KR20210010880A - 동적 혈관 조영 이미징 - Google Patents
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Abstract
동적 혈관 조영 이미징을 위한 컴퓨터 구현 방법이 본 명세서에 설명되면, 본 방법은 관심 혈관에서 조영제의 증가 단계 및 감소 단계 모두의 적어도 일부를 캡처하는 복수의 대응 이미지를 포함하는 이미지 데이터를 획득하는 단계; 이미지 데이터에 기초하여 조영제의 적어도 하나의 시간-증강 곡선을 생성하는 단계; 시간-증강 곡선에 기초하여 관심 혈관에서의 혈류 특성을 결정하는 단계를 포함한다. 본 방법을 구현하기 위한 시스템 및 본 방법을 포함하는 컴퓨터 판독 가능 매체가 또한 설명된다.
Description
본 발명은 흐름의 동적 이미징에 관한 것으로, 더욱 구체적으로 혈관을 통한 조영제 흐름의 동적 이미징에 기초한 피험자의 혈관 평가에 관한 것이다.
관상 동맥 협착증(coronary artery stenosis)의 기능적 의의를 평가하기 위한 임상 최적 표준(clinical gold standard)은 침습적 분획 혈류 예비력(fractional flow reserve: FFR) 기술이며, 여기서 최대 충혈 중에 플라크를 가로지르는 유동 압력 구배를 측정하기 위해 형광 투시법의 도움으로 특수 카테터가 원인 동맥으로 전진된다. 최근, CT 관상 혈관 조영(CCTA) 이미지를 사용한 FFR의 비침습적 평가가 관상 동맥 질환(coronary artery disease: CAD)에 대한 해부학적 및 기능적 평가를 필요로 하는 고위험 환자의 평가를 위한 유망한 수단으로 부상하였다. 그러나, 현재 CCTA에 의한 FFR 평가는 광범위한 사후 처리 및 계산(종종 몇 시간 초과)을 필요로 하므로, 현재로서는 의료 응급 상황이나 환경에서 환자를 평가하는 데 적합하지 않다. 또한, DeFACTO 및 NXT 시험은 FFR의 이미징 기반 추정이 카테터-기반 FFR 측정에 비해 중간 정도의 상관(0.73) 및 진단 정확도(~80%)만을 보여 주었다고 보고했다. 최근 체계적인 검토에 따르면, 최적 표준 카테터-기반 FFR 측정과 비교할 때 협착 정도가 증가함에 따라 FFR-CT 측정의 정확도가 감소하는 것으로 나타났다(Cook et al. (2017) Diagnostic accuracy of computed tomography-derived fractional flow reserve. A systematic review. JAMA Cardiol; 2(7):803-810).
따라서, 피험자의 혈관의 이미징 기반 평가를 위한 대안적인 방법 및 시스템에 대한 지속적인 요구가 있다.
일 양태에서, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 컴퓨터 구현 방법이 제공되며, 본 방법은:
관심 혈관에서 조영제의 증가 단계 및 감소 단계 모두의 적어도 일부를 캡처하는 복수의 대응 이미지를 포함하는 이미지 데이터를 획득하는 단계;
이미지 데이터에 기초하여 조영제의 적어도 하나의 시간-증강 곡선을 생성하는 단계로서, 시간-증강 곡선은 상승 기울기와 하강 기울기를 갖는, 생성하는 단계;
상기 시간-증강 곡선에 기초하여 상기 관심 혈관에서의 혈류 특성을 결정하는 단계를 포함한다.
다른 양태에서, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 시스템이 제공되며, 본 시스템은:
관심 혈관에서 조영제의 증가 단계 및 감소 단계 모두의 적어도 일부를 캡처하는 복수의 대응 이미지를 포함하는 이미지 데이터를 저장하기 위한 메모리;
이미지 데이터에 기초하여 조영제의, 상승 기울기와 하강 기울기를 갖는 적어도 하나의 시간-증강 곡선을 생성하고; 시간-증강 곡선에 기초하여 관심 혈관에서의 혈류 특성을 결정하도록 구성된 프로세서를 포함한다.
추가 양태에서, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 컴퓨터 프로그램을 구현하는 컴퓨터 판독 가능 매체가 또한 제공된다.
도 1은 동적 혈관 조영 이미징(dynamic angiographic imaging: DAI) 시스템의 개략도를 나타낸다.
도 2는 DAI 방법의 흐름도를 나타낸다.
도 3은 도 2에 나타낸 DAI 방법에서 사전-스캔 준비의 흐름도를 나타낸다.
도 4는 도 2에 나타낸 DAI 방법에서 스캔 데이터 취득의 흐름도를 나타낸다.
도 5는 도 2에 나타낸 DAI 방법에서 시간-증강 곡선(time-enhancement curve: TEC) 생성의 흐름도를 나타낸다.
도 6은 도 2에 나타낸 DAI 방법에서 TEC에 기초하여 혈류 특성을 결정하는 흐름도를 나타낸다.
도 7은 변형 DAI 방법의 흐름도를 나타낸다.
도 8은 혈류 특성을 결정하는 다양한 예에 대한 단계뿐만 아니라 혈류 특성의 결정을 개선하기 위한 보완 단계의 일반화된 흐름도를 나타낸다.
도 9는 (a) 정상적인 관상 동맥에서의 혈류의 속도 프로파일; 벡터(화살표)는 흐름의 각 층에서 유속의 크기를 나타내고; (b) 관상 동맥이 이미징되는 단층 촬영 슬라이스; 및 (c) 2×2 픽셀 영역을 커버하는 협착된 관상 동맥 내강의 단면 이미지를 나타낸다.
도 10은 관상 동맥의 협착에 인접한 2개의 단층 촬영 슬라이스 A 및 B의 개략도를 나타내고; FA 및 FB는 각각 이러한 슬라이스의 관상 동맥 혈류를 표기한다.
도 11은 (a) 직선 혈관에서 슬라이스 A 및 B의 내강의 기준 평면(점선)과 중심; 이 경우 hA 및 hB는 제로이고; (b) 곡선 혈관을 나타내고, 여기서 기준 평면이 중심 A를 통과하고 중심 B를 통과하지 않으므로, hA는 제로이지만 hB는 그렇지 않다(이 경우 음수).
도 12는 상승하는 대동맥과 관상 동맥의 개략도를 나타낸다.
도 13은 관상 동맥계의 그래픽 표현을 나타낸다.
도 14는 도 13에 나타낸 관상 동맥계의 표현으로부터 3개의 에지와 그 교차의 개략도를 나타낸다.
도 15는 혈관 단면에서의 조영제의 질량을 대응하는 측정된 시간-증강 곡선의 상이한 시점에 대에 상관시키는 개략도를 나타낸다.
도 16은 ((a) 및 (b)) 휴식 및 혈관 확장(디피리다몰(dipyridamole)) 스트레스 중의 조영-증강된 CT 심장 이미지; (c) 휴식 시(회색 곡선) 그리고 최대 혈관 확장 스트레스(백색 곡선) 중에 좌측 주동맥에서 측정된 시간-증강 곡선(TEC)의 비교를 나타내고; 2개의 TEC는 형상 비교를 용이하게 하기 위해 동일한 시작 시간에 정렬된다.
도 17은 ((a) 및 (b)) 좌측 주(left main: LM)동맥과 좌측 전방 하행(left anterior descending: LAD) 동맥이 측정된 2개의 슬라이스에서의 조영-증강된 심장 이미지; ((c) 내지 (e)) 각각의 ROI의 위치와 대응하는 내강 직경이 표기되어 있는 LM 및 LAD의 재포맷된 내강 뷰; (f) 각각의 ROI의 근사적인 위치가 표기된 심장의 3차원 렌더링된 이미지를 나타낸다.
도 18은 (a) 도 17b에 나타낸 원위 LAD에서 측정된 TEC의 모션 보정이 있는 것과 없는 것의 비교; ((b) 및 (c)) 모션 보정이 적용되기 전 (b) 및 후 (c)에 혈관 내강의 정렬을 설명하기 위한 원위 LAD의 단면도를 나타내고; TEC는 2×2 정사각형 픽셀 영역에서 측정되었으며, 모션 보정을 위해 상이한 시점에서 LAD의 움직임을 모니터링하기 위해 더 큰 픽셀 영역(20×20 픽셀)이 사용되었다.
도 19는 LAD에서의 시간-증강 곡선(a. 협착-전 및 협착-중; b. 협착-후) 및 RCA(c. 근위; d. 원위) 및 LCx(e. 근위; f. 원위)가 측정된 슬라이스에서 환자 #3의 조영-증강된 심장 이미지를 나타낸다.
도 20은 환자 #3의 (a) 좌측 전방 하행(LAD), (b) 우측 관상(RCA) 및 (c) 좌측 회선(LCx) 동맥에서 측정된 시간-증강 곡선의 비교를 나타낸다.
도 21은 환자 #3에 대한 3개의 관상 동맥의 FFR-CT 맵을 나타내며; 제안된 동적 혈관 조영 방법으로 FFR 측정이 수행된 관상 동맥 세그먼트는 점선의 원으로 강조된다.
도 22는 ((a) 및 (b)) 플라크 조성이 나타내어진 LAD의 곡선-재포맷된 뷰; (c) 플라크 조성이 나타내어진 LAD의 단면도; ((d) 내지 (f)) 협착-전, 협착-중 및 협착-후 세그먼트의 위치와 대응하는 내강 직경이 나타내어진 LAD의 재포맷된 내강 뷰를 나타낸다.
도 23은 ((a) 및 (b)) 환자 #1로부터의 조영-강화된 이미지의 2개의 슬라이스; (c) 상행 대동맥 내 2개의 슬라이스의 위치; ((d) 및 (e)) 상행 대동맥의 2개의 다른 슬라이스에서 측정된 시간-증강 곡선의 비교를 나타낸다.
도 24는 심장의 (a) 3차원 렌더링되고 (b) 곡선 재포맷된 이미지에 나타낸 환자 #2의 좌측 관상 동맥을 나타낸다.
도 25는 ((a) 및 (b)) 환자 #4에 대한 RCA에서의 플라크 폐색, 및 (c) 비-충혈 또는 휴식 상태 및 (d) 충혈 스트레스 상태 중 취득된 스캔 데이터로부터 생성된 플라크 전후의 시간-증강 곡선을 나타낸다.
도 26은 ((a), (b) 및 (c)) 환자 #4에 대한 LCx에서의 스텐트 폐색, 및 (d) 비-충혈 또는 휴식 상태 및 (e) 충혈 스트레스 상태 중 취득된 스캔 데이터로부터 생성된 스텐트 전후의 시간-증강 곡선을 나타낸다.
도 27은 ((a), (b) 및 (c)) 환자 #4에 대한 LAD에서의 플라크 폐색, 및 (d) 비-충혈 또는 휴식 상태 및 (e) 충혈 스트레스 상태 중 취득된 스캔 데이터로부터 생성된 플라크 전후의 시간-증강 곡선을 나타낸다.
도 28은 ((a) 내지 (f)) 침습적 관상 동맥 혈관 조영을 사용하여 취득된 돼지의 LAD의 시간순 이미지, 및 (g) 조영 신호 강도 대 프레임 번호 및 (h) 시간-증강 곡선의 플롯을 나타낸다.
도 29는 ((a) 내지 (f)) 침습적 관상 동맥 혈관 조영을 사용하여 취득된 돼지의 RCA의 시간순 이미지, 및 (g) 조영 신호 강도 대 프레임 번호 및 (h) 시간-증강 곡선의 플롯을 나타낸다.
도 30은 돼지의 (a) RCA 및 (b) LAD, 및 ((c) 내지 (n)) RCA의 시간순 가돌리늄-기반 T1-가중화된 이미지의 MRI 단층 촬영 슬라이스를 나타낸다((a)와 동일한 슬라이스 위치).
도 2는 DAI 방법의 흐름도를 나타낸다.
도 3은 도 2에 나타낸 DAI 방법에서 사전-스캔 준비의 흐름도를 나타낸다.
도 4는 도 2에 나타낸 DAI 방법에서 스캔 데이터 취득의 흐름도를 나타낸다.
도 5는 도 2에 나타낸 DAI 방법에서 시간-증강 곡선(time-enhancement curve: TEC) 생성의 흐름도를 나타낸다.
도 6은 도 2에 나타낸 DAI 방법에서 TEC에 기초하여 혈류 특성을 결정하는 흐름도를 나타낸다.
도 7은 변형 DAI 방법의 흐름도를 나타낸다.
도 8은 혈류 특성을 결정하는 다양한 예에 대한 단계뿐만 아니라 혈류 특성의 결정을 개선하기 위한 보완 단계의 일반화된 흐름도를 나타낸다.
도 9는 (a) 정상적인 관상 동맥에서의 혈류의 속도 프로파일; 벡터(화살표)는 흐름의 각 층에서 유속의 크기를 나타내고; (b) 관상 동맥이 이미징되는 단층 촬영 슬라이스; 및 (c) 2×2 픽셀 영역을 커버하는 협착된 관상 동맥 내강의 단면 이미지를 나타낸다.
도 10은 관상 동맥의 협착에 인접한 2개의 단층 촬영 슬라이스 A 및 B의 개략도를 나타내고; FA 및 FB는 각각 이러한 슬라이스의 관상 동맥 혈류를 표기한다.
