JP7260218B2 - 造影画像間隔時間に基づいて血流速度を補正する方法及び装置 - Google Patents
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Description
本発明は冠状動脈医学技術分野に関し、特に、造影画像間隔時間に基づいて血流速度を補正する方法、装置、冠状動脈分析システム及びコンピュータ記憶媒体に関する。
冠状動脈微小循環機能異常が心筋虚血に与える影響は次第に注目されており、冠動脈系は心外膜冠動脈および微小循環からなる。
一般的に、心外膜冠動脈狭窄の程度が５０％以上であると、心筋供血不足をもたらし、臨床診断では虚血性心疾患とされる。しかし、臨床研究により、冠動脈微小循環異常も心筋供血不足をもたらす可能性があることが示されている。
冠動脈微小循環とは細動脈及び細静脈の間の血液循環を指し、血液と組織細胞が物質交換するところである。研究では経皮的冠状動脈インターベンション治療術が成功した後の患者の冠動脈血流がグレードＴＩＭＩ３に達したことを示しているが、まだ３０％近くの患者に微小血管機能異常が見られ、予後不良をもたらしている。したがって、研究が進むにつれて、冠動脈微小血管機能異常は多くの心臓疾患の病理生理の一つの重要なメカニズムであることが次第に認識され、冠動脈微小循環機能状態を正確に評価する必要がある。
冠動脈微小血管抵抗指数（index of microcirculatory resistance IMR）とは、冠動脈微小循環機能状況を評価する指標である。
造影剤自体も血管に対して拡張作用を持ち、早くは１９５９年に、研究者により、イヌの冠動脈に造影剤を注射した後、冠動脈血流量が６０％増加したことが発見され、造影剤は冠動脈微小循環の部分的な充血を誘発できることが示された。１９８５年の研究では、冠動脈臨界病変を有する患者の冠動脈に７６％のジアトリゾエートメグルミンを注射した結果、明らかに病変間の圧差が増加したことが発見され、１９９５年には、研究者によりさらに、冠動脈に８ｍｌのイオジキサノール２７０を注射した結果、最大血流量の５９％を取得でき、そして、冠動脈にアデノシン２００ｕｇを注射した後も最大血流量の９４％を得られることが確認された。２００３年になると、基本的に造影剤の微小循環充血作用は明らかになったが、他の代表的な血管拡張剤の充血作用よりもまだやや弱い。後の研究により、造影剤の浸透圧作用は血管内皮細胞カリウムイオンチャネルの開放を促進でき、冠動脈微小循環の拡張を引き起こすことがわかった。
造影剤のこれら薬理作用に基づき、臨床の専門家は造影剤がアデノシンに代わって微小循環充血を誘導することを研究し、具体的な操作はアデノシン等の冠動脈内経路投薬過程に似ている。
現在、多くの研究で用いている造影剤の用量は５～１０ｍｌである。造影剤を注射した後、冠動脈微小循環が充血状態からベースライン状態まで回復する時間は平均１２－３０ｓである。冠動脈検査を行う時、技術者は検出血管に対して異なる体位角度から造影を行う。毎回、造影機のＣアームを所定の角度に調節する時間は異なり、また、造影開始時間も少し異なるため、毎回、造影流速は前回の造影がベースライン状態まで回復したか否かの影響を受ける。
本発明により提供される造影画像に基づいて血流速度及び微小循環パラメータを補正する方法及び装置によれば、従来技術において、前回の造影がベースライン状態まで回復したか否かが造影流速に与える影響を低減することができる。
上記目的を実現するために、第一の態様において、本出願は以下の方法を提供する。
造影状態において、冠動脈入口から冠動脈狭窄遠位までの平均血流速度Ｖhを取得するステップと、
隣接する２回の造影剤ボーラス注入時の開始時間の差Δtを取得するステップと、
時間差Δtに基づき、補正係数Ｋを取得するステップと、
前記補正係数Ｋ、前記血流速度Ｖhに基づき、安静状態における血流速度Ｖjを取得するステップと、
を含む、
造影画像に基づいて安静状態における血流速度を補正する方法。
隣接する２回の造影剤ボーラス注入時の開始時間の差Δtを取得するステップと、
時間差Δtに基づき、補正係数Ｋを取得するステップと、
前記補正係数Ｋ、前記血流速度Ｖhに基づき、安静状態における血流速度Ｖjを取得するステップと、
を含む、
造影画像に基づいて安静状態における血流速度を補正する方法。
任意選択的に、前記補正係数Ｋ、前記血流速度Ｖhに基づき、安静状態における血流速度Ｖjを取得するステップは、
式Ｖj＝Ｖh／Ｋに基づき、安静状態における血流速度Ｖjを取得するステップ、
を含む、
上記の造影画像に基づいて血流速度を補正する方法。
式Ｖj＝Ｖh／Ｋに基づき、安静状態における血流速度Ｖjを取得するステップ、
を含む、
上記の造影画像に基づいて血流速度を補正する方法。
任意選択的に、前記時間差Δtに基づき、補正係数Kを取得するステップは、
Δt≧３０ｓの場合、Ｋ＝１であり、
２０ｓ≦Δt＜３０ｓの場合、１＜Ｋ≦１．５であり、
１０ｓ＜Δt＜２０ｓの場合、１．５＜Ｋ＜２．０であり、
Δt≦１０ｓの場合、Ｋ＝２である、
ことを含む、
上記の造影画像に基づいて血流速度を補正する方法。
Δt≧３０ｓの場合、Ｋ＝１であり、
２０ｓ≦Δt＜３０ｓの場合、１＜Ｋ≦１．５であり、
１０ｓ＜Δt＜２０ｓの場合、１．５＜Ｋ＜２．０であり、
Δt≦１０ｓの場合、Ｋ＝２である、
ことを含む、
上記の造影画像に基づいて血流速度を補正する方法。
任意選択的に、前記造影状態において、冠動脈入口から冠動脈狭窄遠位までの平均血流速度Ｖhを取得するステップは、
前記心周期区域内に含まれる冠状動脈造影画像フレーム数を取得すること、
を含み、
であり、
但し、Ｌは心周期区域内において造影剤が流れた血管長さを表し、Ｎは心周期区域に含まれる冠状動脈造影画像フレーム数を表し、ｆｐｓは画像の毎秒伝送フレーム数を表す、
上記の造影画像に基づいて安静状態における血流速度を補正する方法。
前記心周期区域内に含まれる冠状動脈造影画像フレーム数を取得すること、
を含み、
但し、Ｌは心周期区域内において造影剤が流れた血管長さを表し、Ｎは心周期区域に含まれる冠状動脈造影画像フレーム数を表し、ｆｐｓは画像の毎秒伝送フレーム数を表す、
上記の造影画像に基づいて安静状態における血流速度を補正する方法。
任意選択的に、Ｌの取り得る値の範囲は５０～１５０ｍｍである、又はＬ＝１００ｍｍである、
上記の造影画像に基づいて安静状態における血流速度を補正する方法。
上記の造影画像に基づいて安静状態における血流速度を補正する方法。
任意選択的に、前記平均血流速度Ｖhを測定する方法は、
