CN113365552B - 冠状动脉中的血液动力学参数的患者特定的建模 - Google Patents
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Abstract
披露了用于冠状动脉中的血液动力学参数的患者特定的建模的系统、方法和计算机可读介质。示例方法可以包括使用从医学成像数据导出的患者特定的冠状动脉解剖模型和从连续记录的血压波形导出的患者特定的边界条件来执行计算流体动力学模拟，以确定患者冠状动脉中的患者特定的血液动力学参数。
Description
技术领域
本申请涉及冠状动脉中的血液动力学参数的患者特定的建模。更具体地，涉及确定与冠状动脉相关联的一个或多个血液动力学参数。所述确定基于患者特定的解剖结构数据和患者特定的生理数据，并且需要使用计算流体动力学(CFD)模拟来模拟解剖模型中的血流。
背景技术
心血管疾病是美国男性和女性死亡的主要原因，并且占全世界死亡人数中的不少于30％。尽管近年来医学进步为心脏疾病的诊断和治疗提供了重要的改进，但早期发病率和死亡率仍然很高。造成这种情况的一个原因是缺乏对准确表征冠状动脉的解剖学、生理学和血液动力学的患者特定的参数的准确估计，所有这些参数在心血管疾病的进展中都起着重要作用。
在临床实践中通常使用基于医学成像的技术(例如，计算机断层扫描血管造影术)来表征冠状动脉狭窄的严重程度。然而，这种技术仅提供解剖学评估，这往往不足以用于临床决策。特别地，冠状动脉狭窄的严重程度的解剖学评估经常导致高估或低估，这两种情况都是不期望的。对狭窄的严重程度的高估会导致不必要的介入治疗和随后的再狭窄风险，而低估很可能会导致未治疗。准确的功能评估可能需要测量压力和/或流量，这两者都是以侵入性的方式来确定的。
已经开发了若干基于计算流体动力学(CFD)的冠状动脉疾病功能评估技术。然而，这些技术通常基于冠状动脉的简化几何形状，其中通用边界条件来自广泛群体的数据。这使得这些技术不适合于冠状动脉疾病的患者特定的综合评估，诸如冠状动脉狭窄情况下对狭窄严重程度的评估。
以下文献中披露了这种方法的示例：Chung JH、Lee KE、Nam CW、Doh JH、Kim HI、Kwon SS、Shim EB、Shin ES(2017)Diagnostic Performance of a Novel Method forFractional Flow Reserve Computed from Noninvasive Computed TomographyAngiography[从非侵入性计算机断层扫描血管造影术计算出的血流储备分数的新方法的诊断性能](NOVEL-FLOW研究)American Journal of Cardiology[美国心脏病学杂志]，120(3):362-368。该研究旨在降低计算方法的复杂性，从而将提供结果的平均时间缩短至185分钟。在所述文献中，边界条件是利用从模拟研究中获得的函数与实验数据(例如收缩压、舒张压和心率)的拟合而得到的估计血压波形来计算的。该文献没有明确披露收缩压、舒张压和心率的参数是否是非侵入性地获得的。冠状动脉的3D模型是经由冠状动脉计算机断层扫描血管造影术(CCTA)非侵入性地获得。与已知方法相比，该方法提供了良好的准确度。
以下文献中披露了实施CFD计算和侵入性研究的方法示例：KouseraCA、Nijjer S、Torii R、Petraco R、Sen S、Foin N、Hughes AD、Francis DP、Xu XY、Davies JE(2014)Patient-specific coronary stenoses can be modeled using a combination of OCTand flow velocities to accurately predict hyperemic pressure gradients[使用OCT和流速的组合，可以对患者特定的冠状动脉狭窄进行建模，以准确预测充血压力梯度]IEEE Transactions on Bio-medical Engineering[IEEE生物医学工程汇刊],61(6):1902-1913。该研究旨在提供针对患者的数值研究，组合了相干断层扫描(OCT)的高精度重建方法与血管造影术和患者特定的压力和速度波形的结果。血管造影术、OCT和压力测量值是使用导管进行的，因此是以侵入性方式进行的。该研究的作者认识到该方法的局限性源于侵入性测量和手动数据操作的需要，即，所述方法不是自动化的。然而，该文献不建议使用非侵入性测量方法。所获得的模拟与实验数据具有良好的相关性。
发明内容
在下文的一个或更多个实施例中可实现本公开的各方面：
项目1)：一种方法，包括：
接收患者特定的解剖结构数据和患者特定的生理数据，其中，所述解剖结构数据包括关于患者冠状动脉的结构信息，并且其中，所述患者特定的生理数据包括连续记录的血压波形；
至少部分地基于所述解剖结构数据来生成所述患者冠状动脉的至少一部分的解剖模型；
至少部分地基于所述连续记录的血压波形来确定用于所述解剖模型中血流的计算流体动力学(CFD)模拟的边界条件；
使用CFD和所述边界条件来模拟所述解剖模型中的血流；以及
至少部分地基于所述模拟来确定与所述患者冠状动脉相关联的一个或多个血液动力学参数。
项目2)：如项目1)所述的方法，其中，所述解剖结构数据来自非侵入性测量。
项目3)：如项目1)所述的方法，其中，所述解剖结构数据来自计算机断层扫描血管造影。
项目4)：如项目1)所述的方法，其中，所述连续记录的血压波形来自非侵入性测量。
项目5)：如项目1)所述的方法，其中，生成所述解剖模型不包括分割主动脉。
项目6)：如项目1)所述的方法，其中，所述解剖模型是只有所述患者冠状动脉的模型。
项目7)：如项目1)所述的方法，其中，所述边界条件包括所述患者冠状动脉的流入边界条件和所述患者冠状动脉的流出边界条件。
项目8)：如项目1)所述的方法，其中，确定所述边界条件包括：
至少部分地基于血液循环系统模型和所述连续记录的血压波形来确定体积血流速数据；
至少部分地基于心腔压力-容积模型和所述体积血流速数据来确定心室压力数据；
至少部分地基于冠状动脉血流模型、所述连续记录的血压波形、以及所述心室压力数据来确定冠状动脉入口血流数据。
项目9)：如项目8)所述的方法，其中，确定所述边界条件包括：
至少部分地基于异速生长尺度律和所述冠状动脉入口血流数据来确定冠状动脉出口血流数据。
项目10)：如项目8)所述的方法，其中，所述血液循环系统模型包括选自(a)CR、(b)CRL、以及(c)RCRL集总参数功能块中的至少一个集总参数功能块，如下所示：
项目11)：如项目8)所述的方法，其中，所述心腔压力-容积模型是时变弹性模型。
项目12)：如项目8)所述的方法，其中，所述冠状动脉血流模型包括选自(a)CRp、(b)CpR、(c)RCRp、(d)CpRp、以及(e)RCpRp集总参数功能块中的至少一个集总参数功能块，如下所示：
项目13)：如项目8)所述的方法，其中，所述冠状动脉血流模型包括多个(e)RCpRp集总参数功能块，如下所示：
项目14)：如项目8)所述的方法，其中，至少部分地基于血液循环系统和冠状动脉血流的耦合集总参数块模型来确定所述入口处的冠状动脉血流状态，如下所示：
项目15)：如项目8)所述的方法，其中，通过具有可变组织压力系数的多层和多隔室模型来描述心壁异质性的流动效应。
项目16)：如项目15)所述的方法，其中，所述一个或多个血液动力学参数包括使用协同嘌呤能受体-刺激激动模型获得的与心脏的变时性、变力性、或松弛性相关的一个或多个血液动力学参数。
项目17)：如项目1)所述的方法，其中，使用瞬态求解器或稳态求解器来执行血流模拟。
项目18)：如项目1)所述的方法，其中，血管流量和压降特性通过稳态方法确定。
项目19)：如项目1)所述的方法，其中，所述一个或多个血液动力学参数选自血压、血流、血流速率、壁剪切应力(WSS)、振荡剪切指数(OSI)、相对停留时间(RRT)、血流储备分数(FFR)、瞬时无波形比值(iFR)、以及冠状动脉血流储备(CFR)。
项目20)：如项目1)所述的方法，进一步包括输出所述一个或多个所确定的血液动力学参数。
项目21)：如项目20)所述的方法，其中，所述输出包括将所述一个或多个所确定的血液动力学参数发送到显示设备。
项目22)：如项目20)所述的方法，其中，所述输出包括将所述一个或多个所确定的血液动力学参数发送到远程计算机。
项目23)：如项目20)所述的方法，进一步包括至少部分地基于所述一个或多个所确定的血液动力学参数来确定患者特定的治疗计划。
项目24)：如项目23)所述的方法，其中，所述患者特定的治疗计划是用于在所述患者体内放置支架的患者特定的最佳位置。
项目25)：如项目20)所述的方法，其中，将所述一个或多个所确定的血液动力学参数用作虚拟心肺运动试验的一部分。
附图说明
参考所附附图阐述了详细描述。附图仅出于说明目的而提供并且仅描绘本披露内容的示例实施例。附图被提供用于促进对本披露内容的理解，并且不应被视为限制本披露内容的广度、范围或适用性。在附图中，附图标记的最左边的(多个)数字可以标识该附图标记首次出现的附图。使用相同的附图标记指示相似但不一定相同或完全相同的部件。然而，也可以使用不同的附图标记来标识相似的部件。各种实施例可以利用与附图中展示的要素或部件不同的要素或部件，并且某些要素和/或部件可以不存在于各种实施例中。取决于上下文，使用单数术语来描述部件或要素可以涵盖多个这样的部件或要素，反之亦然。
图1是根据本披露内容的一个或多个示例实施例的用于对冠状动脉中的血液动力学参数进行患者特定的建模的方法的示意图。
图2是根据本披露内容的一个或多个示例实施例的用于对冠状动脉中的血液动力学参数进行患者特定的建模的方法的示意性框图。
图3是患者的示例性心电图记录。
图4是患者心动周期的示例性Lomb-Scargle周期图。
图5是用于确定冠状循环边界条件的三组件模型的示意图。