도 11은 (a) 직선 혈관에서 슬라이스 A 및 B의 내강의 기준 평면(점선)과 중심; 이 경우 hA 및 hB는 제로이고; (b) 곡선 혈관을 나타내고, 여기서 기준 평면이 중심 A를 통과하고 중심 B를 통과하지 않으므로, hA는 제로이지만 hB는 그렇지 않다(이 경우 음수).
도 12는 상승하는 대동맥과 관상 동맥의 개략도를 나타낸다.
도 13은 관상 동맥계의 그래픽 표현을 나타낸다.
도 14는 도 13에 나타낸 관상 동맥계의 표현으로부터 3개의 에지와 그 교차의 개략도를 나타낸다.
도 15는 혈관 단면에서의 조영제의 질량을 대응하는 측정된 시간-증강 곡선의 상이한 시점에 대에 상관시키는 개략도를 나타낸다.
도 16은 ((a) 및 (b)) 휴식 및 혈관 확장(디피리다몰(dipyridamole)) 스트레스 중의 조영-증강된 CT 심장 이미지; (c) 휴식 시(회색 곡선) 그리고 최대 혈관 확장 스트레스(백색 곡선) 중에 좌측 주동맥에서 측정된 시간-증강 곡선(TEC)의 비교를 나타내고; 2개의 TEC는 형상 비교를 용이하게 하기 위해 동일한 시작 시간에 정렬된다.
도 17은 ((a) 및 (b)) 좌측 주(left main: LM)동맥과 좌측 전방 하행(left anterior descending: LAD) 동맥이 측정된 2개의 슬라이스에서의 조영-증강된 심장 이미지; ((c) 내지 (e)) 각각의 ROI의 위치와 대응하는 내강 직경이 표기되어 있는 LM 및 LAD의 재포맷된 내강 뷰; (f) 각각의 ROI의 근사적인 위치가 표기된 심장의 3차원 렌더링된 이미지를 나타낸다.
도 18은 (a) 도 17b에 나타낸 원위 LAD에서 측정된 TEC의 모션 보정이 있는 것과 없는 것의 비교; ((b) 및 (c)) 모션 보정이 적용되기 전 (b) 및 후 (c)에 혈관 내강의 정렬을 설명하기 위한 원위 LAD의 단면도를 나타내고; TEC는 2×2 정사각형 픽셀 영역에서 측정되었으며, 모션 보정을 위해 상이한 시점에서 LAD의 움직임을 모니터링하기 위해 더 큰 픽셀 영역(20×20 픽셀)이 사용되었다.
도 19는 LAD에서의 시간-증강 곡선(a. 협착-전 및 협착-중; b. 협착-후) 및 RCA(c. 근위; d. 원위) 및 LCx(e. 근위; f. 원위)가 측정된 슬라이스에서 환자 #3의 조영-증강된 심장 이미지를 나타낸다.
도 20은 환자 #3의 (a) 좌측 전방 하행(LAD), (b) 우측 관상(RCA) 및 (c) 좌측 회선(LCx) 동맥에서 측정된 시간-증강 곡선의 비교를 나타낸다.
도 21은 환자 #3에 대한 3개의 관상 동맥의 FFR-CT 맵을 나타내며; 제안된 동적 혈관 조영 방법으로 FFR 측정이 수행된 관상 동맥 세그먼트는 점선의 원으로 강조된다.
도 22는 ((a) 및 (b)) 플라크 조성이 나타내어진 LAD의 곡선-재포맷된 뷰; (c) 플라크 조성이 나타내어진 LAD의 단면도; ((d) 내지 (f)) 협착-전, 협착-중 및 협착-후 세그먼트의 위치와 대응하는 내강 직경이 나타내어진 LAD의 재포맷된 내강 뷰를 나타낸다.
도 23은 ((a) 및 (b)) 환자 #1로부터의 조영-강화된 이미지의 2개의 슬라이스; (c) 상행 대동맥 내 2개의 슬라이스의 위치; ((d) 및 (e)) 상행 대동맥의 2개의 다른 슬라이스에서 측정된 시간-증강 곡선의 비교를 나타낸다.
도 24는 심장의 (a) 3차원 렌더링되고 (b) 곡선 재포맷된 이미지에 나타낸 환자 #2의 좌측 관상 동맥을 나타낸다.
도 25는 ((a) 및 (b)) 환자 #4에 대한 RCA에서의 플라크 폐색, 및 (c) 비-충혈 또는 휴식 상태 및 (d) 충혈 스트레스 상태 중 취득된 스캔 데이터로부터 생성된 플라크 전후의 시간-증강 곡선을 나타낸다.
도 26은 ((a), (b) 및 (c)) 환자 #4에 대한 LCx에서의 스텐트 폐색, 및 (d) 비-충혈 또는 휴식 상태 및 (e) 충혈 스트레스 상태 중 취득된 스캔 데이터로부터 생성된 스텐트 전후의 시간-증강 곡선을 나타낸다.
도 27은 ((a), (b) 및 (c)) 환자 #4에 대한 LAD에서의 플라크 폐색, 및 (d) 비-충혈 또는 휴식 상태 및 (e) 충혈 스트레스 상태 중 취득된 스캔 데이터로부터 생성된 플라크 전후의 시간-증강 곡선을 나타낸다.
도 28은 ((a) 내지 (f)) 침습적 관상 동맥 혈관 조영을 사용하여 취득된 돼지의 LAD의 시간순 이미지, 및 (g) 조영 신호 강도 대 프레임 번호 및 (h) 시간-증강 곡선의 플롯을 나타낸다.
도 29는 ((a) 내지 (f)) 침습적 관상 동맥 혈관 조영을 사용하여 취득된 돼지의 RCA의 시간순 이미지, 및 (g) 조영 신호 강도 대 프레임 번호 및 (h) 시간-증강 곡선의 플롯을 나타낸다.
도 30은 돼지의 (a) RCA 및 (b) LAD, 및 ((c) 내지 (n)) RCA의 시간순 가돌리늄-기반 T1-가중화된 이미지의 MRI 단층 촬영 슬라이스를 나타낸다((a)와 동일한 슬라이스 위치).
도면을 참조하여, 동적 혈관 조영 이미징(DAI)을 위한 시스템 및 방법이 설명된다. 본 시스템 및 방법은 현재 CCTA 기술과 유리하게 비교된다.
도 1은 컴퓨터 구현된 이미징 시스템, 더욱 구체적으로 전산화 단층 촬영(computed tomography: CT) 스캐너(4)를 포함하는 DAI 시스템(2)의 예를 나타낸다. CT 스캐너(4)는 통상적으로 방사선 소스, 방사선 검출기 및 스캔 절차 중에 원하는 위치(예를 들어, 복와위 또는 앙와위)에 피험자를 유지하기 위한 조정 가능하고, 종종 전동식의 지지대 또는 테이블을 포함하는 임의의 다중-행 또는 다중-슬라이스 CT 스캐너일 수 있다. 방사선 소스는 피험자에게 투여된 조영제(추적자라고도 칭함)와 동기화하여 피험자의 관심 혈관을 타겟팅하는 하나 이상의 사전 결정된 샘플링 부위를 가로지르는 방사선을 생성한다. 종종 회전하는 검출기의 패널로 구성되는 방사선 검출기는 관심 혈관을 통해 흐르는 조영제의 상승 단계 및 하강 단계 모두를 포함하는 시간 범위에 걸쳐 투사 데이터(스캔 데이터라고도 칭함)를 제공하는 사전 결정된 샘플링 부위(들)에서 피험자를 가로 지르는 방사선을 수신한다.
이미징 시스템(2)은 CT 스캐너의 방사선 검출기로부터 투사 데이터를 수신, 조직 및 저장하는 데이터 취득 스킴 또는 데이터 취득 컴퓨터 코드를 포함하는 데이터 취득 구성 요소(6)를 포함한다. 투사 데이터는 이미지 재구성 컴퓨터 코드를 포함하는 이미지 재구성 구성 요소(8)로 전송된다. 그 후, 투사 데이터는 관심 혈관을 통해 흐르는 조영제의 증가 단계 및 감소 단계 모두에 걸쳐 있는 사전 결정된 샘플링 부위(들)의 복수의 이미지를 포함하는 이미지 데이터로 귀결되는 이미지 재구성 컴퓨터 코드를 사용하여 프로세싱될 수 있다. 이미지 재구성 컴퓨터 코드는 임의의 이용 가능한 CT 이미징 기술을 수용하도록 용이하게 변경될 수 있다. 그 후, 이미지 데이터는 이미지 데이터로부터 조영 신호의 시간-증강 곡선을 생성하는 이미지 분석 컴퓨터 코드를 포함하는 이미지 분석 구성 요소(10)에 의해 프로세싱될 수 있다. 그 후, 시간-증강 곡선 데이터는 시간-증강 곡선 데이터로부터 관심 혈관의 혈류값을 결정하기 위해 혈류 추정 컴퓨터 코드를 포함하는 혈류 추정 구성 요소(12)에 의해 프로세싱될 수 있다. 이미징 시스템(2)은 버스(14)를 통해 전달되는 데이터 및 동작 커맨드로 컴퓨터(16)에 의해 제어된다. 이미징 시스템(2)은 멀티플렉서, 디지털/아날로그 변환 보드, 마이크로컨트롤러, 물리적인 컴퓨터 인터페이스 디바이스, 입력/출력 디바이스, 디스플레이 디바이스 등을 포함하여 관심 혈관을 평가하기 위해 원하는 대로 임의의 추가 구성 요소를 포함할 수 있다. 이미징 시스템(2)은 단지 예시적인 예로서 CT 스캐너로 나타내어지고, 시스템은 예를 들어, CT 이외의 X-선 이미징 및 자기 공명 이미징(MRI)을 포함하는 다른 이미징 양식을 포함하도록 수정될 수 있다.
도 2는 DAI를 위한 컴퓨터 구현 방법(20)을 나타낸다. 본 방법(20)은 스캔-전 준비(30) 및 원하는 샘플링 부위의 CT 스캔을 위한 피험자의 위치 결정을 포함한다. 피험자가 준비되고 CT 스캐너 내에 배치되면, 피험자는 조영제 용액을 주입받으며(40), CT 스캐닝(50)은 조영제 용액의 주입과 동기화되어 샘플링 부위에서 혈관을 통한 조영제의 흐름을 포함하는 시간 범위에 걸쳐 투사 데이터(스캔 데이터라고도 칭함)를 취득한다. 투사 데이터는 투사 데이터로부터 이미지 데이터를 재구성하도록 프로세싱된다(60). 이미지 데이터는 분석되어 이미지 데이터로부터 추출된 조영 신호 강도와 같은 조영 신호 파라미터의 시간-증강 곡선을 생성한다(70). 혈류값이 시간-증강 곡선에 기초하여 계산된다(80).
도 3은 CT 스캐닝을 위한 피험자의 스캔-전 준비(30)의 예를 나타낸다. 스캔-전 준비(30)는 피험자의 관심 영역을 식별하는 것(32)을 포함한다. 예를 들어, 관심 영역은 혈관의 혈류를 평가하기 위해 타겟팅된 혈관의 일부일 수 있다. 일단 관심 영역이 확립되면, CT 스캔 슬라이스에 대한 샘플링 부위(들)가 관심 영역에서 또는 그 부근에서 식별된다(34). 사전 결정된 샘플링 부위(들)에 기초하여, 피험자는 CT 스캐너의 방사선 소스가 샘플링 부위(들)로 방사선을 향하게 할 수 있는 정렬로 CT 스캐너에서 위치된다(36). 스캐닝 전에, 예를 들어, 혈관 확장제를 피험자에게 투여함으로써, 피험자에게 충혈 상태가 유발될 수 있다(38).
도 4는 조영제의 주입에 동기화된 CT 스캐닝(50)의 예를 나타낸다. 동기화된 CT 스캐닝(50)은 조영제의 주입에 기초하여 원하는 시간에 동적 CT 스캔을 개시하는 것을 포함한다. 동적 CT 스캔은 샘플링 부위(들)에서 조영제의 주입 이전에 투사 데이터를 취득하는 것(54)뿐만 아니라, 샘플링 부위(들)에서 조영제의 증가 단계 중에 투사 데이터를 취득하고(56) 샘플링 부위에서 조영제의 하강 단계(58) 중에 투사 데이터를 취득하는 것을 포함한다. 증가 단계는 조영제가 샘플링 부위에 처음 주입된 후 시간이 경과함에 따라 샘플링 부위에서 조영제의 질량이 증가하는 것을 지칭하며, 하강 단계 또는 감소 단계는 샘플링 부위로부터 조영제가 실질적으로 완전히 없어지기 전에 시간이 경과함에 따라 샘플링 부위에서 조영제의 질량이 감소하는 것을 지칭한다. 샘플링 부위에서 조영제의 피크(최대값) 질량은 증가 단계에서 하강 단계로 진행하는 동안 발생한다. 샘플링 부위에서 조영제의 주입부터 제거까지의 경과된 시간을 조영제의 체류 시간이라 칭할 수 있다. CT 스캐닝의 지속 시간은 증가 및 감소 단계 모두의 적어도 일부가 캡처되는 경우 샘플링 부위에서 조영제의 완전한 체류 시간을 캡처하기 위한 요건에 의해 제한되지 않는다. 조영제의 주입 전에 취득된(54) 투사 데이터는 증가 단계 및 하강 단계에 대해 결정된 조영제 신호값을 정규화하는 데 사용될 수 있는 후속 이미지 분석 중에 기준값을 제공할 수 있다.
