)公式5所示的入口速度公式Vz為軸向，D為管的直徑。r和t分別為半徑和時(shí)間。圖5示出了在狹窄部位后方的軸向速度。正弦周期入口速度用Tp的公式表示。計(jì)算的速度波形與以往的研究結(jié)果極其一致。這說明了根據(jù)本發(fā)明的計(jì)算流體力學(xué)方法的時(shí)間、空間準(zhǔn)確度。冠狀動(dòng)脈的患者定制模型此外，為利用臨床實(shí)際形狀實(shí)施模擬模型試驗(yàn)，通過從CT影像數(shù)據(jù)中生成冠狀動(dòng)脈的三維形狀模型，開發(fā)了患者定制模型。臨床數(shù)據(jù)的出處為韓國蔚山大學(xué)醫(yī)院，蔚山大學(xué)醫(yī)院數(shù)據(jù)的使用已獲得IRB的批準(zhǔn)。從2014年前往醫(yī)院就醫(yī)的患者中選了一名查出直徑2.5mm以上的主要冠狀動(dòng)脈中有50％以上狹窄的患者。為分割CT影像，開發(fā)了基于活動(dòng)輪廓算法的分割程序。此外，冠狀動(dòng)脈形狀的中心線提取利用了由Antica等提出的算法。此外，利用HypermeshTM(http://www.altairhyperworks.com)軟件對(duì)CT影像數(shù)據(jù)進(jìn)行加工，生成了用于3D解析的網(wǎng)格系統(tǒng)。對(duì)開發(fā)的網(wǎng)格系統(tǒng)利用Delaunay的算法生成了三維容積網(wǎng)。為確認(rèn)對(duì)冠狀動(dòng)脈的簡化三維模型的心血管信息決定方法，對(duì)模仿左前降支冠狀動(dòng)脈的直線血管模型中有50％狹窄的模型和無狹窄模型的血流力學(xué)模擬結(jié)果與集中參數(shù)模型的結(jié)果進(jìn)行了比較。圖6以三維幾何學(xué)模型對(duì)無狹窄的血管和狹窄的血管分別圖示了59,353個(gè)網(wǎng)格和121,292個(gè)網(wǎng)格。圖7計(jì)算和比較了如此構(gòu)成的兩種模型的出口流量和集中參數(shù)模型中的出口流量。假設(shè)正常狀態(tài)下的左前降支動(dòng)脈(LAD)平均流量為1.3cc/s。在最大充血狀態(tài)的情況下，將平均流量增至正常狀態(tài)流量的四倍，即5.2cc/s。如圖7所示，冠狀動(dòng)脈的流量在心室收縮期期間減少，在舒張期上升。該結(jié)果與文獻(xiàn)中報(bào)告的冠狀動(dòng)脈血流速度的波形一致。無狹窄的模型與集中參數(shù)模型的血流模式相似，而舒張期期間的50％狹窄模型的流量相對(duì)于正常模型有所下降。圖8以等值線圖示出了有50％狹窄的模型和無狹窄的模型的FFR值。無狹窄的模型的FFR值在幾乎每個(gè)部分均約為1.0，而狹窄模型中，經(jīng)測(cè)量顯示，在狹窄部位后方測(cè)量的FFR值(約0.8)下降。有趣的是，有狹窄的模型的FFR最小值是在狹窄病變的纖細(xì)部位被觀察到。為了從患者定制模型的角度驗(yàn)證根據(jù)本發(fā)明的方法，對(duì)在左旋支冠狀動(dòng)脈(LCX)發(fā)生狹窄的患者的三維血流力學(xué)進(jìn)行了模擬。該模型的三維形狀的結(jié)構(gòu)與邊界條件已在前面描述。圖9示出了以患者的CT影像數(shù)據(jù)生成的計(jì)算流體力學(xué)模型的網(wǎng)格系統(tǒng)和集中參數(shù)模型。下表1示出了模擬所需的患者的生理學(xué)數(shù)據(jù)。為進(jìn)行計(jì)算，首先求出了通過搏出量與心率測(cè)量的休眠心搏出量。假設(shè)冠狀動(dòng)脈的總流量為心搏出量的4％。為達(dá)到最大充血狀態(tài)，將冠狀動(dòng)脈流量增加至休眠狀態(tài)的四倍。各個(gè)冠狀動(dòng)脈血管電阻值以冠狀動(dòng)脈的總流速和各支的截面積計(jì)算。同樣，靜電容量值也根據(jù)以往的方法決定。