图6展示了适合用于血液循环系统(BCS)组件模型的四种不同的弹性腔模型，具体地二元件、三元件、四元件和五元件弹性腔模型(2WM、3WM、4WM、5WM)。
图7展示了用于血液循环系统(BCS)组件模型的若干功能块(a-c)和由功能块(b)组成的示例性多块系统(d)。
图8展示了包括全身循环和肺循环元件的血液循环系统(BCS)模型及其与HPV组件的关系。
图9展示了适合用于血液循环系统(BCS)组件模型的包括电阻、惯性和电容(RLC)参数的集总参数功能块。
图10展示了(a)心脏-心室-压力-容积环路、(b)作为时间的函数绘制的主动脉压力、以及(c)作为时间的函数绘制的心室容积的示意图。
图11展示了功能块(a)和整个心脏压力-容积(HPV)组件模型(b)。
图12是示出在五个心动周期期间重建的患者特定的心脏心室容积和压力的曲线图。
图13展示了一般冠状动脉血流(CBF)模型概念。
图14展示了适合用于冠状动脉血流(CBF)组件模型的六个示例性模型。
图15展示了适合用于多隔室冠状动脉血流(CBF)模型的五个不同的功能块(a)-(e)。
图16展示了适合用于冠状动脉血流(CBF)组件模型的功能块的一组参数。
图17展示了具有描述参数的适合用于冠状动脉血流(CBF)组件模型的集总参数多层/多隔室模型。
图18详细展示了用于确定冠状循环边界条件的三组件模型，包括：血液循环系统(BCS)(肺循环和全身循环)模型组件、心脏压力-容积(HPV)模型组件、以及冠状动脉血流(CBF)模型组件。
图19是患者血管的一部分的示例3D网格。
图20展示了用于确定冠状循环流入和流出边界条件的示意图。
图21是根据本披露内容的一个或多个示例实施例的使用稳态模拟对冠状动脉中的血液动力学参数进行患者特定的建模的方法的示意框图。
图22是根据本披露内容的一个或多个示例实施例的使用稳态模拟对冠状动脉中的血液动力学参数进行患者特定的建模的方法的示意框图。
图23是根据本披露内容的一个或多个示例实施例的使用瞬态模拟对冠状动脉中的血液动力学参数进行患者特定的建模的方法的示意框图。
图24是根据本披露内容的一个或多个示例实施例的使用瞬态模拟对冠状动脉中的血液动力学参数进行患者特定的建模的方法的示意框图。
图25是将使用三组件模型变体获得的血流储备分数(FFR)结果与现实生活结果进行比较的受试者工作特性(ROC)曲线。
具体实施方式
本披露内容涉及用于根据体积成像数据和连续动脉压数据对冠状动脉血流进行非侵入性患者特定的建模的设备、系统、方法、计算机可读介质、技术和方法论等。可以使用非侵入性医学成像技术(诸如，计算机断层扫描血管造影术(CTA)或磁共振血管造影术(MRA))来捕获患者冠状动脉的体积数据。体积数据可以用于创建适合于计算流体动力学(CFD)模拟的患者冠状动脉的解剖模型。可以使用非侵入性技术导出连续动脉压数据。连续动脉压数据可以用于确定CFD模拟的边界条件。患者特定的CFD模拟可以使用冠状动脉解剖模型来执行，其中，入口和出口边界条件是根据连续动脉压数据确定的。冠状动脉中的患者特定的血液动力学参数可以从CFD模拟中导出，并且可以用于表征/评估心血管疾病，诸如，患者狭窄的功能评估。
可以使用源自医学成像数据的患者特定的冠状动脉解剖模型和源自连续动脉压数据的患者特定的边界条件来执行CFD模拟，以确定患者冠状动脉中的患者特定的血液动力学参数。在实施例中，可以使用三组件模型来确定用于CFD模拟的冠状动脉流入边界条件。三组件模型可以包括描述全身和肺血液循环的血液循环系统(BCS)组件、描述心室或心房压力与容积之间的关系的心腔压力-容积(HPV)组件、以及描述冠状树血液循环的冠状动脉血流(CBF)组件。三组件模型可以允许确定患者冠状动脉入口处的体积流速波形。所确定的患者冠状动脉入口处的体积流速波形可以用于确定CFD模拟的冠状动脉流出边界条件。例如，使用默里定律或类似的异速生长尺度律，患者冠状动脉入口处的体积流速波形可以用于确定患者冠状动脉出口处的体积流速波形(参见Sherman T(1981)On connectinglarge vessels to small-the meaning of Murray’s law[关于将大血管连接到小血管——默里定律的含义].Journal of General Physiology[普通生理学杂志],78(4):431-453.)。
根据本披露内容的冠状动脉血流的患者特定的建模可以利用比现有方法更具优势的技术。例如，所构建的患者特定的解剖模型可以仅对患者的冠状动脉进行建模。也就是说，所构建的患者特定的解剖模型可以不包括例如患者主动脉的重建或心腔容积的估计。这可以减少数值复杂性和模拟时间。另外，边界条件可以从非侵入地测量的连续动脉压数据中导出。使用压力数据导出边界条件的优点包括相对于通常用于所确定的边界条件的其他参数(例如，速度、质量通量)测量压力的容易性以及压力测量值的稳健性，这些压力测量值即使在远离心脏的位置进行非侵入性测量，也不会因误差过大而失效。
在本披露内容中，提及了冠状动脉和冠状动脉血流的建模。应当理解，除非上下文另有明确规定，否则冠状动脉不仅可以包括两条主冠状动脉，还可以包括依附于主冠状动脉的动脉分支和其中包含的任何斑块。
图1和图2展示了根据本披露内容的一个或多个示例实施例的用于冠状动脉中的血液动力学参数的患者特定的建模的方法100。方法100可以在计算机或计算机系统内执行。
计算机可以包括存储指令的一个或多个非暂态计算机可读存储介质，这些指令当由处理器执行时可以执行本文所描述的用于冠状动脉中的血液动力学参数的患者特定的建模的任何动作。计算机可以是或计算机系统可以包括台式或便携式计算机、移动设备(例如，智能手机)、基于云的计算系统、服务器、或任何其他计算机。计算机可以包括处理器、只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)、用于连接外围设备(例如，输入设备、输出设备、存储设备等)的输入/输出(I/O)适配器、用于连接诸如键盘、鼠标、触摸屏和/或其他设备等输入设备的用户接口适配器、用于将计算机连接到网络的通信适配器、以及用于连接计算机到显示器的显示适配器。显示器可以用于向用户显示任何计算的血液动力学参数(例如，与所确定的血液动力学参数重叠地显示患者冠状动脉的图像或三维模型)。
在步骤102中，计算机系统可以接收患者特定的解剖结构数据。计算机系统可以通过通信网络和/或从计算机可读存储介质接收患者特定的解剖结构数据(例如，由CT扫描仪或X射线设备获取的图像数据)。
患者特定的解剖结构数据可以是患者循环系统的2D或3D图像(体积)。图像可以包括患者冠状动脉的至少一部分或全部。图像可以包括也可以不包括其他解剖结构，诸如患者的心脏、主动脉等。可以使用各种非侵入性医学成像方式非侵入地获得患者特定的解剖结构数据。例如，可以使用计算机断层扫描(CT)、计算机断层扫描血管造影术(CTA)、磁共振成像(MRI)、或磁共振血管造影术(MRA)来获得数据。可替代地，患者特定的解剖结构数据可以使用各种侵入性成像方法获得，诸如旋转血管造影术、动态血管造影术、或数字减影血管造影术。
接收到的患者特定的解剖结构数据可以在进一步使用之前由用户和/或计算机系统进行预处理。预处理可以包括例如检查所捕获的图像数据中的错误配准、不一致、或模糊，检查所捕获的图像数据中显示的支架，检查可能阻止冠状动脉管腔可见的其他伪影，检查解剖结构(例如，主动脉、主要冠状动脉、其他血管、以及患者的其他部分)之间是否有足够的对比度。在预处理期间，用户和/或计算机系统能够纠正数据的某些错误或问题。预处理还可以包括对所接收的患者特定的解剖结构数据使用图像处理技术来准备用于生成解剖模型的数据(例如，准备用于分割的数据)。图像处理可以包括例如调整图像中的不同解剖结构(例如，心脏、主动脉、冠状动脉、其他脉管系统、动脉粥样硬化斑块等)之间的对比度水平、平滑解剖结构(例如，应用平滑滤波器)等。
在步骤104中，计算机系统可以接收患者特定的生理数据。计算机系统可以通过通信网络和/或从计算机可读存储介质接收患者特定的生理数据。
患者特定的生理数据可以包括连续动脉压数据(例如，连续记录的血压波形)。连续动脉血压是时变的并且实时测量而没有任何中断(例如，连续地)。在一些实施例中，可以获得大约一(1)分钟的时间段或一(1)分钟到两(2)分钟范围内的时间段内的连续记录的血压波形，但是也可以使用其他连续时间段。无需经皮过程(例如，非侵入性的)即可获得连续动脉压数据。例如，可以使用以下设备来获得数据：NexfinTM监测器、ClearSightTM监测器、CNAPTM监测器、NOVA监测器或后续系统(例如，/>和/>监测器)或其他类似的非侵入性连续动脉压测量设备。可替代地，可以使用各种侵入性方法(诸如，动脉导管插入术)来获得连续动脉压数据。可以对连续动脉压数据进行数据处理(例如，信号处理)以准备用于确定用于CFD模拟的边界条件和/或用于使用CFD模拟解剖模型中的血流的数据。例如，可以从连续动脉压数据中提取压力信号。
患者特定的生理数据可以包括除连续动脉压数据之外的生理数据，诸如患者的心脏电活动、基线心率、身高、体重、血细胞比容、每搏输出量等。通常，可以对任何生理数据进行数据处理(例如，信号处理)以准备用于确定用于CFD模拟的边界条件和/或用于使用CFD模拟解剖模型中的血流的数据。
生理数据可以包括例如来自患者的心电图(ECG)信号的连续记录，其示例在图3中示出。ECG信号可以用于直接重建时间性心动周期参数，诸如心率变异性(例如，RR-间隔)。在图3的示例中，所计算的患者记录的平均RR-间隔为0.897秒。例如，RR-间隔可以用于确定用于CFD模拟的边界条件。
