CN108186038A - 基于动脉造影影像计算冠脉血流储备分数的系统 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种基于动脉造影影像计算冠脉血流储备分数的系统，包括至少一个计算机系统，其被配置成：接收动脉造影影像和心电图信号；选取心电图信号相同状态下对应的两序列二维动脉造影图；确定二维动脉造影图的血管后，生成冠脉区段的拓扑结构图，依据拓扑结构图生成三维血管中心线段，对该中心线段应用非均匀有理B样条曲线，构建冠脉区段的三维几何模型；根据该模型入口处任意两点在动态动脉造影影像中的灰度值变化确定入口血液流速后，根据带有网格的三维几何模型、出/入口血液流速、血液粘度、血液密度进行计算流体力学模拟分析，得到冠脉区段的压力分布；模拟了充血状态下的主动脉平均压强，以此为依据确定冠脉血流储备分数分布。

Description

基于动脉造影影像计算冠脉血流储备分数的系统

技术领域

本发明属于辅助医疗技术领域，具体涉及一种基于动脉造影影像计算冠脉血流储备分数的系统。

背景技术

冠状动脉粥样硬化性心脏病是冠状动脉血管发生动脉粥样硬化病变而引起血管腔狭窄或阻塞，造成心肌缺血、缺氧或坏死而导致的心脏病，常常被称为“冠心病”。但是，冠心病的范围可能更广泛，还包括炎症、栓塞等导致管腔狭窄或闭塞。

血流储备分数(Fractional Flow Reserve，FFR)是指冠状动脉血管在狭窄病变的情况下，目标测量血管所供心肌区域能获得的最大血流量与同一区域理论上正常情况下所能获得的最大血流量之比。一般地，在静脉注射腺苷诱导的条件下，冠状动脉血管处于最大充血状态，上述比值可以通过患者狭窄远端压强与主动脉部位压强之比来计算。因此，在临床上，通过压力导丝测量冠状动脉狭窄端与主动脉根部压力之比来获得血流储备分数。一般情况下，FFR是在最大充血状态下，狭窄下游2～3厘米处压力与主动脉压力之比，被认为是诊断冠心病的“金标准”。

冠状动脉造影是诊断冠状动脉粥样硬化性心脏病(冠心病)的一种常用且有效的方法，是一种较为安全可靠的有创诊断技术，现已广泛应用于临床。

冠状动脉X射线造影则可以准确呈现血管有效管径变化，清晰地呈现冠状动脉狭窄程度及位置，成为辨别冠状血管狭窄程度、管壁病变类型、判断是否需要进行干预手术及术后血管流畅度的有效判断方式。但是，却无法量化关注区域(该关注区域一般为狭窄病变区域)的功能性狭窄程度。

现有的基于X射线造影的重构及FFR计算方法：需注射腺苷并在造影影像基础上计算FFR；或未对充血状态的冠脉进行FFR模拟。

发明内容

本发明的目的是提供一种基于动脉造影影像计算冠脉血流储备分数的系统。该系统根据无创(未注射腺苷)条件下采集的二维动脉造影图，构造冠脉三维几何模型，再根据患者冠脉出入口的血流物理量，确定患者狭窄段冠脉的血流储备分数。因此，该系统能够在避免注射腺苷、且血管微创的前提下，及时获得患者狭窄段冠脉的血流储备分数，且成本低，可靠性高。

为实现上述发明目的，本发明提供以下技术方案：

一种基于动脉造影影像计算冠脉血流储备分数的系统，所述系统包括：

至少一个计算机系统，其被配置成：

接收动脉造影影像和患者心电图信号；

选取心电图信号相同状态下对应的两序列二维动脉造影图；

确定二维动脉造影图中的血管后，生成包含狭窄病变的冠脉区段的拓扑结构图，依据所述拓扑结构图生成三维血管中心线段，并基于所述三维血管中心线段，应用非均匀有理B样条曲线，构建所述冠脉区段的三维几何模型；

根据所述三维几何模型入口处中心线上两点在动态动脉造影影像中的灰度值变化确定入口血液流速后，根据带有静态网格的三维几何模型、出/入口血液流速、血液粘度、血液密度进行计算流体力学模拟分析，得到所述冠脉区段的压力分布；