下表2示出了對(duì)集中參數(shù)模型的左前降支冠狀動(dòng)脈(LAD)、左旋支冠狀動(dòng)脈(LCX)、右冠狀動(dòng)脈(RCA)的總電阻值和靜電容量值。在冠狀動(dòng)脈入口，根據(jù)收縮壓和舒張壓中測(cè)量的患者的心率定義的主動(dòng)脈壓的規(guī)定模式如圖3所示。表1表2單位：R＝mmHg*s/ml，C＝ml/mmHgRaoRcoaRcocRcovCcoaCcocCcovRCA8.027613.0442.67591.33795.89E-043.73E-037.47E-03LCX2.20383.58120.73460.36731.88E-031.19E-022.38E-02LAD2.30133.73970.76710.38351.53E-039.70E-031.94E-02此外，為評(píng)價(jià)模擬的FFR值的主動(dòng)脈部分的影響，對(duì)包括主動(dòng)脈的模型進(jìn)行了模擬。在包括主動(dòng)脈的模型中，相對(duì)于在無主動(dòng)脈的模型中指定冠狀動(dòng)脈的入口邊界條件而言，需指定主動(dòng)脈的入口及出口邊界條件。假設(shè)，自左心室，主動(dòng)脈流動(dòng)模式為如圖10所示具有Qmax的最大流量的正弦曲線?？苫跍y(cè)量的搏出量和心臟周期計(jì)算Qmax。使用入口流量規(guī)定入口面中的速度模式，并將其示于圖10。假設(shè)，入口面中的空間速度均勻分布。在Kim等的研究中，主動(dòng)脈出口與整體心臟血管系統(tǒng)的集中參數(shù)模型構(gòu)成要素連接。作為出口邊界條件，根據(jù)本發(fā)明的方法使用了主動(dòng)脈壓的特定模式。下表3示出了根據(jù)網(wǎng)格數(shù)量和心臟周期的計(jì)算時(shí)間。無主動(dòng)脈的模型的計(jì)算效率高于有主動(dòng)脈的模型的計(jì)算效率。圖11示出了兩個(gè)模型的計(jì)算出的FFR值和測(cè)量的臨床數(shù)據(jù)值。臨床FFR由壓力導(dǎo)絲(pressureguide-wire，PressureWireCertus,St.JudeMedicalSystems,Uppsala,Sweden)測(cè)量。左前降支冠狀動(dòng)脈(LAD)、左旋支冠狀動(dòng)脈(LCX)、右冠狀動(dòng)脈(RCA)中測(cè)量的FFR值對(duì)三個(gè)情形(case)而言幾乎相似。此外，不包括主動(dòng)脈的模型的FFR等值線模式與包括主動(dòng)脈的模型的模式幾乎等同。圖12示出了在左前降支冠狀動(dòng)脈(LAD)最大流量時(shí)計(jì)算的壁面剪應(yīng)力和速度向量。最高剪應(yīng)力部分位于左旋支冠狀動(dòng)脈(LCX)狹窄附近。表3■使用的計(jì)算機(jī)：PCInteli7-3770KCPU3.5GHz■無對(duì)CFD代碼的并行處理FFR模擬是一種無創(chuàng)、安全的方法，因而在冠狀動(dòng)脈狹窄的功能程度評(píng)價(jià)中非常有用?，F(xiàn)有的FFR模擬方法包括計(jì)算流體力學(xué)模型中的主動(dòng)脈和整體心血管系統(tǒng)的集中參數(shù)方法，這需要大量的計(jì)算量和計(jì)算時(shí)間。然而，使臨床應(yīng)用更為高效的FFR模擬方法需簡單、快捷，以在個(gè)人計(jì)算機(jī)中也能執(zhí)行。根據(jù)本發(fā)明的方法提供一種全新的用于計(jì)算狹窄的冠狀動(dòng)脈的FFR值的有效的方法。根據(jù)本發(fā)明的方法具有若干明顯區(qū)別于以往方法的不同點(diǎn)。第一，根據(jù)本發(fā)明的方法所應(yīng)用的模型在算流體力學(xué)模型中不包括主動(dòng)脈。因此，無需與各個(gè)左心室和體循環(huán)系統(tǒng)連接的主動(dòng)脈入口及出口的邊界條件。