도 5는 시간-증강 곡선을 생성(70)하기 위한 이미지 분석의 예를 나타낸다. 시간-증강 곡선의 생성은 샘플링 부위에서 조영제의 증가 및 하강 단계 모두에 걸쳐 있는 샘플링 부위에서 복수의 대응 이미지 내에서 관심 혈관을 식별하는 것(72)을 포함할 수 있다. 조영제 신호 데이터, 예를 들어, 조영제 신호 강도는 복수의 대응 이미지 각각으로부터 관심 혈관에 의해 정의된 영역으로부터 추출된다(74). 시간-증강 곡선은 샘플링 부위에서 증가 단계와 하강 단계 모두에서 조영제 신호 데이터에 기초하여 생성된다(74). 샘플링 부위에서 조영제를 주입하기 전의 이미지 데이터가 이용 가능한 경우, 정규화된 조영제 신호값에 기초하여 시간-증강 곡선을 생성하기 위해 기준값이 결정될 수 있다. 기준값을 결정하기 위한 대안으로, 조영제 주입 전 스캔 데이터가 조영제 투여 이벤트 전 또는 후에 취득될 수 있다. 추가적인 대안으로서, 시간-증강 곡선을 정규화하기 위한 기준값은 샘플링 부위에서 조영제의 제거 후에 취득된 스캔 데이터로부터 재구성된 이미지 데이터로부터 추출될 수 있다. 이러한 대안 중, 투여 이벤트 후 및 주입 전에 취득된 스캔 데이터로부터 기준값을 결정하는 것은 통상적으로 더 짧은 스캔 지속 시간으로 수행된다. 시간-증강 곡선은 증가 단계와 하강 단계 모두에서 취득된 스캔 데이터에 기초하여 생성되지만, 추가로 시간-증강 곡선은 예를 들어, 샘플링 부위에서 조영제의 주입 전, 샘플링시 조영제의 피크(최대값)에서, 샘플링 부위로부터 조영제의 제거 이후를 포함하여 샘플링 부위에서 조영제 체류 시간과 관련된 다양한 시점에서 취득된 스캔 데이터에 선택적으로 기초할 수 있다.
도 6은 시간-증강 곡선에 기초하여 관심 혈관에서 혈류를 추정(80)하는 예를 나타낸다. 혈류의 추정은 시간-증강 곡선에 기초하여 분획 혈류 예비력(FFR) 값을 결정함으로써 달성될 수 있다. FFR 값의 결정은 시간-증강 곡선하 면적을 계산(82)하는 것을 포함할 수 있다. 유량은 예를 들어, 식 1(아래에 DAI 방법에 대한 예시적인 수학적 근거로 제공됨)에 표현된 지시자-희석 원리(indicator-dilution principle)를 사용하여 시간-증강 곡선 아래의 계산된 면적에 기초하여 결정될 수 있다(84). 유속은 예를 들어, 식 2(아래 참조)를 사용하여 샘플링 부위에서 혈관 내강의 계산된 단면적과 유량에 기초하여 결정될 수 있다(85). 유동 압력(86)은 예를 들어, 식 3A 또는 3B(아래 참조)에 표현된 베르누이 식을 사용하여 유속으로부터 결정될 수 있다. 적어도 2개의 샘플링 부위로부터 결정된 유동 압력(86)에 기초하여, 압력 구배가 계산될 수 있고, FFR 값은 예를 들어, 식 11(아래 참조)을 사용하여 계산된 압력 구배 및 수축기 혈압값에 기초하여 결정될 수 있다. 결정된 FFR 값은 임의의 통상적인 컴퓨터 또는 디스플레이 디바이스를 통해 기술자/운영자 또는 다른 최종-사용자에게 전달되거나 표시될 수 있다.
DAI 시스템 및 방법은 수학적으로 검증되었다. 다음 단락에 설명되는 수학적인 분석은 동적 이미징으로부터 취득된 심장의 조영-강화된 이미지로부터 관상 동맥의 혈류 특성을 도출하는 예를 나타낸다. 도 8은 혈류 특성 결정의 다양한 예(예 1, 2, 3 또는 4)뿐만 아니라 혈류 특성 결정을 추가로 개선하기 위한 추가적인 보완 단계(보완 단계 1, 2, 3 또는 4)의 예의 관계의 개요를 나타내는 흐름도를 제공한다. 혈류 특성 및 각각의 보완 단계의 각각의 예의 계산에 대한 상세한 설명은 다음 섹션에서 제공된다. 다음의 수학적 분석은 이론에 얽매이기를 원하지 않고 단지 예시적인 목적을 위한 것이며, 제한적인 설명으로 의도된 것이 아니다.
수학적 분석: 가정. DAI 동안 관상 동맥계에서 순환하는 혈액의 특성에 대해 몇몇 가정이 이루어질 수 있다. 첫째, 혈액은 전단 응력과 전단 속도 사이에 선형 관계를 갖는 뉴턴 유체로 간주된다; 둘째, 혈류는 혈관 내강 내에서 혈액이 평행한 층으로 이동하는 정상 상태에서 층류이다. 동맥 벽 표면에서의 층은 고정되어 있는 반면(속도 = 0), 내강의 중심에 있는 층은 최고 속도를 나타낸다(도 9a). 실제로, 관상 동맥 내의 관심 영역에서 측정된 혈류는 중심 주변의 평균 유량/유속과 근사적으로 같다; 셋째, 추적자(조영제라고도 칭함; 예를 들어, CT 조영 매체에서 요오드 분자)는 동맥을 통과하는 동안 관상 동맥의 내피층을 통해 주변 혈관 외 공간으로 누설되지 않으며; 넷째, CT의 현재 공간 해상도에서, 제안된 방법으로 혈류가 신뢰성 있게 추정될 수 있는 최소 관상 동맥은 직경이 1.5㎜ 초과인 것이다. 이는 CT 이미지의 2×2 픽셀 영역과 거의 동일하다(도 9b 및 도 9c).
수학적 분석: 식 부호. 수학적 분석에 사용되는 식 부호의 개요가 표 1에 제공된다. 표 1에 열거된 단위는 반드시 SI 단위는 아니다.
| 부호 | 식 | 설명 | 단위 |
| F | 1 |
혈액의 체적 유량 | ㎖/s |
| Q | 추적자의 질량 | mg | |
| Ca(u) | 시간 u에서의 추적자의 동맥 농도 | mg/㎖ | |
| V | 2 |
혈액의 유속 | cm/s |
| R | 혈관의 반경 | cm | |
| P | 3 |
유동 압력 | mmHg |
| Ρ | 혈액의 밀도 | g/㎤ | |
| G | 지구의 중력 | cm/s2 | |
| H | 기준 평면으로부터의 수직 거리 | cm | |
| △P | 슬라이스 A와 B 사이의 유동 압력차 | Pa | |
| PL | 유동 압력 손실 | Pa | |
| PLF | 4 |
마찰로 인한 유동 압력 손실 | Pa |
| PLE | 난류로 인한 유동 압력 손실 |
Pa | |
| D | 5 |
혈관의 직경 | cm |
| L | 슬라이스 A와 B 사이의 거리 | cm | |
| F | 달시(Darcy) 마찰 계수 | - | |
| Re | 6 |
레이놀즈(Reynolds) 수 | - |
 |
표면 거칠기 | cm | |
| μ | 7 | 혈액 점도 | g/cm·s |
| SBP | 11 | 수축기 혈압 | mmHg |
| Γ | 12 | 응력 속도 | s-1 |
| Τ | 13 | 전단 응력 | Pa |
 |
15 |
혈관 섹션의 체적 | ㎖ |
 |
혈관 섹션의 길이 | cm | |
 |
16 | 최대 조영 증강 | HU |
수학적 분석: 도 8의 방법 예 1 - 관상 동맥 혈류 계산. 관상 동맥 혈류는 지시자-희석 원리를 사용하여 측정되며, 이는 정맥 주사 후 혈액과 혼합되는 추적자 분자(CT 조영 매체)가 혈액의 체적 유량에 따르는 정도를 나타낸다. 수학적으로, 이는 다음과 같이 표현할 수 있다:
여기서, F는 혈액의 체적 유량(㎖/s), Q는 관상 동맥의 추적자의 총 질량(mg), C a (u)는 시간 u에서의 동맥혈의 추적자 농도(mg/㎖)이다. C a (u)의 적분은 조영 증강(하운스필드(Hounsfield) 단위 또는 HU)으로부터 조영 농도(mg/㎖; 스캔 설정이 100kV 튜브 전압인 경우 1 mg/㎖ 
25 HU)로의 적절한 변환이 제공되면, 동적 관류 이미징에서 취득된 동맥 시간-증강 곡선(도 8의 TEC) 아래의 면적으로부터 결정될 수 있다. Q는 2-단계의 프로세스로부터 도출될 수 있다: 첫째, 환자에게 주입된 요오드의 총 질량을 계산하며, 이는 조영 농도와 주입된 체적의 곱과 같다; 둘째, 게시된 값 또는 동적 관류 이미지에 제시된 정보로 관상 동맥계로 진입하는 요오드의 퍼센티지를 추정한다.
수학적 분석: 도 8의 방법 예 2 - 관상 동맥 유동 압력의 계산. 관상 동맥 협착을 통한 유동 압력의 차이를 추정하기 위해, 관상 동맥 혈류가 관심 협착 전/상류 및 후/하류에서 측정된다. 관상 동맥 협착에 인접한 2개의 샘플링 슬라이스 위치 A와 B를 도시하는 도 10을 고려한다. 각각의 슬라이스 위치에서, 관상 동맥 혈류 F는 식 1을 사용하여 계산할 수 있다. 일단 F A 와 F B 가 계산되면, 체적 유량 F는 다음과 같이 유속 V로 변환될 수 있다:
여기서, V는 유속(cm/s)이고 r은 혈관 반경(cm)이다. 그 후, 베르누이 식을 사용하여 협착을 통한 유동 압력차가 추정될 수 있다:
여기서, P A 와 P B 는 각각 슬라이스 A와 B의 관상 동맥 유동 압력(파스칼 또는 Pa), ρ는 혈액 밀도(g/㎤), g는 지구의 중력(980 cm/s2), hA 및 hB는 슬라이스 A와 B의 중심점으로부터 기준 평면 위 또는 아래의 상대 높이(cm), P L 은 마찰 및/또는 난류로 인한 압력(에너지) 손실이다(식 4 참조).
베르누이 원리의 근간은 에너지의 보존이다. 식 3A의 각각의 변에서 첫 번째 항은 단위 체적당 압력 에너지, 두 번째 항은 단위 체적당 운동 에너지, 세 번째 항은 단위 체적당 포텐셜 에너지로 간주될 수 있다. 포텐셜 에너지 항에서의 hA 및 hB는 기준 평면의 적절한 선택으로 단순화될 수 있다. 기준 평면이 도 11a에 도시된 바와 같이 슬라이스 A와 B의 내강 중심을 통과하는 평면으로 선택되면, 식의 두 포텐셜 에너지 항은 제로와 같다(즉, hA 및 hB = 0). 그러나, 관상 동맥 해부 경우에서와 같이, 두 중심 사이에 수직 구배가 있는 경우(도 11b), 두 중심 간의 높이 차이가 고려되어야 한다. 중심 A를 통과하는 평면은 hA가 항상 제로이도록 기준 평면으로서 선택될 수 있고, 슬라이스 A와 연관된 포텐셜 에너지 항(ρghA)은 단순화를 위해 식 3으로부터 생략될 수 있다. 중심 B가 중심 A 위에 있으면 hB는 양수이고, 그 반대의 경우도 마찬가지인 것에 유의해야 한다.
