CN118102980A - 确定血管参数 - Google Patents

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C·莱夫里耶
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Abstract

本发明提供了一种用于提供血管(110)的标准化的微循环阻力值的系统(100)。该系统包括一个或多个处理器(120)，其被配置成：基于注入的注团在血管中的近侧位置(Posa)和血管中的远侧位置(Posd)之间行进所需的通过时间(TT)来计算(S110)血管(110)的微循环阻力值；以及将计算出的微循环阻力值除以(S120)表示血管在近侧位置(Posa)和远侧位置(Posd)之间的长度的通过长度(dT)，以便提供标准化的微循环阻力值。

Description

确定血管参数
技术领域
本公开涉及医疗领域，尤其涉及血管参数的确定。本公开的第一方面涉及计算血管的微循环阻力值。本公开的第二方面涉及提供血管的通过时间(transit time)。本公开的第三方面涉及根据X射线投影图像数据计算血管的一部分的长度。针对这些方面中的每一个公开了一种系统、一种计算机实现的方法和一种计算机程序产品。
背景技术
冠状动脉疾病“CAD”是指冠状动脉的病变及其向心肌输送含氧血液的能力的退化。最终，缺氧会导致心肌缺血，其症状可包括气短、心绞痛甚至心肌梗死。
虽然阻塞性CAD被公认为是导致心肌供血减少的一个因素，但越来越多的患者有心肌缺血的证据和/或胸痛的报告，而没有阻塞性CAD，这也被称为非阻塞性冠状动脉疾病“NOCAD”。
冠状动脉微血管功能障碍“CMVD”，或简称为MVD，已被证明是导致心肌缺血和心肌功能障碍的一个因素，尤其是在NOCAD的情形下。因此，人们对冠状动脉微血管的评估产生了更多关注。
目前已经提出了几种用于评估微血管的流动参数。这些参数包括冠状动脉血流储备“CFR”、心肌梗死溶栓治疗“TIMI”流动分级、TIMI帧计数和微循环阻力指数“IMR”。已知微循环阻力指数与微血管阻力指数有相同的缩写。与CFR或TIMI方法相比，IMR通常被认为更具特异性和信息量。IMR通常使用压力/流量导丝进行侵入性测量，但最近已研究了通过血管造影术导出的测量结果。
微循环阻力值(如IMR)的计算基于注入的注团在血管中的近侧位置和血管中的远侧位置之间行进所需的通过时间的测量值。虽然指南明确规定了近侧位置的位置是所检查的血管的孔口(ostium)，但对于远侧位置的定位来说指南是不太明确的。正如在Kobayashi,Y.和Fearon,W.F.的名称为“Invasive coronary microcirculationassessment–Current status of Index of Microcirculatory Resistance”(Circulation Journal，日本循环学会官方杂志，2014年；78(5)；第1021-1028页)的文献中提到的，目前大多数文献报告称远侧位置应选择为目标血管的“远侧三分之二”处的位置。
在此类测量中，远侧位置的定位的不精确限定的后果是，微循环阻力值(如IMR)，其依赖于通过时间的值，经常会出现误差。造成这种误差的原因首先是落入目标血管的指定的“远侧三分之二”内的定位范围，其次是准确确定目标血管长度的难度，第三是此类血管的长度在不同受试者之间存在显著差异的事实。因此，误差表现为计算出的微循环阻力值在用户间和用户内的差异，且最终会影响对血管的临床诊断。
因此，有必要改进血管的微循环阻力值的计算。
用于计算血管的微循环阻力值的通过时间的测量值也可能存在误差。因此，可能还需要提供血管的校正后的通过时间测量值。出于与计算微循环阻力值无关的其他原因，确定血管的通过时间也会是有用的。因此，总的来说，改进血管的通过时间的确定会是有用的。
计算血管的微循环阻力值还可依赖于确定血管的一部分的长度。该长度可根据X射线投影图像来测量。根据X射线图像测量该长度也会存在误差。因此，还会需要根据X射线投影图像来计算血管的一部分的长度。出于与计算微循环阻力值无关的其他原因，确定血管的一部分的长度也会是有用的。因此，总的来说，改进根据X射线投影图像来确定血管的一部分长度会是有用的。
发明内容
根据本公开的第一方面，提供了一种用于提供血管的标准化的微循环阻力值的系统。该系统包括一个或多个处理器，其被配置成：
-基于注入的注团在血管中的近侧位置和血管中的远侧位置之间行进所需的通过时间，计算血管的微循环阻力值；以及
-将计算出的微循环阻力值除以表示血管在近侧位置和远侧位置之间的长度的通过长度，以便提供标准化的微循环阻力值。
通过将计算出的微循环阻力值除以通过长度，所得到的标准化的微循环阻力值取决于通过速度，而不仅仅是通过时间。因此，标准化的微循环阻力值对远侧位置的不精确地限定的定位不那么敏感。因此，标准化的微循环阻力值提供了血管的更可靠的指标。
根据本公开的第二方面，提供了一种用于校正血管的通过时间的系统。通过时间表示注入的注团在近侧时间时血管中的近侧位置和在远侧时间时血管中的远侧位置之间沿血管的通过长度以平均通过速度行进所需的时间，平均通过速度被定义为通过长度与通过时间的比值。该系统包括一个或多个处理器，其被配置成：
-接收与血管流体联接的心脏的测量到的心动周期数据，测量到的心动周期数据包括测量到的心动时段和心动周期中的一个或多个心动状态中的每一个的特征时间；
-将一个或多个特征时间、近侧时间和远侧时间映射到测量到的心动时段内的相应时间；
-接收参考流体速度数据，其包括与时间相关的参考流体速度曲线，该曲线表示在具有参考心动时段的参考心动周期内血管中的流体速度；
-在参考流体速度曲线中识别出与测量到的心动周期数据中的一个或多个心动状态中的每一个相对应的参考特征时间；
-变换参考流体速度曲线的时间轴，使得参考心动时段与测量到的心动时段相匹配，并且使得在参考流体速度曲线中识别出的一个或多个心动状态中的每一个的参考特征时间与测量到的心动周期数据中的相对应的一个或多个心动状态中的每一个的特征时间相对应；
-变换经变换的参考流体速度曲线的振幅轴，以便提供经振幅变换的参考流体速度曲线，使得在近侧时间和远侧时间之间的时间间隔内计算出的经振幅变换的参考流体速度曲线的平均速度与平均通过速度相对应；以及
-通过将通过时间乘以平均通过速度与经振幅变换的参考流体速度曲线在整个心动周期内的平均速度的比值，提供校正后的通过时间。
这些操作的结果是提供校正后的通过时间，其与心动周期的测量通过时间期间的那部分无关。这就避免了现有工作流程的与重复向血管注入注团和对多个通过时间测量值进行平均相关联的一些复杂问题。
根据本公开的第三方面，提供了一种用于从由X射线成像系统生成的X射线投影图像数据中计算血管的一部分的长度的系统。该系统包括一个或多个处理器，其被配置成：
-接收表示包括血管的一部分的X射线投影图像的X射线图像数据；
-接收X射线成像系统的几何数据，其表示X射线成像系统关于血管的一部分的定向；
-基于X射线投影图像中的血管的该一部分与参考投影图像中的参考血管之间的匹配，确定X射线投影图像中沿血管的该一部分的长度的位置的长度比例因子，其中参考投影图像是通过使用X射线成像系统的几何数据投影出表示血管的参考血管的3D模型而生成的；以及
-通过使用在沿血管的长度的相应位置处确定的长度比例因子对X射线投影图像中表示出的血管进行缩放，计算血管的该一部分的长度。
这样就可以计算出血管的一部分的准确长度。计算出的长度是准确的，因为它考虑到了透视缩短(foreshortening)。
本公开内容的其他方面、特征和优点将通过以下参照附图对示例的描述而变得明显。
附图说明
图1是示出了根据本公开的一些方面的心脏且包括血管110中的近侧位置Posa和远侧位置Posd的示例的示意图。
图2是示出了根据本公开的一些方面的用于提供血管的标准化的微循环阻力值的系统100的示例的示意图。
图3是示出了根据本公开的一些方面的用于提供血管的标准化的微循环阻力值的方法的示例的流程图。
图4是示出了根据本公开的一些方面的将造影剂注团140注入血管110的示例，以及表示注入的注团140经过血管110的流动的血管造影图像的时间序列130的示意图。
图5是示出了根据本公开的一些方面的表示注入的造影剂注团经过血管110的流动的血管造影图像的时间序列130的示例的示意图。
图6是示出了根据本公开的一些方面的血管造影图像的时间序列130中较早的图像和较晚的图像的示意图。
图7是示出了根据本公开的一些方面的在血管造影图像的时间序列130中从时间T0时较早的图像中的近侧位置Posa到时间T1时较晚的图像中的映射后的位置Pos'a的映射的示意图。
图8是示出了根据本公开的一些方面的包括血管树150和血管110的血管造影图像130'的示意图
图9是示出了根据本公开的一些方面的血管树的时间强度曲线160的示例的示意图。
图10是示出了根据本公开的一些方面的包括血管树150和血管110的最长最小路径C*(Pref，P*d)的示例的血管造影图像130'的示意图。
图11是示出了根据本公开的一些方面的与校正血管的通过时间的第一示例有关的操作的示意图。
图12是示出了根据本公开的一些方面的与校正血管的通过时间的第二示例有关的操作的示意图。
图13是示出了根据本公开的一些方面的参考血管170的3D模型的示意图。
图14是示出了根据本公开的一些方面的从X射线成像系统的X射线源190的角度，在X射线成像系统的检测器的虚拟平面180上投影出的参考血管170'的3D模型的示意图。
图15是示出了根据本公开的一些方面的X射线成像系统的几何数据的示意图，该X射线成像系统的几何数据表示X射线成像系统220关于血管110的一部分的定向，包括X射线成像系统220的中心射线围绕受试者230的纵轴的旋转角度。
图16是示出了根据本公开的一些方面的X射线成像系统的几何数据的示意图，该X射线成像系统的几何数据表示X射线成像系统220关于血管110一部分的定向，包括X射线成像系统220的中心射线相对于受试者230的头颅-尾椎轴线的倾斜角度。
图17是示出了根据本公开的一些方面的校正血管的通过时间的方法的示例的流程图。
图18是示出了根据本公开的一些方面的从由X射线成像系统生成的X射线投影图像数据中计算血管的一部分的长度的方法的示例的流程图。
具体实施方式
参照以下描述和附图提供本公开的示例。在描述中，出于解释的目的，阐述了一些示例的许多具体细节。说明书中提到的“一个示例”、“一种实施方式”或类似的语言是指与该示例相关的特征、结构或特性至少被包括在一个示例中。还应理解的是，与一个示例相关地描述的特征也可用于另一个示例中，为简洁起见，不必在每个示例中重复所有特征。还应理解的是，与一个方面相关地描述的特征也可用于另一个方面，为简洁起见，不必在每个方面中重复所有特征。例如，与提供血管的标准化的微循环阻力值相关地描述的特征、与校正血管的通过时间TT相关地描述的特征以及与根据X射线投影图像数据计算血管的一部分的长度相关地描述的特征可结合使用。此外，与系统相关地描述的特征可以相应的方式在计算机实现的方法和计算机程序产品中实现。
在以下描述中，将提及用于确定血管参数的各种系统。所确定的血管参数包括血管的微循环阻力值、血管的通过时间和血管的一部分的长度。在一些示例中，血管参数是针对冠状动脉血管确定的。例如，以左冠状动脉形式的血管为例。不过，应理解这只是一个示例。这些系统可用于确定冠状动脉血管以及身体内其他部位的血管中的参数。更一般地说，这些系统可用于确定脉管系统的血管的参数。这些系统可用于确定脉管系统中动脉和静脉中的参数，例如包括髂动脉、股动脉、腘动脉、胫动脉、肺动脉和全身动脉。
本文还提到了使用血管造影数据来确定血管参数的示例。在这方面，应理解的是，血管造影数据可以由各种类型的X射线成像系统生成。举例来说，X射线图像数据可由荷兰Best市的Philips Healthcare销售的Philips Azurion 7X射线成像系统生成。血管造影数据一般可由生成2D X射线图像的投影式X射线成像系统生成或由生成体积(即3D)X射线图像的体积式X射线成像系统生成。投影式X射线成像系统通常包括支撑臂，如所谓的“C型臂”或“O型臂”，其支撑X射线源-检测器装置。投影式X射线成像系统可以替代性地包括具有与这些示例不同的形状的支撑臂。投影式X射线成像系统在获取图像数据期间通常会在将支撑臂保持在相对于成像区域的静止位置的情况下生成2D X射线图像。相比之下，体积式X射线成像系统通常是在X射线源-检测器装置围绕成像区域旋转或步进时生成图像数据，且随后将从多个旋转角度获得的图像数据重建为体积图像。体积式X射线成像系统的示例包括计算机断层扫描“CT'”像系统、锥束CT“CBCT”成像系统和光谱CT成像系统。
应注意的是，本文所公开的方法可以作为非暂时性计算机可读存储介质来提供，该介质包括存储在其上的计算机可读指令，当这些指令被至少一个处理器执行时导致至少一个处理器执行该方法。换句话说，计算机实现的方法可以在计算机程序产品中实现。计算机程序产品可以由专用硬件来提供，或者可以由能够运行与适当软件相关联的软件的硬件来提供。在由处理器提供时，该方法的特征的功能可以由单个专用处理器来提供，或由单个共享处理器来提供，或由多个单独的处理器来提供，其中一些处理器可以是共享的。例如，该方法的特征中的一个或多个的功能可由网络处理架构(如客户/服务器架构、互联网或云)中共享的处理器来提供。
术语“处理器”或“控制器”的明确使用不应被解释为仅指能够运行软件的硬件，它可以隐含地包括但不限于数字信号处理器“DSP”硬件、用于存储软件的只读存储器“ROM”、随机存取存储器“RAM”、非易失性存储设备等。此外，本公开的示例可采用计算机程序产品的形式，该计算机程序产品可从计算机可使用存储介质或计算机可读存储介质访问，该计算机程序产品提供程序代码，供计算机或任何指令执行系统使用或与之相关。出于描述的目的，计算机可使用存储介质或计算机可读存储介质可以是任何能够包含、存储、通信、传播或传输程序的装置，以供指令执行系统、装置或设备使用或与之相关。介质可以是电子、磁性、光学、电磁、红外或半导体系统或设备或传播介质。计算机可读介质的示例包括半导体或固态存储器、磁带、可移动计算机磁盘、随机存取存储器“RAM”、只读存储器“ROM”、硬磁盘和光盘。目前的光盘示例包括光盘只读存储器“CD-ROM”、光盘读/写“CD-R/W”、蓝光TM和DVD。
如上所述，本公开总体上涉及血管参数的确定。本公开的第一方面涉及一种用于提供血管的标准化的微循环阻力值的系统。微循环阻力值，如微循环阻力指数或“IMR”，通常是针对血管基于注入的注团在血管中的近侧位置和血管中的远侧位置之间行进所需的通过时间的测量值来计算出的。例如，IMR由以下公式来限定：
IMR＝Pd·TT 公式1
其中Pd表示在血管中的远侧位置处的远侧压力，TT表示通过时间。IMR通常是使用最大充血时一个心动周期内的远侧压力Pd的时间平均值通过公式1计算出的。