第二，應(yīng)用于根據(jù)本發(fā)明的方法的模型的集中參數(shù)模型不是閉合回路。在集中參數(shù)系統(tǒng)中，作為各個(gè)集中參數(shù)，閉合回路模型應(yīng)包括體動(dòng)脈、體靜脈、肺血管、靜脈、左心臟、右心臟。此外，還有用于冠狀動(dòng)脈循環(huán)系統(tǒng)的集中參數(shù)構(gòu)成要素。然而，應(yīng)用于根據(jù)本發(fā)明的方法的模型的集中參數(shù)的構(gòu)成中僅包括冠狀動(dòng)脈微細(xì)血管系統(tǒng)(冠狀動(dòng)脈、冠狀毛細(xì)血管、冠狀靜脈)。計(jì)算流體力學(xué)模型中使用主動(dòng)脈和集中參數(shù)方法的閉合回路的以往模型需要若干參數(shù)(電阻值及靜電容量值：體動(dòng)脈、體靜脈、肺血管、靜脈、左心臟、右心臟)。這些各個(gè)參數(shù)在基準(zhǔn)情形中具有代表值，而應(yīng)用于患者定制的情形中，很難稱之為患者定制。根據(jù)本發(fā)明的方法中不包括主動(dòng)脈，而是將規(guī)定的壓力模式應(yīng)用于冠狀動(dòng)脈的計(jì)算流體力學(xué)的入口條件中。該規(guī)定的壓力模式通過如圖3所示臨床上測(cè)量的血壓來提取。因此，應(yīng)用根據(jù)本發(fā)明的方法的模型中不需要用于閉合回路模型的集中參數(shù)模型的各個(gè)參數(shù)，從而減少了模型的不確定性。從計(jì)算的角度考慮，根據(jù)本發(fā)明的方法具有若干優(yōu)勢(shì)。如表3所示，不包括主動(dòng)脈的模型的三維網(wǎng)格的數(shù)量少于包括主動(dòng)脈的模型，這有助于提高本模型的計(jì)算效率。此外，現(xiàn)有方法以主動(dòng)脈的計(jì)算流體力學(xué)模型與整體循環(huán)集中參數(shù)模型的結(jié)合為基礎(chǔ)，且各時(shí)間步驟需要兩個(gè)模型之間的反復(fù)交互。根據(jù)本發(fā)明的方法中，用冠狀動(dòng)脈計(jì)算流體力學(xué)模型的規(guī)定入口條件替代了主動(dòng)脈的計(jì)算流體力學(xué)模型和整體心血管的集中參數(shù)模型，而這不需要主動(dòng)脈計(jì)算流體力學(xué)模型與集中參數(shù)模型之間的反復(fù)計(jì)算。從計(jì)算準(zhǔn)確度的角度而言，根據(jù)本發(fā)明的方法帶來了相對(duì)于以往方法更為合理的結(jié)果。直線型血管中，計(jì)算流體力學(xué)模型的出口的流量與集中參數(shù)模型中計(jì)算的值幾乎等同。相反，在有50％狹窄的情況下，流量和FFR與正常情況相比有所下降。如圖7所示，通過50％狹窄計(jì)算的平均流量與經(jīng)實(shí)驗(yàn)觀測(cè)的值類似，這說明了根據(jù)本發(fā)明的方法的計(jì)算準(zhǔn)確度。3D患者定制模型中，冠狀動(dòng)脈的形狀提取自患者CT數(shù)據(jù)。此外，決定了冠狀動(dòng)脈的整體電阻和靜電容量，并按照整體冠狀動(dòng)脈流量與冠狀動(dòng)脈分支的截面積比例，為各個(gè)冠狀動(dòng)脈分支重新分配了這些電阻靜電容量。如圖11所示，右冠狀動(dòng)脈、左旋支冠狀動(dòng)脈、左前降支冠狀動(dòng)脈中FFR值的計(jì)算結(jié)果與臨床測(cè)量的結(jié)果一致。有趣的是，具有主動(dòng)脈的模型的計(jì)算結(jié)果與無主動(dòng)脈的模型的結(jié)果幾乎等同，這說明主動(dòng)脈部分對(duì)冠狀動(dòng)脈FFR的計(jì)算值并不造成影響。冠狀動(dòng)脈中高壁面剪應(yīng)力意味著血小板增長或血小板破裂的可能性較高。因此，壁面剪應(yīng)力分布在狹窄冠狀動(dòng)脈中是一個(gè)重要的變量。