造影剤遍歴距離アルゴリズム、Stewart-Hamiltonアルゴリズム、First-pass分布分析法、オプティカルフロー法または流体連続法を含む、
上記の造影画像に基づいて安静状態における血流速度を補正する方法。
造影剤遍歴距離アルゴリズム、Stewart-Hamiltonアルゴリズム、First-pass分布分析法、オプティカルフロー法または流体連続法を含む、
上記の造影画像に基づいて安静状態における血流速度を補正する方法。
第二の態様において、本出願は以下の方法を提供する。
上記の造影画像に基づいて安静状態における血流速度を補正する方法と、
安静状態における血流速度Ｖjに基づき、最大拡張血流速度を取得するステップと、
を含む、
造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する方法。
安静状態における血流速度Ｖjに基づき、最大拡張血流速度を取得するステップと、
を含む、
造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する方法。
任意選択的に、前記の安静状態における血流速度Ｖjに基づき、最大拡張血流速度を取得するステップは、
式Ｖmax＝ａＶj＋ｂに基づき、
但し、Ｖmaxは最大拡張血流速度を表し、ａは取り得る値の範囲が１～３である定数を表し、ｂは取り得る値の範囲が５０～３００である定数を表す、
ことを含む、
上記の造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する方法。
式Ｖmax＝ａＶj＋ｂに基づき、
但し、Ｖmaxは最大拡張血流速度を表し、ａは取り得る値の範囲が１～３である定数を表し、ｂは取り得る値の範囲が５０～３００である定数を表す、
ことを含む、
上記の造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する方法。
第三の態様において、本出願は以下の方法を提供する。
造影画像に基づき、心周期区域内における冠動脈入口圧の平均値Ｐaを取得するステップと、
冠動脈入口から冠動脈狭窄遠位までの圧力損失ΔＰを取得するステップと、
上記の造影画像に基づいて安静状態における血流速度を補正する方法により取得された最大拡張血流速度Ｖmax、およびΔＰ、Ｐaに基づき、補正後の冠状動脈微小循環血管評定パラメータを取得するステップと、
を含む、
造影画像に基づいて冠状動脈微小循環血管評定パラメータを補正する方法。
冠動脈入口から冠動脈狭窄遠位までの圧力損失ΔＰを取得するステップと、
上記の造影画像に基づいて安静状態における血流速度を補正する方法により取得された最大拡張血流速度Ｖmax、およびΔＰ、Ｐaに基づき、補正後の冠状動脈微小循環血管評定パラメータを取得するステップと、
を含む、
造影画像に基づいて冠状動脈微小循環血管評定パラメータを補正する方法。
第四の態様において、本出願は以下の装置を提供する。
第一血流速度ユニット、時間差ユニット、補正係数ユニット及び第二血流速度ユニットを備え、
前記第一血流速度ユニットは前記第二血流速度ユニットに接続され、
前記補正係数ユニットは前記時間差ユニット、前記第二血流速度ユニットにそれぞれ接続され、
前記第一血流速度ユニットは、造影状態において、冠動脈入口から冠動脈狭窄遠位までの平均血流速度Ｖhを取得するためのものであり、
前記時間差ユニットは、隣接する２回の造影剤ボーラス注入時の開始時間の差Δtを取得するためのものであり、
前記補正係数ユニットは、前記時間差ユニットが伝送した時間差Δtを受信し、補正係数Kを取得するためのものであり、
前記第二血流速度ユニットは、前記第一血流速度ユニットが送信した造影状態における平均血流速度Ｖhを受信し、そして前記補正係数ユニットが送信した補正係数Ｋを受信し、前記補正係数Ｋ、前記血流速度Ｖhに基づき、安静状態における血流速度Ｖjを取得するためのものである、
上記の造影画像に基づいて安静状態における血流速度を補正する方法に用いられる造影画像に基づいて血流速度を補正する装置。
前記第一血流速度ユニットは前記第二血流速度ユニットに接続され、
前記補正係数ユニットは前記時間差ユニット、前記第二血流速度ユニットにそれぞれ接続され、
前記第一血流速度ユニットは、造影状態において、冠動脈入口から冠動脈狭窄遠位までの平均血流速度Ｖhを取得するためのものであり、
前記時間差ユニットは、隣接する２回の造影剤ボーラス注入時の開始時間の差Δtを取得するためのものであり、
前記補正係数ユニットは、前記時間差ユニットが伝送した時間差Δtを受信し、補正係数Kを取得するためのものであり、
前記第二血流速度ユニットは、前記第一血流速度ユニットが送信した造影状態における平均血流速度Ｖhを受信し、そして前記補正係数ユニットが送信した補正係数Ｋを受信し、前記補正係数Ｋ、前記血流速度Ｖhに基づき、安静状態における血流速度Ｖjを取得するためのものである、
上記の造影画像に基づいて安静状態における血流速度を補正する方法に用いられる造影画像に基づいて血流速度を補正する装置。
第五の態様において、本出願は以下の装置を提供する。
上記の造影画像に基づいて血流速度を補正する装置、および上記の造影画像に基づいて血流速度を補正する装置に接続される第三血流速度ユニットを備え、
前記第三血流速度ユニットは、安静状態における血流速度Ｖjに基づき、最大拡張血流速度を取得するためのものである、
上記の造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する方法に用いられる造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する装置。
前記第三血流速度ユニットは、安静状態における血流速度Ｖjに基づき、最大拡張血流速度を取得するためのものである、
上記の造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する方法に用いられる造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する装置。
第六の態様において、本出願は以下のシステムを提供する。
基体、いずれも前記基体に設けられる血圧採集装置及び上記の造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する装置、
を含む、
冠状動脈分析システム。
を含む、
冠状動脈分析システム。
第七の態様において、本出願は以下のコンピュータ記憶媒体を提供する。
コンピュータプログラムがプロセッサにより実行される時に上記の造影画像に基づいて安静状態における血流速度を補正する方法を実現する、