生理数据可以包括例如主动脉压力过程(course)。当患者的ECG信号不可用时，可以使用主动脉压力过程来间接确定时间性心动周期参数，但是与ECG相比，这稍微不那么准确。Lomb-Scargle算法可以用于根据主动脉压力过程构建患者心动周期的Lomb-Scargle周期图，其示例在图4中示出。Lomb-Scargle算法可以用于发现和测试不均匀时间性采样的弱周期信号的显著性(参见Townsend RHD(2010)Fast calculation of the Lomb-Scargleperiodogram using graphics processing units[使用图形处理单元快速计算Lomb-Scargle周期图].The Astrophysical Journal[天体物理学杂志],Supplement Series[增刊系列],Vol.191,247-253.)。在图4的示例中，使用Lomb-Scargle算法计算出的患者压力记录的RR-间隔为0.901秒。使用Lomb-Scargle算法计算的RR-间隔与根据ECG数据确定的RR-间隔稍微不同，但差异小于0.5％。
在步骤106中，计算机系统可以根据所接收的患者特定的解剖结构数据来生成患者冠状动脉的患者特定的解剖模型。患者特定的解剖模型可以是患者冠状动脉的3D几何模型。所构建的患者特定的解剖模型可以仅对患者的冠状动脉进行建模。也就是说，所构建的患者特定的解剖模型可以不包括例如对患者心脏、主动脉、非冠状动脉相关脉管系统、或其他组织的重建。
所接收的患者特定的解剖结构数据(例如，解剖图像)可以包括对应于不同解剖结构(诸如，主动脉、主冠状动脉、冠状动脉分支、心肌等)的不同光密度的区域。解剖结构表面的位置可以基于不同解剖结构之间的对比度(例如，相对暗度和明度)来确定。解剖结构之间的对比度还可以实现某些解剖特征(例如，冠状动脉)的选择性建模，同时从所生成的模型(例如，心脏)中排除其他解剖特征。
形成患者特定的解剖模型的过程通常称为分割。分割可以由计算机系统在有或没有用户输入的情况下自动执行。为了生成患者特定的解剖模型，可以使用任何合适的冠状动脉分割方法在患者特定的解剖结构数据中分割冠状动脉。用于生成患者冠状动脉解剖模型的方法(例如，冠状动脉分割方法)在例如美国专利申请号2010/006776和2012/0072190以及美国专利号7,860,290、7,953,266和8,315,812中进行了描述，这些美国专利中的每一个都出于所有目的通过引用以其全文并入本文。如有必要，计算机系统和/或用户可以检查和/或纠正经分割的冠状动脉(例如，如果存在任何错误，诸如缺失或不准确的冠状动脉或从其延伸的分支，则纠正分割)。
患者特定的解剖模型(例如，3D几何模型)可以表示为曲面网格划分。曲面网格划分可以表示经分割的结构的外部边界，使得它们的形状被表示为一组连接的顶点(例如，网格)。通过使用这样的表示，可以使用基于网格的形状度量或统计来施加形状约束。诸如以下等可变形模型可以是创建患者特定的解剖模型的起点：活动网格模型(AMM)(参见Dufour,A.等人,Segmenting and tracking fluorescent cells in dynamic 3-Dmicroscopy with coupled active surfaces[在具有耦合活动表面的动态3D显微镜中分割和跟踪荧光细胞].IEEE Transactions on Image Processing,14(9),1396-1410.2005；Dufour,A.等人,J.-C.3-D active meshes:fast discrete deformable models for celltracking in 3-D time-lapse microscopy[3D活动网格：用于3D延时显微镜中细胞跟踪的快速离散可变形模型].IEEE Transactions on Image Processing,20(7),1925-1937,2011.)。AMM是图像分析技术中使用的主动轮廓模型(ACM)的3D扩展(参见Kass,M.等人,Active contour models[主动轮廓模型].Int.J.of Computer Vision[计算机视觉]1(4),321-331,1988.)。在基于AMM的方法中，经分割的结构可以表示为封闭表面(前面、网格)，其演化速度由依赖于图像的数据和与图像无关的几何属性计算得出。
在实施例中，用于形成患者特定的解剖模型的过程可以包括例如使用基于AMM的方法来分割冠状动脉中的可见斑块，通过计算机和/或用户选择左和右冠状动脉的根点(例如，起点)，使用基于AMM的方法和所选择的根点来分割冠状动脉，并验证和/或纠正经分割的斑块和动脉的几何形状。
在分割之后，用户和/或计算机系统可以对患者特定的解剖模型进行后处理以准备用于CFD模拟的模型。这可以包括，例如，确定冠状动脉及其分支的中心线，确定冠状动脉及其分支的横截面积，创建流入边界模型(例如，流被引导到冠状动脉中的边界)和流出边界(例如，流被引导出冠状动脉和/或冠状动脉分支的边界)使得流入边界和流出边界垂直于所确定的中心线，由此允许边界条件的应用，并且对模型进行平滑(例如，平滑任何脊、点等)。如果需要，计算机系统和/或用户可以检查和/或纠正患者特定的解剖模型的后处理。
在步骤108中，计算机系统可以确定解剖模型中血流的计算流体动力学(CFD)模拟的边界条件。可以使用所接收的患者特定的生理数据(诸如，所接收的连续动脉压数据)来确定至少一些边界条件。边界条件可以包括冠状循环流入和流出边界条件。
如图5中展示的三组件模型可以用于确定冠状循环边界条件。三组件模型可以包括描述全身和肺血液循环的血液循环系统(BCS)组件、描述心脏压力-容积环路的心脏压力-容积(HPV)组件、以及描述冠状动脉血液循环的冠状动脉血流(CBF)组件(参见图5)。BCS、HPV、以及CBF组件中的每一个都可以从每个组件的各种模型中选择，下面将更详细地讨论这些模型。三组件模型可以将压力波形psa(t)作为输入，其可以从动脉压力的患者特定的连续记录(例如，患者特定的连续动脉压数据)中导出。三组件模型的示例性实施例在图18中示出。
三组件模型可以用于直接确定流入边界条件，诸如患者冠状动脉入口处的体积流速波形(参见图20)。三组件模型可以用于间接确定流出边界条件，诸如患者冠状动脉出口处的体积流速波形(参见图20)。例如，使用异速生长尺度律(ALS)(诸如，Murray定律，其描述了血流和血管半径之间的关系(参见图20))，患者冠状动脉入口处的体积流速波形可以用于确定患者冠状动脉出口处的体积流速波形，(参见Freund J等人,(2012)Fluid flowsand forces in development:functions,features and biophysical principles[发展中的流体流动和力：功能、特征和生物物理原理].Development[发展],139(7):1229-1245；Newberry M等人,VM(2015)Testing foundations of biological scaling theory usingautomated measurements of vascular networks[使用血管网络的自动测量测试生物标度理论的基础].Public Library of Science Computational Biology[科学计算生物学公共图书馆],11(8):e1004455；Sherman T(1981)On connecting large vessels tosmall-the meaning of murray’s law[关于将大血管连接到小血管——默里定律的含义].Journal of General Physiology[普通生理学杂志],78(4):431-453；Algranati D等人.(2010)Mechanisms of myocardium-coronary vessel interaction[心肌-冠状血管相互作用的机制].American Journal of Physiology[美国生理学杂志].Heart andCirculatory Physiology[心脏和循环生理学],Vol.298,No.3,H861-H873.)。根据Murray定律，Murray系统的每个血管中的血流量与r3成正比。
血液循环系统(BCS)组件描述全身和肺血液循环。例如，可以使用二元件、三元件、四元件或五元件弹性腔(2WM、3WM、4WM、5WM)集总功能块对血液循环进行建模，如图6中所示，(参见Garcia D等人(2009)Impairment of coronary flow reserve in aorticstenosis[主动脉瓣狭窄冠状动脉血流储备受损].Journal of Applied Physiology[应用生理学杂志],Vol.106,No.1,113-121；Li J K-J(2000)The Arterial Circulation[动脉循环].Physical Principles and Clinical Applications[物理原理和临床应用],纽约斯普林格；Ostadfar A(2016)Biofluid mechanics[生物流体力学].Principles andapplications[原理与应用].Elsevier；Pappano A等人(2013)Cardiovascularphysiology[心血管生理学].Elsevier；Stergiopulos N等人(1996)Determinants ofstroke volume and systolic and diastolic aortic pressure[每搏输出量以及收缩压和舒张压主动脉压的决定因素].American Journal of Physiology[美国生理学杂志],Vol.270,No.6,Pt.2,H2050-H2059；Westerhof N等人(2009)The arterial windkessel[动脉弹性腔].Medical&Biological Engineering&Computing[医学与生物工程与计算],Vol.47,No.2,131-141；Zamir M(2005)The physics of coronary blood flow[冠状动脉血流物理学].Springer-Verlag.)。在优选的实施例中，可以使用图7中所示的集总参数模型之一对肺循环和全身循环进行建模，而整体血液循环可以使用图8中所示的多隔室模型进行建模。
