CN112423660A - 动态血管造影成像 - Google Patents

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CN112423660A CN201980046802.7A CN201980046802A CN112423660A CN 112423660 A CN112423660 A CN 112423660A CN 201980046802 A CN201980046802 A CN 201980046802A CN 112423660 A CN112423660 A CN 112423660A
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Abstract

本文描述了一种用于动态血管造影成像的计算机实现的方法，包括：获得图像数据，该图像数据包括捕获感兴趣的血管中的造影剂的增加阶段和下降阶段两者的至少一部分的多个对应图像；基于图像数据生成造影剂的至少一个时间增强曲线；基于时间增强曲线确定感兴趣的血管中的血流特征。还描述了用于实现该方法的系统以及结合该方法的计算机可读介质。

Description

动态血管造影成像
技术领域
本发明涉及血流的动态成像，并且更具体地涉及基于通过血管的造影剂流的动态成像来评估受试者体内的血管。
背景技术
用于评估冠状动脉狭窄的功能重要性的临床金标准是侵入性血流储备分数(FFR)技术，其中，借助于荧光镜检查将专用导管推进到罪魁动脉，以测量在最大充血期间斑块上的血流压力梯度。最近，使用CT冠状动脉造影(CCTA)图像对FFR进行非侵入性评估已成为用于评估需要对冠状动脉疾病(CAD)进行解剖和功能评估的高危患者的有前途的途径。然而，目前，通过CCTA进行FFR评估需要大量的后处理和计算(通常超过几个小时)，并且因此，目前不适用于在紧急医疗情况或设定下对患者进行评估。此外，DeFACTO和NXT试验报告称，与基于导管的FFR测量相比，FFR的基于成像的估计仅显示中度相关性(0.73)和诊断准确性(约80％)。最近的系统评价已揭示，当与基于金标准导管的FFR测量(Cook等人，(2017)计算机断层扫描衍生的血流储备分数的诊断准确性，系统评价，美国医学会杂志；2(7):803-810)相比时，FFR-CT测量的准确性随着狭窄程度的增加而降低。
因此，持续需要用于对受试者体内的血管进行基于成像的评估的替代性方法和系统。
发明内容
在一方面，提供了一种用于动态血管造影成像的计算机实现的方法，包括：
获得包括多个对应图像的图像数据，多个对应图像捕获感兴趣的血管中的造影剂的增加阶段和下降阶段两者的至少一部分；
基于图像数据生成造影剂的至少一条时间增强曲线，该时间增强曲线具有上坡和下坡；
基于时间增强曲线确定感兴趣的血管中的血流特征。
在另一方面，提供了一种用于动态血管造影成像的系统，包括：
存储器，用于存储包括多个对应图像的图像数据，多个对应图像捕获感兴趣的血管中的造影剂的增加阶段和下降阶段两者的至少一部分；
处理器，配置为基于图像数据生成造影剂的至少一条时间增强曲线，该时间增强曲线具有上坡和下坡；以及基于时间增强曲线确定感兴趣的血管中的血流特征。
在另一方面，还提供了包含用于动态血管造影成像的计算机程序的计算机可读介质。
附图说明
图1示出动态血管造影成像(DAI)系统的示意图。
图2示出DAI方法的流程图。
图3示出图2中所示DAI方法中的扫描前准备的流程图。
图4示出图2中所示的DAI方法中的扫描数据获取的流程图。
图5示出图2中所示的DAI方法中的时间增强曲线(TEC)生成的流程图。
图6示出基于图2中所示的DAI方法中的TEC来确定血流特征的流程图。
图7示出变型DAI方法的流程图。
图8示出用于确定血流特征的各种示例的步骤以及用于改进确定血流特征的补充步骤的一般流程图。
图9示出(a)正常冠状动脉中的血流的速度分布；矢量(箭头)表示每一层血流中的流速的大小；(b)对冠状动脉进行成像的断层切片；以及(c)覆盖2x2像素区域的狭窄冠状动脉内腔的截面图像。
图10示出与冠状动脉中的狭窄相邻的两个断层切片A和B的示意图；FA和FB分别表示这些切片中的冠状血流。
图11示出(a)直线血管中的切片A和B中的参考平面(虚线)和内腔中心；在这种情况下，hA和hB为零；以及(b)弯曲的血管，其中，参考平面穿过中心A而不穿过中心B，因此hA为零，但hB不为零(在这种情况下为负)。
图12示出升主动脉和冠状动脉的示意图。
图13示出冠状动脉系统的图形表示。
图14示出来自图13中所示的冠状动脉系统的图示的三条边及其交叉的示意图。
图15示出血管区段中的造影剂的质量与对应测量的时间增强曲线的不同时间点的关联的示意图。
图16示出((a)和(b))在静息时和在血管舒张(双嘧达莫)应激期间的对比度增强的CT心脏图像；(c)在静息时(灰色曲线)和在最大血管舒张应激(白色曲线)期间在左主动脉中测得的时间增强曲线(TEC)的比较；两个TEC被对准到相同的开始时间以方便进行形状比较。
图17示出((a)和(b))在测量了左主动脉(LM)和左前降支动脉(LAD)中的时间增强曲线的两个切片处的对比度增强的心脏图像；((c)至(e))LM和LAD的重新格式化的内腔视图，其中，标记了每个ROI的位置和对应的内腔直径；(f)具有标记的每个ROI的大致位置的心脏的三维渲染图像。
图18示出(a)在没有和有运动校正的情况下在图17b中所示的远端LAD中测量的TEC的比较；((b)和(c))远端LAD的剖视图，以示出在应用运动校正之前(b)和之后(c)的血管内腔的对准；在2x2正方形像素区域中测量TEC，并且使用较大的像素区域(20x20像素)来监测LAD在不同时间点的移动以便进行运动校正。
图19示出3号患者在切片处的对比度增强的心脏图像，其中测量了LAD(a.狭窄前和狭窄中；b.狭窄后)和RCA(c.近端；d.远端)和LCx(e.近端；f.远端)中的时间增强曲线。
图20示出在3号患者的(a)左前降支动脉(LAD)、(b)右冠状动脉(RCA)和(c)左旋支动脉(LCx)中测量的时间增强曲线的比较。
图21示出3号患者的三个冠状动脉的FFR-CT图；其中，用建议的动态血管造影方法进行FFR测量的冠状区段用虚线圆圈突出显示。
图22示出((a)和(b))具有示出的斑块成分的LAD的曲线重新格式化视图；(c)具有示出的斑块成分的LAD的剖视图；((d)至(f))具有示出的狭窄前、狭窄中和狭窄后区段的位置以及对应的内腔直径的LAD的重新格式化的内腔视图。
图23示出((a)和(b))来自1号患者的对比度增强图像的两个切片；(c)升主动脉内的两个切片的位置；((d)和(e))在升主动脉中的两个不同切片处测量的时间增强曲线的比较。
图24示出2号患者的左冠状动脉，如心脏的(a)三维渲染图像和(b)曲线重新格式化图像所示。
图25示出((a)和(b))4号患者的RCA中的斑块阻塞，以及从在(c)非充血或静息状况和(d)充血应激状况期间获取的扫描数据生成的斑块前和斑块后时间增强曲线。
图26示出((a)、(b)和(c))4号患者的LCx中的支架阻塞，以及从在(d)非充血或静息状况和(e)充血应激状况期间获取的扫描数据生成的支架前和支架后时间增强曲线。
图27示出((a)、(b)和(c))4号患者的LAD中的斑块阻塞，以及从在(d)非充血或静息状况和(e)充血应激状况期间获取的扫描数据生成的斑块前和斑块后时间增强曲线。
图28示出((a)至(f))使用侵入性冠状动脉造影术获取的猪的LAD的时间顺序图像，以及(g)对比信号强度与帧数和(h)时间增强曲线的曲线图。
图29示出((a)至(f))使用侵入性冠状动脉造影术获取的猪的RCA的时间顺序图像，以及(g)对比信号强度与帧数和(h)时间增强曲线的曲线图。
图30示出猪的(a)RCA和(b)LAD的MRI断层切片，以及((c)至(n))RCA的时间顺序的基于钆的T1加权图像(与(a)相同的切片位置)。
具体实施方式
参考附图，描述了一种用于动态血管造影成像(DAI)的系统和方法。该系统和方法与当前的CCTA技术相比是有利的。
图1示出了计算机实现的成像系统，更具体地，DAI系统2的示例，其中包含计算机断层扫描(CT)扫描仪4。CT扫描仪4可以是任何多排或多层面CT扫描仪，其通常包括辐射源、辐射检测器以及用于在扫描程序期间将受试者维持在期望位置(例如，俯卧或俯卧位置)的可调节、通常机动的支承件或桌子。辐射源产生辐射，该辐射与施用于受试者的造影剂(也称为示踪剂)同步地遍历一个或多个预定采样位点，这些预定采样位点靶向受试者体内的感兴趣的血管。经常配置为旋转检测器的面板的辐射检测器接收在预定采样位点穿过受试者的辐射，从而提供在包括流经感兴趣血管的造影剂的增加阶段和下降阶段的时间范围上的投影数据(也称为扫描数据)。
成像系统2包括数据获取部件6，数据获取部件6并入接收、组织和存储来自CT扫描仪的辐射检测器的投影数据的数据获取方案或数据获取计算机代码。投影数据发送到并入图像重建计算机代码的图像重建部件8。然后可使用图像重建计算机代码处理投影数据，从而得到图像数据，该图像数据包括跨越流过感兴趣的血管的造影剂的增加阶段和下降阶段两者的预定采样位点的多个图像。可容易改变图像重建计算机代码，以适应任何可用的CT成像技术。图像数据然后可由并入图像分析计算机代码的图像分析部件10来处理，该图像分析计算机代码从图像数据中生成对比信号的时间增强曲线。然后可通过并入血流估计计算机代码的血流估计部件12来处理时间增强曲线数据，以从时间增强曲线数据确定感兴趣的血管的血流值。成像系统2由计算机16控制，其中，数据和操作命令通过总线14传送。成像系统2根据需要可包括评估感兴趣的血管的任何附加部件，包括多路复用器、数字/模拟转换板、微控制器、物理计算机接口设备、输入/输出设备、显示设备等。成像系统2被示出仅具有CT扫描仪作为说明性示例，并且该系统可修改为包括其他成像模态，包括例如除CT之外的X射线成像和磁共振成像(MRI)。
图2示出了用于DAI的计算机实现的方法20。方法20包括扫描前准备30和将受试者定位以便进行期望采样位点的CT扫描。一旦受试者准备好并定位在CT扫描仪中，就向受试者注入40造影剂溶液，与注入造影剂溶液同步进行CT扫描50，以获取包括造影剂在采样位点处流动通过血管的一段时间内的投影数据(也称为扫描数据)。处理投影数据以从投影数据重建60图像数据。分析图像数据以生成70从图像数据提取的对比信号参数(诸如对比信号强度)的时间增强曲线。基于时间增强曲线来计算80血流值。
图3示出了用于CT扫描的受试者的扫描前准备30的示例。扫描前准备30包括识别受试者体内的感兴趣的区域32。例如，感兴趣的区域可以是目标为评估血管中的血流的血管的一部分。一旦建立了感兴趣的区域，就在感兴趣的区域处或附近识别34用于CT扫描切片的采样位点。基于预定的采样位点，以允许CT扫描仪的辐射源将辐射引导到采样位点处的对准方式将受试者定位36在CT扫描仪中。在扫描之前，可例如通过对受试者施用血管扩张药而在受试者体内诱发38充血状况。