압력 손실 PL은 주로 혈관을 따른 점성 혈액의 이동으로 인해 발생하는 마찰(PLF)에 의해 기인하며, 흐름이 협착된 관상 동맥 세그먼트로부터 정상 세그먼트로 이동할 때 내강의 갑작스런 팽창으로 인해 생성되는 와류(소용돌이 흐름)(PLE)에 의해 기인하는 것이 더 작다:
PLF의 크기는 달시-바이스바하(Darcy-Weishbach) 식을 사용하여 추정될 수 있다:
여기서, L은 슬라이스 A와 B 사이의 거리(cm), D는 동맥의 직경(cm)이고, 식 (2)에 의해 주어지는 V는 슬라이스 A와 B 사이의 평균 유속이다. 달시(Darcy) 마찰 계수 f는 차원이 없은 양이며 처칠(Churchill) 식에 의해 주어진다:
여기서, 
그리고 
(6)
여기서, Re는 흐름 거동(층류 대 난류)을 예측하는 레이놀즈(Reynolds) 수이며, 
는 유체가 흐르는 파이프의 표면 질감을 설명하는 거칠기 메트릭이다. 혈관은 평활한 파이프인 것으로 가정되므로, 
는 제로이다. 레이놀즈 수는 다음과 같이 주어진다:
여기서, 
는 Pa·s 또는 ㎏/m·s 또는 g/cm·s의 혈액 점도이다. 대안적으로, 달시 마찰 계수는 또한 이하의 식을 사용하여 추정될 수 있다:
층류의 경우: 
(8)
난류의 경우: 
식 (9)는 또한 콜브룩(Colebrook) 식으로 알려져 있다. 식 (8) 또는 (9)의 선택은 식 (7)로부터 획득된 레이놀즈 수를 사용하여 추정될 수 있는 흐름 거동(층류 대 난류)에 따를 수 있다. 일반적으로, 혈류는 Re < 2000일 때 완전히 층류이고, Re > 4000일 때 완전히 난류이다. 식 (4)에서 PLE의 크기는 다음과 같이 추정될 수 있다:
여기서, V1 및 V2는 각각 좁아진 세그먼트와 인접한 정상 세그먼트(출구)에서의 유속이다. 작은 압력 손실에 기여할 수 있는 다른 요인은 큰 혈관으로부터 작은 혈관으로의 흐름의 진입이다. 둥근(예리하지 않은) 파이프 진입과 연관된 손실 계수가 매우 작으므로(0.04), 흐름 진입으로 인한 작은 압력 손실은 식 (10)에 나타낸 것과 같이 급작스러운 내강 확장으로 인한 작은 압력 손실에 비해 무시될 수 있는 것으로 가정될 수 있다.
베르누이 식의 적절한 적용을 위해, 각각의 항에서의 단위는 다른 항에서의 단위와 일치해야 한다. 식의 모든 에너지 항(압력, 운동 및 포텐셜)은 (g·㎠·s-2)/㎤의 단위를 가져야 한다. 압력 단위는 파스칼(Pascal)이며, 이는 이하의 단위로 우선 변환될 수 있다: 1 Pa = 1 ㎏/m·s2 = 1000 g/100 cm·s2 = 10 g/cm·s2. g/cm·s2의 압력 구배 △P를 추정한 후, 곱셈 계수가 0.0075(1 Pa = 0.0075 mmHg)인 통상의 mmHg 단위로 이를 변환할 수 있다.
수학적 분석: 도 8의 방법 예 3 - 분획 혈류 예비력의 계산. 분획 혈류 예비력(FFR)은 식 (3b)에서 △P로부터 도출될 수 있다. 일상적인 임상 실무에서, PA는 평균 동맥압 측정으로부터 획득될 수 있는 수축기 혈압(systolic blood pressure: SBP)과 동일한 것으로 가정된다. 따라서, FFR은 이하의 식에 의해 추정될 수 있다:
수학적 분석: 도 8의 방법 예 4 - 전단 응력의 계산. 도 8의 예 1의 혈류 측정으로부터, 벽 전단 응력이 또한 추정될 수 있다. 벽 전단 응력은 혈류에 의해 동맥 벽 표면에 가해지는 전단력이다. 이러한 파라미터는 동맥의 벽면에 발생하는 플라크의 취약성을 예측하는 데 유용할 수 있다. 혈액은 그 층류 거동으로 인해 혈관에 평행한 층으로 이동하며, 혈관 벽의 표면에서의 유속은 제로와 같다. 전단 속도는 다른 혈액 층이 서로 지나가는 속도를 설명하며, 벽 전단 속도는 구체적으로 관심 혈액층이 속도가 제로인 벽 표면에서의 혈액층에 대해 이동하는 속도를 지칭한다. 관심 혈액층이 혈관 내강의 중심을 통과하면, 벽 전단 속도 
(s-1)는 근사적으로 다음과 같이 주어질 수 있다:
여기서, r은 혈관의 반경(중심층과 벽면 사이의 거리)이고, V는 벽면에 대한 중심 혈액층의 유속이고, F는 혈관의 중심에서의 혈액의 체적 유량이다. 실제로, 혈류는 혈관의 정확한 중심보다 많이 포함하는 영역에서 측정되며, 측정은 단순화를 위해 중심에서의 평균 유량 또는 속도로서 근사화될 수 있다. 혈액은 뉴턴 유체이므로, 그 전단 속도는 전단 응력과 선형적으로 관련된다:
여기서, 
는 파스칼(Pa)의 전단 응력은 어디이며, μ는 혈액 점도(g/cm·s)이다. 개별 환자의 계산 정확도를 개선하기 위해 평균 성인에 대해 게시된 값을 사용하는 대신 혈액 테스트로부터 점도와 밀도 모두가 측정될 수 있다.
수학적 분석: 도 8의 방법 보완 단계 1 - 대동맥으로부터 관상 동맥 순환으로 진입하는 추적자의 질량 추정. 관상 동맥 혈류(F)는 식 (1)로부터 추정되며, 이는 추적자(Q)의 질량에 대한 사전 지식을 필요로 한다. 말초 정맥(예를 들어, 전주(antecubical) 정맥)으로의 볼루스 주입 후, 모든 추적자는 심실로 전달되고, 여기서 균일하게 혼합되어 상행 대동맥으로 배출된다. 따라서, 동맥혈을 통해 각각의 기관으로 전달되는 추적자의 양은 전체 심장 출력에 대한 기관 혈류의 비율로부터 추정될 수 있다. 예를 들어, 심장에서의 혈류는 심장 출력의 약 5%이므로, 주입된 추적자의 5%가 관상 동맥으로 전달되는 것으로 가정할 수 있다.
이 섹션은 동적 관류 이미지에 존재하는 정보가 관상 동맥계에서 추적자의 질량을 추정하는 데 사용될 수 있는 보완 단계를 제시한다. 환자-특정 정보를 사용하는 것은 개별 환자에 대한 관상 동맥 흐름과 압력의 보다 정확한 측정을 허용할 수 있다.
신체의 대부분의 혈관상(vascular bed)과 달리, 관상 동맥의 혈류는 수축기보다는 이완기 동안 최대이다. 이완기 동안, 좌심실은 계속 이완되어, 대동맥의 압력과 대동맥에서의 역류의 실질적인 감소로 이어진다. 동시에, 심근에서의 관상 동맥 미세 순환의 압박의 완화가 있다. 결과적으로, 역류(예를 들어, 역전파 흡입)가 생성되며, 이는 관상 동맥 충진을 용이하게 한다. 따라서, 관상 동맥 저항의 감소와 함께 대동맥의 역류는 이완기에서 최대 관상 동맥 혈류로 이어진다. 동적 심근 관류 이미징에서, 조영-강화된 심장 이미지는 심장 모션을 최소화하기 위해 연속적인 이완기에서 취득되므로, 이러한 동적 이미지에서 관찰된 대동맥 흐름은 전진(순방향) 흐름이 아닌 후행(역방향) 흐름이다. 흐름의 방향이 도 12에 나타내어진다.
도 12에 나타낸 상행 대동맥에서 2개의 단층 촬영 슬라이스를 고려한다. 슬라이스 1(S1)은 오리피스와 대동맥 판막 바로 위에 위치하며, 슬라이스 2(S2)는 S1보다 몇 센티미터 위이지만 대동맥궁 아래에 있다(도 12에 미도시). 각각의 슬라이스에서의 혈류는 식 (1)에 나타낸 바와 같이 지시자-희석 원리를 사용하여 추정될 수 있다:
여기서, F1과 F2는 각각 슬라이스 1과 2의 체적 유량(㎖/s)이고, Q1과 Q2는 각각 슬라이스 1과 2의 추적자의 질량(mg)이고, Ca1(u)와 Ca2(u)의 적분은 시간 0으로부터 t까지, 각각 슬라이스 1과 2에서 측정된 시간-증강 곡선하 면적이다. 대동맥 혈류가 매우 빠르고, 2개의 슬라이스가 서로 상대적으로 가깝다는 사실을 고려하면, 양쪽 슬라이스에서 혈류가 동일하다고 가정할 수 있으며, 즉, F1 = F2이다. 식 (1a)와 식 (1b)를 결합하면 아래를 산출한다:
또는 
(14)
식 (14)는 슬라이스 2의 추적자에 대한 슬라이스 1의 추적자의 비율을 설명한다. 슬라이스 2를 통과하는 일부 추적자가 슬라이스 1에 도달하기 전에 관상 동맥에 진입하므로, Q1은 Q2보다 작아야 한다. 심장의 혈류가 심장 출력의 약 5%이므로, 심장을 떠나는 추적자의 약 5%는 결국 관상 동맥 순환에 들어가야 한다. 심장에서 배출된 추적자가 대동맥을 따라 균일하게 분포되는 경우, Q1/Q2는 대략 0.95와 같아야 한다(Q1은 Q2의 약 95 %이다. 실험 테스트 예 참조).
수학적 분석: 도 8의 방법 보완 단계 2 - 개별 관상 동맥에서의 추적자 질량의 추정. 도 8의 보완 단계 1의 수학적 처리와 유사하게, 이 섹션은 동적 관류 이미지에 존재하는 정보에 기초하여 각각의 심외막 관상 동맥에서의 추적자의 질량을 추정하기 위한 방법을 설명한다. 관상 동맥계의 그래픽 표현은 보완 단계 2의 설명을 용이하게 할 수 있다. 심장의 관상 동맥계와 같은 임의의 기관에서의 혈관 구조는 도 13에 나타낸 것과 같이 복수의 에지와 정점을 갖는 그래프로 나타낼 수 있다.
정점(v)은 2개(또는 그 이상의) 혈관을 함께 연결하는 교차로 볼 수 있으며, 에지(E)는 2개의 정점을 함께 연결하는 혈관으로 볼 수 있다. 수학적으로, 도 12에 나타낸 그래프는 이하와 같이 표현될 수 있다:
v = {v1, ..., vn} 여기서 n = 10;
E = {{v1, v2}, {v2, v3}, {v3, v4}, {v5, v6}, {v6, v7}, {v7, v8}, {v6, v9}, {v9, v10}}.
이 그래프는 각 에지의 순 흐름이 단지 한 방향(양-방향이 아님)인 지향성 그래프이다. 흐름은 통상적으로 소스로부터 멀어지는 방향으로 이동한다(그래프에서 짙은 회색 실린더에 의해 나타내는 대동맥). 관상 동맥에 대한 미국 심장 협회(American Heart Association) 모델에 따라 각각의 에지에 (표 2에 특정된 대로) 번호가 할당된다.
| 1 - 근위 우측 관상 동맥(RC) | 9 - 제1 대각선 |
| 2 - 중간 RC | 10 - 제2 대각선 |
| 3 - 원위 RC | 11 - 근위 좌측 회선(LCx) |
| 4 - 후방 하행 | 12 - 둔각 모서리 |
| 5 - 좌측 주(LM) | 13 - 원위 LCx |
| 6 - 근위 좌측 전방 하행 동맥(LAD) | 14 - 후방 외측 |
| 7 - 중간 LAD | 15 - 후방 하행 |
| 8 - 원위 LAD |
각각의 관상 동맥에서 추적자의 분포가 어떻게 추정되는지를 설명하기 위해, 각각 LM 및 근위 LAD 및 LCx를 나타내는 5, 6 및 11의 3개의 에지를 고려한다. 에지 5는 에지 6과 11의 "부모" 혈관이고, 에지 6과 11은 에지 5의 "딸" 혈관이다. 이러한 혈관은 정점 6(v6)에서 연결된다. 도 14는 3개의 에지와 그 상호 교차의 개략도를 나타낸다.
각각의 혈관에서의 흐름 방향은 도 14에서 백색 화살표로 나타내어진다. 각각의 혈관에서, 입구에 가까운 섹션은 짙은 회색으로 강조된다. 각각의 섹션의 반경(r)과 길이(l)는 혈관의 에지 번호와 동일한 아래 첨자 n으로 표기된다. 각각의 섹션의 체적(
)은 다음과 같이 주어진다:
혼동을 피하기 위해, "V"는 유속(cm/s)을 나타내고; "v"는 정점(교차)을 나타내고 "
"는 혈관 섹션의 체적을 나타낸다. 각각의 섹션의 체적은 ㎤의 단위를 갖고, ㎖로 변환될 수 있다.
에지 5와 6에서 강조 표시된 두 섹션을 고려한다. 도 15에 도시된 바와 같이, 모든 추적자(혈관에서 회색으로 표시)는 해당 섹션에서 측정된 시간-증강 곡선의 피크에 해당하는 시간에 섹션에 남아 있다(T = t3, 도 15). 시간-증강 곡선의 최대값(피크값)은 HU(Hounsfield Unit)의 단위를 가지며 (mg/㎖)로 변환될 수 있다.