图1是示出了根据本公开的一些方面的心脏包括血管110中的近侧位置Posa和远侧位置Posd的示例的示意图。IMR测量通常是针对主动脉之一进行的，如图1中所示的左前降支动脉“LAD”、左回旋支动脉“LCX”或右冠状动脉“RCA”。举例来说，IMR的值可以针对图1中所示的LAD动脉(其是左冠状动脉树LCA的分支)来确定。图1中的示例的近侧位置Posa和远侧位置Posd被示为针对LAD动脉，其中Posa靠近LAD动脉的孔口，而Posd位于LAD动脉的下三分之二处。
在血管存在严重的心外膜狭窄的情况下，已提出了一种替代性的IMR定义，其中使用以下公式来计算IMR：
在公式2中，附加项Pa表示血管中的近侧位置出的近侧压力，附加项Pw表示冠状动脉楔压，即血管被充气球囊闭塞时狭窄部的远侧位置处的压力。IMR通常使用公式2来计算，使用最大充血时近侧压力Pa在一个心动周期内的时间平均值，使用最大充血时远侧压力Pd在一个心动周期内的时间平均值，以及使用当血管被充气球囊闭塞时在血管中的远侧位置Posd处的压力(楔压Pw)在一个心动周期内的时间平均值。也可以使用替代性公式来计算IMR，这些公式同样依赖于通过时间TT。
通常使用热稀释技术来测量IMR，其中在血管中插入管腔内压力传感器和两个温度传感器。压力传感器测量管腔内压力，温度传感器被布置在血管中的不同位置处，以便测量由注入的室温生理盐水注团引起的血液温度转变在两个温度传感器之间行进所需的通过时间TT。在热稀释技术中，IMR通常是使用被作为多个单个通过时间测量值的平均值计算出的通过时间TT来计算的。最近，研究出了一种替代性的血管造影技术来确定IMR。在这种技术中，在血管造影图像中检测到注入的造影剂注团的前沿的位置，并用它来确定该前沿在血管中的近侧位置和远侧位置之间行进所需的通过时间TT。基于血管造影图像沿血管的强度变化，可以在血管造影图像中识别出该前沿。
无论使用哪种技术来确定通过时间TT，通过时间都表示注入的注团在血管中的近侧位置和血管中的远侧位置之间行进所需的时间。虽然指南明确规定了近侧位置的定位为被检查的血管的孔口，但对于远侧位置的定位则不太明确。正如在Kobayashi,Y.和Fearon,W.F.的名称为“Invasive coronary microcirculation assessment–Current status ofIndex of Microcirculatory Resistance”(Circulation Journal，日本循环学会官方杂志，2014年；78(5)；第1021-1028页)的文献中提到的，目前大多数文献报告称远侧位置应选择为目标血管的“远侧三分之二”处的位置。
在此类测量中，远侧位置定位的不精确限定的后果是，微循环阻力值(如IMR)，其依赖于通过时间的值，经常会出现误差。造成这种误差的原因首先是落入目标血管的指定的“远侧三分之二”内的定位范围，其次是准确确定目标血管长度的难度，第三是这类血管的长度在不同受试者之间存在显著差异的事实。因此，误差表现为计算出的微循环阻力值在用户间和用户内的差异，且最终会影响对血管的临床诊断。
发明人已经确定，可以通过利用表示血管在近侧位置Posa和远侧位置Posd之间的长度的通过长度dT将微循环阻力值标准化，来提供对血管的微循环阻力值的改进。根据本公开的第一方面，提供了一种用于提供血管110的标准化的微循环阻力值的系统100。该系统包括一个或多个处理器120，其被配置成：
-基于注入的注团在血管中的近侧位置Posa和血管中的远侧位置Posd之间行进所需的通过时间TT，计算S110血管110的微循环阻力值；以及
-将计算出的微循环阻力值除以S120表示血管在近侧位置Posa和远侧位置Posd之间的长度的通过长度dT，以便提供标准化的微循环阻力值。
通过将计算出的微循环阻力值除以通过长度dT，所得到的标准化的微循环阻力值依赖于通过速度，而不仅仅是通过时间。因此，标准化的微循环阻力值对远侧位置的不精确地限定的定位不那么敏感。因此，标准化的微循环阻力值提供了血管的更可靠的指标。考虑到微循环阻力值的作用，这一点尤为重要，除其他指标外，它还能为可对血管进行临床诊断的临床医生提供信息。
通过这种方式计算标准化的微循环阻力值，还允许将其与之前的临床研究中的微循环阻力值进行比较。具体来说，可以在无需改变远侧位置的不精确地限定的定位的临床部位解释的情况下计算标准化的微循环阻力值。因此，用于计算标准化的微循环阻力值的数据也可用于计算已知的微循环阻力值。这样允许临床医生将标准化的微循环阻力值与来自历史临床研究的微循环阻力值进行比较。通过在新的标准化的微循环阻力值和现有的微循环阻力值之间提供连续性，可以使用更可靠的指标建立关于微循环阻力值的现有临床知识。
参照图2对系统100进行描述，图2是示意图，示出了根据本公开的一些方面的用于提供血管的标准化的微循环阻力值的系统100的示例。还参照图3描述由该系统执行的操作，图3是流程图，示出了根据本公开的一些方面的用于提供血管的标准化的微循环阻力值的方法的示例。根据图2所示的系统100执行的操作也可由图3所示的方法来执行，反之亦然。
参照图2和图3，在操作S110中，基于注入的注团在血管中的近侧位置Posa和血管中的远侧位置Posd之间行进所需的通过时间TT，计算血管110的微循环阻力值。
例如，在操作S110中被计算微循环阻力值的血管可以是左冠状动脉中的LAD血管，如图1所示。然而，如上所述，该血管可以替代性地是脉管系统中的其他血管。
一般来说，在操作S110中用于计算通过时间TT的近侧位置Posa和远侧位置Posd是相对于相关血管的孔口定义的。因此，在图1所示的示例中，近侧位置Posa相对更靠近LAD孔口，远侧位置Posd相对更远离LAD孔口。近侧位置和远侧位置也指相对于血管内的常规血流的位置；近侧位置相对于血管内的常规血流而言相对处于上游，远侧位置相对于血管内的常规血流而言相对处于下游。在计算诸如IMR的流动参数时，远侧位置Posd可以更具体地是指相关血管的“远侧三分之二”处的位置，如在Kobayashi,Y.和Fearon,W.F.的名称为“Invasive coronary microcirculation assessment–Current status of Index ofMicrocirculatory Resistance”(Circulation Journal，日本循环学会官方杂志，2014年；785；第1021-1028页)的文献中提到的。远侧位置是指在血管造影图像内相关血管中的最远侧位置，有时被用于计算此类流动参数。
在操作S110中计算出的通过时间TT可以使用各种技术来确定。例如，使用上面概述的热稀释技术来确定通过时间。在另一个示例中，使用上面概述的血管造影技术来确定通过时间。其他技术也可用于确定注入的注团的通过时间。
在热稀释技术中，将管腔内压力传感器和两个温度传感器插入血管。例如，压力传感器可形成所谓的“压力丝”的一部分。温度传感器可被布置在压力丝上，或者它们可被包括在一个或多个其他管腔内设备上。压力传感器测量管腔内压力，温度传感器沿血管布置在不同的位置处。两个温度传感器中的第一个，即近侧温度传感器，被布置在血管中的近侧位置Posa处，两个温度传感器中的第二个被布置在血管中的的远侧位置Posd处。压力传感器和温度传感器通常在X射线成像引导下插入，并调整其位置，使得近侧和远侧温度传感器被布置在血管中期望的近侧位置和远侧位置处。在使用中，将室温生理盐水注团注入到血管中，温度传感器测量由注团引起的血液温度转变在近侧位置Posa和远侧位置Posd之间行进所需的通过时间TT。
替代使用热稀释技术测量通过时间TT的替代方案是使用血管造影图像测量通过时间。血管造影图像可使用图2所示的X射线成像系统220来生成。在该技术中，造影剂注团被注入到血管中，并在血管造影图像的时间序列中检测注入的造影剂注团的前沿的位置。根据关注的血管，在一些示例中，血管造影图像可以是冠状动脉造影图像。近侧位置Posa被定义为在时间序列130中较早的X射线图像中检测到的前沿的位置，远侧位置Posd被定义为在时间序列130中较晚的X射线图像中检测到的前沿的位置。通过时间TT对应于较早的X射线图像和较晚的X射线图像之间的时间差。造影剂可包括碘剂或镧系元素(如钆)，或提供了注入有造影剂的血管内的流动可见性的其他物质。
在热稀释技术中，同样在血管造影技术中，相应的生理盐水或造影剂注团可以从与血管110流体联接的针筒中注入。针筒可以手动操作，或者可以使用注射器，如图1中所示的注射器210。注射器210包括针筒和一个针筒驱动器，针筒驱动器被配置处对针筒施加压力。针筒容纳生理盐水或造影剂，并通过注射导管与血管流体联接，使得当针筒驱动器对针筒施加压力时，针筒通过注射导管将生理盐水或造影剂注入到血管210中。注射器210可以手动操作，或自动操作，以便将期望剂量的生理盐水或造影剂输送到血管。用于该目的的合适的注射器示例是荷兰Beek市的Medrad Europe,B.V.公司销售的Medrad Mark 7ArterionTM注射系统。然而，这只是通过举例的方式提及到。
在操作S110中，可以使用通过时间TT来计算各种微循环阻力值。在一些示例中，微循环阻力值是通过将通过时间TT乘以远侧管腔内压力值Pd来确定的，远侧管腔内压力值Pd表示在血管中的远侧位置Posd处的血管内压力。微循环阻力值例如可以是微循环阻力指数IMR值，但也可以计算基于通过时间TT的其他阻力值。IMR值可以使用上文定义的公式1或公式2来计算，但也可以使用其他公式来计算IMR值。
在一个示例中，一个或多个处理器120被进一步配置成将计算出的微循环阻力值乘以参考血管长度d0，以便提供标准化的微循环阻力值。例如，参考血管长度d0可以是血管的群体平均长度。在本例中，可使用公式3根据IMR来计算出标准化的IMR值，IMRd0。
将公式1中的IMR代入公式3，得到：
其中，HMR是充血微血管阻力指数。因此，以这种方式将计算出的标准化的微循环阻力值进一步乘以参考血管长度d0，就得到一个按群体平均值缩放的流动参数。乘以d0的作用还在于将标准化的IMR按当前非标准化的IMR的范围进行缩放。这样，习惯于非标准化数值的医生或心脏病专家就很容易理解所获得的数值。例如，他们可以使用相同的临界值来判断患者是否被认为患有微血管疾病。非急性患者的典型值为IMRcut＝25。超过这个值，微血管阻力指数就会被认为很高，从而导致微血管疾病的阳性诊断。如果d0选择得当，则IMRd0也可以使用相同的临界值。
公式1至公式4中使用的远侧压力Pd的值可以使用管腔内压力传感器来测量，或可以估算出。例如，远侧压力Pd可以使用被设置在远侧位置处的管腔内压力传感器进行测量。替代性地，可以基于近侧压力Pa的测量值来估计远侧压力Pd的值。近侧压力Pa可以使用被设置在近侧位置处的管腔内压力传感器来测量，或者可以通过测量注射造影剂的针筒内的流体压力的体外压力传感器来推断出。
注射器，如图1中所示的注射器210，通常包括此类体外压力传感器，以便在注入注团期间监测血管内的压力。由于体外压力传感器与血管流体联接，且因为流体不可压缩，因此体外压力传感器可从体外位置提供注射导管远端处的管腔内压力的测量结果。由于注射导管的远端通常靠近近侧位置Posa，因此体外压力传感器可以提供近侧压力Pa的可靠测量结果。
如上面所提及的，也可以估算出远侧压力Pd的值。远侧压力Pd可以使用血管的几何模型根据测量到的近侧压力Pa来估算出。可以通过分割血管的一个或多个血管造影图像来提供几何模型。为此，已知有多种图像分割技术，包括阈值处理、模板匹配、主动轮廓建模、基于模型的分割、神经网络(如U-Net等)。可以对表示血管的一个或多个视图的血管造影图像进行分割，以便提供血管110的几何测量值，这些测量值被用于构建血管的模型，利用该模型对流体流动进行建模。举例来说，血管可以用3D中心线来表示，其中沿3D中心线的长度有椭圆形截面。1D或3D血液动力学模型可基于纳维-斯托克斯(Navier-Stokes)偏微分方程，然后与几何模型一起用于确定血管中的流体流动，并最终估算出远侧压力Pd。3D血流动力学模型可以使用计算流体动力学(CFD)技术在3D空间中求解。
公式2中的楔压Pw的值可以以类似于远侧压力Pd的方式来测量。因此，可以使用管腔内压力传感器测量楔压Pw的值。替代性地，也可以使用几何模型以类似于估算出的远侧压力Pd的方式来估算楔压Pw。
继续参照图3，在操作S120中，将在操作S110中计算出的微循环阻力值除以表示血管在近侧位置Posa和远侧位置Posd之间的长度的通过长度dT，以便提供标准化的微循环阻力值。
可以使用各种技术来确定用于操作S120中的通过长度dT。在一种技术中，使用热稀释技术来测量通过时间TT，并根据用于测量通过时间TT的近侧温度传感器和远侧温度传感器之间的已知间隔来确定通过长度dT。在该技术中，一个或多个处理器120接收包含温度数据的管腔内传感器数据，并根据接收到的管腔内传感器数据来确定通过时间TT。此外，管腔内传感器数据由管腔内设备提供，该管腔内设备包括近侧温度传感器和远侧温度传感器，且一个或多个处理器120被进一步配置成基于由注入的注团引起的温度转变在血管110中的近侧温度传感器和血管中的远侧温度传感器之间行进所需的时间来确定通过时间TT。通过长度dT与管腔内设备在近侧温度传感器和远侧温度传感器之间的长度相对应。在该技术中，近侧温度传感器和远侧温度传感器的位置可以是固定的，或者它们可以移动到已知位置，因此可以知道通过长度dT。例如，近侧温度传感器和远侧温度传感器可被设置在管腔内设备上的已知位置处。替代性地，一个或多个温度传感器的位置可被调整到已知位置或可计算出的位置。例如，温度传感器可以沿管腔内设备的长度平移到一个或多个离散位置。替代性地，可在管腔内设备的近端提供长度刻度，用于测量温度传感器沿管腔内设备的长度的平移量，从而测量温度传感器之间的间隔。替代性地，可在管腔内设备的已知位置设置基准标记，利用X射线成像确定温度传感器相对于基准标记的位置，从而确定温度传感器之间的间隔。
在另一种技术中，X射线血管造影图像数据被用于确定通过时间TT和通过长度dT的估计值。血管造影图像数据可使用图2所示的X射线成像系统220生成。在该技术中，处理器120接收X射线血管造影图像数据，该数据包含表示注入的注团经过血管110的流动的图像的时间序列130；且一个或多个处理器120被配置成：
-分析X射线图像数据，以便确定通过时间TT和通过长度dT的估计值。
参照图4至图9对该技术进行更详细的描述。图4是示意图，示出了根据本公开的一些方面的将造影剂注团140注入到血管110中的示例，以及表示注入的注团140经过血管110的流动的血管造影图像的时间序列130。图4的上部分示出了表示将造影剂注团140注入到血管110中的各种定时信号。在图4的上部分，造影剂注团140通过深色阴影脉冲来表示，该脉冲在纵轴上表示造影剂注射速率，在横轴上表示随时间的变化“时间(t)”。注射开始于时间T10，结束于时间T11。造影剂注射可响应于注射触发信号I1启动，该注射触发信号也在图3中示出。注射触发信号I1可以手动生成，或者可以由处理器120生成。在本示例中，造影剂注射速率在T10至T11的时段期间是恒定的。造影剂注射速率可以替代性地随时间改变。