コンピュータ記憶媒体。
コンピュータ記憶媒体。
本出願の実施例により提供される方案は少なくとも以下の有益な效果を奏する。
本出願により提供される造影画像に基づいて血流速度を補正する方法によれば、時間差Δtに基づき、補正係数Ｋを取得し、補正係数Ｋ、血流速度Ｖhに基づき、安静状態における血流速度Ｖjを取得し、従来技術において前回の造影がベースライン状態まで回復したか否かが造影流速に与える影響を低減することができる。
ここで説明する図面は本発明をさらに理解するためのものであり、本発明の一部分を構成し、本発明の概略的な実施例及びその記載は本発明を説明するためのものであり、本発明に対する不適切な限定を構成するものではない。
本発明の目的、技術方案及び長所がより明確になるように、以下に本発明の具体的な実施例及び対応する図面を組み合わせて本発明の技術方案を明瞭、完全に記載する。勿論、記載する実施例は本発明の一部の実施例であり、全ての実施例ではない。本発明における実施例に基づき、当業者が創造的な労働を行わずに得られる他の実施例もすべて本発明の保護範囲に入る。
以下に図面により本発明の複数の実施形態を開示する。明確に説明できるよう、多くの実践的な細部を以下の記載において一緒に説明する。しかし、これら実践的な細部は本発明を限定するために用いられるのではないと理解されるべきである。つまり、本発明の一部の実施形態において、これら実践的な細部は必須事項ではない。この他、図を簡素化するために、一部の慣用的な構造や構成部材については図中で簡単に概略的に示すだけにする。
現在、多くの研究で用いている造影剤の用量は５～１０ｍｌである。造影剤を注射した後、冠動脈微小循環が充血状態からベースライン状態まで回復する時間は平均１２－３０ｓである。冠動脈検査を行う時、技術者は検出血管に対して異なる体位角度から造影を行う。毎回、造影機のＣアームを所定の角度に調節する時間は異なり、また造影開始時間も少し異なるため、毎回、造影流速は前回の造影がベースライン状態まで回復したか否かの影響を受ける。
実施例１
毎回、造影流速が前回の造影がベースライン状態まで回復したか否かの影響を受ける問題を解決するために、図１に示されるように、本出願は以下の造影画像に基づいて血流速度を補正する方法を提供する。
毎回、造影流速が前回の造影がベースライン状態まで回復したか否かの影響を受ける問題を解決するために、図１に示されるように、本出願は以下の造影画像に基づいて血流速度を補正する方法を提供する。
Ｓ１００ 造影状態において、冠動脈入口から冠動脈狭窄遠位までの平均血流速度Ｖhを取得するステップと、
Ｓ２００ 隣接する２回の造影剤ボーラス注入時の開始時間の差Δtを取得するステップと、
Ｓ３００ 時間差Δtに基づき補正係数Ｋを取得するステップと、
Ｓ４００ 補正係数Ｋ、血流速度Ｖhに基づき、安静状態における血流速度Ｖjを取得するステップと、
を含み、
具体的な式はＶj＝Ｖh／Ｋである、
造影画像に基づいて血流速度を補正する方法。
Ｓ２００ 隣接する２回の造影剤ボーラス注入時の開始時間の差Δtを取得するステップと、
Ｓ３００ 時間差Δtに基づき補正係数Ｋを取得するステップと、
Ｓ４００ 補正係数Ｋ、血流速度Ｖhに基づき、安静状態における血流速度Ｖjを取得するステップと、
を含み、
具体的な式はＶj＝Ｖh／Ｋである、
造影画像に基づいて血流速度を補正する方法。
本出願の一つの実施例において、Δtは４つの状況に分かれてＫに影響を与える。具体的には、以下のとおり。
（１）Δt≧３０ｓの場合、Ｋ＝１であり、
（２）２０ｓ≦Δt＜３０ｓの場合、１＜Ｋ≦１．５であり、
（３）１０ｓ＜Δt＜２０ｓの場合、１．５＜Ｋ＜２．０であり、
（４）Δt≦１０ｓの場合、Ｋ＝２である。
（１）Δt≧３０ｓの場合、Ｋ＝１であり、
（２）２０ｓ≦Δt＜３０ｓの場合、１＜Ｋ≦１．５であり、
（３）１０ｓ＜Δt＜２０ｓの場合、１．５＜Ｋ＜２．０であり、
（４）Δt≦１０ｓの場合、Ｋ＝２である。
本出願により提供される造影画像に基づいて血流速度を補正する方法によれば、時間差Δtに基づき補正係数Ｋを取得し、補正係数Ｋ、血流速度Ｖhに基づき、安静状態における血流速度Ｖjを取得し、従来技術において前回の造影がベースライン状態まで回復したか否かが造影流速に与える影響を低減することができる。
本出願の一つの実施例において、Ｓ１００のステップは、
造影剤輸送時間計算方法によりＶhを取得する場合、
心周期区域内に含まれる冠状動脈造影画像フレーム数を取得すること、および、心周期区域内において造影剤が流れた血管長さを取得すること、を含み、
式
に基づき、Ｖhを計算し、
但し、Ｌは心周期区域内において造影剤が流れた血管長さを表し、Ｎは心周期区域に含まれる冠状動脈造影画像フレーム数を表し、ｆｐｓは画像の毎秒伝送フレーム数を表し、好ましくは、ｆｐｓ＝１５フレーム／秒である。
本出願の一つの実施例において、平均血流速度
を測定する方法は、
造影剤遍歴距離アルゴリズム、Stewart-Hamiltonアルゴリズム、First-pass分布分析法、オプティカルフロー法または流体連続法を含む。
造影剤輸送時間計算方法によりＶhを取得する場合、
心周期区域内に含まれる冠状動脈造影画像フレーム数を取得すること、および、心周期区域内において造影剤が流れた血管長さを取得すること、を含み、
式
但し、Ｌは心周期区域内において造影剤が流れた血管長さを表し、Ｎは心周期区域に含まれる冠状動脈造影画像フレーム数を表し、ｆｐｓは画像の毎秒伝送フレーム数を表し、好ましくは、ｆｐｓ＝１５フレーム／秒である。
本出願の一つの実施例において、平均血流速度
造影剤遍歴距離アルゴリズム、Stewart-Hamiltonアルゴリズム、First-pass分布分析法、オプティカルフロー法または流体連続法を含む。
本出願の一つの実施例において、Ｌの取り得る値の範囲は５０～１５０ｍｍである、又はＬ＝１００ｍｍである。
実施例２
図２に示されるように、本出願は以下の造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する方法を提供する。
図２に示されるように、本出願は以下の造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する方法を提供する。
上記の造影画像に基づいて安静状態における血流速度を補正する方法と、
Ｓ５００ 安静状態における血流速度Ｖjに基づき、最大拡張血流速度を取得するステップと、
を含み、
そのうち、
式Ｖmax＝ａＶj＋ｂに基づき、
但し、Ｖmaxは最大拡張血流速度を表し、ａは取り得る値の範囲が１～３である定数を表し、ｂは取り得る値の範囲が５０～３００である定数を表す、ことを含む、