이와 같이, 혈관의 주어진 섹션에서 추적자의 총 질량(Q, mg)은 섹션에서 측정된 시간-증강 곡선의 최대값(피크값)(x, mg/㎖)에 섹션의 체적을 곱함으로써 추정될 수 있다:
여기서, n은 에지 번호이다. 에지 5(LM)로부터 에지 6(LAD)까지의 추적자의 비율은 Q6 및 Q5의 비율을 취함으로써 계산될 수 있다:
각각의 섹션의 길이가 동일하면, 즉, l5 = l6이면, 식 (17)은 다음과 같이 더욱 단순화될 수 있다:
식 (18)은 LM에 대한 LAD에서의 추적자 분포 비율과 같다. 마찬가지로, LM에 대한 LCx의 추적자 분포 비율은 다음과 같이 주어진다:
LM을 떠나는 모든 추적자는 LAD 또는 LCx 중 어느 하나로 전달되어야 한다(중간 브랜치가 없는 경우). 따라서 다음 식은 혈관 구조에서 추적자의 질량을 보존한 결과로서 유효하다:
식 (18)과 (19)를 (20)으로 치환하면, 이하를 산출한다:
수학적 분석: 도 8에서의 방법 보완 단계 3 - 시간-증강 곡선에 대한 모션 보정. 시간-증강 곡선(TEC)의 측정은 관상 동맥의 잔류 모션에 영향을 받을 수 있다. 이 섹션은 TEC의 정확도를 향상시키고 정확한 관상 동맥 흐름 및 압력 평가를 용이하게 하기 위해 TEC의 모션-유발 변동을 최소화하는 데 사용될 수 있는 기준의 세트를 설명한다:
1. 근위 관상 동맥 세그먼트에서의 TEC는 곡선의 신호-대-잡음비를 최대화하기 위해 더 큰 픽셀 영역으로 측정될 수 있다. 이러한 고품질 TEC는 동일한 동맥의 원위 세그먼트에서 측정된 TEC의 형상을 제한하는 기준 곡선으로서 사용될 수 있다(아래 기준 #2 및 #3 참조).
2. 각각의 심장 외막 관상 동맥은 하나의 입구만을 가지므로, 원위(하류) TEC의 조영 도달 시간은 동일한 관상 동맥에서 측정된 근위(상류) TEC의 조영 도달 시간보다 짧을 수 없다. 조영 도달 시간은 t = 0(볼루스 주입 시점 또는 그 부근에서 조정된 첫 번째 동적 이미지)와 추적자(조영 매체)가 동맥에 도달하는 순간(조영 증강 개시) 사이의 시간 간격을 지칭한다.
3. 각각의 심장 외막 관상 동맥이 단일 입구를 가지는 이유로, 관상 동맥 세그먼트에서의 곡선하 면적(area under curve: AUC)은 세그먼트를 통과하는 추적자의 총 질량과 관련되므로, 원위(하류) TEC 아래 면적은 근위(상류) TEC 아래 면적보다 클 수 없다.
4. 관상 동맥에서 최대 조영 증강에 대응하는 시점이 먼저 식별된다. 이는 다른 모든 시점에서 동일한 동맥의 위치를 추적하기 위한 기준 시점으로서 사용된다.
5. 각각의 슬라이스에서, 작은 픽셀 영역(예를 들어, 2×2 픽셀)이 기준 시점에서 관심 동맥을 커버하는 데 사용된다(기준 #4). 이러한 픽셀 영역은 그 후 동일한 슬라이스에서 더 큰 검색 영역(예를 들어, 20×20 픽셀) 내의 다른 시점에서 동맥의 동일한 섹션을 검색하는 데 사용된다.
6. 모션으로 인해 관심 동맥이 슬라이스에서 명확하지 않은 시점에 있어서, 기준 #5에서의 검색 영역은 대응 시점에서 위(상류)의 하나의 인접 슬라이스 및 아래(하류)의 인접 슬라이스로 확장된다(스캔은 혈관 전체 또는 일부의 3D 이미지 데이터를 캡처할 수 있으며, 3D 이미지 데이터는 복수의 슬라이스로 분할될 수 있으므로, 위(상류)의 인접 슬라이스 및 아래(하류)의 인접 슬라이스는 해당 시점에서 누락된 관심 동맥을 보상하기 위해 용이하게 이용 가능함). 동맥이 누락된 상태로 남아 있거나 심한 모션의 결과로 실질적으로 흐릿한 경우, 시간-증강 곡선의 해당 시점에 대해 동맥의 해당 섹션에서 누락된 조영 증강값을 추정하기 위해 선형 보간이 적용된다. 기준 #1로부터의 기준 곡선이 보간된 픽셀값이 기준 #2 및 3을 위반하는 것으로 이어지지 않도록 보장하는 데 사용될 수 있다.
수학적 분석: 도 8에서의 방법 보완 단계 4 - 추적자의 볼루스 주입 효과의 평가. 말초 정맥에 주입된 모든 추적자는 심장으로 전달되어야 하지만, 기술적 문제(예를 들어, 주입 펌프의 오작동, 주입 바늘의 위치 불량 또는 혈관 수축)로 인해 정맥 내 볼루스 주입이 최적이 아닐 수 있으며, 결과적으로 관상 동맥계에서 추적자 질량의 과대 추정으로 이어진다. 이 섹션은 동적 조영-강화된 이미지에 존재하는 정보로부터 추적자 주입의 효과를 평가하는 데 사용될 수 있는 방법을 설명한다.
상대정맥(superior vena cava: SVC)에서의 시간-증강 곡선(TEC)은 먼저 동적 이미지로부터 측정된다. SVC는 추적자가 심장으로 진입하고 정맥 주사 부위에 닫히는 첫 번째 경로이다. 따라서, SVC에 나타나는 추적자는 최소한으로 희석되거나 분산되어야 한다. TEC가 SVC로부터 측정되면, SVC에서의 혈류를 추정하기 위해 지시자-희석 원리(식 (1))가 적용되기 전에 곡선하 면적이 계산된다. 성인에 대한 SVC에서의 평균 혈류는 약 1800 내지 2000 ㎖/분이다. SVC 혈류의 계산이 게시된 값에 필적하는 경우, 모든 추적자가 말초 정맥에 적절하게 주입된다는 결정이 이루어질 수 있다. 반대로, 추적자의 상당 부분이 정맥에 적절하게 주입되지 않는 경우, SVC에서 측정된 TEC는 곡선 아래에서 훨씬 더 작은 면적을 가져야 하며, 결과적으로 SVC 혈류의 상당한 과대 추정으로 이어진다.
DAI 시스템 및 방법은 실험 테스트를 통해 검증되었다. 실험 테스트 결과는 몇몇 혈류 특성 중 하나 이상을 결정하는 DAI 시스템 및 방법의 능력을 입증한다. 다음 실험예는 단지 설명을 위한 것이며, 제한적인 설명으로 의도되지 않는다.
실험예: 실험예 1. 실험예 1의 결과는 도 8의 예 1에 설명된 수학적 방법의 사용과 관련된다.
(a) 환자 및 스캔 정보. 환자 #1은 체중이 51 ㎏인 62세 여성이었다. 그녀는 휴식과 스트레스 CT 심근 관류 이미징 모두를 받았다. 충혈 상태는 디피리다몰의 정맥 내 주입으로 유발되었다. 각각의 이미징 연구에 대해, 36㎖의 요오드화 조영제(투여량: ㎏ 체중의 0.7㎖)가 350 mgI/㎖의 조영 농도로 주입되었다. 심장의 120㎜의 동적 이미징은 100㎸ 튜브 전압, 100㎃ 튜브 전류 및 280㎳ 갠트리 회전 속도에서 256-행/160-㎜ 임상 CT 스캐너를 사용하여 호흡을 참으면서 30회의 중간-이완기 동안 수행되었다.
(b) 도면. 도 16a 및 도 16b는 좌측 주 동맥이 보였던 슬라이스 위치에서 휴식 시와 최대 혈관 확장 스트레스 동안 취득된 심장의 조영-증강된 이미지를 각각 나타낸다. 분기(도 16a/b의 화살표) 이전에 좌측 주 동맥으로부터 측정된 시간-증강 곡선이 도 16c에 나와 있다.
(c) 결과. CT 관상 동맥 혈관 조영(CCTA)은 좌측 주 동맥을 포함한 모든 관상 동맥에서 협착이 없음을 밝혔다. 단일 광자 방출 컴퓨터 단층 촬영(single photon emission computed tomography: SPECT) 및 CT를 사용한 대응 심근 관류 측정은 심근에 허혈이 없음을 나타내었다. 휴식 및 스트레스 상태에서 좌측 주 TEC의 AUC(곡선하 면적)는 각각 3104.87 및 1350.35 HU·s였다. 휴식 및 스트레스 상태에서 대응 관상 동맥 혈류는 각각 100.61 및 231.33 ㎖/분이었다. 휴식에 대한 스트레스의 관상 동맥 혈류의 비율(즉, 관상 동맥류 예비)은 2.31이었다.
(d) 해석. 비허혈성 심근에서 최대 관상 동맥 혈관 확장 동안 관상 동맥 혈류가 기준선으로부터 2 내지 4배 증가할 수 있다는 것은 잘 문서화되어 있다. 우리의 데이터는 우리의 방법에 의해 측정된 기준선으로부터의 관상 동맥 혈류 증가가 정상 관상 동맥 영역에 대한 예측 범위와 일치함을 나타내었다. 따라서, 이 연구로부터의 결과는 우리의 방법이 휴식 및 충혈성 관상 동맥 혈류를 신뢰성 있게 측정할 수 있음을 제시하였다.
실험예: 실험예 2. 실험예 2의 결과는 도 8의 예 1 내지 3에 설명된 수학적 방법의 사용과 관련이 있다.
(a) 환자 및 스캔 정보. 환자 #2는 체중 60 ㎏의 62세 여성이었다. 그녀는 140μg·㎏-1·분-1의 속도로 아데노신(혈관 확장제)의 정맥 내 주입으로 3분에 스트레스 CT 심근 관류 이미징을 받았다. 이미징 연구 동안, 43㎖의 요오드화 조영제(투여량: ㎏ 체중의 0.7㎖)가 320 mgI/㎖의 조영 농도로 주입되었다. 심장의 120㎜의 동적 이미징은 100㎸ 튜브 전압, 100㎃ 튜브 전류 및 280㎳ 갠트리 회전 속도에서 22회의 중간-이완기에 걸쳐 256-행/160-㎜ 임상 CT 스캐너로 수행되었다. 환자는 이미징 연구 내내 호흡을 참고 있었다. 아데노신 주입 3분에서 기록된 평균 동맥압은 132/78 mmHg였다.
(b) 도면. 도 17a 및 도 17b는 TEC가 좌측 주(LM, ROI 1) 및 근위(ROI 2) 및 원위(ROI 3) LAD에서 측정된 위치를 설명하기 위해 2개의 축 슬라이스에서 조영-강화된 심장 이미지를 나타낸다. 슬라이스 위치는 60㎜ 떨어져 있었다. 도 17c, 도 17d 및 도 17e는 도 17a 및 도 17b에 나타낸 각각의 ROI의 위치를 설명하기 위해 LAD의 재포맷된 내강 뷰를 나타낸다. 각각의 위치에서의 내강 직경도 표기되었다. 도 17f는 각각의 ROI의 근사적인 위치와 함께 심장의 3차원 렌더링된 이미지를 나타낸다. 도 18은 모션 보정이 없고 모션 보정이 있는 LAD의 원위 세그먼트에서 측정된 TEC를 나타낸다(도 8의 보완 단계 3).
(c) 결과. CCTA는 LM 및 LAD 동맥에서 협착을 보이지 않았다. LAD의 근위 및 원위 세그먼트에서 FFR은 각각 0.99와 0.92였다. 결과가 표 3에 요약되어 있다.
|
내강 직경
(cm) |
관상 동맥 혈류
(㎖/분) |
협착 정도
(% 내강 좁아짐) |
레이놀즈 수 | 난류 |
ROI 1로부터의 압력 강하
(P, mmHg) |
분획 혈류 예비력 (FFR) | |
|
LM
(ROI 1) |
0.36 | 333.21 | - | 512.5 | N | - | - |
| 근위 LAD(ROI 2) | 0.29 | 337.92 | - | 649.1 | N | -1.12 | 0.99 |
| 원위 LAD (ROI 3) | 0.22 | 366.78 | - | 928.7 | N | -11.21 | 0.92 |
(d) 해석. CCTA의 높은 민감도와 음성 예측값이 주어졌을 때, LM 및 LAD 동맥이 정상(협착 없음)임을 확신할 수 있다. 우리의 방법을 사용한 FFR 측정은 LAD 동맥을 따라 유동 압력이 상당히 감소하지 않았음을 제시했으며, 이는 CCTA의 해부학적 평가와 일치하였다. 또한, 최대 혈관 확장(> 330 ㎖/분) 동안 관상 동맥 혈류는 정상 피험자(~ 200 ㎖/분)에서 보고된 휴식 관상 동맥 혈류보다 훨씬 높았으며, LAD의 근위 세그먼트와 원위 세그먼트 사이에서 상대적으로 일관되었다. 이 연구는 우리의 방법을 사용한 FFR 평가가 CCTA를 사용한 해부학적 평가와 잘 일치함을 입증하였다. 또한, 이 연구는 또한 TEC에 적절한 모션 보정이 적용되는 경우, 직경이 단지 2㎜인 원위 관상 동맥에서 FFR 측정이 가능하다고 제시하였다. 모션 보정 전, 원위 LAD에서의 AUC는 4302.5 HU·s이었고, 근위 LAD에서의 AUC(2512.9 HU·s)보다 훨씬 더 높았다. AUC는 추적자의 양과 밀접한 관련이 있으며, 원위 세그먼트가 동일한 동맥의 근위 세그먼트에서보다 더 많은 추적자를 갖는 경우 의미가 없다. 적절한 모션 보정 후, 원위 LAD에서의 AUC는 근위 LAD에 비해 약간 낮아졌으며, 이는 더 합리적으로 보인다. 원위 LAD에서 약간 더 낮은 AUC는 근위 LAD와 원위 LAD 사이의 작은 동맥 브랜치를 통한 일부 추적자의 손실에 기인하였다.