图4的下部分示出了血管造影图像的时间序列130。如图4的上部分所示，时间序列的获取可由成像触发信号A1Trigger启动。成像触发信号A1Trigger可以手动生成，或者可以由处理器120生成。通过使用处理器120生成成像触发信号A1Trigger和/或注射触发信号I1，系统100可以提供时间序列130的生成与造影剂注射140的可靠同步。这可以避免与手动触发这些操作相关联的潜在时间误差，否则这可能导致需要重复造影剂注射130。成像触发信号A1Trigger可以在开始注射造影剂之前生成。时间序列还可以有一个持续时间TSEQ，该持续时间与在从T10到T11的时段期间注射造影剂的持续时间重叠，使得该时间序列捕获到注入的造影剂注团经过血管110的流动。
在这种血管造影技术的一个示例中，血管110中的近侧位置Posa和远侧位置Posd也可以在X射线图像数据中被识别出。在此示例中，注入的注团包括注入的造影剂注团140，且处理器120被配置成：
-在X射线图像数据中识别血管110中的近侧位置Posa和远侧位置Posd；
-基于注入的造影剂注团140在X射线图像数据中的血管中的识别出的近侧位置Posa和血管中的识别出的远侧位置Posd之间行进所需的时间，确定通过时间TT；以及-基于在X射线图像数据中血管110在近侧位置Posa和远侧位置Posd之间的长度，计算通过长度dT的估计值。
参照图5对本示例进行描述，图5是示意图，示出了根据本公开的一些方面的血管造影图像的时间序列130的示例，该时间序列表示注入的造影剂注团经过血管110的流动。图5所示的时间序列可以是在图4所示的注射之后生成的。在图5中，可以看到注入的造影剂随着时间的推移经过血管110前进。在时间T0时，造影剂的前沿位于靠近LAD的孔口的近侧位置处。两个图像帧之后，在时间T1时，造影剂的前沿位于血管110中的远侧位置处。可以使用已知的图像处理技术在血管造影图像130中检测前沿的位置。例如，可通过检测前沿的位置，且在前沿位于相关孔口的预定距离内或位于血管的远侧三分之二处的情况下将该位置分别定义为近侧位置或远侧位置，从而自动检测血管中的近侧位置Posa和远侧位置Posd。血管中的近侧位置Posa和远侧位置Posd也可以基于用户输入来识别。用户输入可以从比如键盘、鼠标、触摸屏等用户输入设备接收。用户输入可指定图像帧以及图像帧中的前沿的与近侧位置Posa和远侧位置Posd中的每一个相对应的位置。参照图5，然后可以将通过时间TT计算为时间T0和时间T1之间的时间差。然后基于在X射线图像数据中血管110在近侧位置Posa和远侧位置Posd之间的长度，计算通过长度dT的估计值。
在一个示例中，血管110在近侧位置Posa和远侧位置Posd之间的长度是通过将近侧位置和远侧位置映射到共同图像来确定的。在此示例中，近侧位置Posa与在时间序列130中较早的X射线图像中的血管110中注入的造影剂注团140的检测到的前沿的位置相对应，远侧位置Posd与在时间序列130中较晚的X射线图像中检测到的前沿的位置相对应。此外，通过时间TT与较早的X射线图像和较晚的X射线图像之间的时间差相对应；通过长度dT的估计值是通过以下方式计算出的：
-将较早的图像中的近侧位置Posa映射到较晚的图像中，以便在较晚的图像中提供映射后的近侧位置Pos'a，或将较晚的图像中的远侧位置Posd映射到较早的图像中，以便在较早的图像中提供映射后的远侧位置Pos'd；以及
-分别确定血管在较晚的图像中在映射后的近侧位置Pos'a和远侧位置Posd之间的长度，或在较早的图像中在近侧位置Posa和映射后的远侧位置Pos'd之间的长度。
参照图6和图7对本示例进行描述，图6是示出了根据本公开的一些方面的血管造影图像的时间序列130中较早的图像和较晚的图像的示意图，图7是示出了根据本公开的一些方面的血管造影图像的时间序列130中从较早的图像(在时间T0时)中的近侧位置Posa到较晚的图像(在时间T1时)中的映射后的位置Pos'a的映射的示意图。
图6的左侧部分示出了时间序列130中的较早的X射线图像，该图像是在时间T0时生成的。该图像与图5中的在时间T0时的图像相对应。在图6的这张图像中，造影剂的前沿位于血管110中的近侧位置Posa处。图6的右侧部分示出了时间序列130中的较晚的X射线图像，该图像是在时间T1时生成的。该图像与图5中的在时间T1时的图像相对应。在图6的这张图像中，造影剂的前沿位于血管110中的远侧位置Posd处。通过时间TT对应于图6中的在时间T0时的较早的X射线图像与在时间T1时的较晚的X射线图像之间的时间差。
在图7中，映射操作通过在时间T0时的较早的图像中的近侧位置Posa与在时间T1时的较晚的图像中的相应的映射后的位置Pos'a之间的虚线来示出。这种映射可使用各种技术来进行。在一种示例技术中，可以将两个图像相互配准。这种技术可以在两个图像之间存在少量运动的情况下提供可靠的结果。在另一种示例技术中，可以使用中心线映射法，其中在较早的图像和较晚的图像中的每一个中识别和跟踪中心线。这种示例技术可以通过路径查找技术来实现。举例来说，可以重复使用比如快速行进(Fast-Marching)的路径查找算法来估计较早的图像中的血管的中心线，同时受到与较晚的图像中的血管的中心线的相似度(例如位置、角度、曲率)的约束。参照图7所述的映射操作可以替代性地以类似的方式通过将较晚的图像中的远侧位置Posd映射到较早的图像中的映射后的远侧位置Pos'd来进行。
如上所述进行映射后，通过计算血管110在近侧位置Posa和远侧位置Posd之间的长度，计算出通过长度dT。该长度可根据包括映射后的位置的血管造影图像(即在图7所示的示例中在时间T1时的较晚的图像)并使用X射线成像系统220的已知校准来确定。校准可提供血管造影图像像素与患者的真实尺寸之间的比例，例如每像素毫米或厘米。对于X射线成像系统的当前几何形状来说，这种校准可以是已知的。也可以基于X射线成像系统220的几何形状，使用比如X射线源、血管110和X射线检测器之间的相对间隔以及X射线检测器的线性尺寸之类的参数进行计算。替代性地，也可以基于血管造影图像中包含的特征的已知尺寸来确定这种校准。
如上所述，可以选择各种位置作为血管110中的远侧位置Posd：
-X射线图像数据中血管110中的远离近侧位置的最远侧位置；或
-X射线图像数据中血管的远侧三分之二处的位置；
-X射线图像数据中血管中的提供超过参考通过长度的通过长度dT的估计值的位置；或
-血管中的可识别的最远侧位置，其提供没有被局部透视缩短到超过预定参考透视缩短值的通过长度dT的估计值。
在另一个示例中，根据表示血管树的血管造影图像的时间序列来确定通过时间TT。在本例中，血管110形成血管树150的一部分，图像的时间序列130表示血管树，并进一步表示注入的造影剂注团140经过血管树的流动。在本例中，处理器120被配置成：
-根据图像的时间序列130生成血管树的时间强度曲线160；以及
-根据时间强度曲线计算通过时间TT，通过时间被定义为时间序列130中的相应图像中的注团140进入血管树的一部分时的第一时间点T0a与注团140使血管树饱和时的第二时间点T1a之间的差值。
参照图8和图9对本示例进行描述。图8是示出了根据本公开的一些方面的包括血管树150和血管110的血管造影图像130'的示意图。在图8中，血管110表示LAD动脉，血管110形成血管树150的一部分。在图8所示的血管造影图像130'中，造影剂已使血管树饱和。图9是示出了根据本公开的一些方面的血管树的时间强度曲线160的示例的示意图。在图9所示的时间强度曲线中，纵坐标“累积血管性(Cumulated Vesselness)(a.u.)”表示以任意单位表示的造影剂强度，而横座标“时间(ms)”表示以毫秒为单位的时间。图9所示的时间强度曲线是通过针对时间序列130中的多个血管造影图像中的每一个计算出“血管性”图像(与在其获取时的血管造影图像相对应)的累积值而生成的。“血管性”图像中的像素表示血管造影图像中的相应像素属于目标血管的概率。然后计算每个“血管性”图像的累积值，以便提供图9中绘制的“累积血管性”的值。计算机视觉方法，例如基于二阶导数或神经网络的方法，是众所周知的用于计算血管性图像的技术。Iyer,K.等人的名称“AngioNet：AConvolutional Neural Network for Vessel Segmentationin X-ray Angiography”(medRxiv 2021.01.25.21250488；doi:https://doi.org/10.1101/2021.01.25.21250488)中描述了一种合适的技术。
在图9中，在时间＝0毫秒时，累积血管性的值从背景水平开始。在时间T0a时，注团140进入血管造影图像中表示出的血管树的一部分。累积血管性的值在时间T0a之后增加，直到时间T1a，此时注团140使血管树饱和。时间T1a与图8所示的血管造影图像130'的时间相对应。在T1a时间之后，血管树在具有造影剂注团的情况下保持饱和，因此累积血管性保持恒定并处于最大值，直到时间＝约160毫秒时开始洗脱。在洗脱过程中，造影剂注团的后缘经过血管树，累积血管性再次朝向背景水平下降。在时间＝约200毫秒后，造影剂注团已被从血管造影图像中表示出的血管树完全洗脱，累积血管性保持处于背景水平。
注团140进入血管树的该一部分时的时间T0a和注团140使血管树饱和时的时间T1a可通过分析时间强度曲线160来确定。时间T0a可以表示注团进入关注的血管的孔口时的时间。可使用阈值水平来检测时间强度曲线首次超过阈值水平的时间T0a。类似地，注团140使血管树饱和时的时间T1a可以通过检测强度首次达到与最大强度相差在预定范围内的水平的时间来确定。例如，时间T1a可对应于时间强度曲线首次达到最大强度的百分之九十的水平的时间。这样，通过时间TT可被计算为时间T0a和时间T1a之间的差值。
可以看出图9所示的时间强度曲线160包括一些噪声。为了在分析时间强度曲线时减少噪声的影响，可以使用拟合程序将一条线拟合到时间强度曲线160上。时间T0a和T1a可以根据拟合线来确定。举例说明，图9示出了时间强度曲线160的直线拟合160'。时间T0a和T1a同样可以通过以与时间强度曲线160类似方式分析直线拟合160'来确定。为了确定时间T0a和T1a，可以替代性地将其他线(如曲线)拟合到时间强度曲线160上。
在根据血管树150确定通过时间TT的本示例中，可通过在血管造影图像的时间序列130中表示出的血管树中的最长血管的长度来提供相应的通过长度dT。在这方面，最长血管可以是血管树中的最长的可识别血管。血管树中的最长的可识别血管可被估算为血管树中的靠近血管树的孔口的参考点与血管树的任何其他点之间的最短路径中的最长者。参照图10对此进行例示说明，图10是示出了根据本公开的一些方面的包括血管树150和血管110的最长最小路径C*(Pref，P*d)的示例的血管造影图像130'的示意图。参考点和血管树的任意点之间的最短路径可以用最小路径技术(如快速行进)来计算。从参考点开始，对于血管树上的每一点，该点的最小路径就是通往该点的路径，同时覆盖最短的测地距离(geodesicdistance)。路径上的测地距离可被定义为沿该路径的累积的电位值，其中任何像素处的电位值都是例如血管性的函数。血管性越高，电位值越低。举例来说，在属于血管树的任何点上，电位值都被设置为一个较小的正数值，ε，而在所有不属于血管树的点上，电位值都被设置为一个较大的值，例如20倍的正数值。对于参考起点Pref和任意点Pd，最小路径C*(Pref，Pd)将连接Pref和Pd，同时实现该路径上遇到的所有电位值的最小可能总和。在图10示出了血管树150以及参考点Pref、目的地点Pd和最佳目的地点P*d。在血管树的每个点上都设置了等于ε的电位值，在不属于血管树的每个点上都设置了等于20×ε的电位值。等于在该路径上遇到的电位值之和的数A(C(Pref，Pd))对应于连接Pref和Pd的每条路径C(Pref，Pd)。最小路径C*(Pref，Pd)对应于从Pref到Pd的所有可能路径中最小的可能值A。如上所述，可以使用快速行进算法高效地找到这条最小路径。现在，dT可以由最小路径C*(Pref，P*d)的长度来提供，其中P*d是属于树的在所有树点Pd中使A(C*(Pref，Pd))最大的点。换句话说，dT对应于最长的最小路径，从测地距离的角度来看，它是以Pref为起点、以树的某一点为终点的最短路径中的最长者。举例来说，该长度在图8中被示为血管110的A点和B点之间的虚线长度。在血管造影图像的时间序列130中，A点对应于关注的血管的孔口的位置，B点对应于血管中的最远的可识别的点。该血管的长度可使用上述任何一种X射线成像系统校准技术来确定，以便提供血管造影图像像素与患者的真实尺寸之间的比例，如每像素毫米或厘米。以这种方式使用血管树中最长血管的长度作为相应的通过长度dT，已表明能提供可靠的通过速度的估计值，通过速度被定义为通过长度dT与通过时间TT的比值。这是因为它相对于血管树拓扑结构的变化很稳定，而且在造影剂在两个平行分支中同时前进的情况下也不会高估速度。
本发明者还确定，微循环阻力值(如IMR)依赖于通过时间的值，也可能会受到来自其他来源的误差的影响。另一个误差来源与血液速度在整个心动周期中的变化有关。其结果是，通过时间TT的测量值取决于心动周期的测量通过时间期间的那部分。另一个误差源与用于计算上述标准化的微循环阻力值的通过长度dT的测量值有关。通过解决这些误差来源中的一个或两个，可以进一步改进计算出的微循环阻力值，如下面更详细地描述的。
如上所述，本发明者已经确定，通过时间的测量结果依赖于心动周期的测量通过时间期间的那部分。这是由于血液速度在整个心动周期中都在变化的事实。因此，在收缩阶段的一部分期间的通过时间TT的测量结果与在舒张阶段的一部分期间的通过时间TT的测量结果不同。这种误差可以通过多次重复测量通过时间和对通过时间进行平均而在一定程度上得到补偿。然而，所产生的工作流程的与重复向血管注入注团和对通过时间进行平均相关联的复杂问题是非常不期望的。根据注团的类型，现有的工作流程的复杂问题可包括：进行多次注团注入、进行多次血管造影获取及其相关的X射线剂量增加和造影剂增加、在医疗过程中计算这种平均值的困难以及医疗过程时间的增加。因此，进行准确的通过时间测量以避免这些问题中的一个或多个将是有利的。
在一个示例中，标准化的微循环阻力值是根据校正后的通过时间T'T来提供的。在此示例中，注入的注团在近侧时间T0时通过血管110中的近侧位置Posa，且注入的注团在远侧时间T1时通过血管110中的远侧位置Posd，注入的注团的平均通过速度VT被定义为通过长度dT与通过时间TT的比值。在本示例中，一个或多个处理器120被进一步配置成校正通过时间TT，使得基于校正后的通过时间T'T来提供标准化的微循环阻力值。一个或多个处理器120被配置成通过以下方式提供校正后的通过时间T'T：