依据充血状态下的主动脉平均压强和所述压力分布，确定冠脉血流储备分数分布。

本发明采集的二维动脉造影图是在未注射腺苷诱导的情况下获得的冠脉图像，避免了腺苷对患者的潜在隐患，同时增加了应用推广性。

其中，采用海森多尺度滤波法和快速推进法水平集法确定血管。该两种算法可以更快速精确地确定血管边界，并完整快速的识别复杂血管分支。

其中，采用八连接种子填充法对所述血管节点和节点之间的血管区段进行标记，生成包含狭窄病变的冠脉区段的拓扑结构图。八连接种子填充法生成的拓扑结构图有效地提高了拓扑结构的生成效率和准确度。

本发明中，采用动脉造影技术，经过前后两次图像采集后，选取相同心电图状态对应的两幅二维动脉造影图，对于两幅图进行标记，生成包含狭窄病变的冠脉区段的第一拓扑结构图，第二拓扑结构图。

其中，所述依据所述拓扑结构图生成血管三维中心线包括：

根据第一拓扑结构图和与所述第一拓扑结构图对应的第一动脉造影图序列坐标，生成第一曲线段；

根据第二拓扑结构图和与所述第二拓扑结构图对应的第二动脉造影图序列坐标，生成第二曲线段；

根据第一投影极点位置、第二投影极点位置、第一曲线段、第二曲线段生成血管三维中心线段。

为提高血管三维中心线段的准确度，在生成血管三维中心线段之前，还包括对第一曲线段、第二曲线段进行校正，具体为：

根据心电图信号相同状态下的两组二维动脉造影图、X射线投影机臂主旋转方向角及辅助旋转方向角，求解空间坐标转换矩阵后，应用所述空间坐标转换矩阵对所述第一曲线段、第二曲线段进行校正。

具体地，从第一投影极点位置向第一曲线段引射第一组投影线，从第二投影极点位置向第二曲线段引射第二组投影线，依次连接所述第一组投影线与所述第二组投影线的交点，形成三维血管中心线段。

由于采用动脉造影技术进行前后两次二维动脉造影图的采集，其中，第一投影极点位置第一次采集时，X射线机的X射线发射源的位置；第二投影极点位置第二次采集时，X射线机的X射线发射源的位置。前后两次分别以地第一投影极点位置和第二投影极点位置向两个曲线段出射投影线，根据投影线的交点确定三维血管中心线段。该方法获得的血管中心线段更精确，能够更趋近于患者的实际冠脉血管中心线。

具体地，通过以下方法构建冠脉区段的三维几何模型：

生成所述三维血管中心线段上第i个点P_i对两幅二维动脉造影图中血管壁的4个投影点，对所述4个投影点应用非均匀有理B样条曲线，生成与点P_i对应的初始截面S_i，对初始截面S＝{S_i，i＝1,2,3,…,n，n为三维血管中心线段上点的总数}按照点P＝{P_i，i＝1,2,3,…,n}几何坐标的连接关系平滑连接后，生成所述冠脉区段的三维几何模型。

本发明中，采用非均匀有理B样条曲线构造血管轮廓边界，使得构造的血管轮廓更平滑，逼近于患者的实际冠脉血管轮廓。

其中，所述根据所述三维几何模型入口处任意两点在动态动脉造影图中的灰度值变化确定入口血液流速包括：

对拓扑结构图中任意一节点在动态动脉造影影像中每时刻的坐标进行拟合，得到血管运动函数，血管运动函数为位置随时间变化曲线；

根据所述血管运动函数，确定所述三维几何模型入口处任意第一点的第一灰度值函数和任意第二点的第二灰度值函数，灰度值函数为灰度随时间变化曲线；

根据第一灰度值函数峰值与第二灰度值函数峰值之间对应的时间差、第一点与第二点之间沿血管延伸方向的几何距离，确定入口血液流速。

由于心脏运动，截取的冠脉血管区段也不停地运动，通过构建血管运动函数能够动态地反应关注点的运动情况，然后根据关注点每个时刻所处位置对应的灰度图，生成关注点的灰度值函数，这样动态地还原了造影液在血管中的流动过程中的灰度值的变化，最后，根据该变化计算求得入口血液流速，该方法获得的入口血液流速精确。