图4示出了与造影剂的注入同步的CT扫描50的示例。同步CT扫描50包括基于造影剂的注入在期望的时间开始动态CT扫描。动态CT扫描包括在采样位点处造影剂进入54之前获取投影数据，以及在采样位点处造影剂的增加阶段56期间获取投影数据并且在采样位点处造影剂的下降阶段58期间获取投影数据。增加阶段是指在造影剂初次进入采样位点之后随着时间的推移采样位点处的造影剂的质量的增加，而下降阶段或减少阶段是指在基本上完全从采样位点清除造影剂之前随着时间的推移采样位点处的造影剂的质量的减少。在从增加阶段到下降阶段的进展期间中，出现采样位点处的造影剂的峰值(最大值)质量。从造影剂在采样位点进入到清除所经过的时间可称为造影剂的传送时间。CT扫描的持续时间不受捕获采样位点处造影剂的完整传送时间的要求的限制，只要捕获增加阶段和减少阶段两者的至少一部分。在造影剂的进入54之前获取的投影数据可在随后的图像分析期间提供参考值，该参考值可用于将为增加阶段和下降阶段确定的造影剂信号值进行标准化。
图5示出了图像分析以生成70时间增强曲线的示例。时间增强曲线的生成可包括在跨越采样位点处的造影剂的增加阶段和下降阶段两者的两个采样位点处的多个对应图像内识别72感兴趣的血管。从多个对应图像中的每个、从由感兴趣的血管限定的区域中提取74造影剂信号数据，例如造影剂信号强度。基于采样位点处的增加阶段和下降阶段两者期间的造影剂信号数据来生成74时间增强曲线。如果采样位点处的造影剂进入之前的图像数据可用，则可确定参考值以基于标准化的造影剂信号值生成时间增强曲线。在用于确定参考值的替代方案中，可在造影剂施用事件之前或之后获取造影剂进入之前的扫描数据。作为另一替代方案，可从根据在采样位点处清除造影剂之后获取的扫描数据重构的图像数据中提取用于将时间增强曲线标准化的参考值。在这些替代方案中，通常在较短的扫描持续时间内完成从在施用事件之后和进入之前获取的扫描数据中确定参考值。虽然基于在增加阶段和下降阶段两者期间获取的扫描数据来生成时间增强曲线，但是此外时间增强曲线可以可选地基于在相对于造影剂传送时间的各个时间点在采样位点处获取的扫描数据，各个时间点包括例如在造影剂在采样位点处进入之前、在采样时造影剂的峰值(最大值)处、在从采样位点清除造影剂之后。
图6示出了基于时间增强曲线来估计感兴趣的血管中的血流80的示例。可通过基于时间增强曲线确定血流储备分数(FFR)值来实现血流的估计。FFR值的确定可包括计算时间增强曲线下方的面积82。可基于时间增强曲线下方的计算面积来确定流量84，例如使用方程1中表示的指示剂稀释原理(下文以用于DAI方法的说明性数学基础来提供)。可基于流量和在采样位点处的血管的内腔的计算的截面面积来确定85流速，例如使用方程2(参见下文)。可从流速确定流压力86，例如使用如方程3A或3B所示的伯努利方程(参见下文)。基于从至少两个采样位点确定的流压力86，可计算压力梯度，并且可基于计算的压力梯度和收缩血压值来确定FFR值，例如使用方程11(参见下文)。可通过任何常规计算机或显示设备将确定的FFR值传达或显示给技术人员/操作员或其他终端用户。
DAI系统和方法已经过数学验证。以下各段落中描述的数学分析示出了从动态成像获取的心脏的对比度增强图像中得出冠状动脉中的血流特征的示例。图8提供了流程图，示出了血流特征确定的各个示例(示例1、2、3或4)以及附加补充步骤(补充步骤1、2、3或4)的示例的关系概述，以进一步改进血流特征确定。在以下部分中提供了用于计算血流特征的每个示例和每个补充步骤的详细描述。以下数学分析仅出于说明的目的，而不希望受理论的束缚，并且无意作为限制性描述。
数学分析：假设。可关于DAI期间冠状动脉系统中的血液循环的特性做出若干假设。首先，血液被认为是牛顿流体，其在剪切应力与剪切速率之间具有线性关系；其次，在正常情况下，血流是层流，其中血液在血管内腔内的平行层中移动。动脉管壁表面处的层是静止的(速度＝0)，而内腔中心处的层则表现出最高的速度(图9a)。实际上，在冠状动脉内的感兴趣的区域处测量的血流大约等于中心周围的平均流量/流速；第三，示踪剂(也称为造影剂；例如，CT对比剂中的碘分子)在其在动脉中通行的过程中不会穿过冠状动脉的内皮细胞层泄漏到周围的血管外空间；第四，在当前的CT空间分辨率下，利用所提出的方法能够可靠地估计血流的最小冠状动脉是直径大于1.5mm的那些。这大致相当于CT图像中的2x2像素区域(图9b和图9c)。
数学分析：方程符号。表1中提供了用于数学分析的方程符号的总结。表1中列出的单位不一定是SI单位。
表1.方程符号总结.
Figure BDA0002893583850000081
Figure BDA0002893583850000091
数学分析：图8中的方法示例1-冠状动脉血流量的计算。使用指示剂稀释原理测量冠状动脉血流量，该原理指示在弹丸式注射后示踪剂分子(CT对比剂)与血液混合的程度取决于血液的体积流量。在数学上，它可表示为：
Figure BDA0002893583850000092
其中，F是血液的体积流量(以mL/s为单位)，Q是冠状动脉中的示踪剂的总质量(以mg为单位)，以及Ca(u)是在时间u处动脉血中的示踪剂浓度(以mg/mL为单位)。Ca(u)的积分可从通过动态灌注成像获取的动脉时间增强曲线(图8中的TEC)下方的面积确定，前提是要从对比度增强(以Hounsfield单位或HU为单位)正确转换为对比度浓度(以mg/mL为单位；当扫描设置为100kV管电压时1mg/mL≈25HU)。Q可从两步过程得出：首先，计算注入患者体内的碘的总质量，该总质量等于造影剂浓度和注射量的乘积；其次，利用公布的数值或动态灌注图像中呈现的信息来估算进入冠状动脉系统中的碘的百分比。
数学分析：图8中的方法示例2-冠状动脉流压力的计算。为了估算冠状动脉狭窄两端的流压力差，在感兴趣的狭窄之前/上游和之后/下游测量冠状动脉血流量。考虑图10，该图描绘了邻近冠状动脉中的狭窄的两个采样切片位置A和B。在每个切片位置处，可使用方程1来计算冠状动脉血流F。一旦计算出FA和FB，就可将体积流量F转换为流速V，如下所示：
Figure BDA0002893583850000101
其中，V是流速(以cm/s为单位)，以及r是血管的半径(以cm为单位)。然后可使用伯努利方程来估算狭窄两端的流压力差：
Figure BDA0002893583850000102
Figure BDA0002893583850000103
其中，PA和PB分别是切片A和B中的冠状动脉流压力(以帕斯卡或Pa为单位)，ρ是血液密度(g/cm3)，g是地球重力(980cm/s2)，hA和hB是在参考平面上方或下方距切片A和B中的中心点的相对高度(以cm为单位)，以及PL是由于摩擦和/或湍流引起的压力(能量)损失(参见方程4)。
伯努利原理的根本基础是能量守恒。方程3A两边的第一项可认为是每单位体积的压力能量，第二项认为是每单位体积的动能，以及第三项认为是每单位体积的势能。势能项中的hA和hB可通过参考平面的适当选择而简化。如果参考平面选择成穿过切片A和B中的内腔中心的平面，如图11a所示，则方程中的两个势能项均等于零(即hA和hB＝0)。然而，如果在两个中心之间存在竖直梯度(如在冠状动脉解剖的情况下)(图11b)，则必须考虑两个中心之间的高度差。可选择穿过中心A的平面作为参考平面，使得hA始终为零，并且为简单起见，可从方程3中省略与切片A相关联的势能项(ρghA)。应注意，如果中心B高于中心A，则hB为正，反之亦然。
压力损失PL主要是由粘性血液沿血管的移动产生的摩擦所引起的(PLF)，并且在较小程度上是由当流动从狭窄的冠状动脉段移动到正常段时内腔中的突然膨胀产生的涡流(旋涡流)引起的(PLE)：
PL≈PLF+PLE (4)
可使用达西-威什巴赫方程(Darcy-Weishbach equation)估算PLF的大小：
Figure BDA0002893583850000111
其中，L是切片A与B之间的距离(以cm为单位)，D是动脉的直径(以cm为单位)，以及V是由方程(2)给出的，是切片A与B之间的平均流速。达西摩擦因数f是无量纲量，并且由丘吉尔方程给出：
Figure BDA0002893583850000112
其中，
Figure BDA0002893583850000113
和
Figure BDA0002893583850000114
其中，Re是预测流动行为(层流与湍流)的雷诺数，ε是描述流体在其中流动的管道的表面纹理的粗糙度指标。假定血管是光滑的管道，并且因此ε为零。雷诺数由下式给出：
Figure BDA0002893583850000115
其中，μ是血液粘度，以Pa·s或kg/m·s或g/cm·s为单位。替代性地，也可使用以下方程来估算达西摩擦因数：
对于层流：
Figure BDA0002893583850000116
对于湍流：
Figure BDA0002893583850000121
当ε＝0 (9)
方程(9)也称为科尔布鲁克方程。方程(8)或(9)的选择取决于流动行为(层流与湍流)，这可使用从方程(7)获得的雷诺数来估算。通常，当Re＜2000时，血流完全是层流，并且当Re＞4000时，血流完全是湍流。方程(4)中的PLE的大小可估算为：
Figure BDA0002893583850000122
其中，V1和V2分别是变窄段和相邻正常段(出口)中的流速。可能造成较小压力损失的另一因素是从较大血管到较小血管的流量进入。由于与圆润的(非尖锐的)管道入口相关联的损耗系数非常小(0.04)，因此由于流量进入所引起的较小压力损失与由于突然的内腔膨胀引起的较小压力损失(如方程(10)中所述)相比可认为是可忽略不计的。
为了正确应用伯努利方程，每项中的单位应与其他项一致。方程中的所有能量项(压力、动能和势能)应具有(g·cm2·s-2)/cm3的单位。压力单位为帕斯卡，其可首先转换为以下单位：1Pa＝1kg/m·s2＝1000g/100cm·s2＝10g/cm·s2。在估算出以g/cm·s2为单位的压力梯度ΔP之后，我们然后可将其转换为具有0.0075的乘法因数(1Pa＝0.0075mmHg)的常规mmHg单位。
数学分析：图8中的方法示例3-血流储备分数的计算。血流储备分数(FFR)可从方程(3b)中的ΔP得出。在常规临床实践中，假设PA与可从平均动脉压测量获得的收缩血压(SBP)相同。因此，可通过以下方程估算FFR：
Figure BDA0002893583850000123
数学分析：图8中的方法示例4-剪切应力的计算。从图8中的示例1中的血流测量，还可估算壁剪切应力。壁剪切应力是通过血流施加到动脉壁表面的剪切力。该参数对于预测在动脉的壁表面上形成的斑块的易损性可能是有用的。血液由于其层流行为而在血管中的平行层中移动，其中，在血管壁的表面处的流速等于零。剪切速率描述了不同的血液层移动经过彼此的速率，并且壁剪切速率具体地是指感兴趣的血液层相对于具有零速度的壁表面处的血液层移动的速率。如果感兴趣的血液层穿过血管内腔的中心，则壁剪切速率γ(以s-1为单位)可近似由下式给出：
Figure BDA0002893583850000131
其中，r是血管的半径(中心层与壁表面之间的距离)，V是中心血液层相对于壁表面的流速，以及F是血液在血管的中心处的体积流量。实际上，在不仅仅覆盖血管中心的区域中测量血流，并且为简单起见，该测量值可近似为中心处的平均流量或流速。由于血液是牛顿流体，因此其剪切速率与剪切应力线性相关：