실험예: 실험예 3. 실험예 3의 결과는 도 8의 예 1 내지 4에 설명된 수학적 방법의 사용과 관련이 있다.
(a) 환자 및 스캐닝 정보. 환자 #3은 체중 102 ㎏의 59세 남성이었다. 그는 140μg·㎏-1·분-1의 속도로 아데노신(혈관 확장제)의 정맥 내 주입으로 3분에 스트레스 CT 심근 관류 이미징을 받았다. 이미징 연구 동안, 70㎖의 요오드화 조영제(투여량: ㎏ 체중의 0.7㎖)가 320 mgI/㎖의 조영 농도로 주입되었다. 심장의 120㎜의 동적 이미징은 100㎸ 튜브 전압, 100㎃ 튜브 전류 및 280㎳ 갠트리 회전 속도에서 25회의 중간-이완기에 걸쳐 256-행/160-㎜ 임상 CT 스캐너로 수행되었다. 환자는 이미징 연구 내내 호흡을 참고 있었다. 아데노신 주입 3분에서 기록된 평균 동맥압은 124/60 mmHg였다.
(b) 도면. 도 19a 및 도 19b는 하나의 축 슬라이스 위치에서 조영-강화된 심장 이미지를 나타낸다. 대동맥 및 LAD TEC가 측정된 ROI가 나타내어진다. 2개의 축 슬라이스는 10㎜ 떨어져 있다. 도 19c 및 도 19d는 근위 및 원위 RCA TEC가 측정된 축 슬라이스를 나타낸다. 유사하게, 도 19e 및 도 19f는 근위 및 원위 LCx TEC가 측정된 슬라이스를 나타낸다. 도 20a 내지 도 20c는 각각 LAD, RCA 및 LCx로부터 측정된 TEC를 나타낸다. 대동맥 TEC가 또한 비교를 위해 각각의 그래프에 나타내어졌다. 도 21은 각각의 관상 동맥에 대한 FFR-CT 맵을 나타낸다. 각각의 맵에서의 점선 원은 동적 혈관 조영 방법으로 FFR 측정이 수행된 근사적인 위치를 표기할 수 있다. 도 22a는 LAD의 곡선-재포맷된 뷰를 나타낸다. 도 22b는 CT 번호 기반 세그먼트화를 사용하여 LAD에서 플라크의 재료 분해를 나타낸다. 도 22c는 도 22b에서와 같이 다른 재료로 분해된 플라크를 갖는 LAD의 단면도를 나타낸다. 도 22d 및 도 22e는 표기된 협착-전, 협착-중 및 협착-후 세그먼트의 직경을 갖는 LAD의 재포맷된 내강 뷰를 나타낸다. 근위 세그먼트에서의 내강 좁아짐이 50%를 넘었다는 것이 분명하였다.
(c) 결과. 혈류 속도, 혈류압 및 FFR 계산과 관련된 환자 #3으로부터의 결과가 표 4에 요약되어 있다.
|
내강 직경
(cm) |
관상 동맥 혈류
(㎖/분) |
협착 정도
(% 내강 좁아짐) |
레이놀즈 수 | 난류 |
ROI 1로부터의 압력 강하
(P, mmHg) |
분획 혈류 예비력 (FFR) | |
|
협착-전 LAD
|
0.35 | 396.55 | - | 841.5 | N | - | - |
| 협착-중 LAD | 0.05 | 483.06 | > 50% | 146.4 | N | -12.6 | 0.89 |
|
협착-후 LAD
|
0.21 | 600.78 | - | 2124.8 | 가능 | -44.5 | 0.64 |
|
근위 RCA
|
0.33 | 463.92 | - | - | - | - | - |
|
원위 RCA
|
0.26 | 509.28 | - | 1846.5 | N | -9.0 | 0.93 |
|
근위 LCx
|
0.32 | 337.02 | - | 793.3 | N | - | - |
|
원위 LCx
|
0.23 | 435.89 | - | 1407.6 | N | -19.3 | 0.84 |
(i) RCA. CCTA는 RCA에서 협착이 없음을 밝혔다. 도 19c와 도 19d에 나타낸 RCA의 근위 세그먼트와 원위 세그먼트는 6.0 cm 떨어져 있었다. 근위 및 원위 RCA에서의 관상 동맥 혈류는 각각 463.9 ㎖/분 및 509.3 ㎖/분이었다. 두 세그먼트 사이의 압력 차이는 -9.0 mmHg이었다. 우리의 방법에서 도출된 FFR은 0.93이었으며, 이는 FFR-CT로 추정된 FFR 값(0.96)에 매우 가까웠다.
(ii) LCx. CCTA는 LCx가 협착을 갖지 않음을 나타내었다. 도 19e와 도 19f에 나타낸 LCx의 근위 및 원위 세그먼트는 5.35 cm 떨어져 있었다. 근위 및 원위 LCx 세그먼트에서의 관상 동맥 혈류는 각각 337.0 ㎖/분 및 435.9 ㎖/분이었다. 두 세그먼트 사이의 유동 압력 차이는 -19.26 mmHg이었다. 우리의 방법에서 도출된 대응 FFR은 0.84였으며, 이는 FFR-CT로 추정된 FFR 값(0.83)과 거의 동일하였다.
(iii) LAD. CCTA는 50%보다 큰 내경 좁아짐으로 귀결되는 LAD의 근위 세그먼트에서 긴 석회화 및 지방 플라크를 나타내었다(도 22). 협착-중 및 협착-후 세그먼트에서의 AUC는 협착-전 세그먼트의 AUC에 비해 상당히 낮았으며(도 20a), 이는 근위 관상 동맥 세그먼트와 원위 관상 동맥 세그먼트 사이에 AUC에서 최소 차이가 있었던 다른 2개의 비-협착 동맥과 반대였다(도 20b/c). 협착-전, 협착-중 및 협착-후 LAD 세그먼트에서의 관상 동맥 혈류는 각각 396.6 ㎖/분, 483.1 ㎖/분 및 600.8 ㎖/분이었다. 마찰과 난류로 인한 협착을 통한 총 압력 손실은 -44.5 mmHg이었다(식 4, 5 및 10에서 추정). 아데노신 스트레스 중 환자의 수축기 혈압이 124 mmHg(PA)이고 PB는 79.5 mmHg와 같으면, FFR은 0.64와 같았다. 우리의 동적 혈관 조영 이미징 방법을 사용한 FFR 측정은 FFR-CT 결과와 일치하지 않았으며, 이는 협착된 LAD가 정상 FFR 값(~ 0.91)을 가졌다는 결론을 내렸다. SPECT 및 CT 심근 관류 측정 모두 심근에서의 허혈을 나타냈다. 구체적으로, CT 관류 측정은 LAD 영역에서 평균 충혈성 심근 관류가 166.1 ml/분/100g인 것으로 나타났으며, 이는 21명의 CAD 환자에서 비-허혈성 심근의 평균 충혈성 심근 관류보다 훨씬 더 낮았다(215.1 ml/분/100g, 2017년 11월 RSNA 과학 회의에서 제시된 우리의 최근 단일-센터 연구 결과)
혈류와 압력 외에, 다른 흐름 특성도 도출되었다. 예를 들어, 도 8의 예 4에 설명된 수학적 방법을 사용하여, LAD의 협착-전, 협착-중 및 협착-후 세그먼트에서의 전단 응력은 각각 0.047, 19.68 및 0.33 kPa로 추정되었다. 또한, LAD의 협착-전, 협착-중 및 협착-후 세그먼트에 대한 곡선하 면적(AUC)은 각각 2592.79, 2128.44 및 1711.38 HU·s였다; 동일한 세그먼트에서 대응하는 피크 조영 증강은 각각 254.1, 146.1 및 193.2 HU였다; 와시-인(wash-in) 단계에서의 이들 세그먼트에서 AUC의 대응하는 변화율은 각각 20.2, 8.7 및 8.3 HU·s였다.
(d) 해석. Cook 등(2017; JAMA Cardiology, Vol 2(7):803-810)에 의한 최근 체계적인 검토에서 나타낸 바와 같이, 협착 정도가 최소이거나 없을 때, CT-기반 FFR 측정은 카테터-기반 FFR 측정과 잘 일치한다. 환자 #3은 비-협착 RCA와 비-협착 LCx를 가졌으므로, FFR 측정과 우리의 방법을 비교하기 위하여 기준으로서 이러한 정상 동맥에서 FFR-CT 평가를 사용할 수 있다. 우리의 결과는 우리의 방법이 이러한 정상(비-협착) 동맥에서 FFR-CT와 매우 잘 일치함을 보여주었다. 그러나, 협착 LAD에서 우리의 방법과 FFR-CT 사이에는 현저한 차이가 있었다. FFR-CT는 협착이 기능적으로 유의하지 않다고 제시했지만(FFR > 0.80), 우리의 방법을 사용한 평가는 이 병변이 실제로 폐색적임을 제시하였다(FFR < 0.80). 우리의 결과는 SPECT 및 CT 심근 관류 측정과 일치하며, 둘 모두 심근에서 허혈을 보여주었다. 또한, 협착-중 및 협착-후 세그먼트에서의 AUC는 협착-전 세그먼트에서의 AUC에 비해 상당히 작았으며, 이는 협착에 걸쳐 큰 압력 강하의 존재를 추가로 제시한다. 이 연구의 결과는 본 명세서에 제공된 동적 혈관 조영 이미징 방법이 중간 협착 관상 동맥의 평가를 위해 FFR-CT에 비해 더 신뢰할 수 있음을 제시한다.
우리의 결과는 또한 LAD의 협착-중 세그먼트가 덜 좁아진 인접 세그먼트에 비해 가장 큰 전단 응력을 나타냄을 보여주었다. 전단 응력을 평가하기 위한 우리의 방법의 능력은 플라크의 모폴로지(morphology), 조성 및 플라크에 가해지는 전단력의 크기에 따르는 플라크 파열의 위험(혈전증)의 보다 정확한 평가를 위한 기회의 새로운 창을 연다. 우리의 결과는 또한 AUC의 변화율 및 피크 조영 강화와 같은 다른 흐름 특성이 협착 동맥과 비협착 동맥 간에 구별하는 데 유용할 수 있는 동일한 이미지 세트로부터 도출될 수 있음을 보여주었다.
실험예: 실험예 4. 실험예 4의 결과는 도 8의 보완 단계 1에 대해 설명된 수학적 방법의 사용과 관련이 있다.
도 23a 및 도 23b는 환자 #1(실험예 1에서와 동일한 환자)에 대해 대동맥 시간-증강 곡선이 측정된 조영-증강 심장 이미지의 2개의 슬라이스를 나타낸다. 2개의 슬라이스 사이의 거리는 약 3.5 cm였다(도 23c). 슬라이스 1은 상행 대동맥의 오리피스 바로 위에 있었다. 좌측 및 우측 관상 동맥의 오리피스는 슬라이스 1과 2 사이에 위치하였다(심장의 이러한 재포맷된 뷰에는 나타내지 않음). 도 23d는 슬라이스 1과 2에서 측정된 시간-증강 곡선을 나타낸다. 도 23e는 피크 값 부근의 이러한 곡선을 보여주기 위해 확대된 스케일을 제공한다. 슬라이스 1과 2의 곡선하 면적(AUC)은 각각 4316.75 및 4573.37 HU였다. 슬라이스 1에서의 AUC는 슬라이스 2에서의 AUC보다 5.6% 더 작았다. 결과는 상술한 보완 단계 1의 수학적 분석에 설명된 예측값(~ 5%)에 필적하며, 이는 보완 단계 1이 대동맥으로부터 관상 동맥으로 가는 추적자의 비율을 추정하는 데 사용될 수 있음을 나타내었다.
실험예: 실험예 5. 실험예 5의 결과는 도 8의 보완 단계 2에 대해 설명된 수학적 방법의 사용과 관련이 있다.