造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する方法。
Ｓ５００ 安静状態における血流速度Ｖjに基づき、最大拡張血流速度を取得するステップと、
を含み、
そのうち、
式Ｖmax＝ａＶj＋ｂに基づき、
但し、Ｖmaxは最大拡張血流速度を表し、ａは取り得る値の範囲が１～３である定数を表し、ｂは取り得る値の範囲が５０～３００である定数を表す、ことを含む、
造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する方法。
実施例２
図２に示されるように、本出願は以下のステップを含む、造影画像に基づいて冠状動脈微小循環血管評定パラメータを補正する方法を提供する。
図２に示されるように、本出願は以下のステップを含む、造影画像に基づいて冠状動脈微小循環血管評定パラメータを補正する方法を提供する。
Ｓ００１ 造影画像に基づき、心周期区域内における冠動脈入口圧の平均値Ｐaを取得するステップ。
具体的には、血圧採集装置によりＰaをリアルタイムに測定する。
具体的には、血圧採集装置によりＰaをリアルタイムに測定する。
Ｓ００２ 冠動脈入口から冠動脈狭窄遠位までの圧力損失ΔＰを取得するステップ。
当該ステップは以下を含む。
Ａ、少なくとも２つの体位の冠動脈造影画像を抽出する。好ましくは、２つの体位の撮影角度は＞３０°である。
Ｂ、冠動脈造影画像に対して静態ノイズ及び動態ノイズを含むノイズ除去を行う。
そのうち、
静態ノイズは時間内に静止して変化しないノイズであり、例えば胸腔内の肋骨であり、
動態ノイズは時間内に変化するノイズであり、例えば一部の肺組織、一部の心臓組織であり、平均値フィルタリングにより、一部の動態ノイズを除去し、
そして、階調ヒストグラム解析により、閾値を用いて、さらにノイズ除去を行う。
Ｃ、冠動脈造影画像の干渉血管を除去し、図１０に示される結果画像を得る。
そのうち、
カテーテルが現れる第一フレーム分割画像を図３に示される参照画像として定義し、完全な冠状動脈が現れた第ｋフレーム分割画像を図４及び図５に示されるターゲット画像として定義し、ｋは１よりも大きい正整数であり、
図３に示される参照画像から図４及び図５に示されるターゲット画像を差し引き、カテーテルの特徴点Ｏを抽出し、ノイズ除去した後の画像に対して画像増幅を行い、図６に示される増幅した後のカテーテル画像に対して二値化処理を行い、図３に示される具有一組のカテーテル特徴点Ｏを有する二値化画像を得て、
図４及び図５に示されるターゲット画像から図３に示される参照画像を差し引き、静態ノイズ及び動態ノイズを含むノイズを除去し、マルチスケールＨｅｓｓｉａｎ行列を用いてノイズ除去した後の画像に対して画像増幅を行い、図８に示される増幅した後のターゲット画像における各区域とカテーテル特徴点の位置関係に基づき、冠状動脈の区域、即ち図９に示される冠状動脈が存在する位置の区域画像を確定して抽出し、
図９に示される冠状動脈が存在する位置の区域画像に対して二値化処理を行い、二値化冠状動脈画像を取得し、
二値化冠状動脈画像に対して形態学演算を行ってカテーテルの特徴点をシードポイントとし、二値化冠状動脈画像はシードポイントが存在する位置に基づき、動的領域拡張を行い、図１０に示される結果画像を得る。
Ｄ、冠状動脈の延在方向に沿って、１枚ごとの結果画像の冠動脈中心線及び直径を抽出する。
Ｅ、１本ごとの冠動脈中心線及び直径を三次元空間に投射し、三次元モデリングを行い、冠状動脈三次元構造を取得する。
そのうち、
１枚ごとの冠動脈造影画像の体位撮影角度を取得し、１本ごとの冠動脈中心線を体位撮影角度および血管長さＬ値、血管直径D値と結合して三次元空間に投射し、冠状動脈三次元構造を生成する。
Ｆ、冠状動脈三次元構造に対して格子分割を行い、図１１及び図１２に示されるように、再構築された冠状動脈三次元構造に基づき、本出願の一つの実施例は標準的スイープ法を用いて格子分割を行い、構造的三次元六面体格子を生成し、さらに、再構築された冠動脈三次元モデルに基づき、本出願は他の方法（例えば：カット法、ミックス法）を用いて格子分割を行い、構造的三次元六面体格子を生成してもよい。
Ｇ、冠動脈中心線を縦軸とし、格子は前記冠動脈中心線に沿ってｍ個点に分割され、前記冠動脈中心線の各点に対応する横断面はｎ個ノードに分割され、ΔＰiは前記冠動脈中心線上の第ｉ個点の横断面上のすべてのノードの圧力の平均値、即ち冠動脈入口から冠動脈狭窄遠位までの圧力損失ΔＰを表し
前記圧力損失ΔＰiは以下の式により計算され、
但し、Ｐ1は三次元構造格子中の第ｉ個点の横断面上の第１ノードの圧力値を表し、Ｐ2は三次元構造格子中の第ｉ個点の横断面上の第２ノードの圧力値を表し、Ｐnは第ｉ個点の横断面上の第ｎノードの圧力値を表し、ｍ、ｎはいずれも正整数であり、Ｐnの圧力値はナビエ－ストークス方程式により算出される。
当該ステップは以下を含む。
Ａ、少なくとも２つの体位の冠動脈造影画像を抽出する。好ましくは、２つの体位の撮影角度は＞３０°である。
Ｂ、冠動脈造影画像に対して静態ノイズ及び動態ノイズを含むノイズ除去を行う。
そのうち、
静態ノイズは時間内に静止して変化しないノイズであり、例えば胸腔内の肋骨であり、
動態ノイズは時間内に変化するノイズであり、例えば一部の肺組織、一部の心臓組織であり、平均値フィルタリングにより、一部の動態ノイズを除去し、
そして、階調ヒストグラム解析により、閾値を用いて、さらにノイズ除去を行う。
Ｃ、冠動脈造影画像の干渉血管を除去し、図１０に示される結果画像を得る。
そのうち、
カテーテルが現れる第一フレーム分割画像を図３に示される参照画像として定義し、完全な冠状動脈が現れた第ｋフレーム分割画像を図４及び図５に示されるターゲット画像として定義し、ｋは１よりも大きい正整数であり、
図３に示される参照画像から図４及び図５に示されるターゲット画像を差し引き、カテーテルの特徴点Ｏを抽出し、ノイズ除去した後の画像に対して画像増幅を行い、図６に示される増幅した後のカテーテル画像に対して二値化処理を行い、図３に示される具有一組のカテーテル特徴点Ｏを有する二値化画像を得て、
図４及び図５に示されるターゲット画像から図３に示される参照画像を差し引き、静態ノイズ及び動態ノイズを含むノイズを除去し、マルチスケールＨｅｓｓｉａｎ行列を用いてノイズ除去した後の画像に対して画像増幅を行い、図８に示される増幅した後のターゲット画像における各区域とカテーテル特徴点の位置関係に基づき、冠状動脈の区域、即ち図９に示される冠状動脈が存在する位置の区域画像を確定して抽出し、