其中，根据入口和出口血液流量相等、出口血液流量正比于出口半径的α次方，确定各出口血液流速，其中，1.5<α<3.5。

其中，所述充血状态下的主动脉平均压强P_hyperemia通过主动脉在静息状态下的压强转化得到，具体为：

P_{dias-hyperemia}＝P_dias-rest×(1+γ_dias)

P_{sys-hyperemia}＝P_sys-rest×(1+γ_sys)

P_hyperemia＝S_d×P_{dias-hyperemia}+S_t×P_{sys-hyperemia}

其中，γ_sys为收缩压变化率，γ_dias为舒张压变化率，P_{dias-hyperemia}、 P_{sys-hyperemia}分别为主动脉运动舒张压和收缩压，P_dias-rest、P_sys-rest分别为主动脉静息舒张压和收缩压，S_d为心舒张期占比，S_t为心收缩期占比。

具体地，血液粘度根据患者的血红细胞比计算得到，血液密度根据患者血液直接测量得到，或者采用平均值1056～1058kg/m³。

与现有技术相比，本发明具有的有益效果为：

(1)患者无需静脉注射腺苷基础上，即可以采用本发明提供的系统进行FFR的测量，减少了腺苷对患者存在的安全隐患，同时腺苷过敏的患者也可以使用该系统测量FFR，扩大了FFR测量的普适性。

(2)本发明提供的系统测量FFR是微创测量，避免了现有通过有创手术将压力导丝引入冠脉血管测量FFR的危险，进而避免冠脉血管破坏而引起的其他疾病。

(3)采用本发明提供的系统测量FFR速度快，几分钟就能够较准确地完成FFR的测量，且测量花销较低，较符合患者的需求。

附图说明

图1是实施例提供的计算FFR的流程图；

图2是实施例生成的冠脉血管的拓扑关系图；

图3是实施例提供的确定三维血管中心线段的原理示意图；

图4是实施例生成的冠脉区段的三维几何模型；

图5是实施例提供的计算血管压力分布的流程图；

图6是实施例生成的灰度值函数曲线；

图7是实施例提供的FFR分布示意图。

具体实施方式

为使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例对本发明进行进一步的详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施方式仅仅用以解释本发明，并不限定本发明的保护范围。

本实施例提供的系统用于根据采集的心电图及与心电图匹配的二维动脉造影图像计算FFR，以协助医生判断患者的心脏状态。

本实施例中，第一次，利用单视角X射线机以第一投影极点位置(对应第一发射源)V₁向患者投射X射线，在接收端获得第一动脉造影影像，同时利采集获得第一次心电图；第一次，同样利用单视角X射线机以第二投影极点位置(对应第二发射源)V₂向患者投射X射线，在接收端获得第二动脉造影影像，同时利采集获得第二次心电图。然后，当两次心电图信号处于相同状态时，分别从第一动脉造影影像和第二动脉造影影像中截取清晰的二维动脉造影图A₁和二维动脉造影图A₂，两幅二维动脉造影图中包含了关注区域，也就是包含了冠脉血管狭窄段。

当然，也可以用双视角X射线机获得同一时刻的二维动脉造影图A₁和二维动脉造影图A₂。在利用双视角X射线机时，在获得图像之前，为避免因双视角X射线机焦点的偏移造成的成像系统的失真，具体地，调整双视角X射线机以使每个投影点均与极线吻合，以提高成像的清晰性和稳定性。

在实施例提供的系统中，根据接收的二维动脉造影图A₁和A₂计算获得FFR，如图1所示，具体过程为：

S101，采用海森多尺度滤波法和快速推进法水平集法对二维动脉造影图A₁和A₂进行处理，提取图A₁和A₂中的血管C₁和C₂。

由于采用海森多尺度滤波法和快速推进法水平集法可以更快速精确地确定血管边界，并完整快速的识别复杂血管分支，因此，本实施例中，利用该方法能够获得较准确的血管C₁和C₂。

S102，在获得血管C₁和C₂后，采用八连接种子填充法对血管C₁和 C₂上的血管节点和节点之间的血管区段进行标记，生成包含狭窄病变的冠脉区段的拓扑结构图F₁和F₂，如图2所示。