도 24a 및 도 24b는 환자 #2(실험예 2에서와 동일한 환자)의 좌측 관상 동맥을 나타낸다. 통상적으로, LM은 LCx 및 LAD로만 분기되지만, 이 환자의 LM은 LCx 및 LAD에 추가하여 중간 브랜치(분지)로 분기된다. 각각의 혈관의 반경과 대응하는 최대 조영 증강이 표 5에 제공된다. 식 (20) 및 (21)에 따르면, 부모 혈관(LM)의 반경 제곱과 최대 조영 증강(표 5의 두 번째 마지막 열에 있는 값)의 곱은 각각의 딸 혈관(LCx, LAD 및 분지)의 곱의 합과 같아야 한다. 우리의 결과는 이것이 사실임을 보여주었으며 - 이 값들 사이에는 단지 2.85% 차이가 있었다(4890.73 대 5032.29). 이러한 값들 사이의 미묘한 차이는 이미지 노이즈와 관상 동맥에서의 잔류 모션 때문일 수 있다. 부모 혈관(LM)으로부터 각각의 딸 혈관(LCx, LAD 및 분지)에 분배된 추적자의 퍼센티지는 각각 54.2%, 36.5% 및 12.2%인 것으로 추정되었다. 결과는 식 (20) 및 (21)의 유효성을 확인하며, 이는 각각의 관상 동맥에서 추적자의 질량을 추정하는 신뢰할 수 있는 방식을 제공한다.
| 관상 동맥 | 반경 (r, cm) | r 2 | 최대 증강 (HU) | (r 2 )·(최대 HU) | 추적자의 비율 |
| LM | 4.7 | 22.09 | 221.4 | 4890.73 | 1.000 |
| 근위 LCx | 3.7 | 13.69 | 193.6 | 2650.38 | 0.542 |
| 근위 LAD | 3.1 | 9.61 | 185.8 | 1785.54 | 0.365 |
| 분지 | 1.9 | 3.61 | 165.2 | 596.37 | 0.122 |
실험예: 실험예 6. 실험예 6의 결과는 도 8의 예 1 내지 4에 설명된 수학적 방법을 필요로 하지 않고 혈류를 평가하기 위한 시간-증강 곡선의 사용을 설명하고, 스캔 취득 중에 비충혈 대 충혈 스트레스를 비교하며, 혈류의 기능적 평가를 위한 시간-증강 곡선으로부터 도출된 추가 메트릭(즉, 도 8에 나타낸 메트릭에 추가)을 설명한다.
환자 정보. 환자#4는 3-혈관 관상 동맥 질환(coronary artery disease: CAD)을 가진 78세 남성이었다. 이미징 연구의 시간에 각각의 관상 동맥에서의 생리적 상태는 달랐다. 이 연구는 다음과 같은 양태에서 DAI의 이점을 입증하는 역할을 한다:
1. 관상 동맥 내강의 석회화 플라크 및 금속 스텐트로부터 발생하는 블루밍 인공물(blooming artifact)의 존재시 CAD의 기능 평가;
2. 다중-혈관 병변의 존재시 CAD의 기능 평가;
3. 관상 동맥 협착의 기능적 평가에 유용할 수 있는 관상 동맥 혈류, 전단 스트레스 및 분획 혈류 예비력(FFR) 외에 관상 동맥 시간-증강 곡선으로부터 하나 초과의 메트릭이 도출될 수 있다. 이러한 메트릭은 시간-증강 곡선의 피크 증강(peak enhancement: PE), 곡선하 면적(AUC), 상승 기울기 및 하강 기울기, 왜도(skewness) 및 첨도(kurtosis)를 포함한다.
4. 휴식 시에 측정된 (3)에 기재된 메트릭이 충분할 수 있으며, 이는 약물을 사용하는 환자의 충혈성 스트레스가 필요하지 않을 수 있음을 의미한다.
도 25는 근위 세그먼트에서 서로 가까운 2개의 석회화된 플라크를 갖는 우측 관상 동맥(RCA)을 나타낸다((a) 및 (b)에서 백색 화살표). 내강 내 각각의 측 상의 칼슘은 전산 유체 역학에 기초하는 현재 FFR-CT 방법에 필요한 정보인 내강 직경의 측정에 영향을 준다. (a) 및 (b)에서의 점선 밝은 회색 화살표와 실선 진회색 화살표는 플라크-전(상류) 및 플라크-후(하류) 시간-증강 곡선이 샘플링된 위치를 나타낸다. (c) 및 (d)에 나타낸 그래프에서, 원은 휴식 시에 그리고 최대 혈관 확장 스트레스 동안 플라크-전 위치에서의 상이한 시점에서 측정된 증강을 나타낸다. 이 그래프에서 점선의 밝은 회색 곡선은 대응하는 적합화된 시간-증강 곡선(fitted time-enhancement curve)을 나타낸다. 유사하게, (c) 및 (d)에서의 정사각형은 각각 휴식 및 스트레스 시에 플라크-후 위치에서 상이한 시점에서 측정된 증강이다. 대응하는 적합화된 시간-증강 곡선은 이러한 그래프에서 실선의 진한 회색의 곡선으로 나타낸다.
우리의 결과는 석회화된 플라크의 상류 및 하류에서 시간-증강 곡선이 휴식 및 스트레스 상태 모두에서 서로 거의 동일하였다는 것을 나타낸다. 이는 각각의 상태에서 두 곡선 사이의 무차별한 PE(피크 증강) 및 AUC(곡선하 면적)에 의해 분명하다. 또한, 스트레스 시의 플라크-전 및 플라크-후 AUC는 휴식 시에 비해 상당히 감소되었다. AUC는 관상 동맥 혈류에 반비례한다. 이것은 RCA에서의 관상 동맥 혈류가 기준선(휴식)으로부터 스트레스 시에 플라크-전 및 플라크-후 위치에서 상당히 증가했으며, 혈류 증가의 크기가 플라크-전과 플라크-후 위치 간에 일관되었음을 의미한다. 따라서, 결과는 플라크가 기능적으로 중요하지 않았음을 제시한다.
도 26에 나타낸 좌측 회선(LCx) 동맥의 둔각 모서리(OM) 브랜치는 근위 세그먼트에 이식된 스텐트를 가졌다. 스텐트에 대해 상류((a) 내지 (c)에서의 점선의 밝은 회색 화살표) 및 하류((a) 내지 (c)에서의 실선 진회색 화살표)에서 측정된 시간-증강 곡선이 (d) 및 (e)의 그래프에 나타내어진다. OM 동맥의 재포맷된 뷰 (c)는 내강 시각화가 블루밍 인공물에 의해 상당히 영향을 받았으며 스텐트의 중간 부분이 완전히 차단된 것으로 보이는 것을 나타낸다. 그러나, 휴식 시의 스텐트 (하류) 후에 취득된 시간-증강 곡선((d)에서 정사각형 마커를 갖는 진회색 플롯)은 스텐트 내강이 좁아졌지만 해당 샘플링 부위에서 조영이 통과했기 때문에 완전히 차단되지 않았음을 나타낸다. 휴식 시, 스텐트-후 AUC는 스텐트-전 AUC에 비해 상당히 작았으며, 이는 베르누이 방정식으로 나타낸 바와 같이 더 좁은 스텐트 내강으로 인해 스텐트 후 관상 동맥 혈류가 스텐트 전보다 더 빨랐다는 것을 나타낸다.
스트레스 시에 스텐트-전 AUC((e)에서 원 마커를 갖는 점선 밝은 회색 플롯)는 휴식 시 스텐트-전 AUC((d)에서 점선의 밝은 회색 플롯)에 비해 훨씬 작았지만, 스트레스 시에 스텐트-후 AUC((e)에서 정사각형 마커를 갖는 실선의 진회색 플롯)는 휴식 시에 이로부터 최소한으로 감소하였다((d)에서 실선의 진회색 플롯). 결과는 최대 혈관 확장으로 인해 스트레스 시에 스텐트 이전 세그먼트에서 관상 동맥 혈류의 큰 증가가 있었지만, 스텐트 후 혈류의 증가는 혈관 확장의 부재 또는 최소로 인해 최소화되었음을 나타낸다. 따라서, 스텐트 내의 협착이 기능적으로 중요했을 가능성이 있다.
도 27에 나타낸 좌측 전방 하행 동맥(LAD)은 복수의 병변을 가졌다. 근위 세그먼트는 컴플렉스 석회화 및 비석회화 플라크를 가졌으며((a) 내지 (c)에서 백색 화살표); 중간 세그먼트는 이식된 스텐트를 가졌다. (a) 내지 (c)에서 점선의 밝은 회색 및 실선의 진회색 화살표는 플라크-전 및 플라크-후 시간-증강 곡선이 측정된 위치를 표기한다. 휴식 및 스트레스 시에 측정된 플라크-전(원형 마커) 및 플라크-후(정사각형 마커) 시간-증강 곡선이 (d) 및 (e)에 각각 나타내어진다.
결과는 휴식 및 스트레스 상태 모두에서 플라크-전 곡선에 비해 플라크-후 곡선의 AUC에서 완만하게 감소함을 나타낸다. 기능적으로 중요하지 않았던 RCA의 플라크(도 25)와 비교하여, 근위 LAD에서의 플라크는 휴식 상태의 플라크에 걸쳐 AUC의 더 큰 감소에 의해 반영된 바와 같이 더 큰 정도의 내강 좁아짐을 초래하였다. 그러나, 휴식 및 스트레스 상태 사이의 LAD 플라크-후 곡선을 비교함으로써, 스트레스 시에 관상 동맥 혈류의 상당한 증가가 있었음을 확인하였으며, 이는 근위 LAD에서의 플라크가 LCx(도 26)에서의 협착 스텐트만큼 기능적으로 중요하지 않을 수 있음을 제시하며, 이는 스텐트 아래 세그먼트에서의 스트레스 시에 혈류의 최소 증가를 나타내었다.
혈류, 유동 압력, FFR 및 전단 응력의 메트릭이 실험예 1 내지 3에서 예시되었다. 시간-증강 곡선으로부터 도출된 추가 메트릭이 관상 동맥 협착의 기능적 평가에 사용될 수 있다. 도 25 및 도 26에 나타낸 시간-증강 곡선은 추가 메트릭을 설명하는 데 사용될 수 있다. 먼저 플라크 전후에 취득된 RCA에서의 시간-증강 곡선을 검토한다(도 25). 위에서 논의한 바와 같이, 이러한 두 곡선은 서로 매우 유사하며, 이는 2개의 부위 사이의 내강 좁아짐이 최소화되었음을 나타낸다. 시간-증강 곡선의 외관은 곡선하 면적(AUC), 피크 증강(PE), 상승 기울기, 하강 기울기, 왜도, 첨도와 같은 추가 메트릭의 예를 사용하여 정량적으로 설명될 수 있다. 왜도는 곡선의 비대칭을 설명하며, 값의 범위는 -1에서 +1까지이다. 제로의 왜도는 곡선이 양측(하강 기울기측에 대한 상승 기울기측)에서 완벽하게 대칭임을 의미한다. 음의 왜도는 곡선이 좌(하강 기울기)측보다 우(상승)측에서 더 긴 꼬리를 갖는다는 것을 의미하며, 양의 왜도는 곡선이 좌(상승 기울기)측보다 우(하강 기울기)측에서 더 긴 꼬리를 갖는다는 것을 의미한다. 대조적으로 첨도는 곡선의 첨예도를 설명한다. 첨도의 정상값은 3이다. 첨도가 3 미만이면, 곡선이 정상보다 더 편평하며, 3보다 큰 첨도는 곡선이 정상보다 더 높은 피크를 갖는다는 것을 의미한다. 표 6은 휴식 시 RCA 플라크-전 및 플라크-후 곡선에 대한 메트릭을 요약한다. 플라크-전과 플라크-후 곡선 사이의 각각의 메트릭에 있어서의 차이는 두 메트릭의 감산(사후 - 사전) 및 두 메트릭의 비율(사전에 의해 나누어진 사후)에 의해 주어진다.