図９に示される冠状動脈が存在する位置の区域画像に対して二値化処理を行い、二値化冠状動脈画像を取得し、
二値化冠状動脈画像に対して形態学演算を行ってカテーテルの特徴点をシードポイントとし、二値化冠状動脈画像はシードポイントが存在する位置に基づき、動的領域拡張を行い、図１０に示される結果画像を得る。
Ｄ、冠状動脈の延在方向に沿って、１枚ごとの結果画像の冠動脈中心線及び直径を抽出する。
Ｅ、１本ごとの冠動脈中心線及び直径を三次元空間に投射し、三次元モデリングを行い、冠状動脈三次元構造を取得する。
そのうち、
１枚ごとの冠動脈造影画像の体位撮影角度を取得し、１本ごとの冠動脈中心線を体位撮影角度および血管長さＬ値、血管直径D値と結合して三次元空間に投射し、冠状動脈三次元構造を生成する。
Ｆ、冠状動脈三次元構造に対して格子分割を行い、図１１及び図１２に示されるように、再構築された冠状動脈三次元構造に基づき、本出願の一つの実施例は標準的スイープ法を用いて格子分割を行い、構造的三次元六面体格子を生成し、さらに、再構築された冠動脈三次元モデルに基づき、本出願は他の方法（例えば：カット法、ミックス法）を用いて格子分割を行い、構造的三次元六面体格子を生成してもよい。
Ｇ、冠動脈中心線を縦軸とし、格子は前記冠動脈中心線に沿ってｍ個点に分割され、前記冠動脈中心線の各点に対応する横断面はｎ個ノードに分割され、ΔＰiは前記冠動脈中心線上の第ｉ個点の横断面上のすべてのノードの圧力の平均値、即ち冠動脈入口から冠動脈狭窄遠位までの圧力損失ΔＰを表し
前記圧力損失ΔＰiは以下の式により計算され、
Ｓ００３ 実施例１～３による最大拡張血流速度Ｖmax、およびΔＰ、Ｐaに基づき、補正後の冠状動脈微小循環血管評定パラメータを取得するステップ。
冠状動脈微小循環血管評定パラメータが微小循環抵抗指数ＩＭＲである場合、ＩＭＲ＝（Ｐa－ΔＰ）×Ｌ／Ｖmaxである。
本出願の最大拡張血流速度Ｖmaxにより取得されたＩＭＲ値はより正確であり、前回の造影時間および造影剤ボーラス注入時のボーラス注入圧力がＩＭＲ値計算の正確性に与える影響を低減することができる。
実施例６
図１９に示されるように、本出願は以下の造影画像に基づいて血流速度を補正する装置を提供する。
図１９に示されるように、本出願は以下の造影画像に基づいて血流速度を補正する装置を提供する。
第一血流速度ユニット１００、時間差ユニット２００、補正係数ユニット４００及び第二血流速度ユニット５００を備え、
第一血流速度ユニット１００は第二血流速度ユニット５００に接続され、
補正係数ユニット４００は時間差ユニット２００、第二血流速度ユニット５００にそれぞれ接続され、
第一血流速度ユニット１００は、造影状態において、冠動脈入口から冠動脈狭窄遠位までの平均血流速度Ｖhを取得するためのものであり、
時間差ユニット２００は、隣接する２回の造影剤ボーラス注入時の開始時間の差Δtを取得するためのものであり、
補正係数ユニット４００は、時間差ユニット２００が伝送した時間差Δtを受信し、補正係数Ｋを取得するためのものであり、
第二血流速度ユニット５００は、第一血流速度ユニット１００が送信した平均血流速度Ｖhを受信し、そして補正係数ユニット４００が送信した補正係数Ｋを受信し、補正係数Ｋ、血流速度Ｖhに基づき、安静状態血流速度Ｖjを取得するためのものである、
造影画像に基づいて血流速度を補正する装置。
第一血流速度ユニット１００は第二血流速度ユニット５００に接続され、
補正係数ユニット４００は時間差ユニット２００、第二血流速度ユニット５００にそれぞれ接続され、
第一血流速度ユニット１００は、造影状態において、冠動脈入口から冠動脈狭窄遠位までの平均血流速度Ｖhを取得するためのものであり、
時間差ユニット２００は、隣接する２回の造影剤ボーラス注入時の開始時間の差Δtを取得するためのものであり、
補正係数ユニット４００は、時間差ユニット２００が伝送した時間差Δtを受信し、補正係数Ｋを取得するためのものであり、
第二血流速度ユニット５００は、第一血流速度ユニット１００が送信した平均血流速度Ｖhを受信し、そして補正係数ユニット４００が送信した補正係数Ｋを受信し、補正係数Ｋ、血流速度Ｖhに基づき、安静状態血流速度Ｖjを取得するためのものである、
造影画像に基づいて血流速度を補正する装置。
図２０に示されるように、本出願の一つの実施例において、さらに、
第一血流速度ユニット１００に接続される三次元モデリング装置６００を備え、
三次元モデリング装置は、冠状動脈造影画像を読取、冠状動脈造影画像的一つの心周期区域を選び取り、心周期区域内の血管的長さＬを測定し、三次元モデリングを行い、冠状動脈三次元構造を取得するためのものである、
造影画像に基づいて血流速度を補正する装置を提供する。
第一血流速度ユニット１００に接続される三次元モデリング装置６００を備え、
三次元モデリング装置は、冠状動脈造影画像を読取、冠状動脈造影画像的一つの心周期区域を選び取り、心周期区域内の血管的長さＬを測定し、三次元モデリングを行い、冠状動脈三次元構造を取得するためのものである、
造影画像に基づいて血流速度を補正する装置を提供する。
図２１に示されるように、本出願の一つの実施例において、
三次元モデリング装置６００は、画像読み取りモジュール６１０、分割モジュール６２０、血管長さ測定モジュール６３０及び三次元モデリングモジュール６４０を備え、
分割モジュール６２０は画像読み取りモジュール６１０、血管長さ測定モジュール６３０、三次元モデリングモジュール６４０に接続され、
血管長さ測定モジュール６３０は第一血流速度ユニット１００に接続され、
画像読み取りモジュール６１０は、造影画像を読み取るためのものであり、
分割モジュール６２０は、冠状動脈造影画像の一つの心周期区域を選び取るためのものであり、
血管長さ測定モジュール６３０は、心周期区域内の血管の長さＬを測定し、血管の長さＬを第一血流速度ユニット１０に伝達するためのものであり、
三次元モデリングモジュール６４０は、分割モジュール６２０が選び取った冠動脈造影画像に基づき、三次元モデリングを行い、冠状動脈三次元構造を取得するためのものである、
造影画像に基づいて血流速度を補正する装置を提供する。
三次元モデリング装置６００は、画像読み取りモジュール６１０、分割モジュール６２０、血管長さ測定モジュール６３０及び三次元モデリングモジュール６４０を備え、
分割モジュール６２０は画像読み取りモジュール６１０、血管長さ測定モジュール６３０、三次元モデリングモジュール６４０に接続され、
血管長さ測定モジュール６３０は第一血流速度ユニット１００に接続され、
画像読み取りモジュール６１０は、造影画像を読み取るためのものであり、