τ＝μ·γ (13)
其中，τ是剪切应力(以帕斯卡(Pa)为单位)，以及μ为血液粘度(以g/cm·s为单位)。粘度和密度两者都可通过血液测试而不是使用平均成年人的公布值来测量，以提高单个患者的计算的准确性。
数学分析：图8中的方法补充步骤1-从主动脉进入冠状动脉循环的示踪剂的质量 的估算。冠状动脉血流(F)从方程(1)估算，这需要示踪剂的质量(Q)的先验知识。在弹丸式注射到周围静脉(例如肘前静脉)后，所有示踪剂均输送至心室，在此处它们均匀混合并喷射到升主动脉中。因此，可从器官血流与总心输出量的比率来估算经由动脉血输送至每个器官的示踪剂的量。例如，心脏中的血流约为心输出量的5％，因此我们可假设注射的示踪剂的5％递送至冠状动脉。
本节呈现了补充步骤，其中，动态灌注图像中存在的信息可，用于估算冠状动脉系统中的示踪剂的质量。使用患者专用信息可允许更准确地测量各个患者的冠状动脉流量和压力。
与体内大多数血管床不同，在心脏舒张期而不是收缩期，冠状动脉中的血流最大。在心脏舒张期，左心室持续舒张，从而导致主动脉压力和主动脉回流的显著降低。同时，减轻了心肌中的冠状动脉微循环的压迫。因此，产生回流(例如，向后传播的抽吸)，其促进冠状动脉的填充。因此，主动脉中的回流连同冠状动脉阻力的降低导致心脏舒张期最大的冠状动脉血流。在动态心肌灌注成像中，在连续的心脏舒张期处获取对比度增强的心脏图像以使心脏运动最小化，因此，在这些动态图像中观察到的主动脉血流是逆行(向后)流而不是顺行(向前)流。流动方向如图12所示。
考虑如图12所示的升主动脉中的两个断层切片。切片1(S1)位于口和主动脉瓣的正上方，以及切片2(S2)在S1上方但在主动脉弓下方几厘米(图12中未示出)。可使用方程(1)中所示的指示剂稀释原理来估算每个切片中的血流：
Figure BDA0002893583850000141
Figure BDA0002893583850000142
其中，F1和F2分别是切片1和2中的体积流量(以mL/s为单位)，Q1和Q2分别是切片1和2中的示踪剂的质量(以mg为单位)，以及Cal(u)和Ca2(u)的积分分别是切片1和2中从时间0到t测量的时间增强曲线下方的面积。考虑到主动脉血流非常快并且两个切片彼此相对靠近的事实，可假设两个切片中的血流相同，即F1＝F2。结合方程(1a)和方程(1b)产生：
Figure BDA0002893583850000143
或
Figure BDA0002893583850000144
方程(14)描述了切片1中的示踪剂相对于切片2中的示踪剂的分数。由于一些示踪剂在到达切片1之前穿过切片2进入冠状动脉，因此Q1应小于Q2。由于心脏中的血流约为心输出量的5％，因此离开心脏的示踪剂中大约有5％应最终进入冠状动脉循环。如果从心脏排出的示踪剂沿主动脉均匀分布，则Q1/Q2应当约等于0.95(Q1约为Q2的95％。参见实验测试示例)。
数学分析：图8中的方法补充步骤2-单个冠状动脉中的示踪剂的质量的估算。类似于图8中的补充步骤1的数学处理，本部分描述了一种用于基于动态灌注图像中存在的信息来估算每个心外膜冠状动脉中的示踪剂的质量的方法。冠状动脉系统的图形表示可有利于补充步骤2的描述。任何器官(诸如心脏中的冠状动脉系统)的脉管系统可由具有多条边和顶点的图形表示，诸如图13所示。
顶点(v)可被视为将两个(或更多)血管连接在一起的交点，而边(E)可被视为将两个顶点连接在一起的血管。在数学上，图12中所示的图形可表示为：
v＝{v1，...，vn}，其中，n＝10；
E＝{{v1，v2}，{v2，v3}，{v3，v4}，{v5，v6}，{v6，v7}，{v7，v8}，{v6，v9}，{v9，v10}}。该图是有向图，其中，每个边中的净流仅是一个方向(不是双向)。流通常沿远离来源(主动脉，如由图中的深灰色圆柱体表示)的方向移动。根据美国心脏协会的冠状动脉模型，为每条边分配一个编号(如表2所示)：
表2.冠状动脉的编号模型.
1-右冠状动脉近端(RC) 9-第一对角线
2-中间RC 10-第二对角线
3-远端RC 11-左旋支动脉近端(LCx)
4-后降支 12-钝缘支
5-左冠状动脉主干(LM) 13-远端LCx
6-左前降支近端(LAD) 14-后外侧
7-中间LAD 15-后降支
8-远端LAD
为了说明如何估算示踪剂在每个冠状动脉中的分布，考虑三条边：5、6和11，其分别表示LM和近端LAD和LCx。边5是边6和11的“亲代”血管，以及边6和11是边5的“子代”血管。这些血管在顶点6(v6)处连接。图14示出了三条边及其交叉的示意图。
每个血管中的流动方向在图14中用白色箭头展示。在每个血管中，靠近入口的段以深灰色突出显示。每个段的半径(r)和长度(l)用下标(n)标记，该下标等于血管的边号。每个段的体积(
Figure BDA0002893583850000152
)均由下式给出：
Figure BDA0002893583850000151
为了避免混淆，“V”表示流速(cm/s)；“v”表示顶点(交叉)；
Figure BDA0002893583850000166
表示血管段的容量。每个段的容量具有cm3的单位，并且该单位可转换为mL。
考虑边5和6中的两个突出显示的段。如图15所示，所有示踪剂(由血管中的灰色表示)在与该段中测量的时间增强曲线的峰值相对应的时间(T＝t3，图15)保留在该段中。时间增强曲线的最大值(峰值)具有HU的单位(Hounsfield单位)，并且可转换为(mg/mL)。
因此，可通过将在该段中测得的时间增强曲线的最大值(峰值)(x，以mg/mL为单位)乘以该段的容积来估算血管的给定段中的示踪剂的总质量(Q，以mg为单位)：
Figure BDA0002893583850000167
其中，n是边号。示踪剂从边5(LM)到边6(LAD)的分数可通过采用Q6和Q5的比率来计算：
Figure BDA0002893583850000161
如果每个段的长度相同，即15＝16，则方程(17)可进一步简化为：
Figure BDA0002893583850000162
方程(18)等于LAD中相对于LM的示踪剂分布的分数。类似地，LCx中相对于LM的示踪剂分布的分数由下式给出：
Figure BDA0002893583850000163
所有离开LM的示踪剂必须递送到LAD或LCx(在没有中间分支的情况下)。因此，由于脉管系统中的示踪剂的质量守恒，以下方程保持：
Figure BDA0002893583850000164
将方程(18)和(19)代入(20)中会产生：
Figure BDA0002893583850000165
数学分析：图8中的方法补充步骤3-时间增强曲线的运动校正。时间增强曲线(TEC)的测量可能会受到冠状动脉的残余运动的影响。本部分描述了一组标准，这些标准可用于使运动引起的TEC波动最小化，以提高TEC的准确性并有利于准确的冠状动脉流量和压力评估：
1.可使用较大的像素区域测量冠状动脉近端区段中的TEC，以使曲线的信噪比最大化。这种高质量的TEC可用作参考曲线，以约束在同一动脉的远端区段中测量的TEC的形状(参见下文的2号和3号标准)。
2.由于每个心外膜冠状动脉只有一个入口，因此远端(下游)TEC的造影剂到达时间无法短于在同一冠状动脉中测量的近端(上游)TEC的造影剂到达时间。造影剂到达时间是指t＝0(在弹丸式注射时或附近时间协调的第一动态图像)到在示踪剂(对比剂)到达动脉中(对比度增强开始)时的时刻之间的时间间隔。
3.由于每个心外膜冠状动脉具有单个入口的原因，远端(下游)TEC下方的面积无法大于近端(上游)TEC下方的面积，因为冠状动脉节段中的曲线(AUC)下方的面积与通过该节段的示踪剂的总质量相关。
4.首先识别对应于冠状动脉中的最大对比度增强的时间点。它用作参考时间点，以在所有其他时间点跟踪同一动脉的位置。
5.在每个切片中，在参考时间点处使用小的像素区域(例如2x2像素)来覆盖感兴趣的动脉(4号标准)。该像素区域然后用于在其他时间点在同一切片中的较大搜索区域(例如20x20像素)内搜索动脉的同一区段。
6.对于感兴趣的动脉由于运动而在切片中不明显的时间点，5号标准中的搜索区域在对应的时间点延伸到(上方)上游的一个相邻切片和(下方)下游的相邻切片(扫描可以捕获全部或部分血管的3D图像数据，并且可将3D图像数据分成多个切片，使得容易得到(上方)上游的相邻切片和(下方)下游的相邻切片以补偿在该时间点丢失的感兴趣的动脉)。如果由于剧烈运动而使动脉仍然缺失或明显模糊，则应用线性插值法来估算时间增强曲线的那个时间点在动脉的该区段中缺失的对比度增强值。来自1号标准的参考曲线可用于确保插值像素值不会导致违反2号和3号标准。
数学分析：图8中的方法补充步骤4-示踪剂的弹丸式注射的效果的评估。虽然应当将注射到周围静脉中的所有示踪剂输送至心脏，但是由于技术问题(例如注射泵故障、注射针头定位不良或血管收缩)并且因此导致高估了示踪剂在冠状动脉系统中的质量，静脉弹丸式注射可能不是最佳选择。本部分描述了一种可用于根据动态对比度增强图像中存在的信息来评估示踪剂注射效果的方法。
首先从动态图像测量上腔静脉(SVC)中的时间增强曲线(TEC)。SVC是示踪剂进入心脏并靠近静脉注射位点的第一路径。因此，在SVC中出现的示踪剂应当进行最小程度的稀释或分散。一旦从SVC中测量TEC，就在应用指示剂稀释原理(方程(1))来估算SVC中的血流之前计算出曲线下方的面积。成人的SVC中的平均血流量约为1800至2000mL/min。如果SVC血流量的计算与公布的值相当，则可确定所有示踪剂均已正确注射到周围静脉中。相反，如果大部分示踪剂未正确注入静脉中，则在SVC中测得的TEC曲线应当具有小得多的曲线下方的面积，并且因此导致SVC血流量的严重高估。
DAI系统和方法已通过实验测试验证。实验测试结果证明了DAI系统和方法确定几种血流特征中的一种或多种的能力。以下实验示例仅用于说明目的，而无意作为限制性描述。
实验范例：实验示例1。实验示例1的结果与来自图8的示例1中描述的数学方法的使用有关。
(a)患者和扫描信息。1号患者是62岁的老年女性，体重51kg。她进行了静息和应激CT心肌灌注成像两者。静脉输注双嘧达莫会引起充血状况。对于每个成像研究，以350mgI/mL的造影剂浓度注入36mL的碘化造影剂(剂量：每kg体重0.7mL)。使用256行/160mm临床CT扫描仪在100kV的管电压、100mA的管电流和280ms的机架旋转速度下屏住呼吸在30个舒张期中间执行心脏的120mm的动态成像。
(b)附图。图16a和图16b分别示出了在看到左主动脉的切片位置处在静息时和在最大血管舒张应激期间获取的心脏的对比度增强图像。在分叉(图16a/b中的箭头)之前从左主动脉测量的时间增强曲线在图16c中示出。
(c)结果。CT冠状动脉造影(CCTA)揭示，包括左主动脉在内的所有冠状动脉均无狭窄。用SPECT(单光子发射计算机断层扫描)和CT进行的对应的心肌灌注测量显示心肌无缺血。在静息和应激时的左主TEC的AUC(曲线下方的面积)分别为3104.87和1350.35HU·s。在静息和应激时对应的冠状动脉血流量分别为100.61和231.33mL/min。应激冠状动脉血流量与静息冠状动脉血流量的比率(即冠状动脉血流储备)为2.31。