-接收与血管110流体联接的心脏的测量到的心动周期数据Cm(t)，测量到的心动周期数据Cm(t)包括测量到的心动时段TCm和心动周期中的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个的特征时间；
-将一个或多个特征的时间、近侧时间T0和远侧时间T1映射到测量到的心动时段TCm内的相应时间；
-接收参考流体速度数据，其包括与时间相关的参考流体速度曲线Vref(t)，该曲线表示在具有参考心动时段TCref的参考心脏周期内血管110中的流体速度；
-在参考流体速度曲线Vref(t)中识别与测量到的心动周期数据Cm(t)中的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个相对应的参考特征时间；
-变换参考流体速度曲线Vref(t)的时间轴，使得参考心动时段TCref与测量到的心动时段TCm相匹配，并且使得在参考流体速度曲线Vref(t)中识别出的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个的参考特征时间与测量到的心脏周期数据Cm(t)中的相对应的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个的特征时间相对应；
-变换经变换的参考流体速度曲线V'ref(t)的振幅轴，以便提供经振幅变换的参考流体速度曲线V”ref(t)，使得在近侧时间T0和远侧时间T1之间的时间间隔内计算出的经振幅变换的参考流体速度曲线V”ref(t)的平均速度VPref与平均通过速度VT相对应；以及-通过将通过时间TT乘以平均通过速度VT与经振幅变换的参考流体速度曲线V”ref(t)在整个心动周期内的平均速度VrefFull的比值，提供校正后的通过时间T'T。
参照图11对在本示例中执行的操作进行描述，图11是示出了根据本公开的一些方面的与校正血管的通过时间的第一示例相关的操作的示意图。在本示例中执行的操作也可以通过下文参照图12所描述的操作以等效方式执行，下文将对这些操作进行更详细的描述。需要注意的是，关于图11所述的校正后的通过时间T'T的使用不限于确定血管的标准化的微循环阻力值。校正后的通过时间T'T也可作为血管参数应用于一般医疗领域。
参照在本示例中接收测量到的心动周期数据Cm(t)的操作，图11的上部分示出了测量到的心动周期数据Cm(t)的示例。心动周期数据Cm(t)可以由各种来源来提供，包括表示血管110中的流体的压力、速度或温度的传感器数据；由与心脏通信的一个或多个传感器生成的心电图数据；以及包括表示血管110的图像的时间序列130的X射线血管造影图像数据。已知有各种传感器可用于此目的。替代性地，还可对X射线血管造影图像数据进行分析，以便提供心动周期数据Cm(t)。例如，如果X射线血管造影图像数据与心脏的一部分相对应，则可根据表示心脏的该区域内的血管造影图像的强度的时间变化来确定信号Cm(t)。例如，可在此类图像中检测冠状动脉的位置，并可检测表示其运动的强度变化，以便提供随时间变化并表示心脏周期的信号。在图11所示的示例中，心动周期数据Cm(t)表示管腔内压力。
测量到的心动周期数据Cm(t)可以通过任何形式的数据通信(包括有线、光学和无线通信)来接收。举例来说，当使用有线或光学通信时，通信可通过在电缆或光缆上传输的信号进行，而当使用无线通信时，通信可通过RF或光学信号进行。
图11所示的测量到的心动周期数据Cm(t)示出了随时间连续变化的信号。测量到的心动周期数据Cm(t)还包括测量到的心动时段TCm，以及心动周期内的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个的特征时间。心动状态在此被定义为心脏的生物状态。在所示的示例中，管腔内压力信号具有时段TCm、收缩阶段起始SS的特征和舒张阶段开始SD的特征。一般来说，测量到的心动周期数据Cm(t)可包括一个或多个此类心动状态的特征。根据测量到的心动周期数据Cm(t)的来源，测量到的心动周期数据Cm(t)可替代性地或另外包括以下心动状态中的一个或多个的特征：舒张心动阶段的最大速度的时刻DM；收缩心动阶段的最大速度的时刻SM。
值得注意的是，虽然图11所示的测量到的心动周期数据Cm(t)包括随时间连续变化的信号，但由一个或多个处理器120接收到的测量到的心动周期数据Cm(t)可以只包括测量到的心动时段TCm，以及心动周期内的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个的特征时间。
将一个或多个特征的时间、近侧时间T0和远侧时间T1映射到测量到的心脏周期TCm内的相应时间的操作在图11的中央部分示出。图11的中央部分中的公式可用于执行这种将各个时间映射到测量到的心动时段TCm内的相应时间的映射。近侧时间T0和远侧时间T1可以通过将这些时间的测量值与测量到的心动周期数据Cm(t)中的时间测量值同步，而被映射到测量到的心动周期TCm中的相应时间T0'和T1'。在所示的示例中，近侧时间T0和远侧时间T1两者发生在心动周期的舒张部分内。
图11的左下部分示出了在以下操作中接收到的与时间相关的参考流体速度曲线Vref(t)的示例：接收参考流体速度数据，其包括与时间相关的参考流体速度曲线Vref(t)，该曲线表示在具有参考心动时段TCref的参考心动周期内血管110中的流体速度。参考流体速度曲线Vref(t)是血液速度的模型，可以从文献中获得，或者可以从临床数据中确定。参考流体速度曲线Vref(t)可以表示指定条件下的血管，其中参考流体速度曲线Vref(t)被选择为与血管110相对应。例如，流体速度曲线Vref(t)可针对血管、基础状态和充血状态中的每一种状态以及血管通畅度进行指定。这考虑到了例如右冠状动脉通常具有比左冠状动脉明显不太显著的舒张血流分量。血管通畅度可以用血流储备值来定义。如图11的左下部分所示，与时间相关的参考流体速度曲线Vref(t)具有时段TCref。
图11的左下部分还示出了在参考流体速度曲线Vref(t)中识别与测量到的心动周期数据Cm(t)中的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个相对应的参考特征时间的操作。在所示的示例中，在参考流体速度曲线Vref(t)中通过圆圈符号标识了与收缩阶段开始SS相对应的特征时间。同样，在参考流体速度曲线Vref(t)中通过方形符号标识了与舒张阶段开始SD相对应的特征时间。参考流体速度曲线Vref(t)中的这些特征表示这些心动状态的事实可通过临床研究来确定。
变换参考流体速度曲线Vref(t)的时间轴的操作在图11的中下部分中示出。图11的中下部分所示的结果是，图11的左下部分中所示的参考流体速度曲线Vref(t)被映射到图11的中央部分所示的时间轴上。这样提供了经变换的参考流体速度曲线V'ref(t)。该操作可包括对参考流体速度曲线Vref(t)的时间轴进行线性映射。在这种情况下，变换参考流体速度曲线Vref(t)的时间轴的操作可用以下公式来描述：
V′ref(t)＝Vref(t′) 公式6
其中，mod(A,B)表示A模乘B，即A-E(A/B)，其中E(x)表示x的积分部分。
这样提供了对参考流体速度曲线的时间轴进行的线性重映射，使得参考流体速度曲线的时段TCref与测量到的心动周期数据Cm(t)中的测量到的心动时段TCm相匹配。
替代性地，该操作可包括针对连续选定的心动状态的特征之间的每个时间间隔，对参考流体速度曲线Vref(t)的时间轴执行单独的逐段线性映射。举例来说，如果以这种方式映射舒张阶段开始SD两侧的两个时间间隔，则变换参考流体速度曲线Vref(t)的时间轴的操作可通过以下公式与上面限定的公式6一起来描述：
在公式7和公式8中，SD和SDref分别是测量到的心动周期数据Cm(t)和参考流体速度曲线中的舒张阶段开始的时间。
图11的右下部分示出了变换经变换的参考流体速度曲线V'ref(t)的振幅轴以便提供经振幅变换的参考流体速度曲线V”ref(t)的操作。这一操作可包括对经变换的参考流体速度曲线V'ref(t)的振幅轴进行线性缩放，例如根据以下公式进行缩放：
V″ref(t)＝αV′ref(t)＝αVref(t′) 公式9
其中α为振幅比例因子。
此操作可反复进行，直到在近侧时间T0和远侧时间T1之间的时间间隔内计算出的经振幅变换的参考流体速度曲线V”ref(t)的平均速度VPref与平均通过速度VT相对应为止。
然后，通过将平均通过速度VT与经振幅变换的参考流体速度曲线V”ref(t)在整个心动周期内的平均速度VrefFull的比值乘以通过时间TT，来提供校正后的通过时间T'T。
这些操作的结果是提供校正后的通过时间T'T，它与心动周期的测量通过时间TT期间的那部分无关。因此，它避免了现有工作流程的与重复向血管注入注团和对通过时间进行平均相关联的一些复杂问题。
如上所述，本发明人已确定另一个误差源与用于计算上述标准化的微循环阻力值的通过长度dT的测量值有关。在一个示例中，标准化的微循环阻力值是通过使用经分析X射线血管造影图像数据确定的通过长度dT的估计值来提供的。在此示例中，一个或多个处理器120被配置成接收X射线血管造影图像数据，该数据包括表示注入的注团经过血管110的流动的图像的时间序列130；且一个或多个处理器120被配置成分析X射线图像数据，以便确定通过时间TT和通过长度dT的估计值。图像130包括由X射线成像系统生成的投影图像；且一个或多个处理器120被进一步配置成：
-接收X射线成像系统的几何数据，其表示X射线成像系统关于血管110的定向；以及
-通过以下方式确定通过长度dT的估计值：
-基于一个或多个X射线投影图像中的血管110与参考投影图像中的参考血管之间的匹配，确定一个或多个X射线投影图像中沿血管110的长度的位置的长度比例因子，其中参考投影图像是通过使用X射线成像系统的几何数据投影出表示血管110的参考血管170的3D模型而生成的；以及
-通过使用在沿血管110的长度的相应位置处确定的长度比例因子对一个或多个X射线投影图像中表示出的血管110进行缩放，计算血管110在近侧位置Posa和远侧位置Posd之间的长度，以便提供通过长度dT的估计值。
这样就提供了准确的通过长度dT。由于考虑到了透视缩短，因此通过长度dT是准确的。通过使用以这种方式计算出的通过长度来计算上述的标准化的微循环阻力值，可以提高这些值的准确性。需要注意的是，使用以这种方式确定的长度比例因子并不限于计算血管的标准化的微循环阻力值。长度比例因子也可用于在一般医疗领域中计算血管的一部分的长度。
参照图2和图13至图16对本示例进行描述。参照图2，可从X射线成像系统220接收X射线血管造影图像数据。在本示例中注入的注团是造影剂注团。X射线血管造影图像数据可通过任何形式的数据通信(包括有线、光学和无线通信)接收。举例来说，当使用有线或光学通信时，通信可通过在电缆或光缆上传输的信号进行；当使用无线通信时，通信可通过RF或光学信号进行。
在一些示例中，接收到的X射线成像系统的几何数据可包括以下一个或多个：
-X射线成像系统的中心射线围绕受试者的纵轴的旋转角度α；和/或
-X射线成像系统的中心射线相对于受试者的头颅-尾椎轴线的倾斜角度β；和/或
-X射线成像系统220的X射线检测器220b的像素大小；和/或
-X射线成像系统的检测器220b的长度或宽度、X射线成像系统220的X射线源220a与X射线检测器220b之间的间隔以及X射线源220a与血管110之间的间隔。
图14和图16分别示出了旋转角度α和倾斜角度β。图15是示意图，示出了根据本公开的一些方面的表示X射线成像系统220关于血管110的一部分的定向的X射线成像系统的几何数据，包括X射线成像系统220的中心射线围绕受试者230的纵轴的旋转角度α。图16是示意图，示出了根据本公开的一些方面的表示X射线成像系统220关于血管110的该一部分的定向的X射线成像系统的几何数据，包括X射线成像系统220的中心射线相对于受试者230的头颅-尾椎轴线的倾斜角度β。
在图15和图16中，所示的血管110形成受试者230的一部分，X射线成像系统220包括X射线源220a和X射线检测器220b。
在本示例中，参照图13和图14示出了确定一个或多个X射线投影图像中沿血管110的长度的位置的长度比例因子的操作。在一些示例中，沿血管110的长度的位置的长度比例因子在一个且仅在一个X射线投影图像中确定。确定长度比例因子的操作包括使用X射线成像系统的几何数据投影出表示血管110的参考血管170的3D模型。图13是示出了根据本公开的一些方面的参考血管170的3D模型的示意图。图13所示的3D模型包括多条心脏血管。标注的血管110表示右冠状动脉RCA。图14是示出了根据本公开的一些方面的从X射线成像系统的X射线源190的角度，在X射线成像系统的检测器的虚拟平面180上的参考血管170'的投影出的3D模型。参考血管170'的投影出的3D模型使用X射线成像系统的几何数据生成。参考血管170'的投影出的3D模型可使用比如旋转角度α、倾斜角度β、X射线成像系统的检测器220b的长度或宽度、X射线成像系统220的X射线源220a与X射线检测器220b之间的间隔以及X射线源220a与血管110之间的间隔之类的数据生成。投影出的3D模型在检测器220b的虚拟平面180上提供了参考血管170的准确描绘，就像它会出现在X射线成像系统的检测器上一样。
确定沿血管110的长度的位置的长度比例因子的操作包括匹配一个或多个X射线投影图像中的血管110和投影出的参考血管170'。在图14中，投影图像中的血管110也被示为检测器220b的虚拟平面180上的叠加。在所示的示例中，匹配操作尚未完成，因此投影出的参考血管170'和血管110之间存在差异。因此，在图14中，应缩小差异以便获得匹配。这可包括对准3D模型，使得在投影后参考血管的孔口或起点与血管110的孔口或起点相对应。这可包括对3D模型进行缩放，使得在投影后该模型的解剖结构特征与血管图像中的解剖结构特征相对应。这可包括选择参考血管的不同的3D模型或3D模型的一部分，并以类似的方式投影该模型或该模型的一部分，直到找到表示血管110的改进匹配170。
找到最接近的匹配后，确定沿血管110的长度的位置的长度比例因子。长度比例因子可根据参考血管170的3D模型来确定，因为在该模型中血管的长度是已知的。
然后，通过使用在沿血管110的长度的相应位置处确定的长度比例因子对一个或多个X射线投影图像中表示出的血管110进行缩放，计算血管110在近侧位置Posa和远侧位置Posd之间的长度，以便提供通过长度dT的估计值。
确定沿血管110的长度的位置的长度比例因子，以及计算近侧位置Posa和远侧位置Posd之间的血管110的长度的操作，将在下文的示例实施方式中更详细地描述。