分割モジュール６２０は、冠状動脈造影画像の一つの心周期区域を選び取るためのものであり、
血管長さ測定モジュール６３０は、心周期区域内の血管の長さＬを測定し、血管の長さＬを第一血流速度ユニット１０に伝達するためのものであり、
三次元モデリングモジュール６４０は、分割モジュール６２０が選び取った冠動脈造影画像に基づき、三次元モデリングを行い、冠状動脈三次元構造を取得するためのものである、
造影画像に基づいて血流速度を補正する装置を提供する。
実施例７
図２１に示されるように、本出願は以下の造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する装置を提供する。
図２１に示されるように、本出願は以下の造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する装置を提供する。
実施例６における造影画像に基づいて血流速度を補正する装置、および上記の造影画像に基づいて血流速度を補正する装置に接続される第三血流速度ユニット７００を備え、
第三血流速度ユニット４００は、安静状態における血流速度Ｖjに基づき、最大拡張血流速度Ｖmaxを取得するためのものである、
造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する装置を提供する。
第三血流速度ユニット４００は、安静状態における血流速度Ｖjに基づき、最大拡張血流速度Ｖmaxを取得するためのものである、
造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する装置を提供する。
本出願の一つの実施例において、さらに、
前記第三血流速度ユニット４００に接続される冠状動脈微小循環血管評定パラメータ測定装置、および前記冠状動脈微小循環血管評定パラメータ測定装置に接続される圧力損失測定モジュールを備える、
造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する装置を提供する。
前記第三血流速度ユニット４００に接続される冠状動脈微小循環血管評定パラメータ測定装置、および前記冠状動脈微小循環血管評定パラメータ測定装置に接続される圧力損失測定モジュールを備える、
造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する装置を提供する。
以下に具体的な例と合わせて本出願について具体的に記載する。
図１３に示されるように、これはある患者の撮影された２つの体位の冠動脈造影画像であり、左図の体位角度は右前斜位ＲＡＯ：２５°及び頭部方向ＣＲＡ：２３°であり、右図の体位角度は右前斜位ＲＡＯ：３°及び頭部方向ＣＲＡ：３０°である。
図１４に示されるように、冠状動脈三次元構造の血管長さはＬ値＝１２０ｍｍであり、生成された冠状動脈三次元構造は図１５に示され、
血管直径はＤ値＝２～４ｍｍであり、
図１６に示されるように、
であり、
隣接する２回の造影剤ボーラス注入の開始時間の差は２０ｓ≦Δt＜３０ｓであるため、Ｋの値は１．１であり、
したがって、
Ｖj＝３００／１．１＝２７２．７、
Ｖmax＝２７２．７＋２９５＝５６７．７、
図１７に示されるように、Ｐa＝１００ｍｍＨｇ、
図１８に示されるように、ΔＰ＝７であり、
したがってＩＭＲ＝（１００－７）×１２０／５６７．７＝１９．６６であり、
補正しない場合、算出されたＩＭＲ＝（１００－７）×１２０／（３００＋２９５）＝１８．７５である。
血管直径はＤ値＝２～４ｍｍであり、
図１６に示されるように、
隣接する２回の造影剤ボーラス注入の開始時間の差は２０ｓ≦Δt＜３０ｓであるため、Ｋの値は１．１であり、
したがって、
Ｖj＝３００／１．１＝２７２．７、
Ｖmax＝２７２．７＋２９５＝５６７．７、
図１７に示されるように、Ｐa＝１００ｍｍＨｇ、
図１８に示されるように、ΔＰ＝７であり、
したがってＩＭＲ＝（１００－７）×１２０／５６７．７＝１９．６６であり、
補正しない場合、算出されたＩＭＲ＝（１００－７）×１２０／（３００＋２９５）＝１８．７５である。
このように、係数Ｋによる補正前と補正後のＩＭＲの測定結果の差は０．９１であり、誤差は非常に大きい。したがって、係数を用いて血流速度に対して補正を行い、より正確な微小循環血管評価パラメータを取得することは必要であり、測定結果の正確性を高めることができる。
本出願は以下の冠状動脈分析システムを提供する。
基体、いずれも前記基体に設けられる血圧採集装置及び上記の造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する装置、を含み、
圧力損失測定モジュール、血圧採集装置、造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する装置はいずれも冠状動脈微小循環血管評定パラメータ測定装置に接続される冠状動脈分析システム。
圧力損失測定モジュール、血圧採集装置、造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する装置はいずれも冠状動脈微小循環血管評定パラメータ測定装置に接続される冠状動脈分析システム。
本出願は以下のコンピュータ記憶媒体を提供する。
コンピュータプログラムがプロセッサにより実行される時に上記の造影画像に基づいて安静状態における血流速度を補正する方法を実現するコンピュータ記憶媒体。
当業者の認識として、本発明の各々の態様はシステム、方法、又はコンピュータプログラム製品として実現することができる。したがって、本発明の各々の態様は具体的に以下の形式として実現できる。即ち、完全なハードウエア実施形態、完全なソフトウエア実施形態（ファームウエア、常駐ソフトウエア、マイクロコード等を含む）、又はハードウエア及びソフトウエアの態様を組み合わせた実施形態、ここでは総じて“回路”、“モジュール”又は“システム”と称することができる。この他、一部の実施例において、本発明の各々の態様はさらに一つの又は複数のコンピュータ読み取り可能な媒体におけるコンピュータプログラム製品の形式として実現することができ、当該コンピュータ読み取り可能な媒体にはコンピュータ読み取り可能なプログラムコードが含まれる。本発明の実施例の方法及び／又はシステムの実施形態は手動的、自動的又はその組み合わせ方式により選択されたタスクを実行又は完成させることに関することができる。