(d)解释。众所周知，在非缺血性心肌中，在最大冠状动脉血管扩张期间，冠状动脉血流量可从基线增加2到4倍。我们的数据显示，通过我们的方法测得的冠状动脉血流量从基线的增加与正常冠状动脉区域的预期范围一致。因此，这项研究的结果表明我们的方法能够可靠地测量静息和充血冠状动脉血流量。
实验范例：实验示例2。实验示例2的结果与来自图8的示例1至3中描述的数学方法的使用有关。
(a)患者和扫描信息。2号患者是62岁的老年女性，体重60kg。她在3分钟内以140μg·kg-1·min-1的速度向静脉内输注腺苷(血管扩张剂)而经历了应激CT心肌灌注成像。在成像研究过程中，以320mgI/mL的造影剂浓度注入43mL的碘化造影剂(剂量：每kg体重0.7mL)。使用256行/160mm临床CT扫描仪在100kV的管电压、100mA的管电流和280ms的机架旋转速度下在22个舒张期中间执行心脏的120mm的动态成像。在整个成像研究中，患者屏住呼吸。腺苷输注3分钟时记录的平均动脉压为132/78mmHg。
(b)附图。图17a和图17b示出了两个轴向切片处的对比度增强的心脏图像，以展示在左侧主动脉(LM，ROI 1)和近端(ROI 2)和远端(ROI 3)LAD中测量TEC的位置。切片位置相距60mm。图17c、图17d和图17e示出了LAD的重新格式化的内腔视图，以示出图17a和图17b所示的每个ROI的位置。每个位置处的内腔直径也被标记。图17f示出了具有每个ROI的近似位置的心脏的三维渲染图像。图18示出了在不进行运动校正和进行运动校正的情况下在LAD远端段中测量的TEC(图8中的补充步骤3)。
(c)结果。CCTA示出在LM和LAD动脉中没有狭窄。LAD的近端和远端段中的FFR分别为0.99和0.92。发现汇总于表3中。
表3. 2号患者的LAD动脉中的生理测量值的总结.
Figure BDA0002893583850000201
(d)解释。鉴于CCTA的高灵敏度和阴性预测值，我们可确定LM和LAD动脉正常(无狭窄)。用我们的方法进行的FFR测量表明，沿着LAD动脉的血流压力没有明显降低，这与CCTA的解剖学评估一致。此外，最大血管扩张期间的冠状动脉血流量(>330mL/min)比正常受试者体内报告的静息冠状动脉血流量(约200mL/min)高得多，并且在LAD的近端段与远端段之间相对一致。这项研究表明，用我们的方法进行的FFR评估与用CCTA进行的解剖学评估非常一致。此外，研究还表明，只要对TEC施加适当的运动校正，在直径仅2mm的远端冠状动脉中进行FFR测量是可行的。在运动校正之前，远端LAD中的AUC为4302.5HU·s，并且远高于近端LAD的AUC(2512.9HU·s)。AUC与示踪剂的量密切相关，并且如果远端节段具有的示踪剂比同一动脉的近端段的示踪剂多，则无意义。在适当的运动校正后，远端LAD中的AUC与近端LAD相比略低，这似乎更合理。远端LAD中的略低的AUC是由于一些示踪剂通过近端与远端LAD之间的小动脉分支丢失所致。
实验范例：实验示例3。实验示例3的结果与来自图8的示例1至4中描述的数学方法的使用有关。
(a)患者和扫描信息。3号患者是59岁的老年男性，体重102kg。他在3分钟内以140μg·kg-1·min-1的速度向静脉内输注腺苷(血管扩张剂)而经历了应激CT心肌灌注成像。在成像研究过程中，以320mgI/mL的造影剂浓度注入70mL的碘化造影剂(剂量：每kg体重0.7mL)。使用256行/160mm临床CT扫描仪在100kV的管电压、100mA的管电流和280ms的机架旋转速度下在25个舒张期中间执行心脏的120mm的动态成像。在整个成像研究中，患者屏住呼吸。腺苷输注3分钟时记录的平均动脉压为124/60mmHg。
(b)附图。图19a和图19b示出了在一个轴向切片位置处的对比度增强的心脏图像。示出了在其处测量主动脉和LAD TEC的ROI。两个轴向切片相距10mm。图19c和图19d示出了在其处测量近端和远端RCA TEC的轴向切片。类似地，图19e和图19f示出了在其处测量近端和远端LCx TEC的切片。图20a至图20c分别示出了从LAD、RCA和LCx测量的TEC。每个图中还示出了主动脉TEC来进行比较。图21示出了每个冠状动脉的FFR-CT图。每个图中的虚线圆表示利用我们的动态血管造影方法进行FFR测量的大致位置。图22a示出了LAD的曲线重新格式化视图。图22b示出了使用基于CT值的分割的LAD中的斑块的物质分解。图22c示出了LAD的剖视图，其中斑块分解成如图22b所示的不同物质。图22d和图22e示出了LAD的重新格式化内腔视图，其中，标记了狭窄前、狭窄中和狭窄后的节段的直径。很明显，近端段中的内腔变窄超过50％。
(c)结果。表4中总结了来自3号患者的与血流速度、血流压力和FFR计算有关的发现。
表4. 3号患者的LAD(狭窄)、RCA(非狭窄)和LCx(非狭窄)的生理测量值的总结.
Figure BDA0002893583850000211
Figure BDA0002893583850000221
(i)RCA。CCTA揭示RCA中没有狭窄。图19c和图19d所示的RCA的近端和远端段相距6.0cm。近端和远端RCA中的冠状动脉血流量分别为463.9mL/min和509.3mL/min。两个段之间的压力差为-9.0mmHg。从我们的方法得出的FFR为0.93，其非常接近用FFR-CT估算的FFR值(0.96)。
(ii)LCx。CCTA示出LCx没有狭窄。图19e和图19f中所示的LCx的近端和远端段相距5.35cm。近端和远端LCx段的冠状动脉血流量分别为337.0mL/min和435.9mL/min。两个段之间的流压力差为-19.26mmHg。从我们的方法得出的对应的FFR为0.84，其几乎等于用FFR-CT估算的FFR值(0.83)。
(iii)LAD。CCTA揭示在LAD的近端段中长有长时间钙化和脂肪斑块，这导致内腔狭窄>50％(图22)。与狭窄前节段中的AUC(图20a)相比，狭窄中节段和狭窄后节段中的AUC要低得多，这与其中存在近端冠状动脉节段与远端冠状动脉节段之间的AUC的最小差异的其他两个非狭窄动脉(图20b/c)形成对比。狭窄前、狭窄中和狭窄后LAD节段中的冠状动脉血流量分别为396.6mL/min、483.1mL/min和600.8mL/min。由于摩擦和湍流，狭窄两端的总压力损失为-44.5mmHg(从方程4、5和10估算)。考虑到患者在腺苷应激期间的收缩压为124mmHg(PA)，PB等于79.5mmHg，并且因此FFR等于0.64。用我们的动态血管造影成像方法进行的FFR测量与FFR-CT的发现不一致，结论是狭窄的LAD具有正常的FFR值(约0.91)。SPECT和CT心肌灌注测量两者均揭示出心肌缺血。具体而言，CT灌注测量显示，LAD区域中的平均充血心肌灌注为166.1ml/min/100g，其远低于21例CAD患者体内的非缺血性心肌中的平均充血心肌灌注(215.1ml/min/100g，是来自我们在2017年11月的RSNA科学会议上发表的最新单中心研究的结果)。
除了血流量和压力外，还得出其他血流特征。例如，使用来自图8的示例4中描述的数学方法，LAD的狭窄前、狭窄中和狭窄后节段中的剪切应力分别估算为0.047、19.68和0.33kPa。此外，LAD的狭窄前、狭窄中和狭窄后节段的曲线下方面积(AUC)分别为2592.79、2128.44和1711.38HU·s；相同节段中的对应的峰值对比度增强分别为254.1、146.1和193.2HU；在内洗阶段的这些节段中的AUC的对应变化率分别为20.2、8.7和8.3HU·s。
(d)解释。如Cook等人(2017年；美国医学会杂志心脏病学，第2卷(7)：803至810页)的最近的系统综述所示出的，当狭窄程度最小或没有时，基于CT的FFR测量与基于导管的FFR测量非常一致。3号患者的RCA未狭窄并且LCx未狭窄，因此我们可将这些正常动脉中的FFR-CT评估作为参考，以与用我们的方法进行的FFR测量进行比较。我们的结果表明，在这些正常(非狭窄)动脉中，我们的方法与FFR-CT非常一致。然而，在狭窄的LAD中，我们的方法与FFR-CT之间存在明显差异。尽管FFR-CT提示狭窄在功能上不明显(FFR>0.80)，但是用我们方法进行的评估表明该病变确实是阻塞性的(FFR<0.80)。我们的发现与SPECT和CT心肌灌注测量一致，两者均显示出心肌缺血。此外，狭窄中和狭窄后节段中的AUC比狭窄前节段中的AUC小得多，这进一步表明狭窄两端存在很大的压降。这项研究中的发现表明，与FFR-CT相比，本文提供的动态血管造影成像方法能够更可靠地评估中间狭窄的冠状动脉。
我们的发现还揭示，与狭窄程度较小的相邻节段相比，LAD的狭窄中节段表现出最大的剪切应力。我们评估剪切应力的方法的能力为更准确地评估斑块破裂(血栓形成)的风险打开了新的机会之窗，这取决于斑块形态、成分以及施加到斑块上的剪切力的大小。我们的结果还表明，可从同一组图像中得出其他流动特征，诸如AUC的变化率和峰值对比度增强，这可有助于区分狭窄和非狭窄动脉。
实验范例：实验示例4。实验示例4的结果与针对来自图8的补充步骤1描述的数学方法的使用有关。
图23a和图23b示出了对比度增强心脏图像的两个切片，其中测量了1号患者(与实验示例1相同的患者)的主动脉时间增强曲线。两个切片之间的距离约为3.5cm(图23c)。切片1在升主动脉口的正上方。左冠状动脉和右冠状动脉的口位于切片1与2之间(在此重新格式化的心脏视图中未示出)。图23d示出了在切片1和2处测量的时间增强曲线。图23e提供了放大比例，以在这些曲线的峰值附近示出这些曲线。切片1和2处的曲线下方的面积(AUC)分别为4316.75和4573.37HU。切片1处的AUC比切片2处的AUC小5.6％。如上述补充步骤1的数学分析中所解释的，结果与预期值相当(约5％)，这表明补充步骤1可用于估算示踪剂从主动脉进入冠状动脉系统的分数。
实验范例：实验示例5。实验示例5的结果与针对来自图8的补充步骤2描述的数学方法的使用有关。
图24a和图24b示出了2号患者(与实验示例2相同的患者)的左冠状动脉。通常，LM仅分叉成LCx和LAD，但是该患者的LM除分叉成LCx和LAD之外还分叉成中间分支(升支)。表5中提供了每个血管的半径和对应的最大对比度增强。根据方程(20)和(21)，亲代血管(LM)的半径平方和最大对比度增强值(表5中倒数第二列中的值)的乘积应当等于每个子代血管(LCx、LAD和升支)的乘积之和。我们的发现表明情况就是如此，这些值之间仅存在2.85％的差异(4890.73与5032.29)。这些值之间的细微差异可归因于图像噪声和冠状动脉中的残余运动。从亲代血管(LM)分布到每个子代血管(LCx、LAD和升支)的示踪剂的百分比被分别估计为54.2％、36.5％和12.2％。这些发现证实了方程(20)和(21)的有效性，它们提供了可靠的方法来估算每个冠状动脉中的示踪剂的质量。
表5. 2号患者的每个左冠状动脉的半径和最大对比度增强以及示踪剂分数的总结.