圖12示出了左前降支動(dòng)脈的最大流量中的WSS分配，這說明狹窄病變具有相對(duì)高的值。流經(jīng)從動(dòng)脈分支的多個(gè)血管的血流量的比例決定方法為解析冠狀動(dòng)脈或腦血管的血流，有必要求出對(duì)從動(dòng)脈分支的血管的血流量的分配比例。流經(jīng)冠狀動(dòng)脈分支的血流量的比例成為計(jì)算CT-FFR時(shí)設(shè)定與各冠狀動(dòng)脈分支連接的LPM模型的電阻值的基準(zhǔn)。然而，對(duì)多個(gè)分支的血管的血流量的分配因患者而各異，為此，需要一種對(duì)患者定制的方法。下面，根據(jù)本發(fā)明的另一方面提供一種根據(jù)患者的冠狀動(dòng)脈分支的血流量比例設(shè)定方法，以提高用于CT-FFR分析等的模擬技術(shù)的準(zhǔn)確性和便利性。流向冠狀動(dòng)脈的整體流量(flowrate)大體可分為LAD、LCX、RCA的三種。每個(gè)患者的流經(jīng)整體冠狀動(dòng)脈的流量(Qtotal)均以不同比例分配至各個(gè)分支。如果可以求出流向患者的冠狀動(dòng)脈的血流量的比例，則可以設(shè)定根據(jù)患者的心臟末梢血管的電阻。流經(jīng)患者的冠狀動(dòng)脈的血流量可以如下面數(shù)學(xué)公式6表示。數(shù)學(xué)公式6Qtotal＝QLAD+QLCX+QRCA流經(jīng)冠狀動(dòng)脈的血流量與血壓和電阻的關(guān)系，可利用數(shù)學(xué)公式5如下面數(shù)學(xué)公式7表示。數(shù)學(xué)公式7數(shù)學(xué)公式7中，ΔP表示冠狀動(dòng)脈從主動(dòng)脈分離之處的壓力與流向心臟肌肉的血液最終回流之處心房壓力的差。如圖13所示，冠狀動(dòng)脈的心臟分布結(jié)構(gòu)以沿直徑大的動(dòng)脈朝末端的方向上分支有直徑小的動(dòng)脈的形態(tài)構(gòu)成。圖13的心臟血管圖片源自http：//www.plastinate.com/leistungen/ausgusspl.htm。下面分析如圖13所示分布的血管的血流電阻。根據(jù)泊肅葉流動(dòng)(Poiseuilleflow)的假設(shè)，血管的電阻與直徑的4次方成反比，相對(duì)而言，直徑小的血管中的電阻遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于直徑大的血管中的電阻。因而，直徑大的冠狀動(dòng)脈中的電阻可以忽略。因此，即使僅考慮直徑小的血管的電阻進(jìn)行建模，與實(shí)際的電阻不會(huì)有太大的差距。圖14示意性地示出了圖13所示冠狀動(dòng)脈的血管分布。參照?qǐng)D14，假設(shè)并聯(lián)有n個(gè)從直徑大的冠狀動(dòng)脈分支的直徑小的血管。此時(shí)，若僅考慮直徑小的血管的電阻，則冠狀動(dòng)脈與分支的血管的總電阻可如下面數(shù)學(xué)公式8表示。數(shù)學(xué)公式8數(shù)學(xué)公式8中，假設(shè)每個(gè)直徑小的血管的電阻等同，則可以求下面數(shù)學(xué)公式9和電阻R。數(shù)學(xué)公式9參照?qǐng)D13，在冠狀動(dòng)脈上，從分支沿末端幾乎以恒定間隔分支有直徑小的血管，直徑小的血管的分支數(shù)量n與直徑大的冠狀動(dòng)脈的長度成比例。因此，冠狀動(dòng)脈的電阻可如下面數(shù)學(xué)公式10表示。數(shù)學(xué)公式10其中，k為任意比例常數(shù)，l為冠狀動(dòng)脈的血管的長度。向左心室心臟肌肉提供血液的LAD和LCX的情況下，可以假設(shè)比例常數(shù)k和直徑小的血管的電阻R1幾乎等同。實(shí)際上，冠狀動(dòng)脈的左心室部位微細(xì)血管的解剖學(xué)模式無論何處幾乎等同早已眾人皆知。