在实施例中，血液循环系统模型组件(例如，全身和肺循环模型)建立在如图9中所示的电阻(R)-惯性(L)-电容(C)集总参数功能块RLC上。在图9的集总参数功能块中，块输入(in)和输出(out)在时间(t)上是相关的：
/>
其中：q是流速，p是所选择的隔室中流动的血液的压力。如图8中所示，肺循环模型包含动脉(C＝Cpa，R＝Rpa，L＝Lpa)、肺蓄量(C＝0，R＝Rpr，L＝0)、以及静脉(C＝Cpv，R＝Rpv，L＝0)形式的三个隔室，这得到六个方程(3×2＝6)。全身循环模型包含五个隔室，即主动脉(C＝Csa，R＝Rsa，L＝Lsa)、近端传导动脉(C＝Csp，R＝Rsp，L＝Lsp)、远端肌肉动脉(C＝Csd，R＝Rsd，L＝0)、全身蓄量(C＝0，R＝Rsr，L＝0)、以及静脉(C＝Csv，R＝Rsv，L＝0)，这导致十个方程(5×2＝10)。可以对得到的十六个方程组进行数值求解。
心室或心房压力容积(HPV)组件描述了心脏压力容积环路。心动周期由四个阶段组成，如图10中所示(参见Barrett KE等人(2016)Ganong's review of medicalphysiology[Ganong医学生理学评论],McGraw-Hill；Mohrman D等人(2013)Cardiovascular physiology[心血管生理学].纽约,Lange,McGraw-Hill；Pappano A等人(2013)Cardiovascular physiology[心血管生理学].Elsevier.)。许多不同的模型可以用于等容收缩期和舒张期，如例如时变弹性模型(TVE)、时变依从性(TVC)模型、或其他模型(参见Garcia D等人(2009)Impairment of coronary flow reserve in aortic stenosis[主动脉瓣狭窄冠状动脉血流储备受损].Journal of Applied Physiology[应用生理学杂志],Vol.106,No.1,113-121；Lankhaar JW等人(2009)Modeling the instantaneouspressure-volume relation of the left ventricle:a comparison of six models[左心室瞬时压力-容积关系建模：六种模型的比较].Annals of biomedical engineering[生物医学工程年鉴],Vol.37,No.9,1710-1726；Stergiopulos N等人(1996)Determinants ofstroke volume and systolic and diastolic aortic pressure[每搏输出量以及收缩和舒张主动脉压的决定因素].American Journal of Physiology[美国生理学杂志],Vol.270,No.6,Pt.2,H2050-H2059.)。图11展示了用于构建心腔压力-容积(HPV)组件模型(a)的功能块；以及完整的多隔室心腔压力-容积(HPV)组件模型(b)。在优选实施例中，压力-容积(HPV)组件使用基于变化弹性E(t)作为依从性的倒数的构思的模型，其可以写成以下形式：
在等容期期间，心腔中的压力可以由以下方程描述：
p(t)＝E(t)·(V(t)-V0)。
其中，V(t)是心腔容积，Vo是容积截距。
弹性可以基于Archibald Hill函数的卷积计算，其可以写成以下形式：
其中：
并且T是根据RR-间隔的心动周期持续时间，其可以由ECG确定或从主动脉压力过程估计。下表提供了时变弹性模型经验参数的典型值(参见Stergiopulos N等人(1996)Determinants of stroke volume and systolic and diastolic aortic pressure[每搏输出量以及收缩和舒张主动脉压的决定因素].American Journal of Physiology[美国生理学杂志],Vol.270,No.6,Pt.2,H2050-H2059；Faragallah G等人(2012)A new controlsystem for left ventricular assist devices based on patient-specificphysiological demand[基于患者特定的生理需求的左心室辅助设备的新控制系统].Inverse Problems in Science and Engineering[科学与工程中的逆问题],Vol.20,No.5,721-734.)。
| Emin | Emax | a1 | a2 | n1 | n2 |
| 0.06 | 2.31 | 0.303 | 0.508 | 1.32 | 21.9 |
| 0.06 | 2.00 | 0.700 | 1.170 | 1.90 | 21.9 |
时变弹性模型只可以在心动周期的等容期期间使用。对于其他两个心动周期阶段(图10)，血容量部分地积聚在心房中，而其余部分(随后是跨瓣压力梯度)流出。因此，心房流速平衡可以描述为：
并且，类似地，心室流速可以描述为：
同时，跨瓣血流可以描述为：
其中，H是Heaviside阶跃函数。
在实施例中，患者特定的校准(PSC)过程可以用于HPV和BCS模型的最佳参数估计。该过程可以包括：(i)根据患者收缩压和舒张压水平、性别、年龄、以及心率(HR)来确定模型参数的初始近似值(参见Barrett KE等人(2016)Ganong’s review of medicalphysiology[Ganong医学生理学评论],McGraw-Hill；Li J K-J(2000)The ArterialCirculation[动脉循环].Physical Principles and Clinical Applications[物理原理和临床应用],纽约斯普林格；Pappano A等人(2013)Cardiovascular physiology[心血管生理学].Elsevier；Zamir M(2005)The physics of coronary blood flow[冠状动脉血流物理学].Springer-Verlag；Maceira AM等人(2006)Reference right ventricularsystolic and diastolic function normalized to age,gender and body surfacearea from steady-state free precession cardiovascular magnetic resonance[针对年龄、性别和体表面积根据稳态自由进动心血管磁共振归一化的参考右心室收缩和舒张功能]。European Heart Journal[欧洲心脏杂志],Vol.27,Issue 23,第2879-2888页；Maceira AM等人(2006)Normalized left ventricular systolic and diastolicfunction by steady state free precession cardiovascular magnetic resonance[通过稳态自由进动心血管磁共振归一化的左心室收缩和舒张功能].Journal ofCardiovascular Magnetic Resonance[心血管磁共振杂志],Vol.8,Issue 3,417-426.)；(ii)基于包括吸烟习惯、健身习惯、以及药物使用在内的附加信息进行纠正(参见Tsanas A等人(2009)The Windkessel model revisited:a qualitative analysis of thecirculatory system[重新审视弹性腔模型：循环系统的定性分析].MedicalEngineering&Physics[医学工程&物理学],Vol.31,Issue 5,581-588.)；(iii)求解模型(HPV+BCS)，以及(iv)通过将参数拟合到计算出的压力和患者瞬时压力记录来校准参数。以这种方式，时变弹性模型(例如，应用于HPV模型)与循环模型(BCS)结合可以用于使用患者的记录的主动脉压(psa)来重建左右心脏瞬时心室容积(V)和内部压力(pV)过程，如图12所示。