冠状动脉 半径(r，cm) r<sup>2</sup> 最大增强(HU) (r<sup>2</sup>)(最大HU) 示踪剂的分数
LM 4.7 22.09 221.4 4890.73 1.000
近端LCx 3.7 13.69 193.6 2650.38 0.542
近端LAD 3.1 9.61 185.8 1785.54 0.365
升支 1.9 3.61 165.2 596.37 0.122
实验范例：实验示例6。实验示例6的结果说明使用时间增强曲线来评估血流量，而不需要来自图8的示例1至4中描述的数学方法，在扫描获取过程中比较了非充血应激与充血应激，并且示出了从时间增强曲线中得出以便进行血流量的功能评估的附加指标(即，除了图8中所示的那些)。
患者信息。4号患者是78岁的老年男性，患有三支冠状动脉疾病(CAD)。在成像研究时，每个冠状动脉的生理状况都不同。这项研究用于证明DAI在以下方面的优势：
1.在由冠状动脉腔中钙化斑块和金属支架所引起的开花状伪影存在的情况下的CAD的功能评估；
2.在多支血管病变存在的情况下的CAD的功能评估；
3.除了冠状动脉血流量、剪切应力和血流储备分数(FFR)外，还可从冠状动脉时间增强曲线中得出多于一个指标，这些指标可对冠状动脉狭窄的功能评估有用。这些指标包括时间增强曲线的峰值增强(PE)、曲线下方的面积(AUC)、上坡和下坡、斜度和峰度；
4.静息时测量的(3)中所述的指标可足以进行功能CAD评估，这意味着可不需要患者用药物获得充血应激。
图25示出了右冠状动脉(RCA)，在近端节段中有两个彼此靠近的钙化斑块((a)和(b)中的白色箭头)。内腔内的每一侧上的钙会影响内腔直径的测量，这是当前基于计算流体动力学的FFR-CT方法所需的信息。(a)和(b)中的虚线浅灰色箭头和实线深灰色箭头示出了对斑块前(上游)和斑块后(下游)时间增强曲线进行采样的位置。在(c)和(d)中所示的曲线图中，圆圈分别表示静息时和最大血管舒张应激期间在斑块前位置中在不同时间点处测得的增强。这些曲线图中的虚线浅灰色曲线代表对应的拟合时间增强曲线。类似地，(c)和(d)中的平方分别是在静息时和应激时在斑块后位置中在不同时间点处测得的增强。在这些曲线图中，对应的拟合时间增强曲线被示出为实线深灰色曲线。
我们的结果表明，在静息和应激条件两者下，钙化斑块上游和下游的时间增强曲线几乎彼此相同。这通过在每种情况下的两条曲线之间的无差异PE(峰值增强)和AUC(曲线下方的面积)是明显的。此外，与静息时相比，应激下的斑块前和斑块后的AUC显著降低。AUC与冠状动脉血流量成反比。这意味着RCA中的冠状动脉血流在斑块前和斑块后的位置处在应激下从基线(静息)显著增加，并且血流增加的幅度在斑块前和斑块后的位置之间是一致的。因此，该发现表明该斑块在功能上并不重要。
图26中所示的左旋支(LCx)动脉的钝性边缘(OM)分支已在近端节段中植入支架。在支架的上游((a)至(c)中的虚线浅灰色箭头)和下游((a)至(c)中的实线深灰色箭头)测量的时间增强曲线在(d)和(e)中的曲线图中示出。OM动脉(c)的重新格式化视图显示，内腔的可视化受到开花状伪影的显著影响，其中支架的中间部分看上去被完全阻塞。然而，在静息时在支架后(下游)获取的时间增强曲线((d)中带有方形标记的深灰色曲线图)显示，带支架内腔变窄但并未完全阻塞，因为在该采样位点处有造影剂通过。在静息时，支架后的AUC比支架前的AUC小得多，这表明支架后的冠状动脉血流比支架前的要快，这是由于带支架内腔较窄，如伯努利方程所描述的。
与静息下的支架前AUC((d)中的虚线浅灰色曲线图)相比，应激下的支架前AUC((e)中带有圆圈标记的虚线浅灰色曲线图)要小得多，而应激下的支架后AUC((e)中带有方形标记的实线深灰色曲线图)从静息下的AUC((d)中的实线深灰色曲线图)最小程度地降低。该发现表明，由于最大的血管扩张，在支架处于应激下之前，该节段中的冠状动脉血流量存在较大的增加，但是由于不存在或仅有最小的血管扩张，支架后的血流量增加很小。因此，支架内的狭窄可能在功能上很重要。
图27所示的左前降支(LAD)具有多处病变。近端节段具有复杂的钙化斑块和非钙化斑块((a)至(c)中的白色箭头；中间节段已植入支架)。(a)至(c)中的虚线浅灰色和实线深灰色箭头表示测量斑块前和斑块后时间增强曲线的位置。在静息和应激下测得的斑块前(圆形标记)和斑块后(方形标记)时间增强曲线分别在(d)和(e)中示出。
结果表明，在静息和应激条件两者下，斑块后曲线的AUC相对于斑块前曲线有所下降。与RCA中的斑块(图25)相比，该斑块在功能上并不重要，近端LAD中的斑块导致更大程度的内腔狭窄，如由静息时斑块两端的AUC的较大下降所反映的。然而，通过比较静息与应激条件之间的LAD斑块后曲线，我们证实了在应激下的冠状动脉血流量的显著增加，这表明近端LAD中的斑块在功能上可能不如LCx中的狭窄支架(图26)那么重要，该图示出了支架下方的节段在应激下的血流量的最小增加。
已在实验示例1至3中例示了血流量、流压力、FFR和剪切应力的指标。从时间增强曲线得出的其他指标可用于冠状动脉狭窄的功能评估。图25和图26中所示的时间增强曲线可用于说明其他指标。我们首先回顾斑块前和斑块后获得的RCA中的时间增强曲线(图25)。如上所述，这两条曲线彼此非常相似，从而表明两个位点之间的内腔变窄是最小的。时间增强曲线的外观可使用以下其他指标的示例进行定量描述：曲线下方的面积(AUC)、峰值增强(PE)、上坡、下坡、斜度、峰度。斜度描述了曲线的不对称性并且其值的范围是-1至+1。零斜度意味着曲线在两侧(上坡侧与下坡侧相比)完全对称。负斜度意味着曲线在左(上坡)侧上的尾部比右(下坡)侧上的尾部更长，而正斜度意味着曲线在右(下坡)侧上的尾部比左(上坡)侧上的尾部更长。相反，峰度描述了曲线的尖锐度。峰度的正常值为3。如果峰度小于3，则曲线比正常曲线更平坦，而峰度大于3则意味着曲线具有比正常曲线更高的峰值。表6总结了在静息时RCA斑块前和斑块后曲线的指标。斑块前曲线和斑块后曲线之间的每个指标的差异是通过两个指标(后-前)的相减和两个指标的比率(后除以前)给出的。
表6
静息 AUC(HU·s) PE(HU) 上坡(HU/s) 下坡(HU/s) 斜度 峰度
RCA斑块前 4047.51 355.49 52.74 -36.57 0.595 -1.211
RCA斑块后 3982.01 361.00 49.93 -36.01 0.634 -1.163
差值 -65.5 5.51 -2.81 0.558 0.039 0.048
比率 0.984 1.015 0.947 0.985 1.066 0.960
表7中总结了用于应激下的RCA斑块前和斑块后曲线的相同指标：
表7
应激 AUC(HU·s) PE(HU) 上坡(HU/s) 下坡(HU/s) 斜度 峰度
RCA斑块前 2452.44 224.03 17.33 -18.23 0.660 -1.129
RCA斑块后 2369.71 214.68 13.98 -16.84 0.653 -1.138
差值 -82.73 -9.35 -3.35 1.384 -0.007 -0.009
比率 0.966 0.958 0.807 0.924 0.989 1.008
表8中示出了用于静息下的LCx动脉的OM分支中的支架前和支架后曲线的相同指标：
表8
静息 AUC(HU·s) PE(HU) 上坡(HU/s) 下坡(HU/s) 斜度 峰度
LCx支架前 3524.68 303.33 44.83 -30.89 0.571 -1.238
LCx支架后 999.25 107.78 14.96 -13.49 0.903 -0.736
差值 -2525.43 -195.55 -29.87 17.41 0.332 0.502
比率 0.284 0.353 0.334 0.437 1.581 0.595
表9中提供了用于应激下的LCx动脉的OM分支中的支架前和支架后曲线的相同指标：
表9
应激 AUC(HU·s) PE(HU) 上坡(HU/s) 下坡(HU/s) 斜度 峰度
LCx支架前 1311.12 87.57 4.886 -6.247 0.171 -1.452
LCx支架后 1001.44 75.10 9.840 -5.241 0.308 -1.427
差值 -309.68 -12.47 4.954 1.006 0.137 0.025
比率 0.764 0.868 2.014 0.839 1.801 0.983
很显然，RCA斑块前和斑块后曲线彼此之间没有显著差异，如由它们在静息和应激条件两者下的可比较的AUC、PE、斜率、斜度和峰度所反映的(与每个指标相关联的比率在静息状态和应激状态两者下接近统一)。此外，与静息下的RCA曲线相比，应激下的RCA曲线具有较低的AUC/PE/斜率但相似的斜度/峰度，从而表明应激下的近端RCA中的斑块两端的冠状动脉时间增强曲线的变化主要是由于最大血管扩张期间的较高的流量，因为由于复杂的内腔变窄，曲线没有明显地扭曲。相比之下，LCx支架前和支架后曲线彼此之间有很大差异，如由指标的较大差异所反映的，并且对应的比率表现出与统一的更大的差异。结果表明，冠状动脉时间增强曲线通过支架内的内腔变窄而明显扭曲。
总之，图25(RCA斑块)和图26(LCx支架)所示的示例表明，可从冠状动脉时间增强曲线中得出除了冠状动脉血流量、FFR和剪切应力之外的指标。在静息生理状态和应激生理状态下获得的这些额外指标可单独使用，或者可结合使用以便进行冠状动脉病变的功能评估。