將數(shù)學(xué)公式10應(yīng)用于數(shù)學(xué)公式7的向左心室提供血液的冠狀動(dòng)脈，則可以求出下面的數(shù)學(xué)公式11。數(shù)學(xué)公式11然而，RCA的情況有些復(fù)雜。在RCA分支的情況下，向右心室提供血液的血管與向左心室提供血液的血管共存。因而，在RCA的情況下，假設(shè)向右心室提供血液的血管與向左心室提供血液的血管連接，則可以用下面數(shù)學(xué)公式12表示。數(shù)學(xué)公式12數(shù)學(xué)公式12中，若是向左心室(數(shù)學(xué)公式中，用LV表示)提供血液的血管，n值或比例常數(shù)k值可以使用LAD、LCX等的值。相反，對(duì)于向右心室提供血液的血管，則不能使用等同的n值或比例常數(shù)k值。若是左心室，為了向人體全身泵送血液，會(huì)產(chǎn)生大的壓力，而若是右心室，則只需用肺提供血液即可，因而會(huì)產(chǎn)生相對(duì)小的壓力。實(shí)際上，左心室內(nèi)部的血流壓力約達(dá)到100mmHg，而若是右心室，壓力值在左心室壓力的1/3～1/4之間。因而，右心室肌肉層比左心室相對(duì)要薄，分支的血管的密度也較低。因此，RCA血管中向右心室提供血液的部分的單位動(dòng)脈長度所分支的直徑小的血管的數(shù)量較少。從而，對(duì)于向右心室提供血液的血管部分，可以通過將應(yīng)用于左心室的n值除以大于1的適當(dāng)?shù)某?shù)α，如下面數(shù)學(xué)公式13，求出對(duì)RCA的電阻。數(shù)學(xué)公式13將數(shù)學(xué)公式13代入數(shù)學(xué)公式7的對(duì)RCA的公式中，如數(shù)學(xué)公式14，可以求出流經(jīng)RCA的血流量。數(shù)學(xué)公式14在上面的數(shù)學(xué)公式10和數(shù)學(xué)公式14中，ΔP表示主動(dòng)脈壓力與流向心臟肌肉的血液最終回流之處心房壓力的差，因而對(duì)冠狀動(dòng)脈LAD、LCX、RCA均等同。因此，分別流經(jīng)各冠狀動(dòng)脈的流量之比可以如下面數(shù)學(xué)公式15表示。數(shù)學(xué)公式15求出LAD、LCX、RCA的血管長度，即可從數(shù)學(xué)公式15中獲悉流向各分支的血流量之比。此外，若果按流向各個(gè)分支的血流量的比例分配流向冠狀動(dòng)脈的血流量(整體心搏出量的約4％)，則可以推定流經(jīng)各個(gè)冠狀動(dòng)脈的血流量。此外，可基于對(duì)各個(gè)冠狀動(dòng)脈推定的血流量設(shè)定對(duì)各個(gè)冠狀動(dòng)脈的整體血管電阻(LPM中的電阻)的值。從冠狀動(dòng)脈的三維形狀模型中求出血管長度的方法根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，說明從冠狀動(dòng)脈的三維形狀模型中求出血管的長度，并決定流經(jīng)各個(gè)血管的血流量的比例的方法。根據(jù)本發(fā)明的方法，無需求出冠狀動(dòng)脈LAD、LCX、RCA分別提供血液的心肌的體積，僅通過求出各動(dòng)脈的動(dòng)脈分支的長度即可推定流經(jīng)各個(gè)冠狀動(dòng)脈分支的血流量的比例。從而，決定如FFR的患者定制心血管信息時(shí)，省去求出左心室心臟肌肉的體積的CT影像數(shù)據(jù)的影像分析步驟。當(dāng)應(yīng)用根據(jù)本發(fā)明的方法時(shí)，為體現(xiàn)CFD(computationalfluiddynamics)模型，僅利用提取自CT影像數(shù)據(jù)的冠狀動(dòng)脈三維模型，僅通過計(jì)算各個(gè)冠狀動(dòng)脈的長度來計(jì)算血流量。