冠状动脉血流(CBF)组件描述冠状动脉血液循环，并在图13中大体示出。CBF组件源自生理学发现的若干结论(参见Epstein S等人(2015)Reducing the number ofparameters in 1D arterial blood flow modeling:less is more for patient-specific simulations[减少一维动脉血流建模中的参数数量：针对患者特定的模拟，越少越好].American Journal of Physiology[美国生理学杂志],Heart and CirculatoryPhysiology[心脏和循环生理学],Vol.309,No.1,H222-H234；Kheyfets VO等人(2016)Azero-dimensional model and protocol for simulating patient-specificpulmonary hemodynamics from limited clinical data[从有限的临床数据中模拟患者特定的肺血液动力学的零维模型和协议].Journal of Biomechanical Engineering[生物力学工程杂志],Vol.138,Issue 12,1-8；Maruyama Y等人(1994)Recent advances incoronary circulation[冠状循环的最新进展].Springer-Verlag,Berlin andHeidelberg[柏林和海德堡]；Mohrman D等人(2013)Cardiovascular physiology[心血管生理学].McGraw-Hill,Lange,纽约；Ostadfar A(2016)Biofluid mechanics[生物流体力学].Principles and applications[原理与应用].Elsevier；Pappano A等人(2013)Cardiovascular physiology[心血管生理学].Elsevier；Zamir M(2005)The physics ofcoronary blood flow[冠状动脉血流物理学].Springer-Verlag；Algranati D等人(2010)Mechanisms of myocardium-coronary vessel interaction[心肌-冠状血管相互作用的机制].American Journal of Physiology[美国生理学杂志].Heart and CirculatoryPhysiology[心脏与循环生理学],Vol.298,No.3,H861-H873；Mynard JP等人(2014)Scalability and in vivo validation of amultiscale numerical model of the leftcoronary circulation[左冠状循环的多尺度数值模型的可扩展性和体内验证].AmericanJournal of Physiology[美国生理学杂志].Heart and Circulatory Physiology[心脏和循环生理学],Vol.306,No.4,H517-H528；Westerhof N等人(2006)Cross-talk betweencardiac muscle and coronary vasculature[心肌和冠状血管系统之间的串扰].Physiological Reviews[生理评论],Vol.86,No.4,1263-1308.)，其包括：(i)迫使冠状动脉流动的主要因素是主动脉中的瞬时压力psa(t)；(ii)心脏心肌—冠状血管相互作用引起与psa(t)相反的压力，具有节流甚至倒流的效果；(iii)积聚在动脉中的血液的惯性效应忽略不计。
基于上述内容，图13中大体示出的CBF组件适合于确定冠状动脉中的流量的CFD模拟的边界条件。CBF组件指定冠状动脉入口中的流量q0(t)源自由心脏收缩和反向积聚节流的强制主动脉压力psa(t)，其中反向积聚主要由心室压力决定。
CBF组件描述了一种因果关系，其中压力充当自变量。因为压力充当CBF组件中的自变量，因此CBF组件及其在患者特定的计算建模中的使用优于其他确定边界条件的技术。使用压力作为自变量的一些优点包括：(i)与速度或质量通量相比，压力相对容易测量，而速度和质量通量的测量更具挑战性；以及(ii)即使是在远离心脏的位置进行非侵入性测量，压力测量也不会因误差过大而失效。
冠状动脉血流可以通过许多不同的方式建模(参见Beyar R等人(1987)Time-dependent coronary blood flow distribution in left ventricular wall[左心室壁的时间依赖性冠状动脉血流分布].American Journal of Physiology[美国生理学杂志],Heart and Circulatory Physiology[心脏和循环生理学],Vol.252,No.2,Pt.2,H417-H433；Boileau E等人(2015)One-Dimensional Modelling of the Coronary Circulation[冠状循环的一维建模].Application to Noninvasive Quantification of FractionalFlow Reserve(FFR)[血流储备分数(FFR)的非侵入性量化的应用].Computational andExperimental Biomedical Sciences:Methods and Applications[计算与实验生物医学科学：方法与应用],Vol.21,137-155；Bruinsma T等人(1988)Model of the coronarycirculation based on pressure dependence of coronary resistance andcompliance[基于冠状动脉阻力和依从性的压力相关性的冠状循环模型].Basic ResCardiol[心脏病学基础研究],83:510-524；Burattini R等人(1985)Identification ofcanine intramyocardial compliance on the basis of the waterfall model[基于瀑布模型的犬心肌内依从性识别].Annals of Biomedical Engineering[生物医学工程年鉴],Vol.13,No.5,385-404；Chadwick RS等人(1990)Phasic regional myocardialinflow and outflow:comparison of theory and 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3,584-593，其中一些示例在图14中示出。图14中示出的冠状动脉血流模型可以总结如下：(i)所有模型都有单个的电源元件，通常假设等于主动脉压(psa)(参见id.)；(ii)电源能量在一个电阻元件上部分地消散(c,e,f)(参见Bruinsma T等人(1988)Model of the coronary circulationbased on pressure dependence of coronary resistance and compliance[基于冠状动脉阻力和依从性的压力相关性的冠状循环模型].Basic Res Cardiol,83:510-524；Burattini R等人(1985)Identification of canine intramyocardial compliance onthe basis of the waterfall model[基于瀑布模型的犬心肌内依从性识别].Annals ofBiomedical Engineering[生物医学工程年鉴],Vol.13,No.5,385-404；Garcia D等人(2009)Impairment of coronary flow reserve in aortic stenosis[主动脉瓣狭窄中冠状动脉血流储备受损].Journal of Applied Physiology[应用生理学杂志],Vol.106,No.1,113-121；Holenstein R等人(1990)Parametric analysis of flow in theintramyocardial circulation[心肌内循环流量的参数分析].Annals of BiomedicalEngineering[生物医学工程年鉴],Vol.18,No.4,347-365；Kresh JY等人(1990)Model-based analysis of transmural vessel impedance and myocardial circulationdynamics[基于模型的透壁血管阻抗和心肌循环动力学分析].American Journal ofPhysiology[美国生理学杂志],Heart and Circulatory Physiology[心脏和循环生理学],Vol.258,No.1,H262-H276；Lee J等人(1984)The role of vascular capacitance inthe coronary arteries[血管电容在冠状动脉中的作用].Circ Res 55:751-762；Lee J等人(2012)The multi-scale modelling of coronary blood flow[冠状动脉血流的多尺度建模].Annals of Biomedical Engineering[生物医学工程年鉴],Vol.40,Issue 11,2399-2413；Li J K-J(2000)The Arterial Circulation[动脉循环].PhysicalPrinciples and Clinical Applications[物理原理和临床应用],纽约斯普林格；MohrmanD等人(2013)Cardiovascular physiology[心血管生理学].McGraw-Hill,Lange,纽约；Sengupta D等人；Spaan JAE等人(1981)Diastolic-systolic coronary flowdifferences are caused by intramyocardial pump action in the anesthetized dog[舒张-收缩冠状动脉血流差异是由麻醉狗的心肌内泵作用引起的].Circ Res,Vol.49,Issue 3,584-593.)，在二个电阻元件上部分地消散(b)(参见Chadwick RS等人(1990)Phasic regional myocardial inflow and outflow:comparison of theory andexperiments[阶段性局部心肌流入和流出：理论与实验的比较].American Journal ofPhysiology[美国生理学杂志],Heart and Circulatory Physiology[心脏和循环生理学],Vol.258,No.6,H1687-H1698.)