实验范例：实验示例7。实验示例7的结果说明了在DAI方法和系统中除了CT以外的成像模态的适应性。更具体地，示例7示出了结合侵入性冠状动脉血管造影术作为成像技术的DAI方法和系统。
与造影剂增强型CT相比，侵入性冠状动脉造影的一个不同之处在于，经由导管(选择性血管造影)而不是静脉注射来将大剂量的X射线染料(碘化造影剂)在口处直接注入左或右冠状动脉中。造影剂溶液在动脉中的通行导致血管中信号强度的降低(与CT血管造影或CT灌注源图像中的亮色相反，X射线染料显示为暗色)。在图28中，在(a)至(f)中示出了LAD动脉中的造影剂的初次通过。为了获得类似于其他先前示例的冠状动脉时间增强曲线，我们首先在不同的图像帧处测量经运动校正的冠状动脉中的像素强度，这些图像帧覆盖了在对比剂内洗之前到对比剂洗脱之后的时间段。在(g)中示出了在由(a)至(f)中的白色箭头表示的采样位点处的测量的像素强度值。当动脉中没有造影剂时，我们然后计算相对于第一时间点的像素强度的绝对变化，并且使用在冠状动脉造影中应用的图像获取速率将图像帧数转换为时间。在这项研究中，以每秒30帧的速度获取图像。我们现在可将(g)中的曲线图转换为(h)中的曲线图，其中y轴是像素强度的绝对变化(对比度增强)，而x轴是时间。(h)中的虚线表示测量数据的拟合曲线。
如前所述，我们还需要知道注入到动脉中的示踪剂的总质量。在这项研究中，在口处注入浓度为270mgI/mL的10mL造影剂，并且约3mL的造影剂进入升主动脉中而未进入左冠状动脉中(即左冠状动脉中约7mL的造影剂)。我们还需要知道像素强度的单位增加与冠状动脉造影中的造影剂的浓度之间的转换因数，这可从人体模型实验确定。利用所有信息，我们可得出先前实验示例中示出的冠状动脉血流量、FFR和其他指标。
图29示出了与图28中所示的从同一头猪获取的另一示例，以说明所提出的方法可应用于选择性冠状动脉造影中的任何感兴趣的动脉。在这项研究中，造影剂在口处直接注入右冠状动脉(RCA)中。(a)至(f)中的图像示出了在短时间周期内RCA中的造影剂的第一遍循环。(g)中的数据示出在由(a)至(f)中白色箭头表示的采样位点处从经运动校正的RCA测量的像素强度，并且对应的冠状动脉时间增强曲线在(h)中示出为虚线。
实验范例：实验示例8。实验示例8的结果说明了在DAI方法和系统中除了CT以外的成像模态的适应性。更具体地，示例8示出了结合MRI作为成像技术的DAI方法和系统。基于钆的T1加权MR心肌灌注成像。
图30示出了从图28和图29中的同一只猪的MRI研究获取的图像。图30(a)和(b)所示的图像是在与临床CT和MRI研究的扫描位置相似的仰卧扫描位置中获取的。这些图像共同说明，在经轴视图中，可在不同的断层切片位置中看到诸如RCA和LAD的冠状动脉。还可在每个切片中看到升主动脉以便进行比较。
图30(c)至(n)中显示的图像是在与在(a)在基于钆的造影剂的弹丸式注射之后中相同的切片位置处获取的T1加权图像。很显然，一开始就可看到肺血管中的造影剂循环，紧接着是升主动脉和冠状动脉(RCA)中的造影剂循环。在图像系列的末尾可看到造影剂的洗脱。为了避免信号饱和，使用低剂量的造影剂(每20kg体重约1毫摩尔(mmole))，注入速率为2.5mL/s，然后用盐水冲洗。成像是ECG触发的，并且每次心跳获取一帧。由于造影剂的到来改变了动脉内的体素的信号强度，因此我们可以以类似于CT和有创冠状动脉造影的方式获得冠状动脉时间增强曲线，并且提供如先前实验示例中的功能评估。
上文已经描述了用于动态血管造影成像(DAI)的方法或系统的若干说明性变型。下文描述了另外的变型和修改。此外，下文还描述用于配置变型和修改的指导关系。预期另外的变型和修改并且本领域技术人员将认识到另外的变型和修改。应当理解，提供指导关系和说明性变型或修改是为了增强本领域技术人员的理解，并且不旨在作为限制性陈述。
例如，如图2所示的DAI方法20仅是说明性的，并且不应被视为对DAI方法的限制，因为对于特定实施例可根据需要替换或去除图2所示的一个或多个步骤。例如，在特定实施例中，受试者的CT扫描可在地理上或时间上与图像重建偏离。图7示出了变型DAI方法20a的示例，其中，来自CT扫描和图像重建的投影数据都发生在先前阶段，并且重建的图像被存储以用于稍后日期的分析或者用于由第三方进行的分析。变型DAI方法20a以通过获取60a存储的图像数据来开始。然后可从存储的图像数据中提取74a造影剂信号数据，可选地无需在图像数据中明确识别目标血管。基于造影剂信号数据生成76时间增强曲线，该时间增强曲线具有从在造影剂信号数据的增加阶段期间获得的数据点绘制的上坡，以及从在造影剂信号数据的下降阶段期间获得的数据点绘制的下坡。然后根据图6所示的相同方法步骤来确定FFR值。
作为另一示例，DAI方法和系统不限于计算机断层摄影(CT)扫描，并且可容易地适用于具有足够的空间分辨率以对血管进行成像的其他成像模态，包括MRI和其他X射线成像技术(即CT成像以外的X射线成像技术)，包括例如荧光镜检查。基于X射线的扫描是医学成像的一种形式，其包括高频电磁信号的传输，该高频电磁信号在穿过受试者的身体时会衰减，而其余信号则被检测器捕获以便进行后续分析。基于X射线扫描的替代方案是磁共振成像(MRI)，该技术具有公认的医学成像应用程序，包括例如用于诊断软组织(诸如脑、肺、肝、肌肉和心脏)中的疾病的成像。MRI扫描涉及向患者施加磁场以及射频脉冲的传输。共振能量由患者发出并由捕获扫描数据的接收器/检测器拾取，以便进行后续分析。为了提高图像清晰度，X射线扫描和MRI扫描两者都涉及向患者口服或静脉内施用造影剂。用于X射线成像技术的造影剂包括例如基于碘的造影剂。用于MRI成像技术的造影剂包括例如基于钆的造影剂。从基于X射线的扫描仪设备/系统获取的扫描数据经常被可互换地称为扫描数据或投影数据，而从MRI扫描仪设备/系统获取的扫描数据通常被称为扫描数据。因此，术语扫描数据应当理解为包含术语投影数据。
在当前文献中已经建立了用于各种成像模态的造影剂(也称为示踪剂)，并且继续成为新替代方案的开发的活跃领域。DAI方法和系统可容纳造影剂和成像模态的任何合适的组合，条件是该成像模态提供足够的空间分辨率以对感兴趣的血管或感兴趣的血管的一部分进行成像。
成像扫描过程的经过时间(等于扫描数据获取的持续时间)可根据需要进行改变，前提是成像扫描在采样位点处捕获造影剂的增加阶段和下降阶段两者的至少一部分，以便获得足够的数据来估算时间增强曲线的形状。通常，为了捕获增加阶段和下降阶段两者，需要大于5秒的成像扫描。在某些示例中，成像扫描可配置为捕获扫描数据持续大于6秒、大于7秒、大于8秒、大于9秒或大于10秒。尽管不受上限时间的限制，也不受造影剂的传送时间的限制，但是很多时候成像扫描将不会延长明显超出采样位点处的造影剂的预期的传送时间。
可根据需要改变为生成时间增强曲线而分析的图像的数量(也称为帧或单独扫描)，前提是图像的数量在采样位点处累积地捕获造影剂的增加阶段和下降阶段两者的至少一部分，以便获得足够的数据来估算时间增强曲线的形状。通常，为了捕获增加阶段和下降阶段两者，需要大于5个图像的成像扫描。在某些示例中，成像扫描可配置为针对大于6个图像、大于8个图像、大于10个图像、大于12个图像、大于14个图像、大于16个图像、大于18个图像或大于20个图像来捕获扫描数据。此外，观察到配置为捕获至少10张图像的成像扫描有益于峰值确定和曲线形状的一致性；信号强度值不需要从所有至少10张图像中提取，但是至少10张图像通常会提供一组足够多的图像，以选择适当的时间分布图像(通常为5张或更多张图像)的子集，从而得到估算曲线形状的一致性。
由于与评估单个图像的静态技术不同，DAI方法和系统被认为是动态的，原因是对多个图像进行了分析。大多数可商购获得的CT血管造影技术都是静态的。此外，最小动态的可商购获得的CT血管造影技术(评估2到3张图像)未识别或考虑从造影剂传送的增加阶段和下降阶段两者获取扫描数据或者生成具有上坡、峰值和下坡的时间增强曲线的益处。
用于产生时间增强曲线的多个图像(例如，至少5个图像)被认为是多个对应图像，其中图像的对应关系是指位于同一采样位点或切片或者一组相邻的采样位点或切片中的多个图像的时间顺序序列(例如，如上文针对图8中的补充步骤3所描述的，在运动校正中可考虑相邻采样位点)。因此，图像的对应关系在空间上限于单个采样位点或一组相邻的采样位点，并且图像的对应关系不包括在空间上分离成在血流异常来源的上游与下游的采样位点。例如，当确定血流特征包括从第一时间增强曲线和第二时间增强曲线计算的对应值的比较时，可从来自位于血流异常的可疑来源的上游的第一采样位点的第一多个(或一组)对应图像中生成第一时间增强曲线，并且可从来自位于血流异常的可疑来源的下游的第二采样位点的第二多个(或一组)对应图像中生成第二时间增强曲线。在该示例中，第一组对应图像将不会与第二组对应图像混合，因为第一采样位点和第二采样位点在空间上被血流异常的居间来源分开。然而，作为对位示例，诸如可能针对运动校正处理发生的，当第一采样位点和第二采样位点(切片)相邻对接或者接近相邻对接时，可以以时间特定的方式(以便在所产生的混合的一组对应图像中维持时间顺序序列)将来自第一采样位点的第一组对应图像与来自第二采样位点的第二组对应图像混合，以使得第一采样位点与第二采样位点之间的血流差异最小。