S103，在获得拓扑结构图F₁和F₂后，根据拓扑结构图F₁和F₂生成三维血管中心线段，具体过程为：

首先，根据拓扑结构图F₁和与拓扑结构图F₁对应的第一投影图像序列坐标，生成第一曲线段L₁；根据拓扑结构图F₂和与拓扑结构图F₂对应的第二投影序列坐标，生成第二曲线段L₂；

然后，根据心电图信号相同状态下的两组二维动脉造影图、X射线投影机臂主旋转方向角及辅助旋转方向角，求解空间坐标转换矩阵后，应用所述空间坐标转换矩阵对第一曲线段L₁、第二曲线段L₂进行校正。采用双视角X射线机时，不包括此步骤。

最后，如图3所示，从第一投影极点位置V₁向第一曲线段L₁引射第一组投影线，从第二投影极点位置V₂向第二曲线段L₂引射第二组投影线，依次连接所述第一组投影线与所述第二组投影线的交点，形成三维血管中心线段L。

S104，在确定三维血管中心线段L后，根据三维血管中心线段L构建患者冠脉区段的三维几何模型。

具体地：生成三维血管中心线段L上第i个点P_i对两幅二维动脉造影图A₁和A₂中血管壁的4个投影点，对4该投影点应用非均匀有理B样条曲线，生成与点P_i对应的初始截面S_i，对初始截面S＝{S_i，i＝1,2,3,…,n，n 为三维血管中心线段上点的总数}按照点P＝{P_i，i＝1,2,3,…,n}几何坐标的连接关系平滑连接后，生成冠脉区段的三维几何模型，如图4所示。

本实施例中，巧妙地采用非均匀有理B样条曲线构造血管轮廓边界，使得构造的血管轮廓更平滑，逼近于患者的实际冠脉血管轮廓，为后续计算患者的FFR提供了准确性保证。

在构建好冠脉区段的三维几何模型后，在三维几何模型上生成相应的网格，备用。

本实施例的基本思路是根据截取的冠脉区段的压力降与冠脉处于充血状态下的平均压强计算得到FFR。

S105，计算冠脉区段的压力分布，具体过程为：

首先，获得三维几何模型入口处血液流速。本实施例根据三维几何模型入口处任意两点在动态动脉造影影像中的灰度值变化确定入口血液流速。由于两个动脉造影影像中同时反映患者真实冠脉的运动状态，因此，根据任何一个动脉造影影像均能确定入口血液流速。本实施例中，根据第一个动脉造影影像确定入口血液流速。具体地，如图5所示：

S501，构建血管运动函数，以反映关注点的运动情况。

对拓扑结构图F₁中任意一点P_i在第一动脉造影影像中每时刻的坐标进行拟合，得到血管运动函数L(t)，血管运动函数L(t)为位置随时间t变化曲线；

S502，根据血管运动函数，确定三维几何模型入口处中心线上关注点的灰度随时间变化函数。

根据血管运动函数L(t)，确定三维几何模型入口处任意点P_k的灰度值函数I_k(t)和任意点P_m的灰度值函数I_m(t)，灰度值函数为灰度随时间t变化曲线；

根据第一灰度值函数I_k(t)峰值与第二灰度值函数I_m(t)峰值之间对应的时间差、第一点与第二点之间沿血管延伸方向的几何距离，确定入口血液流速。

由于心脏运动，截取的冠脉血管区段也不停地运动，通过构建血管运动函数能够动态地反应关注点的运动情况，然后根据关注点每个时刻所处位置对应的灰度图，生成关注点的灰度值函数，这样动态地还原了造影液在血管中的流动过程中的灰度值的变化，最后，根据该变化计算求得入口血液流速，该方法获得的入口血液流速精确。

S503，对灰度随时间变化函数进行标准化。

本实施例中，为了减小个别灰度点(灰度值函数曲线上的点)对计算结果的影响，采用对生成的灰度点进行标准化，即

标准化后，以半最大值周期为标准进行偏移时间dt校正，相应的入口血液流速u_aorta＝dx/dt。

S504，确定入口血液流速。

本实施例中，为精确获得时间差，如图6(a)中的P_k点对应的函数曲线和P_m点对应的函数曲线经过平移获得时间差Δt，平移后的图像如图6 (b)所示，然后根据该时间差Δt和P_k点与P_m点之间的距离获得入口血液流速。