，或在零个电阻元件上部分地消散(a,d)(参见Beyar R等人(1987)Time-dependent coronary blood flow distribution in left ventricularwall[左心室壁的时间依赖性冠状动脉血流分布].American Journal of Physiology[美国生理学杂志],Heart and Circulatory Physiology[心脏和循环生理学],Vol.252,No.2,Pt.2,H417-H433；Boileau E等人(2015)One-Dimensional Modelling of theCoronary Circulation[冠状循环的一维建模].Application to NoninvasiveQuantification of Fractional Flow Reserve(FFR)[血流储备分数(FFR)的非侵入性量化的应用].Computational and Experimental Biomedical Sciences:Methods andApplications[计算与实验生物医学科学：方法与应用],Vol.21,137-155；Garcia D等人(2009)Impairment of coronary flow reserve in aortic stenosis[主动脉瓣狭窄中冠状动脉血流储备受损].Journal of Applied Physiology[应用生理学杂志],Vol.106,No.1,113-121；Judd RM等人(1991)Coronary input impedance is constant duringsystole and diastole[冠状动脉输入阻抗在心脏收缩和舒张期间是恒定的].AmericanJournal of Physiology-Heart and Circulatory Physiology[美国生理学杂志—心脏和循环生理学],Vol.260,No.6,H1841-H1851；Li J K-J(2000)The Arterial Circulation[动脉循环].Physical Principles and Clinical Applications[物理原理和临床应用],纽约斯普林格；Mynard JP等人(2014)Scalability and in vivo validation of amultiscale numerical model of the left coronary circulation[左冠状循环的多尺度数值模型的可扩展性和体内验证].American Journal of Physiology[美国生理学杂志],Heart and Circulatory Physiology[心脏和循环生理学],Vol.306,No.4,H517-H528.)；(iii)流入通常分为单个电阻性和电容性分支，少数模型具有两个电容性元件(b,f)(参见Burattini R等人(1985)Identification of canine intramyocardialcompliance on the basis of the waterfall model[基于瀑布模型的犬心肌内依从性识别].Annals of Biomedical Engineering[生物医学工程年鉴],Vol.13,No.5,385-404；Chadwick RS等人(1990)Phasic regional myocardial inflow and outflow:comparisonof theory and experiments[阶段性局部心肌流入和流出：理论与实验的比较].AmericanJournal of Physiology[美国生理学杂志],Heart and Circulatory Physiology[心脏和循环生理学],Vol.258,No.6,H1687-H1698；Li J K-J(2000)The Arterial Circulation[动脉循环].Physical Principles and Clinical Applications[物理原理和临床应用],纽约斯普林格；Marsden AL(2014)Thrombotic risk stratification usingcomputational modeling in patients with coronary artery aneurysms followingKawasaki disease[使用计算模型对川崎病后冠状动脉瘤患者进行血栓风险分层].Biomechanics and Modeling in Mechanobiology[力学生物学中的生物力学与建模],Vol.13,No.6,1261-1276；Sengupta D等人)；(iv)电容分支可以包括其自身的电阻元件(d)(参见Garcia D等人(2009)Impairment of coronary flow reserve in aortic stenosis[主动脉瓣狭窄中冠状动脉血流储备受损].Journal of Applied Physiology[应用生理学杂志],Vol.106,No.1,113-121；Judd RM等人(1991)Coronary input impedance isconstant during systole and diastole[冠状动脉输入阻抗在心脏收缩和舒张期间是恒定的].American Journal of Physiology-Heart and Circulatory Physiology[美国生理学杂志—心脏和循环生理学],Vol.260,No.6,H1841-H1851；Li J K-J(2000)TheArterial Circulation[动脉循环].Physical Principles and Clinical Applications[物理原理和临床应用],纽约斯普林格)，或者包括作为心室内压的函数的电源(c,f)(参见Burattini R等人(1985)Identification of canine intramyocardial compliance onthe basis of the waterfall model[基于瀑布模型的犬心肌内依从性识别].Annals ofBiomedical Engineering[生物医学工程年鉴],Vol.13,No.5,385-404；Garcia D等人(2009)Impairment of coronary flow reserve in aortic stenosis[主动脉瓣狭窄中冠状动脉血流储备受损].Journal of Applied Physiology[应用生理学杂志],Vol.106,No.1,113-121；Kresh JY等人(1990)Model-based analysis of transmural vesselimpedance and 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diastole[冠状动脉输入阻抗在心脏收缩和舒张期间是恒定的].American Journal of Physiology-Heartand Circulatory Physiology[美国生理学杂志—心脏和循环生理学],Vol.260,No.6,H1841-H1851；Kresh JY等人(1990)Model-based analysis of transmural vesselimpedance and myocardial circulation dynamics[基于模型的透壁血管阻抗和心肌循环动力学分析].American Journal of Physiology[美国生理学杂志],Heart andCirculatory Physiology[心脏和循环生理学],Vol.258,No.1,H262-H276；Lee J等人(1984)The role of vascular capacitance in the coronary arteries[血管电容在冠状动脉中的作用].Circ Res 55:751-762；Lee J等人(2012)The multi-scale modellingof coronary blood flow[冠状动脉血流的多尺度建模].Annals of BiomedicalEngineering[生物医学工程年鉴],Vol.40,Issue 11,2399-2413；Li J K-J(2000)TheArterial Circulation[动脉循环].Physical Principles and Clinical Applications[物理原理和临床应用],纽约斯普林格；Mynard JP等人(2014)Scalability and in vivovalidation of a multiscale numerical model of the left coronary circulation[左冠状循环的多尺度数值模型的可扩展性和体内验证].American Journal ofPhysiology[美国生理学杂志],Heart and Circulatory Physiology[心脏和循环生理学],Vol.306,No.4,H517-H528；Spaan JAE等人(1981)Diastolic-systolic coronaryflow differences are caused by intramyocardial pump action in theanesthetized dog[舒张-收缩冠状动脉血流差异是由麻醉狗的心肌内泵作用引起的].Circ Res,Vol.49,Issue 3,584-593.)。一般而言，这些可以被认为是建立在图15中所示的功能块上的多隔室模型。