对每组或多个对应图像进行时间排序或时间分辨以生成时间增强曲线。时间增强曲线具有上坡、峰值和下坡。需要时间排序以生成时间增强曲线，使得时间增强曲线的上坡被从在造影剂传送的增加阶段过程中获取的时间特定的造影剂信号数据点进行插值，并且时间增强曲线的下坡被从在造影剂传送的下降阶段过程中获取的时间特定的造影剂信号数据点进行插值。因此，参考时间排序方案进行扫描数据的获取和图像数据的重构，使得从图像数据获得的每组对应的图像可以按时间排序顺序来布置。时间排序方案可以是任何方便的方案，该方案包括时间戳，该时间戳具有实时标识符、相对时间标识符(诸如弹丸式注射后经过的时间)或者可用于标识每个图像以及一组对应图像的时间分辨序列的绝对或相对时间的任何自定义时间标识符。在制定时间排序方案时，可采用造影剂使施用和图像获取之间的时间间隔的已建立协议。此外，可采用已建立的定时技术，例如团注追踪，以优化扫描获取的定时和图像数据的时间顺序。
时间增强曲线是造影剂信号强度与时间的曲线图，该曲线图是从在单个采样位点或一组相邻采样位点处的造影剂传送的扫描数据得出的(例如，用于运动校正)。时间增强曲线还可称为时间密度曲线、信号强度时间曲线、时间相关的信号强度、时间强度曲线以及其他变型。时间增强曲线内的术语增强是指相对于基线或参考值(诸如，在最低水平的造影剂下测得或者在残留水平的造影剂下测得或者在没有造影剂的情况下测得的信号强度)测量的造影剂信号强度的增加。描述造影剂传送的定性术语，诸如进入之前、进入、内洗、增加阶段、下降阶段、洗脱、清除和清除之后，是指弹丸式注射事件或者更一般地是造影剂施用事件，使得这些术语中的每一个都描述了造影剂传送的一部分(除了在输入之前)，该部分发生在相关联的注射或施用事件之后。进入之前的术语可对应于可比注射或施用事件更早开始的时间范围。
在许多示例中，DAI方法和系统包括至少一条时间增强曲线的生成。然而，在不需要评估时间增强曲线的某些示例(例如基于峰值增强值的血流特征)中，可能不需要生成时间增强曲线，并且因此在这些示例中，一组对应图像的时间分辨排序也变得可选；更具体地说，可查询一组对应的图像以识别并选择具有峰值信号强度的图像并提取峰值增强值，而无需建立时间增强曲线。在没有时间增强曲线的情况下提取峰值增强值的风险在于，峰值信号强度的选定图像可能是异常值，其在不与时间增强曲线进行比较的情况下可能不明显；然而，这种风险对于一般的筛查评估是可以是可接受的，诸如在从用作主动筛选工具的单个扫描会话中获取的数据中进行器官中的多个血管的多个采样位点的评估以识别血流异常。不管时间增强曲线的产生的可选性和时间分辨排序的可选性如何，DAI方法和系统都需要图像数据，该图像数据包括捕获穿过感兴趣的血管的造影剂传送的增加阶段和下降阶段的至少一部分的多个对应图像。
本文描述的DAI方法和系统允许确定血流特征。血流特征可以是评估受试者体内的感兴趣区域的血流的任何指标。血流特征包括例如流量、流速和流压力。速率、速度和压力是血流的指标。FFR是另一指标。剪切应力是另一指标。曲线下方的面积、曲线下方的面积的变化率、曲线的峰值(最大值)和血容量可被认为是血流特征的其他示例。数学分析部分中提供了确定流量、流速、流压力、FFR和剪切应力的计算的示例。从图20明显看出确定曲线下方的面积(AUC)、曲线下方的面积变化率和曲线峰值的益处。图20还示出了时间增强曲线本身指示了采样位点处的血流，并且因此，时间增强曲线本身可被认为是血流特征。表6至9中展示了其他示例以及从时间增强曲线得出的曲线下方的面积(AUC)、峰值增强(PE)、上坡、下坡、斜度和峰度的其他指标的比较。
血流的评估和血流特征的确定可提供诊断结果。例如，确定第一和第二采样位点处的时间增强曲线会产生第一时间增强曲线和第二时间增强曲线；并且血流特征的估算包括确定，该确定包括从第一时间增强曲线和第二时间增强曲线计算对应值。血流特征值本身可提供诊断结果。在另外的示例中，比较从第一时间增强曲线和第二时间增强曲线计算的对应值，并且对应值中的超过预定阈值的差值指示诊断结果。阈值和对应的诊断结果可从相关文献和医学指南中采用。例如，基于FFR诊断分析的最新文献，约0.8被认为是正常的，而低于0.8则指示狭窄可能具有功能性意义。此外，通过重复使用DAI方法和系统，可以开发指标、阈值和诊断结果的各种相关性。
感兴趣的区域(ROI)是数字图像上外接或包含所需解剖位置(例如感兴趣的血管或感兴趣的血管的一部分)的区域。图像处理系统允许从图像上的ROI提取数据，包括例如针对ROI内的所有像素计算的平均参数值。采样位点是一个或多个成像切片的位置，这些切片经选择以评估所需的解剖位置，诸如感兴趣的血管。当采样位点在ROI处或附近时，ROI可与采样位点互换使用。在一些示例中，对来自单个采样位点的时间增强曲线的分析可足以确定血流特征或指标。在其他示例中，可分析多个采样位点或多个成像切片，以获得多个对应的图像组并生成多个对应的时间增强曲线，并且多个对应的时间增强曲线中的任意数量可进行比较以确定血流特征或血流指标。常规扫描仪可捕获感兴趣的血管的全部或部分的3D图像数据，并且甚至可能捕获多个感兴趣的血管的全部或部分的3D图像数据。此外，可根据需要将扫描细分成多个切片，并且因此在ROI、ROI附近、ROI上游、任何ROI的下游或其任意组合处对多个位点或切片进行询问是可行且方便的。在多切片或多位点成像模态中，每次扫描可提取同时的断层扫描切片或采样位点。因此，DAI方法不必限于用于在感兴趣的血管处的造影剂传送(进入到清除)的扫描的一条或两条时间增强曲线的分析，并且具有造影剂的单次弹丸式注射的单次扫描过程可以支持根据需要从扫描数据中划分出的多个切片或采样位点。
感兴趣的血管可以是可通过对比度增强成像技术成像的任何血管。感兴趣的血管通常将具有至少约0.1mm的直径，例如大于0.2mm的直径或大于0.3mm的直径。可识别感兴趣的血管或感兴趣的血管的指定部分，并且针对造影剂增强动态血管造影成像以确定对血管疾病的诊断或者确定对血管疾病的易感性。感兴趣的血管可在动物体(例如人体)中的任何解剖区域或任何器官(例如脑、肺、心脏、肝脏、肾脏等)内。
DAI方法不限于在受试者处于充血状态(也称为充血应激或血管舒张应激)时获取的扫描数据以及从在受试者处于非充血状态(也称为静息状态)时获取的扫描数据生成的时间增强曲线可产生有用的结果。根据从处于静息状态下的受试者获取的扫描数据生成的有用的时间增强曲线的示例如图25至图27所示。引起充血状态是血流评估中的众所周知的医学方案，并且通常包括施用血管扩张剂，诸如腺苷、硝普钠、双嘧达莫、热加腺苷或硝酸甘油。血管扩张剂的施用模式可根据成像方案而变化，并且可包括静脉内或冠状动脉内注射。
为了确定感兴趣的血管处是否存在血管疾病，将基于至少一个时间增强曲线来分析血流特征，包括例如从单个采样位点的扫描生成的单个时间增强曲线，或者作为另一示例，分别从对应的多个采样位点生成多个时间增强曲线。在狭窄的情况下，比较两个采样位点有益于将在狭窄上游的采样位点处确定的血流特征与在狭窄下游的采样位点处确定的血流特征进行比较。例如，从定义上看，FFR(参见方程9)可认为是流压力比，其中在狭窄下游确定的流压力为分子，并且在狭窄上游确定的流压力为分母。更一般地，当识别出感兴趣的血管时，可在感兴趣的血管处或附近指定多个采样位点；针对多个采样位点中的每一个生成时间增强曲线；基于为多个采样位点中的每一个确定的相应的时间增强曲线得到期望的血流特征；并且比较多个采样位点中的每一个的所确定的血流特征以确定血管疾病。以简化但有效的形式，图20a示出了在感兴趣的血管处或附近的多个采样位点处生成的时间增强曲线的比较有效地确定存在或不存在血管疾病。根据具体实施例，确定在一个或多个采样位点处的血流特征或者基于在多个采样位点处的血流特征的比较确定存在或不存在血管疾病可提供诊断结果。
通过本文所述的方法或系统评估的血管疾病(也可以称为脉管疾病)可以是任何不健康的血流异常，诸如可能损害受试者的健康的功能上很重要的血流受限或心脏或非心脏血液中的血流阻塞，包括例如动脉粥样硬化(例如，斑块形成)的不健康的血流异常症状、颈动脉疾病、包括肾动脉疾病的周围动脉疾病、动脉瘤、雷诺氏现象(雷诺氏病或雷诺氏综合征)、伯格病、周围静脉疾病和静脉曲张、血栓形成和栓塞(例如，血液在静脉中凝结)、血液凝固障碍、局部缺血、心绞痛、心脏病发作、中风和淋巴水肿。
DAI方法和系统可用于例如通过确定在先前的医学检查中识别为不健康的血流异常的可能来源的感兴趣血管处的血流特征来评估可疑的血流疾病。此外，部分由于捕获多个血管的扫描数据和处理扫描数据的时间减少，DAI方法和系统可在第一时间用于主动评估特定血管或特定组血管中的血流(例如，冠状动脉血流评估)，并且可实现为筛查工具以作为用于识别不健康血流异常(诸如功能上很重要的狭窄)的来源的初始指示。
DAI方法不需要扫描的受试者或患者在扫描过程中屏住呼吸。在某些示例中，屏住呼吸是一种选择。在其他示例中，图像数据的运动校正或运动补偿处理可用于在没有屏住受试者或患者的呼吸情况下获取的扫描数据。
可通过用体现在非暂时性计算机可读介质中的计算机可执行指令对一个或多个计算机系统或设备进行编程来实现本文公开的实施例或其部分。当由处理器执行时，这些指令进行操作以使这些计算机系统和设备执行特定于本文公开的实施例的一个或多个功能。实现此目的所需的编程技术、计算机语言、设备和计算机可读介质在本领域中是已知的。