例えば、本発明の実施例に基づき選択されるタスクを実行するためのハードウエアをチップ又は回路として実現することができる。ソフトウエアとして、発明の実施例に基づき選択されるタスクを、コンピュータにより使用される如何なる適切な操作システムが実行する複数のソフトウエアコマンドとして実現できる。本発明の例示的な実施例において、本明細書の方法及び／又はシステムの例示的な実施例に基づく一つの又は複数のタスクをデータプロセッサにより実行できる。例えば、複数のコマンドを実行するための計算プラットフォーム。任意選択的に、当該データプロセッサはコマンド及び／又はデータを記憶するための揮発性メモリ及び／又はコマンド及び／又はデータを記憶するための不揮発性メモリを含む。例えば、磁気ハードディスク及び／又はリムーバブル媒体。任意選択的に、ネットワーク接続も提供する。任意選択的に、ディスプレイ及び／又は例えばキーボードやマウスなどのユーザ入力機器も提供する。
一つの又は複数のコンピュータ読み取り可能な如何なる組み合わせも利用できる。コンピュータ読み取り可能な媒体はコンピュータ読み取り可能な信号媒体又はコンピュータ読み取り可能な記憶媒体とすることができる。コンピュータ読み取り可能な記憶媒体は、例えば電気、磁気、光、電磁、赤外線、又は半導体のシステム、装置又はデバイス、若しくは任意の以上の組み合わせとすることができるが、これらに限られない。コンピュータ読み取り可能な記憶媒体の更なる具体的な例（全てを挙げるものではない）は以下を含む。
一つの又は複数の導線を有する電気接続、ポータブルコンピュータディスク、ハードディスク、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、リードオンリーメモリ（ＲＯＭ）、書き換え可能なリードオンリーメモリ（ＥＰＲＯＭ又はフラッシュメモリ）、光ファイバー、コンパクトディスクリードオンリーメモリ（ＣＤ－ＲＯＭ）、光記憶装置、磁気記憶装置、若しくは上記の任意の適切な組み合わせ。本明細書において、コンピュータ読み取り可能な記憶媒体はプログラムを含む又は記憶する如何なる有形媒体とすることができ、当該プログラムはコマンド実行システム、装置又はデバイスにより使用される若しくはこれらと組み合わせて使用することができる。
コンピュータ読み取り可能な信号媒体は、ベースバンドに含まれる若しくは搬送波の一部として伝播できるデータ信号とすることができ、コンピュータ読み取り可能なプログラムコードを搭載できる。このように伝播されるデータ信号は複数の形式を採用でき、電磁信号、光信号又は上記の任意の適切な組み合わせを含むが、これらに限られない。コンピュータ読み取り可能な信号媒体はさらに、コンピュータ読み取り可能な記憶媒体以外の如何なるコンピュータ読み取り可能な媒体とすることができ、当該コンピュータ読み取り可能な媒体は、コマンド実行システム、装置又はデバイスにより使用される若しくはこれらと組み合わせて使用するプログラムを送信、伝播又は伝送できる。
コンピュータ読み取り可能な媒体に含まれるプログラムコードは如何なる適切な媒体を用いて伝送することができ、無線、有線、光ケーブル、ＲＦ等、若しくは上記の任意の適切な組み合わせが含まれる（但しこれらに含まれない）。
例えば、一つの又は複数のプログラミング言語の如何なる組み合わせでも本発明の各態様に用いられる操作を実行するためのコンピュータプログラムコードをプログラミングすることができ、例えばＪａｖａ（登録商標）、Ｓｍａｌｌｔａｌｋ、Ｃ＋＋等のターゲット型プログラミング言語と通常プロセスのプログラミング言語、例えば“Ｃ”プログラミング言語又は類似したプログラミング言語を含む。プログラムコードは完全にユーザコンピュータ上で実行することも、一部をユーザコンピュータ上で実行することもでき、一つの独立したソフトウェアパッケージとして実行することも、一部をユーザコンピュータ上で、一部をリモートコンピュータ上で実行することもでき、若しくは完全にリモートコンピュータ又はサーバ上で実行することもできる。リモートコンピュータにかかる場合、リモートコンピュータは、ローカルエリアネットワーク（ＬＡＮ）又はワイドエリアネットワーク（ＷＡＮ）を含む任意の種類のネットワークによりユーザコンピュータに接続でき、若しくは、外部コンピュータに接続できる（例えばインターネットサービスプロバイダーによりインターネットを通じで接続する）。
フローチャート及び／又はブロック図の各ブロック及びフローチャート及び／又はブロック図中の各ブロックの組み合わせは、いずれもコンピュータプログラムコマンドにより実現できると理解されるべきである。これらコンピュータプログラムコマンドは汎用コンピュータ、専用コンピュータ又は他のプログラム可能なデータ処理装置のプロセッサに提供され、一つの機器として生産することができ、これにより、これらコンピュータプログラムコマンドはコンピュータ又は他のプログラム可能なデータ処理装置のプロセッサの実行時に、フローチャート及び／又はブロック図中の一つの又は複数のブロック中で規定される機能／動作を実現できる装置とすることができる。
これらコンピュータプログラムコマンドは、コンピュータ読み取り可能な媒体に記憶することもでき、これらコマンドは、コンピュータ、他のプログラム可能なデータ処理装置、又は他の設備を特定な方式で作動させ、そして、コンピュータ読み取り可能な媒体に記憶されたコマンドはフローチャート及び／又はブロック図中の一つの又は複数のブロック中で規定される機能／動作を実現できるコマンドを含む製品（article of manufacture）とすることができる。
さらに、コンピュータ、他のプログラム可能なデータ処理設備又は他の設備で一連の操作ステップを実行させるように、コンピュータ（例えば、冠状動脈分析システム）又は他のプログラム可能なデータ処理設備にコンピュータプログラムコマンドをロードすることができ、これにより、コンピュータ、他のプログラム可能な装置又は他の設備で実行されるコマンドが、フローチャート及び／又は一つの又は複数のブロック図のブロック中で指定される機能／動作を実現するためのプロセスを提供するように、コンピュータが実行するプロセスを生成することができる。
本発明の以上の具体的な実例により、本発明の目的、技術方案及び有益な效果について、より詳細に説明した。以上は本発明の具体的な実施例に過ぎず、本発明を限定するために用いられるものではなく、本発明の精神及び原則を逸脱しない限り、行われる如何なる修正、均等差し替え、改良なども、全て本発明の保護範囲に包含されると理解されるべきである。
Claims (13)
- 造影状態において、第一血流速度ユニットによって、冠動脈入口から冠動脈狭窄遠位までの平均血流速度Ｖhを取得するステップと、
時間差ユニットによって、隣接する２回の造影剤ボーラス注入時の開始時間の差Δtを取得するステップと、