在该实施方式中，多个不同受试者的血管(例如冠状动脉树)的三维中心线被存储为3D坐标序列。可以使用已知的成像和图像处理方法(例如使用心脏CT血管造影图像和Philips IntelliSpace Portal综合心脏分析软件)来确定中心线。血管节段可使用标准化命名方案进行标注，例如Austen,W.G.等人的名称为“A reporting system on patientsevaluated for coronary artery disease”(Report of the Ad Hoc Committee forGrading of Coronary Artery Disease,Council on Cardiovascular Surgery,美国心脏协会(1975)Circulation.51(4Suppl)：5-40)的文献中公开的用于冠状动脉的AHA 15节段模型。标记可通过为冠状动脉树的每一中心线点分配一个唯一的标签来完成。专家用户可执行此操作。血管分支点被识别为沿该树标签发生变化的位置。数据库可被构建为一组单个的树，或被构建为平均树的单个模型或每种树类型的平均模型，例如平均左主导模型、右主导模型等。
由于血管节段中心线被表示为3D坐标序列Pi,s,(i＝0...N)，因此血管节段s的3D长度l3D(s)可被计算为相邻中心线点之间的欧氏距离d(Pi，Pi-1)之和：
除了特定于血管之外，3D血管节段还可通过比如患者性别的其他标准被进一步指定。当用于预测观察到的3D中心线的透视缩短时，这些附加标准可用于选择正确的数据库模型。
在投影图像中，血管节段是通过已知方法提取的。在二维情况下，血管节段s被表示为2D检测器坐标Xi，(i＝0...M)的序列。观察到的血管节段的2D长度l2D(s)，包括X射线扇形射束的透视缩短和放大，可被计算为相邻2D中心线点之间的欧氏距离d(Xi，Xi-1)的总和再乘以校准因子dcal，该校准因子估计给定物体和投影几何形状的像素到毫米的对应关系：
2D血管节段使用与3D血管节段的数据库相同的血管节段标签。校准因子dcal可根据血管造影中注射导管的已知尺寸或其他已知校准方法来估算。
如图15和图16所示，X射线血管造影图像通常使用包括C形臂和扇形束的X射线成像系统生成。因此，投影单元可以通过X射线焦点的位置、C型臂的旋转等中心、检测器的拐角位置以及每个方向上的尺寸和像素数来限定。对于透视缩短而言，尤其关注的是中心射线围绕患者的长轴(RAO-LAO方向)的旋转角度α和头颅-尾椎方向上的倾斜角度β。这两个角度确定了使用给定系统几何形状进行投影时焦点的3D位置F(α,β)。
透视缩短估计通过选择合适的3D血管中心线模型开始，该模型由节段标签s确定。首先，将所选的中心线模型的Pi,s偏移一个偏移量，以便确保P0,s位于连接F(α,β)和X0的直线上，且该节段的质心位于通过等中心并平行于C形臂系统的检测器的平面上(深度估计)。然后，被移位的中心线为
已知晓节段模型的真实3D长度l3D(s)。利用简单的射线几何方法，将投影到检测器平面上，可计算出节段的透视缩短和投影出的长度/>从而得到投影点使得：
利用真实3D长度与透视缩短和投影出的长度的比值，在2D中观察到的血管节段的长度l2D(s)可针对透视缩短和放大进行补偿如下：
这样，当需要血管的真实3D长度以获得最准确的结果时，可以使用该补偿的长度。
值得注意的是，上述系统100还可包括以下各项中的一个或多个：注射器210、X射线成像系统220、患者床240、显示器250(可在其上显示一个或多个计算出的值)和用户输入设备(未示出)。用户输入设备可以是键盘、鼠标、触摸屏等。
在另一个示例中，提供了一种提供血管110的标准化的微循环阻力值的方法。该方法包括：
-基于注入的注团在血管中的近侧位置Posa和血管中的远侧位置Posd之间行进所需的通过时间TT，计算S110血管110的微循环阻力值；以及
-将计算出的微循环阻力值除以S120表示血管在近侧位置Posa和远侧位置Posd之间的长度的通过长度dT，以便提供标准化的微循环阻力值。
如前所述，关于图11所描述的校正后的通过时间T'T的使用不限于确定血管的标准化的微循环阻力值。校正后的通过时间T'T也可作为血管参数应用于一般医疗领域中。
因此，根据本公开的第二方面，提供了一种用于校正血管110的通过时间TT的系统。根据本公开的第二方面的各示例在下面被列为示例1A至示例15A。
示例1A.一种用于校正血管110的通过时间TT的系统，通过时间TT表示注入的注团在近侧时间T0时血管中的近侧位置Posa与在远侧时间T1时血管中的远侧位置Posd之间沿着血管110的通过长度dT以平均通过速度VT行进所需的时间，其中平均通过速度被定义为通过长度dT与通过时间TT的比值，该系统包括一个或多个处理器，其被配置成：
-接收S210与血管110流体联接的心脏的测量到的心动周期数据Cm(t)，测量到的心动周期数据Cm(t)包括测量到的心动时段TCm和心动周期内的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个的特征时间Ta、Tb；
-将一个或多个特征的时间、近侧时间T0和远侧时间T1映射S220到测量到的心动时段TCm内的相应时间；
-接收S230参考流体速度数据，其包括与时间相关的参考流体速度曲线Vref(t)，该曲线表示在具有参考心动时段TCref的参考心脏周期内血管110中的流体速度；
-在参考流体速度曲线Vref(t)中识别S240与测量到的心动周期数据Cm(t)中的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个相对应的参考特征时间；
-变换S250参考流体速度曲线Vref(t)的时间轴，使得参考心动时段TCref与测量到的心动时段TCm相匹配，并且使得在参考流体速度曲线Vref(t)中识别出的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个的参考特征时间与测量到的心脏周期数据Cm(t)中的相对应的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个的特征时间相对应；
-变换S260经变换的参考流体速度曲线V'ref(t)的振幅轴，以便提供经振幅变换的参考流体速度曲线V”ref(t)，使得在近侧时间T0和远侧时间T1之间的时间间隔内计算出的经振幅变换的参考流体速度曲线V”ref(t)的平均速度VPref与平均通过速度VT相对应；以及
-通过将通过时间TT乘以平均通过速度VT与经振幅变换的参考流体速度曲线V”ref(t)在整个心动周期内的平均速度VrefFull的比值，提供S270校正后的通过时间T'T。
示例2A.根据示例1A所述的系统，其中测量到的心动周期数据Cm(t)包括两个或更多个心动状态中的每一个的选自以下各项中的特征时间：收缩心脏阶段的开始SS、舒张心脏阶段的开始SD、舒张心脏阶段期间的最大速度的时刻DM和收缩心脏阶段期间的最大速度的时刻SM，并且一个或多个处理器被进一步配置成：
-变换参考流体速度曲线Vref(t)的时间轴，使得在参考流体速度曲线Vref(t)中识别出的参考特征时间与测量到的心动周期数据Cm(t)中的相应特征时间相对应。
示例3A.根据示例1A所述的系统，其中该一个或多个处理器被配置成通过针对连续选定的心动状态的特征之间的每一时间间隔的参考流体速度曲线Vref(t)的时间轴执行单独的逐段线性映射来变换参考流体速度曲线Vref(t)的时间轴。
示例4A.根据示例1A至示例3A中的任一个所述的系统，其中该一个或多个处理器被进一步配置成通过从血管110的与时间相关的参考流体速度曲线的数据库中选择与时间相关的参考流体速度曲线Vref(t)来识别参考流体速度数据。
示例5A.根据示例4A所述的系统，其中血管110形成患者的一部分，并且从血管110的与时间相关的参考流体速度曲线的数据库中选择与时间相关的参考流体速度曲线Vref(t)是基于以下中的至少一项：血管的类型、血管的尺寸、患者的体重指数、患者的性别、患者的年龄、患者的血管主导类型、患者的血液动力学状态、患者的钙化指数、患者的斑块负担指数、患者的血管僵硬度参数、患者的心脏功能参数。
示例6A.根据示例1A至示例5A中的任一个所述的系统，其中测量到的心脏周期数据Cm(t)包括以下中的至少一项：
-X射线血管造影图像数据，其包括表示血管110的图像的时间序列130；
-表示血管110中的流体的压力、速度或温度的传感器数据；以及
-由与心脏通信的一个或多个传感器生成的心电图数据；以及
-其中，该一个或多个处理器被配置成分别通过分析X射线血管造影图像数据、传感器数据和心电图数据来确定测量到的心动时段TCm，以及心动周期内的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个的特征时间。
示例7A.根据示例1A至示例6A中的任一个所述的系统，其中该一个或多个处理器被进一步配置成计算血管110的微循环阻力值，该微循环阻力值基于通过时间TT，其中该微循环阻力值使用校正后的通过时间T'T来计算。
示例8A.根据示例7A所述的系统，其中微循环阻力值是微循环阻力指数IMR值。
示例9A.根据示例1A至示例8A中的任一个所述的系统，其中该一个或多个处理器被进一步配置成：
-接收管腔内设备数据，管腔内设备数据包括由设置在血管110中的近侧位置Posa处的近侧传感器生成的近侧传感器数据，以及由设置在血管中的远侧位置Posd处的远侧传感器生成的远侧传感器数据；以及
-其中，该一个或多个处理器被进一步配置成基于注团在近侧传感器处产生的信号与注团在远侧传感器处产生的信号之间的时间差确定通过时间TT。
示例10A.根据示例1A至示例9A中的任一个所述的系统，其中近侧传感器和远侧传感器包括以下各项中的至少一个：压力传感器、流体速度传感器、温度传感器和超声传感器。
示例11A.根据示例9A或示例10A所述的系统，其中一个或多个处理器被进一步配置成：
-接收X射线图像数据，其包括表示近侧传感器的近侧位置Posa和远侧传感器的远侧位置Posd的一个或多个图像；以及
-分析该一个或多个图像，以便基于近侧传感器的近侧位置Posa和远侧传感器的远侧位置Posd的检测结果来确定通过长度dT的估计值。
示例12A.根据示例1A至示例8A中的任一个所述的系统，其中注入的注团包括注入的造影剂注团140，并且该一个或多个处理器被进一步配置成：
-接收X射线血管造影图像数据，其包括表示注入的注团140经过血管110的流动的图像的时间序列130；以及
-分析图像的时间序列130，以便确定通过时间TT和/或通过长度dT的估计值。
示例13A.根据示例12A所述的系统，其中该一个或多个处理器被进一步配置成在X射线血管造影图像数据中识别血管110中的近侧位置Posa和血管中的远侧位置Posd；以及
-基于注入的造影剂注团140在X射线血管造影图像数据中的血管中的识别出的近侧位置Posa和血管中的识别出的远侧位置Posd之间行进所需的时间，确定通过时间TT；和/或
-基于在X射线血管造影图像数据中的血管110在近侧位置Posa和远侧位置Posd之间的长度，确定通过长度dT的估计值。
示例14A.根据示例13A所述的系统，其中近侧位置Posa对应于在时间序列130中的较早的X射线图像中的血管110内注入的造影剂注团140的检测到的前沿的位置，远侧位置Posd对应于在时间序列130中的较晚的X射线图像中检测到的前沿的位置；以及
-其中，通过计算较早的X射线图像和较晚的X射线图像之间的时间差确定通过时间TT；以及
-其中通过长度dT的估计值是通过以下方式确定的：
-将较早的图像中的近侧位置Posa映射到较晚的图像中，以便在较晚的图像中提供映射后的近侧位置Pos'a，或将较晚的图像中的远侧位置Posd映射到较早的图像中，以便在较早的图像中提供映射后的远侧位置Pos'd；以及
-分别计算血管110在较晚的图像中在映射后的近侧位置Pos'a和远侧位置Posd之间的长度，或在较早的图像中在近侧位置Posa和映射后的远侧位置Pos'd之间的长度。
示例15A.根据示例1A至示例8A中的任一个所述的系统，其中该一个或多个处理器被进一步配置成从计算机可读存储介质、或从管腔内感测设备、或从用户输入设备接收通过长度dT和/或通过时间TT。
因此，根据本公开的第二方面，提供了一种用于校正血管110的通过时间TT的系统。通过时间TT表示注入的注团在近侧时间T0时血管中的近侧位置Posa和在远侧时间T1时血管中的远侧位置Posd之间沿着血管110的通过长度dT以平均通过速度VT行进所需的时间，平均通过速度被定义为通过长度dT与通过时间TT的比值，该系统包括一个或多个处理器，其被配置成：
-接收S210与血管110流体联接的心脏的测量到的心动周期数据Cm(t)，测量到的心动周期数据Cm(t)包括测量到的心动时段TCm和心动周期内的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个的特征时间Ta、Tb；
-将一个或多个特征时间、近侧时间T0和远侧时间T1映射S220到测量到的心动时段TCm内的相应时间；
-接收S230参考流体速度数据，其包括与时间相关的参考流体速度曲线Vref(t)，该曲线表示在具有参考心动时段TCref的参考心脏周期内血管110中的流体速度；
-在参考流体速度曲线Vref(t)中识别S240与测量到的心动周期数据Cm(t)中的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个相对应的参考特征时间；
-变换S250参考流体速度曲线Vref(t)的时间轴，使得参考心动时段TCref与测量到的心动时段TCm相匹配，并且使得在参考流体速度曲线Vref(t)中识别出的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个的参考特征时间与测量到的心脏周期数据Cm(t)中的相应的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个的特征时间相对应；
-变换S260经变换的参考流体速度曲线V'ref(t)的振幅轴，以便提供经振幅变换的参考流体速度曲线V”ref(t)，使得在近侧时间T0和远侧时间T1之间的时间间隔内计算出的经振幅变换的参考流体速度曲线V”ref(t)的平均速度VPref与平均通过速度VT相对应；以及
-通过将通过时间TT乘以平均通过速度VT与经振幅变换的参考流体速度曲线V”ref(t)在整个心动周期内的平均速度VrefFull的比值，提供S270校正后的通过时间T'T。
这些操作的结果是提供校正后的通过时间T'T，其与心动周期的测量通过时间TT期间的那部分无关。因此，它避免了现有工作流程的与重复向血管注入注团和对通过时间进行平均相关联的一些复杂问题。这些操作与上文参照图11和图2所描述的操作相对应。这些操作在图17中也被示出，图17是示出了根据本公开的一些方面的校正血管的通过时间的方法的示例的流程图。根据用于校正血管的通过时间TT的系统110执行的操作也可以通过图17所示的方法来执行，反之亦然。