在优选实施例中，冠状动脉血流使用图16中所示的集总功能块进行建模。图16中所示的冠状动脉血流模型可能需要求解以下质量通量守恒方程：
其中，H是Heaviside阶跃函数。节流压力pR和pC描述了心肌-冠状血管相互作用(MVI)，其中，pC＝kC·(CEP+SIP)并且pR＝kR(CEP+SIP。[3,4,9,14,22,25,32].被动相互作用机制有三个主要假设，并且血管外压力描述可以包括(参见Algranati D等人(2010)Mechanismsof myocardium-coronary vessel interaction[心肌-冠状血管相互作用的机制].American Journal of Physiology[美国生理学杂志].Heart and CirculatoryPhysiology[心脏与循环生理学],Vol.298,No.3,H861-H873；Mynard JP等人(2014)Scalability and in vivo validation of a multiscale numerical model of theleft coronary circulation[左冠状循环的多尺度数值模型的可扩展性和体内验证].American Journal of Physiology[美国生理学杂志],Heart and CirculatoryPhysiology[心脏和循环生理学],Vol.306,No.4,H517-H528；Westerhof N等人(2006)Cross-talk between cardiac muscle and coronary vasculature[心肌和冠状血管系统之间的串扰].Physiological Reviews[生理评论],Vol.86,No.4,1263-1308.)：(i)间质空腔诱导的细胞外压(CEP＝μ1·pV)，以及(ii)缩短诱导的细胞内压(SIP＝μ2·EV)。瞬时心脏左(或右，分别地)心室压力pV和弹性EV可以从HPV组件中获得，并且可以假设零流量压力pzf等于20mmHg或更小。
冠状动脉在空间上分布在心脏壁中并以不均匀的方式受细胞外压的影响，并且它们可能附加地受到物理或药理学应力条件的调节——特别是因施用腺苷受体(嘌呤能P1受体)激动剂而充血的，诸如腺苷或腺苷注射液或更选择性的A2A受体激动剂(Regadenoson、Binodenoson)。在实施例中，心脏壁异质性的影响(在应力影响下附加地修改)可以通过利用具有可变组织压力系数的多层和多隔室模型来描述(参见Garcia D等人(2009)Impairment of coronary flow reserve in aortic stenosis[主动脉瓣狭窄中冠状动脉血流储备受损].Journal of Applied Physiology[应用生理学杂志],Vol.106,No.1,113-121；Holenstein R等人(1990)Parametric analysis of flow in the intramyocardialcirculation[心肌内循环流量的参数分析].Annals of Biomedical Engineering[生物医学工程年鉴],Vol.18,No.4,347-365；Westerhof N等人(2006)Cross-talk betweencardiac muscle and coronary vasculature[心肌和冠状血管系统之间的串扰].Physiological Reviews[生理评论],Vol.86,No.4,1263-1308.)，其示例在图17中示出。根据图17：
其中，心脏组织压力系数为：
在静息状态期间，血管外压非线性下降，以k≈2.0或更大的指数从心内膜到心外膜向下凹。与此相反，在任何活动的冠状血管舒缩张力(假设的最大冠状动脉扩张)的情况下，可以假设线性关系(k≈1.0)。
与消除活动的冠状血管舒缩张力相关的血管舒张作用可以不仅限于心脏组织和功能。更一般地，血管舒张只是心脏趋向性形式(变时性、变力性、松弛性(lusitropism)等)中的一种。此外，内源性和/或外源性介质可能会引起血管阻力降低并允许增加冠状动脉血流以及全身和肺血流。在优选的实施例中，结合内源性或外源性激动剂(A)的嘌呤受体(R)的净心脏趋向性效应(E/Emax)可以通过协同动力学关系来建模
其中，占据的受体的浓度为
结合这些方程和引入换能器比τ＝[R0]/KE，我们得到显式关系
协同嘌呤能受体-刺激激动模型(使用亲和度KA和功效KE)。
在步骤110中，计算机系统可以使用CFD和患者特定的边界条件来模拟患者特定的解剖模型(例如，冠状动脉)中的血流。特别地，CFD模拟可以使用冠状动脉入口和/或出口处的冠状动脉体积流速波形，其可以至少部分地由患者特定的连续动脉压数据确定，作为CFD建模的边界条件。
在运行CFD模拟之前，可以为患者特定的解剖模型创建3D网格以及单独的流入和流出边界模型，以实现CFD模拟(例如，创建用于数值模拟的3D计算网格)。3D网格可以包括沿着患者特定的解剖模型的表面并且遍及患者特定的解剖模型的内部的多个节点(例如，网格点(meshpoints or gridpoints))(参见图19)。如果需要，所生成的网格可以由计算机系统和/或用户检查和/或纠正(例如，纠正网格扭曲、网格中空间分辨率不足等)。
在CFD模拟中，血液可以被建模为牛顿流体或非牛顿流体，并且流场可以通过对刚性壁假设下的离散质量和动量(Navier-Stokes)平衡方程进行数值求解得到。求解血流的三维方程的数值方法可以包括有限差分、有限体积、谱、格子玻尔兹曼、基于粒子、水平集、等几何或有限元方法、或其他计算流体动力学(CFD)数值技术。离散的Navier-Stokes方程可以用于随着时间的推移逐步模拟冠状动脉内的血流速度和压力。即，CFD模拟可以确定网格化解剖模型的每个节点处的血流和压力。CFD模拟的结果可以是基于患者特定的解剖和患者特定的边界条件的患者冠状动脉中的患者特定的血流和压力分布。
在步骤112中，计算机系统可以确定与患者冠状动脉相关联的一个或多个血液动力学参数。可以至少部分地基于CFD模拟结果来确定该一个或多个血液动力学参数。血液动力学参数的示例可以包括冠状动脉特性，诸如血压、血流速率、壁剪切应力(WSS)、振荡剪切指数(OSI)、相对停留时间(RRT)、血流储备分数(FFR)、冠状动脉血流储备(CFR)、瞬时无波形比值(iFR)等。可以在整个患者特定的解剖模型上内插血液动力学参数，以向用户提供关于整个解剖模型的血液动力学参数的信息。
在步骤114中，计算机系统可以输出该一个或多个所确定的血液动力学参数。例如，计算机系统可以显示该一个或多个血液动力学参数或该一个或多个血液动力学参数的可视化内容(例如，2D或3D图像)。例如，计算机系统可以将血液动力学参数呈现为三维交互式可视化内容。计算机系统可以将该一个或多个所确定的血液动力学参数发送到远程计算机以在远程计算机上显示。
在步骤116中，该一个或多个所确定的血液动力学参数用于确定和/或作为患者特定的治疗计划的一部分。在实施例中，该一个或多个所确定的血液动力学参数用于计划心血管疾病中的冠状动脉血运重建术。例如，该一个或多个所确定的血液动力学参数可以用于确定在患者体内放置支架的患者特定的最佳位置，以改善患者冠状动脉中血流的血液动力学条件，然后将支架定位在所确定的最佳位置。作为另一个示例，该一个或多个所确定的血液动力学参数可以用于确定患者的最佳冠状动脉搭桥术，其与替代的冠状动脉搭桥术相比为患者的冠状动脉流动提供更好的血液动力学条件，然后医生对患者执行最佳冠状动脉搭桥术。
在实施例中，该一个或多个所确定的血液动力学参数用于支持虚拟心肺运动试验。例如，该一个或多个所确定的血液动力学参数可以包括血流储备分数(FFR)估计，其可以用于在虚拟心肺运动试验条件期间提供血流储备分数和/或血氧饱和度的非侵入性估计。
尽管已经参考流过冠状动脉的血流的瞬态模拟描述了上述实施例，但是应当理解，本披露内容还包括对流过冠状动脉的血流的稳态模拟。
流过冠状动脉的血流是脉动的。其压力和速度在一次心跳期间随时间变化，这个过程是重复的。模拟这种流的最直接方式是使用瞬态求解器，但这可能非常耗时。使用稳态(例如，静止)模拟可以是有利的，因为其求解时间相对较短，但其并不适用于所有非平稳现象。
为了利用静态模拟，冠状动脉可以被视为管道系统。在这种系统中，压降Δp取决于流体速度v。对于一般流动，压降是速度的二次函数(Δp＝av2+bv+c)。为了确定该方程中的系数，需要找到三对(v，Δp)值。为此，可以针对各种压力和速度(根据流速计算)值的边界条件运行三次稳态模拟，并且可以找到与这些速度对应的压降值。由于这些模拟是独立的，它们可以并行运行。这允许大大缩短求解时间。例如，需要数十小时才能完成的瞬态模拟结果可以在不到一个小时的时间内从静态模拟中获得。为了考虑惯性效应，在压降方程中添加了一个附加项(参见Bird RB等人(1960)Transport Phenomena[输送现象].JohnWiley&Sons,纽约；Young D等人(1973)Flow characteristics in models of arterialstenoses[动脉狭窄模型中的流动特性].II.Unsteady flow[非定常流],Journal ofBiomechanics[生物力学杂志],Vol.6,No.5,547-559；Young D等人(1977)Hemodynamicsof arterial stenoses at elevated flow rates[高流速下动脉狭窄的血液动力学].Circulation Research[循环研究],Vol.41,No.1,99-107.)：