S505，根据出口截面积获得出口血液流量分配，并计算出口血液流速。

获得三维几何模型出口处血液流速。根据入口和出口血液流量相等、出口血液流量正比于出口半径的α次方，确定各出口血液流速。具体地，

根据各出口截面获得各出口平均半径，并以半径的α为比例，得到各出口流速分布：

其中，Q_aorta为入口血液流量，d为入口平均半径，α为流量分配指数 (1.5<α<3.5)，Q_n为出口n的血液流量，d_n为出口n平均半径，Q_m为出口 m的血液流量，d_m为出口m平均半径，Q_j为任意出口j的血液流量，d_j为出口j平均半径。

S506，根据患者的血红细胞比hem计算血液粘度μ：

其中，c为经验常数，单位为Pa·s，取值为0.001-0.002。

S507，计算冠脉区段的压力分布，具体地：

根据带有静态网格的三维几何模型、出口血液流速、入口血液流速、血液粘度μ、血液密度ρ，进行计算流体力学模拟分析，得到所述冠脉区段的压力分布。

S106，将主动脉在静息状态下的压强转化为冠脉在充血状态下的平均压强P_hyperemia，具体为：

P_{dias-hyperemia}＝P_dias-rest×(1+γ_dias)

P_{sys-hyperemia}＝P_sys-rest×(1+γ_sys)

P_hyperemia＝S_d×P_{dias-hyperemia}+S_t×P_{sys-hyperemia}

其中，γ_sys为收缩压变化率，γ_dias为舒张压变化率，P_{dias-hyperemia}、 P_{sys-hyperemia}分别为主动脉运动舒张压和收缩压，P_dias-rest、P_sys-rest分别为主动脉静息舒张压和收缩压，S_d为心舒张期占比，S_t为心收缩期占比。γ_sys，γ_dias，S_d，S_t均为医学统计大数据，且依据患者个体特征作相应调整。

S107，将平均压强P_hyperemia近似为充血状态下的主动脉平均压强 P_aorta，并根据压力分布应用如下定义获得FFR分布图；

其中，ΔP为冠脉区段任意两点的压力降。

图7是某患者应用本实施例提供的系统获得的FFR分布图示意图，从图7中，能够获得任意血管位置的FFR值。

上述计算机系统包括一个或多个存储指令的非临时性计算机可读存储设备，存储指令由处理器、计算机系统执行时可进行上述的各种提取、构造以及计算操作。计算机可以为台式计算机、便携式计算机、工作站、云端服务器、个人数字助理或任何其他计算机系统。计算机系统包括处理器、只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)、连接外围设备(如输入设备、输出设备、存储设备等)的输入/输出适配器、连接的输入设备 (如键盘、鼠标、触摸屏、语音输入)、和/或其他设备的用户界面适配器、将计算机连接至网络的通讯适配器、将计算机连接至显示器的显示器适配器等。举例说明，显示器可以用来显示生成的三维几何模型，和通过计算获得的FFR分布图。

以上所述的具体实施方式对本发明的技术方案和有益效果进行了详细说明，应理解的是以上所述仅为本发明的最优选实施例，并不用于限制本发明，凡在本发明的原则范围内所做的任何修改、补充和等同替换等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (10)

1.一种基于动脉造影影像计算冠脉血流储备分数的系统，所述系统包括：

至少一个计算机系统，其被配置成：

接收动脉造影影像和患者心电图信号；

选取心电图信号相同状态下对应的两序列二维动脉造影图；

确定二维动脉造影图中的血管后，生成包含狭窄病变的冠脉区段的拓扑结构图，依据所述拓扑结构图生成三维血管中心线段，并基于所述三维血管中心线段，应用非均匀有理B样条曲线，构建所述冠脉区段的三维几何模型；

根据所述三维几何模型入口处中心线上两点在动态动脉造影影像中的灰度值变化确定入口血液流速后，根据带有网格的三维几何模型、出/入口血液流速、血液粘度、血液密度进行计算流体力学模拟分析，得到所述冠脉区段的压力分布；