如上所述，在图11中，校正后的通过时间T'T部分由操作S220提供，其中一个或多个特征时间、近侧时间T0和远侧时间T1被映射到测量到的心动时段TCm内的相应时间。替代性地，可以通过将一个或多个特征时间、近侧时间T0和远侧时间T1映射到心动周期内的相应的角相位0、2π，以等效方式提供校正后的通过时间T'T。在心动周期内映射到相应的角相位而不是相应的时间具有相同的效果，这些操作是在相域中而不是时域中执行的。
参照图12，提供了一种用于校正血管的通过时间TT的系统。通过时间TT表示注入的注团在近侧时间T0时血管中的近侧位置和在远侧时间T1时血管中的远侧位置之间沿着血管的通过长度dT以平均通过速度VT行进所需的时间，平均通过速度由通过长度dT与通过时间TT的比值来定义。该系统包括一个或多个处理器，其被配置成：
-接收与血管流体联接的心脏的测量到的心动周期数据Cm(t)，测量到的心动周期数据Cm(t)包括心动周期内的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个的特征时间Ta、Tb；
-将一个或多个特征时间、近侧时间T0和远侧时间T1映射到心动周期内的相应的角相位0、2π；
-接收参考流体速度数据，其包括与角相位相关的参考流体速度曲线该曲线表示在参考心动周期内血管中的流体速度；
-在参考流体速度曲线中识别与测量到的心动周期数据Cm(t)中的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个相对应的参考特征角相位；
-变换参考流体速度曲线的相位轴，使得在参考流体速度曲线/>中识别出的一个或多个心动状态SS、SD中每一个的参考特征角相位与测量到的心脏周期数据Cm(t)中的一个或多个相应的心动状态SS、SD中的每一个的特征角相位相对应；/>
-变换经变换的参考流体速度曲线的振幅轴，以便提供经振幅变换的参考流体速度曲线/>使得在从与近侧时间T0相对应的角相位开始到与远侧时间T1相对应的角相位结束的角相位间隔内计算出的经振幅变换的参考流体速度曲线/>的平均速度VPref与平均通过速度VT相对应；
-通过将通过时间TT乘以平均通过速度VT与经振幅变换的参考流体速度曲线在整个心动周期内的平均速度VrefFull的比值，提供校正后的通过时间T'T。
这样，校正后的通过时间T'T与心动周期的测量通过时间TT期间的那部分无关。这就避免了现有工作流程的与重复向血管注入注团和对通过时间进行平均相关联的一些复杂问题。这些操作将参照图12进行描述，图12是示出了根据本公开的一些方面的与校正血管的通过时间的第二示例相关的操作的示意图。
参照本示例中接收测量到的心动周期数据Cm(t)的操作，图12的上部分示出了测量到的心动周期数据Cm(t)的示例。心动周期数据Cm(t)可由各种来源提供，包括表示血管110中的流体的压力、速度或温度的传感器数据；由与心脏通信的一个或多个传感器生成的心电图数据；以及包括表示血管110的图像的时间序列130的X射线血管造影图像数据。已知有各种传感器可用于此目的。替代性地，还可对X射线血管造影图像数据进行分析，以便提供心动周期数据Cm(t)。例如，如果X射线血管造影图像数据与心脏的一部分相对应，则可根据表示心脏的该区域内的血管造影图像的强度的时间变化来确定信号Cm(t)。例如，可在此类图像中检测冠状动脉的位置，并检测表示其运动的强度变化，以便提供随时间变化并表示心脏周期的信号。在图12所示的示例中，心动周期数据Cm(t)表示管腔内压力。
测量到的心动周期数据Cm(t)可以通过任何形式的数据通信(包括有线、光学和无线通信)接收。举例来说，当使用有线或光学通信时，通信可通过在电缆或光缆上传输的信号进行，而当使用无线通信时，通信可通过RF或光学信号进行。
图12中所示的心动周期测量数据Cm(t)示出了随时间连续变化的信号。测量到的心动周期数据Cm(t)还包括心动周期内的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个的特征时间Ta、Tb。心动状态被定义为心脏的生物状态。在所示的示例中，管腔内压力信号具有时段Tcm、在时间Ta时收缩阶段开始SS的特征、在时间Tb时舒张阶段开始SD的特征。一般来说，测量到的心动周期数据Cm(t)可包括一个或多个此类心动状态的特征。根据测量到的心动周期数据Cm(t)的来源，测量到的心动周期数据Cm(t)可以替代性地或另外包括以下心动状态中的一个或多个的特征：舒张心脏阶段的最大速度的时刻DM；收缩心脏阶段的最大速度的时刻SM。
值得注意的是，虽然图12中所示的测量到的心动周期数据Cm(t)包括随时间连续变化的信号，但处理器接收到的测量到的心动周期数据Cm(t)可只包括心动周期内的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个的特征时间。
将一个或多个特征时间、近侧时间T0和远侧时间T1映射到心动周期内相应的角相位0、2π的操作在图12的中央部分示出，尤其是通过图12中标有φ'的箭头示出，该箭头将相位轴φ映射到映射后的相位轴φ'。图12的中央部分的公式可用于将时域中的特征时间t映射到相域φ。近侧时间T0和远侧时间T1可被映射到心动周期内的相应的角相位，即在0至2π弧度范围内，方法是将这些时间的测量值与测量到的心动周期数据Cm(t)中的时间测量值同步。在示例中，近侧时间T0和远侧时间T1都发生在心动周期的舒张部分内。
图12的左下部分示出了在以下操作中接收与角相位相关的参考流体速度曲线的示例：接收参考流体速度数据，其包括与角相位相关的参考流体速度曲线/>该曲线表示参考心动周期内血管中的流体速度。参考流体速度曲线/>是血液速度的模型，可以从文献中获得，或者可以根据临床数据来确定。参考流体速度曲线/>可以表示在指定条件下的血管，其中参考流体速度曲线/>被选择为与血管110相对应。例如，流体速度曲线/>可针对血管、基础状态和充血状态中的每一种状态以及血管通畅度进行指定。这考虑到了例如右冠状动脉通常具有比左冠状动脉明显不太显著的舒张血流分量。血管通畅度可以用分数血流储备值来限定。
在参考流体速度曲线中识别出与测量到的心动周期数据Cm(t)中的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个相对应的参考特征角相位的操作也在图12的左下部分中示出。在所示的示例中，在参考流体速度曲线/>中通过圆圈符号标识了与收缩阶段开始SS相对应的特征时间。同样，在参考流体速度曲线/>中通过方形符号标识了与舒张阶段开始SD相对应的特征时间。参考流体速度曲线/>中的这些特征表示这些心动状态的事实可通过临床研究来确定。
变换参考流体速度曲线的相位轴的操作在图12的中下部分中示出。图12的中下部分所示的结果是，来自图12的左下部分的参考流体速度曲线/>被映射到图12的中央部分所示的相位轴上。这样提供了经变换的参考流体速度曲线/>此操作可包括对参考流体速度曲线/>的相位轴进行线性映射。
替代性地，此操作可包括对连续选定的心动状态的特征之间的每个相位间隔的参考流体速度曲线的相位轴执行单独的逐段线性映射。
图12的右下部分示出了变换经变换的参考流体速度曲线的振幅轴以便提供经振幅变换的参考流体速度曲线/>的操作。此操作可包括对经变换的参考流体速度曲线/>的振幅轴进行线性缩放。这一操作可以反复进行，直到在从对应于近侧时间T0的角相位开始到对应于远侧时间T1的角相位结束的角相位间隔内计算出的经振幅变换的参考流体速度曲线/>的平均速度/>与平均通过速度VT相对应为止。
然后，通过将通过时间TT乘以平均通过速度VT与经振幅变换的参考流体速度曲线在整个心动周期内的平均速度VrefFull的比值，提供校正后的通过时间T'T。
这些操作的结果是提供校正后的通过时间T'T，其与心动周期的测量通过时间TT期间的那部分无关。因此，它避免了工作流程的与重复向血管注入注团和对通过时间进行平均相关联的一些复杂问题。
继续本公开的第二方面，在一个示例中，测量到的心动周期数据Cm(t)包括两个或更多个心动状态中的每一个的选自以下各项的特征时间：收缩心动阶段的开始SS、舒张心动阶段的开始SD、舒张心动阶段期间的最大速度的时刻DM和收缩心动阶段期间的最大速度的时刻SM，并且一个或多个处理器被进一步配置成：
-变换参考流体速度曲线Vref(t)的时间轴，使得在参考流体速度曲线Vref(t)中识别出的参考特征时间与测量到的心动周期数据Cm(t)中的相应的特征时间相对应。
以这种方式使用两个或更多个心动状态中的每一个的特征，改善了参考流体速度曲线Vref(t)与测量到的心动周期数据Cm(t)之间的对应性。
在另一个示例中，一个或多个处理器被配置成通过针对连续选定的心动状态的特征之间的每个时间间隔的参考流体速度曲线Vref(t)的时间轴进行单独的逐段线性映射来变换参考流体速度曲线Vref(t)的时间轴。
以这种方式使用单独的逐段线性映射还改善了参考流体速度曲线Vref(t)与测量到的心动周期数据Cm(t)之间的对应性。
血管中的流体速度可取决于多种因素，包括血管类型(如LAD、LCA)、受试者性别等。在另一个示例中，一个或多个处理器被进一步配置成通过从血管110的与时间相关的参考流体速度曲线的数据库中选择与时间相关的参考流体速度曲线Vref(t)来识别参考流体速度数据。
从数据库中选择与时间相关的参考流体速度曲线Vref(t)允许使用适合血管110的速度曲线Vref(t)。
在一个示例中，血管110形成患者的一部分，且从血管110的与时间相关的参考流体速度曲线的数据库中选择与时间相关的参考流体速度曲线Vref(t)的操作基于以下各项中的至少一项：血管的类型、血管的尺寸、患者的体重指数、患者的性别、患者的年龄、患者的血管主导类型、患者的血液动力学状态、患者的钙化指数、患者的斑块负担指数、患者的血管僵硬度参数、患者的心脏功能参数。
这样，系统就可以使用非常适合血管110的速度曲线Vref(t)。这就提供了改进的校正后的通过时间。
如上所述，测量到的心动周期数据Cm(t)可以由各种来源提供。在一个示例中，测量到的心动周期数据Cm(t)包括以下各项中的至少一项：
-X射线血管造影图像数据，其包括表示血管110的图像的时间序列130；
-表示血管110中的流体的压力、速度或温度的传感器数据；以及
-由与心脏通信的一个或多个传感器生成的心电图数据；以及
-其中，该一个或多个处理器被配置成分别通过分析X射线血管造影图像数据、传感器数据和心电图数据来确定测量到的心动时段TCm，以及心动周期内的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个的特征时间。
在一些示例中，一个或多个处理器被进一步配置成计算血管110的微循环阻力值，该微循环阻力值是基于通过时间TT的，其中微循环阻力值使用校正后的通过时间T'T来计算。
在一个示例中，计算出的微循环阻力值是微循环阻力指数IMR值。举例来说，这可以使用公式1或公式2来计算。其他公式也可用于计算IMR值。
在一个示例中，该一个或多个处理器被进一步配置成：
-接收管腔内设备数据，管腔内设备数据包括由设置在血管110中的近侧位置Posa处的近侧传感器生成的近侧传感器数据，以及由设置在血管中的远侧位置Posd处的远侧传感器生成的远侧传感器数据；
-其中，该一个或多个处理器被进一步配置成基于由注团在近侧传感器处产生的信号与由注团在远侧传感器处产生的信号之间的时间差来确定通过时间TT。
在一些示例中，近侧传感器和远侧传感器包括压力传感器、流体速度传感器、温度传感器和超声传感器中的至少一种。例如，超声传感器可以是多普勒超声流动传感器。
在另一个示例中，该一个或多个处理器被进一步配置成：
-接收X射线图像数据，X射线图像数据包括表示近侧传感器的近侧位置Posa和远侧传感器的远侧位置Posd的一个或多个图像；以及
-分析该一个或多个图像，以便基于近侧传感器的近侧位置Posa和远侧传感器的远侧位置Posd的检测结果来确定通过长度dT的估计值。
X射线图像数据可从X射线成像系统(如图2中所示的X射线成像系统220)接收。可使用特征检测器在图像中检测近侧位置和远侧位置，以便分别识别近侧位置和远侧位置。替代性地，可以训练人工智能算法来检测相关传感器的形状。然后，可以使用上述任何一种X射线成像系统校准技术来计算通过长度dT，以便提供血管造影图像像素与患者的真实尺寸之间的比例，例如每像素毫米或厘米。
在一个示例中，注入的注团包括注入的造影剂注团140，且该一个或多个处理器被进一步配置成：
-接收X射线血管造影图像数据，其包括表示注入的注团140经过血管110的流动的图像的时间序列130；以及
-分析图像的时间序列130，以便确定通过时间TT和/或通过长度dT的估计值。
确定通过时间TT和通过长度dT的合适技术在上文参照图5至图9进行了描述。
在一个示例中，该一个或多个处理器被进一步配置成在X射线血管造影图像数据中识别出血管110中的近侧位置Posa和远侧位置Posd；以及
-基于在X射线血管造影图像数据中注入的造影剂注团140在血管中的识别出的近侧位置Posa和血管中的识别出的远侧位置Posd之间行进所需的时间来确定通过时间TT；和/或
-基于在X射线血管造影图像数据中血管110在近侧位置Posa和远侧位置Posd之间的长度来确定通过长度dT的估计值。
确定通过时间TT和通过长度dT的合适技术在上文参照图5至图9进行了描述。
在一个示例中，近侧位置Posa与在时间序列130中较早的X射线图像中的血管110中的注入的造影剂注团140的检测到的前沿的位置相对应，远侧位置Posd与在时间序列130中较晚的X射线图像中的检测到的前沿的位置相对应；以及
-通过计算较早的X射线图像和较晚的X射线图像之间的时间差来确定通过时间TT；以及
-通过以下方式确定通过长度dT的估计值：
-将较早的图像中的近侧位置Posa映射到较晚的图像中，以便在较晚的图像中提供映射后的近侧位置Pos'a，或将较晚的图像中的远侧位置Posd映射到较早的图像中，以便在较早的图像中提供映射后的远侧位置Pos'd；以及
-分别计算血管110在较晚的图像中在映射后的近侧位置Pos'a和远侧位置Posd之间的长度，或在较早的图像中在近侧位置Posa和映射后的远侧位置Pos'd之间的长度。
适合于此的技术在上文参照图7进行了描述。
在一个示例中，该一个或多个处理器被进一步配置成接收来自计算机可读存储介质、或来自管腔内感测设备、或来自用户输入设备的通过长度dT和/或通过时间TT。在本示例中，接收到的通过时间TT是待由系统校正的通过时间。例如，管腔内感测设备可以是流量或压力/流量丝、热稀释丝或其他类型的管腔内设备。
在另一个示例中，提供了一种校正血管110的通过时间TT的方法。通过时间TT表示注入的注团在近侧时间T0时血管中的近侧位置Posa与在远侧时间T1时血管中的远侧位置Posd之间沿着血管110的通过长度dT以平均通过速度VT行进所需的时间，平均通过速度被定义为通过长度dT与通过时间TT的比值。该方法包括：