在一个示例中，体现用于动态血管造影成像的计算机程序的非暂时性计算机可读介质可包括：用于获得图像数据的计算机程序代码，该图像数据包括捕获感兴趣的血管中的造影剂的增加阶段和下降阶段两者的至少一部分的多个对应图像；用于基于图像数据生成造影剂的至少一个时间增强曲线的计算机程序代码，该时间增强曲线具有上坡和下坡；以及用于基于时间增强曲线确定感兴趣的血管中的血流特征的计算机程序代码。在另一相关示例中，图像数据包括在造影剂进入之前捕获感兴趣的血管的至少一个图像。在又一相关示例中，该计算机可读介质还包括计算机程序代码，该计算机程序代码用于基于在造影剂进入之前捕获感兴趣的血管的至少一个图像来确定参考值，并且基于该参考值来标准化时间增强曲线。在又一相关示例中，计算机可读介质还包括计算机程序代码，该计算机程序代码用于从基于X射线的扫描或MRI扫描中获取感兴趣的血管的扫描数据，并且基于扫描数据来重建图像数据。
计算机可读介质是可存储数据的数据存储装置，所述数据其后可由计算机系统读取。计算机可读介质的示例包括只读存储器、随机存取存储器、CD-ROM、磁带、光学数据存储设备等。计算机可读介质可地理上位于或者可分布在网络联接的计算机系统上，使得计算机可读代码以分布式方式存储和执行。
该系统或方法的计算机实施例通常包括存储器、接口和处理器。存储器、接口和处理器的类型和布置可根据实施例变化。例如，该接口可包括通过互联网连接与最终用户计算设备进行通信的软件接口。该接口还可包括物理电子设备，该物理电子设备配置为从发送数字和/或模拟信息的设备接收请求或查询。在其他示例中，接口可包括物理电子设备，该物理电子设备配置为例如从成像扫描仪或图像处理设备接收与DAI方法和系统有关的信号和/或数据。
取决于特定的实施例，可使用任何合适的处理器类型，包括例如微处理器、可编程逻辑控制器或现场可编程逻辑阵列。此外，任何常规计算机架构都可用于系统或方法的计算机实施例，包括例如存储器、大容量存储设备、处理器(CPU)、只读存储器(ROM)和随机存取存储器(RAM)通常连接到数据处理设备的系统总线。存储器可实现为ROM、RAM、它们的组合或者简单地实现为通用存储器单元。呈用于执行系统或方法的特征的例程和/或子例程形式的软件模块可存储在存储器中，然后经由处理器进行检索和处理，以执行特定的任务或功能。类似地，可将一个或多个方法步骤编码为程序部件，作为可执行指令存储在存储器中，然后经由处理器进行检索和处理。诸如键盘、鼠标或其他定点设备的用户输入设备可连接到PCI(外围部件互连)总线。如果需要，软件可借助于计算机监测器屏幕上的图形显示图标、菜单和对话框来提供代表程序、文件、选项等的环境。例如，可显示任何数量的血流图像和血流特征，包括例如时间增强曲线。
系统或方法的计算机实施例可适应任何类型的最终用户计算设备，包括通过网络连接进行通信的计算设备。计算设备可显示用于执行系统或方法的各种功能的图形界面元素，包括例如显示针对感兴趣的血管确定的血流特征的显示。例如，计算设备可以是服务器、台式计算机、膝上型计算机、笔记本电脑、平板电脑、个人数字助理(PDA)、PDA电话或智能电话等。可以使用被配置用于有线和/或无线通信的硬件和/或软件的任何适当组合来实现计算设备。通信可例如在需要系统的远程控制的地方通过网络进行。
如果需要网络连接，则该系统或方法可适应任何类型的网络。该网络可以是单个网络或多个网络的组合。例如，网络可包括互联网和/或一个或多个内联网、陆线网络、无线网络和/或其他适当类型的通信网络。在另一个示例中，网络可包括适于与其他通信网络(诸如互联网)通信的无线电信网络(例如，蜂窝电话网络)。例如，网络可以包括利用TCP/IP协议(包括基于TCP/IP协议的协议，诸如HTTP、HTTPS或FTP)的计算机网络。
本文描述的实施例旨在用于说明目的，而没有任何预期的一般性损失。预期另外的变型、修改和其组合并且本领域技术人员将认识到另外的变型、修改和其组合。因此，前述详细描述不旨在限制所要求保护的主题的范围、适用性或配置。

Claims (31)

1.一种用于动态血管造影成像的计算机实现的方法，包括：
获得包括多个对应图像的图像数据，所述多个对应图像捕获感兴趣的血管中的造影剂的增加阶段和下降阶段两者的至少部分；
基于所述图像数据，生成所述造影剂的至少一条时间增强曲线，所述时间增强曲线具有上坡和下坡；
基于所述时间增强曲线，确定所述感兴趣的血管中的血流特征。
2.如权利要求1所述的方法，其中，所述图像数据包括在所述造影剂进入之前捕获所述感兴趣的血管的至少一个图像。
3.如权利要求2所述的方法，还包括：基于在所述造影剂进入之前捕获所述感兴趣的血管的所述至少一个图像，确定参考值，以及基于所述参考值将所述时间增强曲线标准化。
4.如权利要求1至3中任一项所述的方法，其中，确定所述血流特征包括：确定所述时间增强曲线下方的面积。
5.如权利要求1至3中任一项所述的方法，其中，确定所述血流特征包括：确定所述时间增强曲线下方的面积的变化率。
6.如权利要求1至3中任一项所述的方法，其中，确定所述血流特征包括：确定所述时间增强曲线的峰值。
7.如权利要求1至3中任一项所述的方法，其中，确定所述血流特征包括：基于所述时间增强曲线下方的面积并且使用伯努利方程，确定FFR值。
8.如权利要求1至7中任一项所述的方法，其中，所述多个对应图像大于5个图像。
9.如权利要求1至8中任一项所述的方法，还包括：从基于X射线的扫描或MRI扫描中获取所述感兴趣的血管的扫描数据，以及基于所述扫描数据重建图像数据。
10.如权利要求9所述的方法，其中，所述扫描数据从CT扫描获取。
11.如权利要求9所述的方法，其中，所述扫描数据从MRI扫描获取。
12.如权利要求9所述的方法，其中，所述扫描数据从具有大于5秒的经过时间的扫描中获取。
13.如权利要求9至12中任一项所述的方法，还包括：
向受试者施用所述造影剂；以及
扫描所述受试者以获得所述扫描数据，所述扫描数据捕获感兴趣的血管中的造影剂的增加阶段和下降阶段两者的至少部分。
14.如权利要求1至13中任一项所述的方法，其中，所述至少一个时间增强曲线包括第一时间增强曲线和第二时间增强曲线；以及
确定所述血流特征包括：将从所述第一时间增强曲线和所述第二时间增强曲线计算的对应值进行比较。
15.如权利要求14所述的方法，其中，所述第一时间增强曲线从来自位于血流异常的可疑来源的上游的第一采样位点的图像数据生成，以及所述第二时间增强曲线从来自位于所述血流异常的所述可疑来源的下游的第二采样位点的图像数据生成。
16.如权利要求1至15中任一项所述的方法，还包括：
从所述多个对应图像中选择显示出最大对比度增强的图像；
确定所选择的图像中的所述感兴趣的血管的参考位置；以及
基于所述参考位置，在所述多个对应图像中跟踪所述感兴趣的血管。
17.一种用于动态血管造影成像的系统，包括：
存储器，用于存储包括多个对应图像的图像数据，所述多个对应图像捕获感兴趣的血管中的造影剂的增加阶段和下降阶段两者的至少部分；
处理器，配置为基于所述图像数据生成所述造影剂的至少一条时间增强曲线，所述时间增强曲线具有上坡和下坡；以及基于所述时间增强曲线确定所述感兴趣的血管中的血流特征。
18.如权利要求17所述的系统，其中，所述图像数据包括在所述造影剂进入之前捕获所述感兴趣的血管的至少一个图像。
19.如权利要求18所述的系统，其中，所述处理器配置为基于在所述造影剂进入之前捕获所述感兴趣的血管的所述至少一个图像确定参考值，以及基于所述参考值将所述时间增强曲线标准化。
20.如权利要求17至19中任一项所述的系统，其中，所述血流特征基于所述时间增强曲线下方的面积。
21.如权利要求17至19中任一项所述的系统，其中，所述血流特征基于所述时间增强曲线下方的面积的变化率。
22.如权利要求17至19中任一项所述的系统，其中，所述血流特征基于所述时间增强曲线的峰值。
23.如权利要求17至19中任一项所述的系统，其中，所述血流特征是基于所述时间增强曲线下方的面积和伯努利方程的FFR值。
24.如权利要求17至23中任一项所述的系统，其中，所述多个对应图像大于5个图像。
25.如权利要求17至24中任一项所述的系统，还包括配置为获取所述感兴趣的血管的扫描数据并基于所述扫描数据重建图像数据的X射线扫描仪或MRI扫描仪。
26.如权利要求25所述的系统，其中，所述扫描数据从CT扫描获取。
27.如权利要求25所述的系统，其中，所述扫描数据从MRI扫描获取。
28.如权利要求25所述的系统，其中，所述扫描数据从具有大于5秒的经过时间的扫描中获取。
29.如权利要求17至28中任一项所述的系统，其中，所述至少一个时间增强曲线包括第一时间增强曲线和第二时间增强曲线；以及
所述血流特征包括从所述第一时间增强曲线和所述第二时间增强曲线计算的对应值的比较。
30.如权利要求29所述的系统，其中，所述第一时间增强曲线从来自位于血流异常的可疑来源的上游的第一采样位点的图像数据生成，以及所述第二时间增强曲线从来自位于所述血流异常的所述可疑来源的下游的第二采样位点的图像数据生成。
31.如权利要求1至15中任一项所述的系统，其中，所述处理器配置为：从所述多个对应图像中选择显示出最大对比度增强的图像；确定所选择的图像中的所述感兴趣的血管的参考位置；以及基于所述参考位置，在所述多个对应图像中跟踪所述感兴趣的血管。
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