依据充血状态下的主动脉平均压强和所述压力分布，确定冠脉血流储备分数分布。

2.如权利要求1所述的基于动脉造影影像计算冠脉血流储备分数的系统，其特征在于，采用海森多尺度滤波法和快速推进法水平集法确定血管。

3.如权利要求1所述的基于动脉造影影像计算冠脉血流储备分数的系统，其特征在于，采用八连接种子填充法对所述血管节点和节点之间的血管区段进行标记，生成包含狭窄病变的冠脉区段的拓扑结构图。

4.如权利要求1所述的基于动脉造影影像计算冠脉血流储备分数的系统，其特征在于，所述依据所述拓扑结构图生成血管三维中心线包括：

根据第一拓扑结构图和与所述第一拓扑结构图对应的第一动脉造影图序列坐标，生成第一曲线段；

根据第二拓扑结构图和与所述第二拓扑结构图对应的第二动脉造影图序列坐标，生成第二曲线段；

根据第一投影极点位置、第二投影极点位置、第一曲线段、第二曲线段生成血管三维中心线段。

5.如权利要求4所述的基于动脉造影影像计算冠脉血流储备分数的系统，其特征在于，在生成血管三维中心线段之前，还包括对第一曲线段、第二曲线段进行校正，具体为：

根据心电图信号相同状态下的两组二维动脉造影图、X射线投影机臂主旋转方向角及辅助旋转方向角，求解空间坐标转换矩阵后，应用所述空间坐标转换矩阵对所述第一曲线段、第二曲线段进行校正。

6.如权利要求4或5所述的基于动脉造影影像计算冠脉血流储备分数的系统，其特征在于，从第一投影极点位置向第一曲线段引射第一组投影线，从第二投影极点位置向第二曲线段引射第二组投影线，依次连接所述第一组投影线与所述第二组投影线的交点，形成三维血管中心线段。

7.如权利要求1所述的基于动脉造影影像计算冠脉血流储备分数的系统，其特征在于，生成所述三维血管中心线段上第i个点P_i对两幅二维动脉造影图中血管壁的4个投影点，对所述4个投影点应用非均匀有理B样条曲线，生成与点P_i对应的初始截面S_i，对初始截面S＝{S_i，i＝1,2,3,…,n，n为三维血管中心线段上点的总数}按照点P＝{P_i，i＝1,2,3,…,n}几何坐标的连接关系平滑连接后，生成所述冠脉区段的三维几何模型。

8.如权利要求1所述的基于动脉造影影像计算冠脉血流储备分数的系统，其特征在于，根据所述三维几何模型入口处任意两点在动态动脉造影图中的灰度值变化确定入口血液流速包括：

对拓扑结构图中任意一点在动态动脉造影影像中每时刻的坐标进行拟合，得到血管运动函数，血管运动函数为位置随时间变化曲线；

根据所述血管运动函数，确定所述三维几何模型入口处任意第一点的第一灰度值函数和任意第二点的第二灰度值函数，灰度值函数为灰度随时间变化曲线；

根据第一灰度值函数峰值与第二灰度值函数峰值之间对应的时间差、第一点与第二点之间沿血管延伸方向的几何距离，确定入口血液流速。

9.如权利要求1所述的基于动脉造影影像计算冠脉血流储备分数的系统，其特征在于，根据入口和出口血液流量相等、出口血液流量正比于出口半径的α次方，确定各出口血液流速，其中，1.5<α<3.5。

10.如权利要求1所述的基于动脉造影影像计算冠脉血流储备分数的系统，其特征在于，所述充血状态下的主动脉平均压强P_hyperemia通过主动脉在静息状态下的压强转化得到，具体为：

P_{dias-hyperemia}＝P_dias-rest×(1+γ_dias)

P_{sys-hyperemia}＝P_sys-rest×(1+γ_sys)

P_hyperemia＝S_d×P_{dias-hyperemia}+S_t×P_{sys-hyperemia}

其中，γ_sys为收缩压变化率，γ_dias为舒张压变化率，P_{dias-hyperemia}、P_{sys-hyperemia}分别为主动脉运动舒张压和收缩压，P_dias-rest、P_sys-rest分别为主动脉静息舒张压和收缩压，S_d为心舒张期占比，S_t为心收缩期占比。