-接收S210与血管110流体联接的心脏的测量到的心动周期数据Cm(t)，测量到的心动周期数据Cm(t)包括测量到的心动时段TCm和心动周期内的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个的特征时间Ta、Tb；
-将一个或多个特征时间、近侧时间T0和远侧时间T1映射S220到测量到的心动时段TCm内的相应时间；
-接收S230参考流体速度数据，其包括与时间相关的参考流体速度曲线Vref(t)，该曲线表示在具有参考心动时段TCref的参考心脏周期内血管110中的流体速度；
-在参考流体速度曲线Vref(t)中识别S240与测量到的心动周期数据Cm(t)中的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个相对应的参考特征时间；
-变换S250参考流体速度曲线Vref(t)的时间轴，使得参考心动时段TCref与测量到的心动时段TCm相匹配，并且使得在参考流体速度曲线Vref(t)中识别出的一个或多个心动状态SS、SD中的每一个的参考特征时间与测量到的心脏周期数据Cm(t)中的一个或多个相应的心动状态SS、SD中的每一个的特征时间相对应；
-变换S260经变换的参考流体速度曲线V'ref(t)的振幅轴，以便提供经振幅变换的参考流体速度曲线V”ref(t)，使得在近侧时间T0和远侧时间T1之间的时间间隔内计算出的经振幅变换的参考流体速度曲线V”ref(t)的平均速度VPref与平均通过速度VT相对应；以及
-通过将通过时间TT乘以平均通过速度VT与经振幅变换的参考流体速度曲线V”ref(t)在整个心动周期内的平均速度VrefFull的比值，提供S270校正后的通过时间T'T。
如前面所提及的，上述的长度比例因子的使用不限于计算血管的标准化的微循环阻力值。长度比例因子还可用于在一般医疗领域中计算血管的一部分的长度。因此，根据本公开的第三方面，提供了一种用于从由X射线成像系统生成的X射线投影图像数据中计算血管110的一部分的长度的系统。根据本公开的第三方面的各示例在下面被列为示例1B至示例12B。
示例1B.一种用于从由X射线成像系统生成的X射线投影图像数据中计算血管110的一部分的长度的系统，该系统包括一个或多个处理器，其被配置成：
-接收S310表示包括血管110的该一部分的X射线投影图像的X射线图像数据；
-接收S320 X射线成像系统的几何数据，其表示X射线成像系统关于血管110的该一部分的定向；
-基于X射线投影图像中的血管的该一部分与参考投影图像中的参考血管之间的匹配，确定S330 X射线投影图像中的沿血管110的该一部分的长度的位置的长度比例因子，其中参考投影图像是通过使用X射线成像系统的几何数据投影出表示血管110的参考血管的3D模型而生成的；以及
-通过使用在沿血管110的长度的相应位置处确定的长度比例因子对X射线投影图像中表示出的血管110进行缩放，计算S340血管110的该一部分的长度。
示例2B.根据示例1B所述的系统，其中该一个或多个处理器被进一步配置成识别参考血管110的3D模型；并且该一个或多个处理器被配置成通过从参考血管的数据库中选择最接近匹配的3D模型来识别3D模型，或者通过从参考血管的数据库中选择多个模型并组合该多个模型以便提供3D模型来识别3D模型。
示例3B.根据示例2B所述的系统，其中该一个或多个处理器被配置成根据以下各项中的一个或多个来选择最匹配的三维模型或选择多个模型：血管110的该一部分的长度、X射线成像系统的几何数据、血管110的心动阶段、血管主导地位、对应于血管110的受试者的性别、对应于血管110的受试者的年龄。
示例4B.根据示例2B或示例3B所述的系统，其中该一个或多个处理器被进一步配置成：
-在X射线投影图像中分割血管110的该一部分；以及
-识别血管110的被分割部分的中心线；以及
-其中，X射线投影图像中的血管110的该一部分与参考投影图像中的参考血管之间的匹配是通过将血管110的被分割部分的中心线与参考投影图像中的参考血管的中心线进行匹配来执行的。
示例5B.根据示例1B至示例4B中的任一个所述的系统，其中沿着血管110的该一部分的中心线计算血管110的该一部分的长度。
示例6B.根据示例3B或示例4B所述的系统，其中数据库中的参考血管形成一个或多个冠状动脉树的一部分。
示例7B.根据示例6B所述的系统，其中参考血管的三维模型形成冠状动脉树的一部分；
-其中，对沿血管110的长度的相应位置处的长度比例因子进行平均，以便提供冠状动脉树的一部分的平均长度比例因子；以及
-其中，通过使用长度比例因子缩放在X射线投影图像中表示出的血管来计算血管110的该一部分的长度包括将平均长度比例因子应用到沿血管110的长度的每个位置。
示例8B.根据示例1B至示例7B中的任一个所述的系统，其中接收到的X射线图像数据包括解剖结构特征；
-其中，参考血管的3D模型包括相应的解剖结构特征；
-其中，投影出表示血管110的参考血管的3D模型包括从相应的3D模型中投影出相应的解剖结构特征；以及
-其中，该一个或多个处理器被配置成进一步基于接收到的X射线图像数据中的解剖结构特征的尺寸与来自3D模型的相应的投影出的解剖结构特征的尺寸的比例，确定用于X射线投影图像中沿血管110的长度的位置的长度比例因子。
示例9B.根据示例1B至示例8B中的任一个所述的系统，其中接收到的X射线图像数据表示一个且仅表示一个X射线投影图像。
示例10B.根据示例1B至示例9B中的任一个所述的系统，其中接收到的X射线成像系统的几何数据包括：
-X射线成像系统220的中心射线围绕受试者230的纵轴的旋转角度α；和/或
-X射线成像系统220的中心射线相对于受试者230的头颅-尾椎轴线的倾斜角度β；和/或
-X射线成像系统220的X射线检测器220b的像素大小；和/或
-X射线成像系统220的检测器220b的长度或宽度、X射线成像系统220的X射线源220a与X射线检测器220b之间的间隔、X射线源220a与血管110之间的间隔。
示例11B.根据示例1B至示例10B中的任一个所述的系统，其中该一个或多个处理器被进一步配置成计算血管110的微循环阻力值，该微循环阻力值基于注入的注团在血管中的近侧位置Posa和血管中的远侧位置Posd之间通过所需的通过时间TT，且该一个或多个处理器被进一步配置成使用调整后的通过时间T”T来计算血管110的微循环阻力值，调整后的通过时间T”T是通过对通过时间TT应用调整因子来计算的，该调整因子由通过使用长度比例因子缩放血管而计算出的血管110的该一部分的长度与在未使用长度比例因子缩放血管的情况下血管的该一部分的长度的比值来确定。
示例12B.根据示例11B所述的系统，其中微循环阻力值是微循环阻力指数IMR值。
因此，根据本公开的第三方面，提供了一种从由X射线成像系统生成的X射线投影图像数据中计算血管110的一部分的长度的系统。该系统包括一个或多个处理器，其被配置成：
-接收S310X射线图像数据，其表示包括血管110的该一部分的X射线投影图像；
-接收S320 X射线成像系统的几何数据，其表示X射线成像系统关于血管110的该一部分的定向；
-基于X射线投影图像中的血管的一部分与参考投影图像中的参考血管之间的匹配，确定S330 X射线投影图像中的沿血管110的该一部分的长度的位置的长度比例因子，其中参考投影图像是通过使用X射线成像系统的几何数据投影出表示血管110的参考血管的3D模型而生成的；以及
-通过利用在沿血管110的长度的相应位置处确定的长度比例因子缩放X射线投影图像中表示出的血管110，计算S340血管110的该一部分的长度。
这样，可以计算出血管的该一部分的准确长度。计算出的长度是准确的，因为它考虑到了透视缩短量。这些操作与上文参照图13至图16和图2所描述的操作相对应。图18中也示出了这些操作，图18是流程图，示出了根据本公开的一些方面的从由X射线成像系统生成的X射线投影图像数据中计算血管的一部分的长度的方法的示例。根据用于计算血管110的一部分的长度的系统执行的操作也可由图18所示的方法来执行，反之亦然。
参照图18，在操作S310中，接收表示包括血管110的该一部分的X射线投影图像的X射线图像数据。X射线图像数据可从图2所示的X射线成像系统220接收。X射线图像数据可通过任何形式的数据通信(包括有线、光学和无线通信)接收。举例来说，当使用有线或光学通信时，通信可以通过在电缆或光缆上传输的信号进行；当使用无线通信时，通信可以通过RF或光学信号进行。
在操作S320中，接收X射线成像系统的几何数据，该数据表示X射线成像系统关于血管110的该一部分的定向。在一些示例中，接收到的X射线成像系统的几何数据可包括以下各项中的一个或多个：
-X射线成像系统的中心射线围绕受试者的纵轴的旋转角度α；和/或
-X射线成像系统的中心射线相对于受试者的头颅-尾椎轴线的倾斜角度β；和/或
-X射线成像系统220的X射线检测器220b的像素大小；和/或
-X射线成像系统的检测器220b的长度或宽度、X射线成像系统220的X射线源220a与X射线检测器220b之间的间隔以及X射线源220a与血管110之间的间隔。
旋转角度α和倾斜角度β的示例已在上文参照图14和图16进行了描述。
在操作S330中，基于X射线投影图像中的血管的一部分与参考投影图像中的参考血管之间的匹配，确定X射线投影图像中的沿血管110的该一部分的长度的位置的长度比例因子，其中参考投影图像是通过使用X射线成像系统的几何数据投影出表示血管110的参考血管的3D模型而生成的。这些操作在上文参照图13和图14进行了描述。
在操作S340中，通过利用在沿血管110的长度的相应位置处确定的长度比例因子缩放在X射线投影图像中表示出的血管110来计算血管110的该一部分的长度。这些操作也在上文参照图13和图14进行了描述。这样就可以计算出血管110的该一部分的准确长度。
在一个示例中，该一个或多个处理器被进一步配置成识别参考血管110的3D模型；并且该一个或多个处理器被配置成通过从参考血管的数据库中选择最接近匹配的3D模型，或者通过从参考血管的数据库中选择多个模型并组合该多个模型以提供3D模型来识别3D模型。
在识别3D模型时可以考虑各种因素。在一些示例中，该一个或多个处理器可基于以下中的一个或多个来选择最匹配的3D模型或选择多个模型：血管110的该一部分的长度、X射线成像系统的几何数据、血管110的心动阶段、血管主导地位、对应于血管110的受试者的性别、对应于血管110的受试者的年龄。
例如，如果3D模型和当前血管110对应相同的心动阶段，则一旦配准，例如根据近侧位置的配准，就可以基于由该模型和当前血管110表示的曲线之间的计算出的距离进行血管匹配。例如，可以使用采样点之间的欧氏距离来计算该距离。然而，如果3D模型和当前血管110对应于心动周期的不同部分，则血管投影将具有较差的对应性。在这种情况下，可以通过比较血管的角度和/或曲率来实现匹配。类似地，可基于一个或多个分叉的位置，使用分叉位置来比较3D模型和当前血管110。
参考血管的数据库还可包括与不同心动阶段有关的血管的3D模型。在这种情况下，处理器将只选择与血管110具有相同心动阶段的3D模型。
在一个示例中，该一个或多个处理器被进一步配置成：
-在X射线投影图像中分割血管110的该一部分；以及
-识别血管110的被分割部分的中心线；以及
-其中，X射线投影图像中的血管110的该一部分与参考投影图像中的参考血管之间的匹配是通过将血管110的被分割部分的中心线与参考投影图像中的参考血管的中心线进行匹配来执行的。
以这种方式使用被分割的血管的中心线已被认为是确定长度比例因子的准确技术。
在一个示例中，血管110的该一部分的长度是沿着血管110的该一部分的中心线计算的。使用中心线计算血管的该一部分的长度已被认为提供准确的长度。
在一个示例中，数据库中的参考血管形成一个或多个冠状动脉树的一部分。在此示例中，参考血管的3D模型可形成冠状动脉树的一部分。在此示例中，对沿血管110的长度的相应位置处的长度比例因子进行平均，以便提供冠状动脉树的一部分的平均长度比例因子；通过利用长度比例因子缩放X射线投影图像中表示出的血管来计算血管110的该一部分的长度，包括将平均长度比例因子应用于沿血管110的长度的每个位置。
在一个示例中，接收到的X射线图像数据包括解剖结构特征。该解剖结构特征可表示心脏、骨等。在此示例中，参考血管的3D模型包括相应的解剖结构特征，而投影出表示血管110的参考血管的3D模型的操作包括从相应的3D模型中投影出相应的解剖结构特征。此外，在本示例中，一个或多个处理器被配置成进一步基于接收到的X射线图像数据中的解剖结构特征的尺寸与3D模型中相应的投影出的解剖结构特征的尺寸的比例，确定X射线投影图像中沿血管110的长度的位置的长度比例因子。
举例来说，该特征可以是心脏的阴影，其在X射线图像中经常可见。由于解剖结构特征的尺寸是已知的，因此可用于校准长度比例因子。
在一个示例中，接收到的X射线图像数据表示一个且仅表示一个X射线投影图像。
在一个示例中，该一个或多个处理器被进一步配置成计算血管110的微循环阻力值，该微循环阻力值基于注入的注团在血管中的近侧位置Posa和血管中的远侧位置Posd之间通过所需的通过时间TT，且该一个或多个处理器被进一步配置成使用调整后的通过时间T”T计算血管110的微循环阻力值，调整后的通过时间T”T是通过对通过时间TT应用调整因子来计算的，该调整因子由使用长度标度因子缩放血管计算出的血管110的该一部分的长度与在未使用长度标度因子缩放血管的情况下血管的该一部分的长度的比值来确定。
在一个示例中，微循环阻力值是微循环阻力指数IMR值。可使用上述的公式1或公式2来计算IMR值。也可以使用其他公式计算IMR值。
在另一个示例中，提供了一种从由X射线成像系统生成的X射线投影图像数据中计算血管110的一部分的长度的方法。该方法包括：
-接收S310表示包括血管110的该一部分的X射线投影图像的X射线图像数据；
-接收S320 X射线成像系统的几何数据，其表示X射线成像系统关于血管110的该一部分的定向；
-基于X射线投影图像中的血管的该一部分与参考投影图像中的参考血管之间的匹配，确定S330 X射线投影图像中沿血管110的该一部分的长度的位置的长度比例因子，其中参考投影图像是通过使用X射线成像系统的几何数据投影出表示血管110的参考血管的3D模型而生成的；以及
-通过利用在沿血管110的长度的相应位置处确定的长度比例因子对X射线投影图像中表示出的血管110进行缩放，计算S340血管110的该一部分的长度。
根据本公开的第四方面，提供了一种用于提供注入的造影剂注团140在血管中的通过速度的值的系统。在第四方面中，血管形成血管树的一部分。根据本公开的第三方面的各示例在下面被列为示例1C至示例3C。
示例1C.一种用于提供注入的造影剂注团140在血管中的通过速度的值的系统，该系统包括一个或多个处理器，其被配置成：
-接收X射线血管造影图像数据，其包括表示注入的造影剂注团140经过包括血管的血管树的流动的图像的时间序列130；