其中：a、b、c是基于静态模拟计算的系数，k＝1.2是惯性系数，l是与入口的距离。
图21至图24示出了使用稳态模拟或瞬态模拟对冠状动脉中的血液动力学参数进行患者特定的建模的方法的低细节或高细节示意框图。如图21至图24中所示，在基于稳态模拟的方法与基于瞬态模拟的方法之间存在一些差异。然而，基于稳态模拟的方法的许多实施细节可以应用于基于瞬态模拟的方法，反之亦然。
参照图21至图22，示出了用于使用稳态模拟对冠状动脉中的血液动力学参数进行患者特定的建模的方法200的低细节或高细节示意框图。
具体参照图21，在步骤202中，获得并预处理患者特定的解剖数据。在步骤204中，基于获得的解剖数据来创建三维模型。在步骤206中，准备三维模型以用于数值分析。在步骤208中，使用三维模型来执行计算分析。在步骤210中，获得并预处理患者特定的外周动脉压力记录数据。在步骤212中，基于压力记录数据来创建边界条件。在步骤214中，组合并输出计算分析和边界条件的结果。在步骤216中，基于结果来准备患者特定的治疗计划。
具体参照图22，在步骤302中，初始地检查所获取的患者特定的解剖数据(例如，CT数据)。在步骤304中，对所获取的解剖数据进行图像处理。在标志着开始从所获得的解剖数据中创建三维模型的步骤306中，对斑块进行分割。在步骤308中，选择冠状动脉根点。在步骤310中，对冠状动脉进行分割。在步骤312中，检查分割的质量。在步骤314中，自动地找到动脉中心线。在步骤316中，创建流入和流出边界模型。在步骤318中，对实体模型进行输出和平滑。在步骤320中，验证输出的实体模型。在标志着开始准备用于数值分析的实体模型的步骤322中，生成模型的最终网格。在步骤324中，验证网格。在标志着开始执行计算分析的步骤326中，准备一组CFD案例用于数值分析。在步骤328中，该组CFD案例通过流动模拟来求解。在步骤330中，验证模拟结果。在步骤332中，初始地检查所获取的患者特定的解剖数据(例如，所记录的压力数据)。在开始基于所记录的压力数据来创建边界条件的步骤334中，将压力数据输入到血液循环系统模型。在步骤336中，将来自血液循环系统模型的结果输入到心腔模型中。在步骤338中，将来自心腔模型的结果输入到冠状动脉血流模型中，其输出用于确定边界条件。在步骤340中，验证边界条件确定的结果。在步骤342中，组合边界条件确定和计算流体动力学分析的结果。在步骤344中，输出组合的结果。
参照图23至图24，示出了使用瞬态模拟对冠状动脉中的血液动力学参数进行患者特定的建模的方法400的低细节或高细节示意框图。
具体参照图23，在步骤402中，获得并预处理患者特定的解剖数据。在步骤404中，基于获得的解剖数据来创建三维模型。在步骤406中，获得并预处理患者特定的外周动脉压力记录数据。在步骤408中，基于压力记录数据来创建边界条件。在步骤410中，准备三维模型以用于数值分析。在步骤412中，使用三维模型和边界条件来执行计算分析。在步骤414中，输出计算分析的结果。在步骤416中，基于结果来准备患者特定的治疗计划。
具体参照图24，在步骤502中，初始地检查所获取的患者特定的解剖数据(例如，CT数据)。在步骤504中，对所获取的解剖数据进行图像处理。在标志着开始从所获得的解剖数据中创建三维模型的步骤506中，对斑块进行分割。在步骤508中，选择冠状动脉根点。在步骤510中，对冠状动脉进行分割。在步骤512中，检查分割的质量。在步骤514中，自动地找到动脉中心线。在步骤516中，创建流入和流出边界模型。在步骤518中，对实体模型进行输出和平滑。在步骤520中，验证输出的实体模型。在步骤522中，初始地检查所获取的患者特定的解剖数据(例如，所记录的压力数据)。在开始基于所记录的压力数据来创建边界条件的步骤524中，将压力数据输入到血液循环系统模型。在步骤526中，将来自血液循环系统模型的结果输入到心腔模型中。在步骤528中，将来自心腔模型的结果输入到冠状动脉血流模型中，其输出用于确定边界条件。在步骤530中，验证边界条件确定的结果。在标志着开始准备用于数值分析的实体模型的步骤532中，生成模型的最终网格。在步骤534中，验证网格。在标志着开始执行计算分析的步骤536中，准备CFD案例用于数值分析。在步骤538中，CFD案例通过流动模拟来求解。在步骤540中，验证模拟结果。在步骤542中，输出结果。
尽管已经用结构特征和/或动作专用的语言描述了实施例，但应当理解，本披露不一定局限于所描述的特定特征或动作。相反，这些特定特征和动作是作为实现实施例的说明性形式而被披露的。除非另外特别陈述，或在所使用的上下文内以其他方式被理解，条件语言(除其他之外，诸如“可以(can)”、“可以(could)”、“可能(might)”、或“可以(may)”)通常旨在传达某些实施例包括(而其他实施例不包括)某些特征、元素和/或步骤。因此，此类条件语言通常不旨在隐含这些特征、元素和/或步骤对于一个或多个实施例来说是以任何方式所需的、或一个或多个实施例必然包括用于在有或没有用户输入或提示的情况下决定这些特征、元素和/或步骤是否被包括在任何特定实施例中或是否在任何特定实施例中有待执行的逻辑。
示例
示例1
将根据本披露内容的一个或多个示例实施例的用于冠状动脉中的血液动力学参数的患者特定的建模的方法的结果与现实生活中的结果进行比较。特别地，使用本披露内容的一个或多个示例实施例将来自3家医院的30名患者的侵入性收集的FFR数据与数值计算的FFR值进行比较。总共35个狭窄的统计结果总结在下表和图25中。
| 灵敏度 | 82.4％ |
| 特异性 | 88.9％ |
| 阳性预测值 | 87.5％ |
| 阴性预测值 | 84.2％ |
| 准确性 | 85.7％ |
| ROC曲线下的面积 | 0.863 |
Claims (18)
1.一种确定与冠状动脉相关联的一个或多个血液动力学参数的方法(100，200，400)，包括：
接收患者特定的解剖结构数据(102，202，302，402，502)和患者特定的生理数据(104，210，332，406，522)，其中，所述解剖结构数据包括关于患者冠状动脉的结构信息，并且其中，所述患者特定的生理数据包括连续记录的血压波形；
至少部分地基于所述解剖结构数据来生成所述患者冠状动脉的至少一部分的解剖模型(106，204，306，308，310，312，314，316，318，320，404，506，508，510，512，514，516，518，520)；
至少部分地基于所述连续记录的血压波形来确定用于所述解剖模型中血流的计算流体动力学(CFD)模拟的边界条件(108，212，334，336，338，340，408，524，526，528，530)；
使用CFD和边界条件模拟所述解剖模型中的血流(110，208，214，326，328，330，342，412，536，538，540)；
以及
至少部分地基于所述模拟来确定与所述患者冠状动脉相关联的一个或多个血液动力学参数(112，214，344，414，542)；
其特征在于
所述连续记录的血压波形来自非侵入性测量；并且
其中，确定所述边界条件(108，212，334，336，338，340，408，524，526，528，530)包括：
至少部分地基于血液循环系统模型和所述连续记录的血压波形来确定体积血流速数据；
至少部分地基于心腔压力-容积模型和所述体积血流速数据来确定心室压力数据；
至少部分地基于冠状动脉血流模型、所述连续记录的血压波形、以及所述心室压力数据来确定冠状动脉入口血流数据；以及
至少部分地基于异速生长尺度律和所述冠状动脉入口血流数据来确定冠状动脉出口血流数据。
2.如权利要求1所述的方法，其中，所述解剖结构数据来自非侵入性测量。
3.如权利要求1所述的方法，其中，所述解剖结构数据来自计算机断层扫描血管造影。
4.如权利要求1所述的方法，其中，生成所述解剖模型(106)不包括分割主动脉。
5.如权利要求1所述的方法，其中，所述解剖模型是只有所述患者冠状动脉的模型。
6.如权利要求1所述的方法，其中，所述边界条件包括所述患者冠状动脉的流入边界条件和所述患者冠状动脉的流出边界条件。
7.如权利要求1所述的方法，其中，所述心腔压力-容积模型是时变弹性模型。
8.如权利要求1所述的方法，其中，通过具有可变组织压力系数的多层和多隔室模型来描述心壁异质性的流动效应。
9.如权利要求8所述的方法，其中，所述一个或多个血液动力学参数包括使用协同嘌呤能受体-刺激激动模型获得的与心脏的变时性、变力性、或松弛性相关的一个或多个血液动力学参数。
10.如权利要求1所述的方法，其中，使用瞬态求解器或稳态求解器来执行血流模拟。
11.如权利要求1所述的方法，其中，血管流量和压降特性通过稳态方法确定。
12.如权利要求1所述的方法，其中，所述一个或多个血液动力学参数选自血压、血流、血流速率、壁剪切应力(WSS)、振荡剪切指数(OSI)、相对停留时间(RRT)、血流储备分数(FFR)、瞬时无波形比值(iFR)、以及冠状动脉血流储备(CFR)。
13.如权利要求1所述的方法，进一步包括输出(214，344，414，542)所述一个或多个所确定的血液动力学参数。
14.如权利要求13所述的方法，其中，所述输出(214，344，414，542)包括将所述一个或多个所确定的血液动力学参数发送到显示设备。
15.如权利要求13所述的方法，其中，所述输出(214，344，414，542)包括将所述一个或多个所确定的血液动力学参数发送到远程计算机。
16.如权利要求13所述的方法，进一步包括至少部分地基于所述一个或多个所确定的血液动力学参数来确定患者特定的治疗计划(116，216，416)。
17.如权利要求16所述的方法，其中，所述患者特定的治疗计划是用于在所述患者体内放置支架的患者特定的最佳位置。
18.如权利要求13所述的方法，其中，将所述一个或多个所确定的血液动力学参数用作虚拟心肺运动试验的一部分。
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