補正係数ユニットによって、前記時間差Δtに基づき、補正係数Ｋを取得するステップと、
第二血流速度ユニットによって、前記補正係数Ｋに基づき、前記血流速度Ｖhに対して補正を行い、安静状態における血流速度Ｖjを取得するステップと、
を含む、
ことを特徴とする造影画像間隔時間に基づいて安静状態における血流速度を補正する装置の作動方法。 - 第二血流速度ユニットによって、前記補正係数Ｋに基づき、前記血流速度Ｖhに対して補正を行い、安静状態における血流速度Ｖjを取得するステップは、
式Ｖj＝Ｖh／Ｋに基づき、安静状態における血流速度Ｖjを取得するステップ、
を含む、
ことを特徴とする請求項１に記載の造影画像間隔時間に基づいて安静状態における血流速度を補正する装置の作動方法。 - 補正係数ユニットによって、前記時間差Δtに基づき、補正係数Ｋを取得するステップは、
Δt≧３０ｓの場合、Ｋ＝１であり、
２０ｓ≦Δt＜３０ｓの場合、１＜Ｋ≦１．５であり、
１０ｓ＜Δt＜２０ｓの場合、１．５＜Ｋ＜２．０であり、
Δt≦１０ｓの場合、Ｋ＝２である、
ことを含む、
ことを特徴とする請求項１に記載の造影画像間隔時間に基づいて安静状態における血流速度を補正する装置の作動方法。 - 前記造影状態において、第一血流速度ユニットによって、冠動脈入口から冠動脈狭窄遠位までの平均血流速度Ｖhを取得するステップは、
心周期区域内に含まれる冠状動脈造影画像フレーム数を取得すること、
を含み、
であり、
但し、Ｌは心周期区域内において造影剤が流れた血管長さを表し、Ｎは心周期区域に含まれる冠状動脈造影画像フレーム数を表し、ｆｐｓは画像の毎秒伝送フレーム数を表す、
ことを特徴とする請求項１に記載の造影画像間隔時間に基づいて安静状態における血流速度を補正する装置の作動方法。 - Ｌの取り得る値の範囲は５０～１５０ｍｍである、又はＬ＝１００ｍｍである、
ことを特徴とする請求項４に記載の造影画像間隔時間に基づいて安静状態における血流速度を補正する装置の作動方法。 - 前記平均血流速度Ｖhを取得するステップは、
造影剤遍歴距離アルゴリズム、Stewart-Hamiltonアルゴリズム、First-Pass分布分析法、オプティカルフロー法または流体連続法を用いて前記平均血流速度Ｖ h を取得することを含む、
ことを特徴とする請求項１に記載の造影画像間隔時間に基づいて安静状態における血流速度を補正する装置の作動方法。 - 請求項１～６のいずれかに記載の造影画像間隔時間に基づいて安静状態における血流速度を補正する装置の作動方法と、
第三血流速度ユニットによって、安静状態における血流速度Ｖjに基づき、最大拡張血流速度を取得するステップと、
を含む、
ことを特徴とする造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する装置の作動方法。 - 第三血流速度ユニットによって、前記安静状態における血流速度Ｖjに基づき、最大拡張血流速度を取得するステップは、
式Ｖmax＝ａＶj＋ｂに基づき、
但し、Ｖmaxは最大拡張血流速度を表し、ａは取り得る値の範囲が１～３である定数を表し、ｂは取り得る値の範囲が５０～３００である定数を表す、
ことを含む、
ことを特徴とする請求項７に記載の造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する装置の作動方法。 - 冠状動脈微小循環血管評定パラメータ測定装置によって、以下の３つのステップであって、
造影画像に基づき、心周期区域内における冠動脈入口圧の平均値Ｐaを取得するステップと、
冠動脈入口から冠動脈狭窄遠位までの圧力損失ΔＰを取得するステップと、
請求項７又は８に記載の作動方法を実現することにより取得された最大拡張血流速度、およびΔＰ、Ｐaに基づき、補正後の冠状動脈微小循環血管評定パラメータを取得するステップと、
の３つのステップを実行することを含む、
ことを特徴とする造影画像に基づいて冠状動脈微小循環血管評定パラメータを補正する装置の作動方法。 - 第一血流速度ユニット、時間差ユニット、補正係数ユニット及び第二血流速度ユニットを備え、
前記第一血流速度ユニットは前記第二血流速度ユニットに接続され、
前記補正係数ユニットは前記時間差ユニット、前記第二血流速度ユニットにそれぞれ接続され、
前記第一血流速度ユニットは、造影状態において、冠動脈入口から冠動脈狭窄遠位までの平均血流速度Ｖhを取得するためのものであり、
前記時間差ユニットは、隣接する２回の造影剤ボーラス注入時の開始時間の差Δtを取得するためのものであり、
前記補正係数ユニットは、前記時間差ユニットが伝送した時間差Δtを受信し、補正係数Ｋを取得するためのものであり、
前記第二血流速度ユニットは、前記第一血流速度ユニットが送信した造影状態における平均血流速度Ｖhを受信し、そして前記補正係数ユニットが送信した補正係数Ｋを受信し、前記補正係数Ｋ、前記血流速度Ｖhに基づき、安静状態における血流速度Ｖjを取得するためのものである、
ことを特徴とする、
請求項１～６のいずれかに記載の造影画像間隔時間に基づいて安静状態における血流速度を補正する装置の作動方法を実現する、造影画像間隔時間に基づいて安静状態における血流速度を補正する装置。 - 請求項１０に記載の造影画像間隔時間に基づいて安静状態における血流速度を補正する装置、および前記造影画像間隔時間に基づいて安静状態における血流速度を補正する装置に接続される第三血流速度ユニットを備え、
前記第三血流速度ユニットは、安静状態における血流速度Ｖjに基づき、最大拡張血流速度を取得するためのものである、
ことを特徴とする、
請求項７又は８のいずれかに記載の造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する装置の作動方法を実現する、造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する装置。 - 基体、いずれも前記基体に設けられる血圧採集装置及び請求項１１に記載の造影画像に基づいて最大拡張血流速度を補正する装置、
を含む、
ことを特徴とする冠状動脈分析システム。 - コンピュータプログラムが記憶されたコンピュータ記憶媒体であって、当該コンピュータプログラムがプロセッサにより実行されることにより請求項１～６のいずれかに記載の造影画像間隔時間に基づいて安静状態における血流速度を補正する装置の作動方法が実現されることを特徴とするコンピュータ記憶媒体。
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