-根据图像的时间序列130生成血管树的时间强度曲线；
-根据时间-强度曲线计算出通过时间TT，通过时间时由在时间序列130中的相应图像中的注团140进入血管树的一部分时的第一时间点T0a与注团140使血管树或血管饱和时的第二时间点T1a之间的差值来限定；
-识别与第一时间点T0a相对应的较早的X射线图像；
-识别与第二时间点T1a相对应的较晚的X射线图像；
-基于对较早的X射线图像和较晚的X射线图像的分析，确定血管的通过长度dT的估计值，该通过长度dT与注团140在第一时间点T0a和第二时间点T1a之间穿过的血管的长度相对应；以及
-基于估计出的通过长度dT与计算出的通过时间TT的比值，计算注入的造影剂注团140在血管中的通过速度的值。
示例2C.根据示例1C所述的系统，其中该一个或多个处理器被配置成通过以下方式确定血管的通过长度dT的估计值：
-在较早的X射线图像中检测血管中注入的造影剂注团140的前沿的第一位置A，以及在较晚的X射线图像中检测血管中注入的造影剂注团140的前沿的第二位置B；
-将第一位置A从较早的图像映射到较晚的图像，以便在较晚的图像中提供映射后的第一位置A'，或将第二位置B从较晚的图像映射到较早的图像，以便在较早的图像中提供映射后的第二位置B'；以及
-将通过长度dT的估计值分别计算为在较晚的图像中在映射后的第一位置A'与第二位置B之间的长度，或在较早图像中在第一位置A与映射后的第二位置B'之间的长度。
示例3C.根据示例1C或示例2C所述的系统，其中第二位置B对应于从第二X射线图像中的近侧位置开始的血管树中最长路径的末端。
在示例3A至示例3C中执行的操作已在上文参照图8至图10进行了描述。
上述示例应被理解为本公开的例示说明性示例，而非限制性示例。还设想到了另外的示例。例如，与系统相关地描述的示例也可以由计算机程序产品或计算机可读存储介质以相应的方式来提供。应理解的是，与任何一个示例相关地描述的特征可以单独使用，或者可以与其他描述的特征结合使用，且可以与另一个示例的一个或多个特征结合使用，或与其他示例结合使用。此外，在不脱离本发明的范围的情况下，也可采用上文未描述的等同方案和修改。在权利要求中，“包括”一词并不排除其他要素或操作，不定冠词“一”或“一个”也不排除多个。在相互不同的从属权利要求中记载了某些特征的这一事实并不表明这些特征的组合不能用来发挥优势。权利要求中的任何附图标记都不应被理解为对其范围的限制。

Claims (15)

1.一种用于提供血管(110)的标准化的微循环阻力值的系统(100)，所述系统包括一个或多个处理器(120)，所述一个或多个处理器(120)被配置成：
基于注入的注团在所述血管中的近侧位置(Posa)和所述血管中的远侧位置(Posd)之间行进所需的通过时间(TT)来计算(S110)所述血管(110)的微循环阻力值；以及
将计算出的所述微循环阻力值除以表示所述血管在所述近侧位置(Posa)和所述远侧位置(Posd)之间的长度的通过长度(dT)，以便提供所述标准化的微循环阻力值。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述一个或多个处理器(120)被配置成通过将所述通过时间(TT)乘以远侧管腔内压力值(Pd)来计算所述血管(110)的所述微循环阻力值，所述远侧管腔内压力值(Pd)表示在所述血管中的所述远侧位置(Posd)处的所述血管内的压力。
3.根据权利要求1或2所述的系统，其中，所述微循环阻力值是微循环阻力指数IMR值。
4.根据权利要求1至3中的任一项所述的系统，其中，所述一个或多个处理器(120)被进一步配置成将计算出的所述微循环阻力值乘以参考血管长度(d0)，以便提供所述标准化的微循环阻力值。
5.根据权利要求1所述的系统，其中，所述一个或多个处理器(120)被进一步配置成接收管腔内传感器数据，所述管腔内传感器数据包括压力数据和/或温度数据，并且所述一个或多个处理器(120)被配置成从接收到的所述管腔内传感器数据分别确定所述远侧管腔内压力值(Pd)和/或所述通过时间(TT)。
6.根据权利要求5所述的系统，其中，所述管腔内传感器数据是由包括近侧温度传感器和远侧温度传感器的管腔内设备提供的，并且所述一个或多个处理器(120)被进一步配置成基于由所述注入的注团诱发的温度转变在所述血管(110)中的所述近侧温度传感器和所述血管中的所述远侧温度传感器之间行进所需的时间来确定所述通过时间(TT)；并且
其中，所述通过长度(dT)与所述管腔内设备在所述近侧温度传感器和所述远侧温度传感器之间的长度相对应。
7.根据权利要求1至5中的任一项所述的系统，其中，所述一个或多个处理器(120)被进一步配置成接收X射线血管造影图像数据，其包括表示所述注入的注团经过所述血管(110)的流动的图像的时间序列(130)；并且所述一个或多个处理器(120)被进一步配置成：
分析所述X射线图像数据，以便确定所述通过时间(TT)和所述通过长度(dT)的估计值。
8.根据权利要求7所述的系统，其中，所述注入的注团包括注入的造影剂注团(140)，并且所述一个或多个处理器(120)被进一步配置成在所述X射线图像数据中识别所述血管(110)中的所述近侧位置(Posa)和所述远侧位置(Posd)；以及
基于所述注入的造影剂注团(140)在所述X射线图像数据中所述血管中的识别出的所述近侧位置(Posa)和所述血管中的识别出的所述远侧位置(Posd)之间行进所需的时间来确定所述通过时间(TT)；以及
基于在所述X射线图像数据中所述血管(110)在所述近侧位置(Posa)和所述远侧位置(Posd)之间的长度来计算所述通过长度(dT)的估计值。
9.根据权利要求1至8中的任一项所述的系统，其中，所述近侧位置(Posa)与在所述时间序列(130)中的较早的X射线图像中的所述血管(110)中的所述注入的造影剂注团(140)的检测到的前沿的位置相对应，且所述远侧位置(Posd)与在所述时间序列(130)中的较晚的X射线图像中检测到的所述前沿的位置相对应；并且
其中，所述通过时间(TT)与所述较早的X射线图像和所述较晚的X射线图像之间的时间差相对应；以及
其中，通过以下方式计算出所述通过长度(dT)的所述估计值：
将所述较早的图像中的所述近侧位置(Posa)映射到所述较晚的图像中，以便在所述较晚的图像中提供映射后的近侧位置(Pos'a)，或将所述较晚的图像中的所述远侧位置(Posd)映射到所述较早的图像中，以便在所述较早的图像中提供映射后的远侧位置(Pos'd)；以及
分别确定所述血管在所述较晚的图像中在所述映射后的近侧位置(Pos'a)和所述远侧位置(Posd)之间的长度，或所述血管在所述较早的图像中在所述近侧位置(Posa)和所述映射后的远侧位置(Pos'd)之间的长度。
10.根据权利要求8或9所述的系统，其中，所述远侧位置(Posd)对应于：
在所述X射线图像数据中所述血管(110)中的远离所述近侧位置的最远侧位置；或
在所述X射线图像数据中所述血管的远侧三分之二处的位置；
在所述X射线图像数据中所述血管中的提供超过参考通过长度的所述通过长度(dT)的估计值的位置；或
所述血管中的可识别的最远侧位置，其提供没有被局部地透视缩短而超过预定参考透视缩短值的所述通过长度的估计值(dT)。
11.根据权利要求10所述的系统，其中，所述血管(110)形成血管树(150)的一部分，且所述图像的时间序列(130)表示所述血管树，并进一步表示所述注入的造影剂注团(140)经过所述血管树的流动；以及
其中，所述一个或多个处理器(120)被进一步配置成：
根据所述图像的时间序列(130)生成所述血管树的时间强度曲线(160)；以及
根据所述时间强度曲线计算所述通过时间(TT)，所述通过时间由在所述时间序列(130)中的相应图像中所述注团(140)进入所述血管树的一部分时的第一时间点(T0a)与所述注团(140)使所述血管树饱和时的第二时间点(T1a)之间的差值来限定。
12.根据权利要求1至11中的任一项所述的系统，其中，所述注入的注团在近侧时间(T0)时通过所述血管(110)中的所述近侧位置(Posa)，且所述注入的注团在所述远侧时间(T1)时通过所述血管(110)中的所述远侧位置(Posd)，且所述注入的注团具有被定义为所述通过长度(dT)与所述通过时间(TT)的比值的平均通过速度(VT)，其中所述一个或多个处理器(120)被进一步配置成校正所述通过时间(TT)，使得基于校正后的通过时间(T'T)提供所述标准化的微循环阻力值，其中所述一个或多个处理器(120)被配置成通过以下方式提供所述校正后的通过时间(T'T)：
接收与所述血管(110)流体联接的心脏的测量到的心动周期数据(Cm(t))，所述测量到的心动周期数据(Cm(t))包括测量到的心动时段(TCm)和所述心动周期内的一个或多个心动状态(SS，SD)中的每一个的特征时间；
将所述一个或多个特征时间、所述近侧时间(T0)和所述远侧时间(T1)映射到所述测量到的心动时段(TCm)内的相应时间；
接收参考流体速度数据，其包含与时间相关的参考流体速度曲线(Vref(t))，所述参考流体速度曲线表示在具有参考心动时段(TCref)的参考心脏周期内所述血管(110)中的流体速度；
在所述参考流体速度曲线(Vref(t))中识别与所述测量到的心动周期数据(Cm(t))中的一个或多个心动状态(SS，SD)中的每一个相对应的参考特征时间；
变换所述参考流体速度曲线(Vref(t))的时间轴，使得所述参考心动时段(TCref)与所述测量到的心动时段(TCm)相匹配，并且使得在所述参考流体速度曲线(Vref(t))中识别出的所述一个或多个心动状态(SS，SD)中的每一个的所述参考特征时间与所述测量到的心动周期数据(Cm(t))中的相对应的所述一个或多个心动状态(SS，SD)中的每一个的所述特征时间相对应；
变换经变换的所述参考流体速度曲线(V'ref(t))的振幅轴，以便提供经振幅变换的参考流体速度曲线(V”ref(t))，使得在所述近侧时间(T0)和所述远侧时间(T1)之间的时间间隔内计算出的所述经振幅变换的参考流体速度曲线(V”ref(t))的平均速度(VPref)与所述平均通过速度(VT)相对应；以及
通过将所述通过时间(TT)乘以所述平均通过速度(VT)与所述经振幅变换的参考流体速度曲线(V”ref(t))在整个心动周期内的平均速度(VrefFull)的比值，提供校正后的通过时间(T'T)。
13.根据权利要求7至10中的任一项所述的系统；其中，所述图像包括由X射线成像系统生成的投影图像；并且所述一个或多个处理器(120)被进一步配置成：
接收表示所述X射线成像系统关于所述血管(110)的定向的X射线成像系统的几何数据；以及
通过以下方式确定所述通过长度(dT)的所述估计值：
基于在所述X射线投影图像中的一个或多个中的所述血管(110)与在参考投影图像中的参考血管之间的匹配，确定在所述X射线投影图像中的一个或多个中沿所述血管(110)的长度的位置的长度比例因子，其中所述参考投影图像是通过使用所述X射线成像系统的几何数据投影出表示所述血管(110)的参考血管(170)的3D模型而生成的；以及
通过使用在沿所述血管(110)的长度的相应位置处确定的所述长度比例因子对所述一个或多个X射线投影图像中表示出的所述血管(110)进行缩放，计算所述血管(110)在所述近侧位置(Posa)和所述远侧位置(Posd)之间的长度，以便提供所述通过长度(dT)的所述估计值。
14.一种用于校正血管(110)的通过时间(TT)的系统，所述通过时间(TT)表示注入的注团在近侧时间(T0)时所述血管中的近侧位置(Posa)和在远侧时间(T1)时所述血管中的远侧位置(Posd)之间沿所述血管(110)的通过长度(dT)以平均通过速度(VT)行进所需的时间，其中所述平均通过速度(VT)被定义为所述通过长度(dT)与所述通过时间(TT)的比值，所述系统包括一个或多个处理器，其被配置成：
接收(S210)与所述血管(110)流体联接的心脏的测量到的心动周期数据(Cm(t))，所述测量到的心动周期数据(Cm(t))包括测量到的心动时段(TCm)和所述心动周期中的一个或多个心动状态(SS，SD)中的每一个的特征时间(Ta，Tb)；
将所述一个或多个特征时间、所述近侧时间(T0)和所述远侧时间(T1)映射(S220)到所述测量到的心动时段(TCm)内的相应时间；
接收(S230)参考流体速度数据，其包括与时间相关的参考流体速度曲线(Vref(t))，所述参考流体速度曲线(Vref(t))表示在具有参考心动时段(TCref)的参考心脏周期内所述血管(110)中的流体速度；
在所述参考流体速度曲线(Vref(t))中识别(S240)与所述测量到的心动周期数据(Cm(t))中的一个或多个心动状态(SS，SD)中的每一个相对应的参考特征时间；
变换(S250)所述参考流体速度曲线(Vref(t))的时间轴，使得所述参考心动时段(TCref)与所述测量到的心动时段(TCm)相匹配，并且使得在所述参考流体速度曲线(Vref(t))中识别出的所述一个或多个心动状态(SS，SD)中的每一个的所述参考特征时间与在所述测量到的心动周期数据(Cm(t))中的相对应的所述一个或多个心动状态(SS，SD)中的每一个的所述特征时间相对应；
变换(S260)经变换的所述参考流体速度曲线(V'ref(t))的振幅轴，以便提供经振幅变换的参考流体速度曲线(V”ref(t))，使得在所述近侧时间(T0)和所述远侧时间(T1)之间的时间间隔内计算出的所述经振幅变换的参考流体速度曲线(V”ref(t))的平均速度(VPref)与所述平均通过速度(VT)相对应；以及
通过将所述通过时间(TT)乘以所述平均通过速度(VT)与所述经振幅变换的参考流体速度曲线(V”ref(t))在整个心动周期内的所述平均速度(VrefFull)的比值，提供(S270)校正后的通过时间(T'T)。
15.一种用于从由X射线成像系统生成的X射线投影图像数据中计算血管(110)的一部分的长度的系统，所述系统包括一个或多个处理器，其被配置成：
接收(S310)表示包括所述血管(110)的所述一部分的X射线投影图像的X射线图像数据；
接收(S320)X射线成像系统的几何数据，其表示所述X射线成像系统关于所述血管(110)的所述一部分的定向；
基于在所述X射线投影图像中所述血管的所述一部分与参考投影图像中的参考血管之间的匹配，确定(S330)在所述X射线投影图像中沿所述血管(110)的所述一部分的长度的位置的长度比例因子，其中所述参考投影图像是通过使用所述X射线成像系统的几何数据投影出表示所述血管(110)的参考血管的3D模型而生成的；以及
通过使用在沿所述血管(110)的长度的相应位置处确定的长度比例因子对在所述X射线投影图像中表示出的所述血管(110)进行缩放，计算(S340)所述血管(110)的所述一部分的长度。
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