從而，減少分析冠狀動(dòng)脈的三維模型時(shí)的計(jì)算量，縮短計(jì)算時(shí)間。參照?qǐng)D16，按如下順序，從冠狀動(dòng)脈的三維模型中求出冠狀動(dòng)脈的長度。1)對(duì)CT影像數(shù)據(jù)進(jìn)行處理，生成冠狀動(dòng)脈三維形狀模型。2)從生成的冠狀動(dòng)脈的三維形狀模型中生成冠狀動(dòng)脈的中心線。3)計(jì)算生成的中心線的末端的面積，將規(guī)定面積以下的位置選定為末端位置。4)計(jì)算冠狀動(dòng)脈的分支點(diǎn)至末端位置的中心線的長度。接下來，若冠狀動(dòng)脈為RCA，則按如下順序求出冠狀動(dòng)脈的長度。5)測(cè)量RCA的血管的長度，且計(jì)算至分成PLA(postero-lateralartery)、PDA(posteriordescendingartery)的分支點(diǎn)的長度和分支點(diǎn)之后的長度。6)至被分支為PLA和PDA之前的長度除以規(guī)定值(1/3～1/4之間的值)，以校準(zhǔn)長度。7)由于是向左心室提供血液，PLA和PDA長度使用相同于對(duì)LAD、LCX計(jì)算長度的長度。對(duì)利用冠狀動(dòng)脈血管的長度的冠狀動(dòng)脈血管的血流量計(jì)算為驗(yàn)證根據(jù)本發(fā)明的方法的可行性，對(duì)利用心肌的體積推定冠狀動(dòng)脈的血流量的結(jié)果與根據(jù)本發(fā)明的方法計(jì)算流經(jīng)冠狀動(dòng)脈的血流量的結(jié)果進(jìn)行了比較。此次驗(yàn)證使用了由韓國蔚山大學(xué)醫(yī)院提供的CT影像數(shù)據(jù)。為計(jì)算各個(gè)冠狀動(dòng)脈分支提供血液的心臟肌肉的容積，使用了Terarecon公司的常用圖像處理軟件(imageprocessingsoftware)Aquarius。對(duì)由蔚山大學(xué)醫(yī)院提供的CT影像數(shù)據(jù)(25名患者-50個(gè)血管)計(jì)算各個(gè)冠狀動(dòng)脈的血管長度，基于計(jì)算的血管長度推定流經(jīng)各個(gè)冠狀動(dòng)脈的血流量。表4中記載了基于血管長度推定的流經(jīng)冠狀動(dòng)脈的血流量。表4中，基于心臟肌肉的容積推定的流經(jīng)冠狀動(dòng)脈的血流量用Flowvolume表示，根據(jù)本發(fā)明基于血管的長度推定的流經(jīng)冠狀動(dòng)脈的血流量用Flowlength表示。表4此外，圖17以差異圖(Bland-Altmanplot)示出了對(duì)LCA和LCX求出的血流量。圖18是對(duì)圖17所示差異圖(Bland-Altmanplot)的相關(guān)分析結(jié)果。參照?qǐng)D18，通過根據(jù)本發(fā)明的方法求出的血流量與通過以往方法求出的血流量的相關(guān)系數(shù)(correlationcoefficient)為0.826，可見相關(guān)關(guān)系極高。差異圖(Bland-Altmanplot)是用于分析通過兩種測(cè)量方法求出的值有無差異的圖表。圖17中，中間的線表示平均值(mean)，該值越接近0，意味著兩個(gè)值的差異的誤差越小。同樣，SD值越接近0，表示兩個(gè)值越近似。前面所描述的以及附圖所示出的本發(fā)明的實(shí)施例不能被解釋為限制本發(fā)明的原理。本發(fā)明的保護(hù)范圍僅通過權(quán)利要求書所記載的事項(xiàng)限定，本領(lǐng)域的一般的技術(shù)人員可以對(duì)本發(fā)明的技術(shù)原理實(shí)施多種形式的改進(jìn)和變更。對(duì)一般的技術(shù)人員而言，這些改進(jìn)和變更是顯而易見的，亦屬于本發(fā)明的保護(hù)范圍。當(dāng)前第1頁1 2 3