| 휴식 | AUC (HU·s) | PE (HU) | 상승 기울기 (HU/s) | 하강 기울기(HU/s) | 왜도 | 첨도 |
|
RCA
플라크-전 |
4047.51 | 355.49 | 52.74 | -36.57 | 0.595 | -1.211 |
|
RCA
플라크-후 |
3982.01 | 361.00 | 49.93 | -36.01 | 0.634 | -1.163 |
| 차이 | -65.5 | 5.51 | -2.81 | 0.558 | 0.039 | 0.048 |
| 비율 | 0.984 | 1.015 | 0.947 | 0.985 | 1.066 | 0.960 |
스트레스 시에 RCA 플라크-전 및 플라크-후 곡선에 대한 동일한 메트릭이 표 7에 요약되어 있다:
| 스트레스 | AUC (HU·s) | PE (HU) | 상승 기울기 (HU/s) | 하강 기울기 (HU/s) | 왜도 | 첨도 |
|
RCA
플라크-전 |
2452.44 | 224.03 | 17.33 | -18.23 | 0.660 | -1.129 |
|
RCA
플라크-후 |
2369.71 | 214.68 | 13.98 | -16.84 | 0.653 | -1.138 |
| 차이 | -82.73 | -9.35 | -3.35 | 1.384 | -0.007 | -0.009 |
| 비율 | 0.966 | 0.958 | 0.807 | 0.924 | 0.989 | 1.008 |
휴식 시의 LCx 동맥의 OM 브랜치에서 스텐트-전 및 스텐트-후 곡선에 대한 동일한 메트릭이 표 8에 나와 있다:
| 휴식 | AUC (HU·s) | PE (HU) | 상승 기울기 (HU/s) | 하강 기울기 (HU/s) | 왜도 | 첨도 |
|
LCx
스텐트-전 |
3524.68 | 303.33 | 44.83 | -30.89 | 0.571 | -1.238 |
|
LCx
스텐트-후 |
999.25 | 107.78 | 14.96 | -13.49 | 0.903 | -0.736 |
| 차이 | -2525.43 | -195.55 | -29.87 | 17.41 | 0.332 | 0.502 |
| 비율 | 0.284 | 0.353 | 0.334 | 0.437 | 1.581 | 0.595 |
스트레스 시에 LCx 동맥의 OM 브랜치에서 스텐트-전 및 스텐트-후 곡선에 대한 동일한 메트릭이 표 9에 제공된다:
| 스트레스 | AUC (HU·s) | PE (HU) | 상승 기울기 (HU/s) | 하강 기울기 (HU/s) | 왜도 | 첨도 |
|
LCx
스텐트-전 |
1311.12 | 87.57 | 4.886 | -6.247 | 0.171 | -1.452 |
|
LCx
스텐트-후 |
1001.44 | 75.10 | 9.840 | -5.241 | 0.308 | -1.427 |
| 차이 | -309.68 | -12.47 | 4.954 | 1.006 | 0.137 | 0.025 |
| 비율 | 0.764 | 0.868 | 2.014 | 0.839 | 1.801 | 0.983 |
휴식 및 스트레스 조건 모두에서 비교 가능한 AUC, PE, 기울기, 왜도 및 첨도에 의해 반영되는 바와 같이 RCA 플라크-전 및 플라크-후 곡선이 서로 실질적으로 다르지 않다는 것이 분명하다(각각의 메트릭과 연관된 비율은 휴식 및 스트레스 상태 모두에서 1에 가까웠다). 또한, 스트레스 시의 RCA 곡선은 휴식 시의 RCA 곡선에 비해 더 낮은 AUC/PE/기울기를 가졌지만, 유사한 왜도/첨도를 가졌으며, 이는 복잡한 내강의 좁아짐으로 인해 곡선이 상당히 왜곡되지 않았기 때문에, 스트레스 시에 근위 RCA에서 플라크에 걸친 관상 동맥 시간-증강 곡선의 변화가 주로 최대 혈관 확장 동안 더 높은 유량으로 인한 것이었음을 제시한다. 대조적으로, 메트릭에 있어서의 더 큰 차이와 대응 비율이 1로부터 더 큰 차이를 나타내었으므로, LCx 스텐트-전 및 스텐트-후 곡선은 서로 매우 상이하였다. 결과는 관상 동맥 시간-증강 곡선이 스텐트 내에서 좁아지는 내강에 의해 실질적으로 왜곡되었음을 나타낸다.
요약하면, 도 25(RCA 플라크) 및 도 26(LCx 스텐트)에 나타낸 예는 관상 동맥 혈류, FFR 및 전단 응력 외의 메트릭이 관상 동맥 시간-증강 곡선으로부터 도출될 수 있음을 제시한다. 휴식 및 스트레스의 생리학적 상태에서 취득된 이러한 추가 메트릭은 관상 동맥 병변의 기능적 평가를 위해 개별적으로 또는 조합하여 사용될 수 있다.
실험예: 실험예 7. 실험예 7의 결과는 DAI 방법 및 시스템에서 CT 이외의 이미징 양식의 수용을 설명한다. 보다 구체적으로, 예 7은 이미징 기술로서 침습성 관상 동맥 혈관 조영을 포함하는 DAI 방법 및 시스템을 나타낸다.
조영-증강된 CT와 비교하여, 침습성 관상 동맥 혈관 조영에서의 하나의 차이점은 X-선 염료(요오드화 조영제)의 볼루스가 정맥 내 주입이 아닌 카테터(선택적 혈관 조영)를 통해 오리피스에서 좌측 또는 우측 관상 동맥에 직접 주입된다는 것이다. 동맥에서 조영제 용액의 통과는 혈관에서의 신호 강도의 감소로 이어진다(X-선 염료는 CT 혈관 조영 또는 CT 관류 소스 이미지에서 밝은 컬러와 반대로 어두운 컬러로 보임). 도 28에서, LAD 동맥에서 조영제의 첫 번째 통과가 (a) 내지 (f)에 나와 있다. 이전의 다른 예와 유사한 관상 동맥 시간-증강 곡선을 획득하기 위해, 먼저 조영제 와시-인 이전부터 조영제 와시-아웃 후까지의 기간을 포함하는 상이한 이미지 프레임에서 모션-보정된 관상 동맥의 픽셀 강도를 측정한다. (a) 내지 (f)에서 백색 화살표로 표기된 샘플링 부위에서 측정된 픽셀 강도값이 (g)에 나와 있다. 그 후, 동맥에 조영제가 없을 때 첫 번째 시점에 대한 픽셀 강도의 절대 변화를 계산하고, 관상 동맥 혈관 조영에 적용된 이미지 취득 속도를 사용하여 이미지 프레임 수를 시간으로 변환한다. 이 연구에서, 이미지는 초당 30 프레임으로 취득되었다. 이제 (g)에서의 플롯을 (h)에서의 플롯으로 변환할 수 있다. y-축은 픽셀 강도의 절대 변화(조영 증강)이고, x-축은 시간이다. (h)에서의 파선은 측정된 데이터에 적합화된 곡선을 나타낸다.
또한, 상술한 바와 같이, 동맥에 주입된 추적자의 총 질량을 알 필요가 있다. 이 연구에서는, 270 mgI/㎖ 농도의 10㎖의 조영제가 오리피스에 주입되었고, 약 3㎖의 조영제가 상행 대동맥으로 진입하였으며, 좌측 관상 동맥으로 진입하지 않았다(즉, 좌측 관상 동맥에서의 약 7㎖의 조영제). 또한 픽셀 강도의 단위 증가와 관상 동맥 혈관 조영에서 조영제의 농도 사이의 변환 계수를 알 필요가 있으며, 이는 팬텀 실험으로부터 결정될 수 있다. 모든 정보를 사용하여, 이전 실험예에 나타낸 관상 동맥 혈류, FFR 및 다른 메트릭을 도출할 수 있다.
도 29는 제안된 방법이 선택적 관상 동맥 혈관 조영에서 관심 있는 임의의 동맥에 적용될 수 있음을 설명하기 위해 도 28에 표시된 바와 같이 동일한 돼지로부터 취득된 다른 예를 나타낸다. 이 연구에서는, 조영제가 오리피스에서 우측 관상 동맥(RCA)에 직접 주입되었다. (a) 내지 (f)에서 이미지는 짧은 기간 동안 RCA에서 조영제의 첫 번째 통과 순환을 나타낸다. (g)에서의 데이터는 (a) 내지 (f)에서 백색 화살표로 표기된 샘플링 부위에서 모션-보정된 RCA로부터 측정된 픽셀 강도를 나타내며, 대응하는 관상 동맥 시간-증강 곡선은 (h)에서 점선으로 나타내어진다.
실험예: 실험예 8. 실험예 8의 결과는 DAI 방법 및 시스템에서 CT 이외의 이미징 양식의 수용을 설명한다. 보다 구체적으로, 예 8은 이미징 기술로서 MRI를 포함하는 DAI 방법 및 시스템을 나타낸다. 가돌리늄-기반 T1-가중화된 MR 심근 관류 영상.
도 30은 도 28과 도 29의 동일한 돼지에 대한 MRI 연구로부터 취득된 이미지를 나타낸다. 도 30의 (a) 및 (b)에 나타낸 이미지는 임상 CT 및 MRI 연구에 대한 스캐닝 위치와 유사한 앙와위 스캐닝 위치에서 취득되었다. 이러한 이미지는 RCA 및 LAD와 같은 관상 동맥을 경축 뷰에서 다른 단층 촬영 슬라이스 위치에서 볼 수 있음을 종합적으로 나타낸다. 상행 대동맥을 또한 비교를 위해 각 슬라이스에서 볼 수 있다.
도 30의 (c) 내지 (n)에 표시된 이미지는 가돌리늄-기반 조영제의 볼루스 주입 후 (a)에서와 동일한 슬라이스 위치에서 취득된 T1-가중화된 이미지이다. 폐 혈관에서 조영제의 순환은 처음에 볼 수 있으며, 직후에 상행 대동맥 및 관상 동맥(RCA)에서의 조영제의 순환이 뒤따른다. 조영제의 와시-아웃을 이미지 시리즈의 끝에서 볼 수 있다. 신호 포화를 피하기 위해, 2.5 ㎖/s의 주입 속도로 저용량의 조영제가 후속하는 식염수 플러스에 사용되었다(체중 20 ㎏ 당 약 1 m몰). 이미징은 ECG 트리거링되었고 심장-박동 당 하나의 프레임이 취득되었다. 조영제의 도달은 동맥 내 복셀(voxel)의 신호 강도를 변화시키므로, CT 및 침습성 관상 동맥 혈관 조영과 유사한 방식으로 관상 동맥 시간-증강 곡선을 획득하고, 이전 실험예에서와 같이 기능적 평가를 제공할 수 있다.
동적 혈관 조영 이미징(DAI)을 위한 방법 또는 시스템의 몇몇 예시적인 변형이 위에서 설명되었다. 추가의 변형 및 수정이 아래에 설명된다. 또한 변형 및 수정을 구성하기 위한 가이딩 관계가 또한 아래에 설명된다. 또 다른 변형 및 수정이 고려되고, 이는 본 기술 분야의 통상의 기술자에 의해 인식될 것이다. 가이딩 관계 및 예시적인 변형 또는 수정은 본 기술 분야의 통상의 기술자의 이해를 향상시킬 목적으로 제공되며, 제한적인 진술로 의도되지 않음을 이해해야 한다.
예를 들어, 도 2에 나타낸 DAI 방법(20)은 단지 예시적이며, 도 2에 나타낸 하나 이상의 단계가 특정 구현을 위해 원하는 대로 대체되거나 제거될 수 있으므로, DAI 방법을 제한하는 것으로 간주되어서는 안된다. 예를 들어, 특정 구현에서 피험자의 CT 스캐닝은 이미지 재구성으로부터 지리적 또는 시간적으로 변위될 수 있다. 도 7은 CT 스캐닝 및 이미지 재구성으로부터의 투사 데이터 모두가 이전 단계에서 발생하고 재구성된 이미지가 나중에 분석을 위해 또는 제3자에 의한 분석을 위해 저장되는 변형 DAI 방법(20a)의 예를 나타낸다. 변형 DAI 방법(20a)은 저장된 이미지 데이터를 획득(60a)함으로써 개시될 수 있다. 그 후, 조영제 신호 데이터는 저장된 이미지 데이터로부터, 선택적으로 이미지 데이터에서 타겟 혈관을 명시적으로 식별하지 않고 추출될 수 있다(74a). 시간-증강 곡선은 조영제 신호 데이터에 기초하여 생성되고(76), 신호-증강 곡선은 조영제 신호 데이터의 증가 단계 동안 획득된 데이터 포인트로부터 플롯팅된 상승 기울기, 및 조영제 신호 데이터의 하강 단계 동안 획득된 데이터 포인트로부터 플롯팅된 하강 기울기를 갖는다. 그 후, FFR 값이 도 6에 나타낸 동일한 방법 단계에 따라 결정된다.
다른 예로서, DAI 방법 및 시스템은 전산화된 단층 촬영(CT) 스캐닝에 한정되지 않으며, MRI 및 예를 들어, 형광 투시를 포함하는 다른 X-선 이미징 기술(즉, CT 이미징 이외의 X-선 이미징 기술)을 포함하여 혈관을 이미징하기에 충분한 공간 해상도를 갖는 다른 이미징 양식에 용이하게 적응될 수 있다. X-선 기반 스캔은 후속 분석을 위해 검출기에 의해 캡처된 나머지 신호와 함께 피험자의 신체를 통과할 때 감쇠되는 고주파 전자기 신호의 전송을 포함하는 의료 이미징의 한 형태이다. X-선 기반 스캔의 대안은 자기 공명 이미징(MRI)으로, 이는 예를 들어, 뇌, 폐, 간, 근육 및 심장과 같은 연조직에서의 질병을 진단하기 위한 이미징을 포함하여 공지된 의료 이미징 어플리케이션을 갖는다. MRI 스캔은 환자에게 자기장을 인가하고 무선 주파수 펄스를 전송하는 것을 포함한다. 공명 에너지는 환자에 의해 방출되고 후속 분석을 위해 스캔 데이터를 캡처하는 수신기/검출기에 의해 수집된다. 이미지 선명도를 향상시키기 위해, X-선 스캔과 MRI 스캔 모두 환자에게 조영제를 경구 또는 정맥 내 투여하는 것을 포함한다. X-선 이미징 기술을 위한 조영제는 예를 들어, 요오드-기반 조영제를 포함한다. MRI 이미징 기술을 위한 조영제는 예를 들어, 가돌리듐-기반 조영제를 포함한다. X-선 기반 스캐너 디바이스/시스템으로부터 취득된 스캔 데이터는 종종 스캔 데이터 또는 투사 데이터로 상호 교환적으로 참조되는 반면, MRI 스캐너 디바이스/시스템으로부터 취득된 스캔 데이터는 통상적으로 스캔 데이터로 참조된다. 따라서, 스캔 데이터라는 용어는 투사 데이터라는 용어를 포함하는 것으로 이해된다.
다양한 이미징 양식에 대한 조영제(추적자라고도 칭함)가 본 문헌에서 확립되어 있으며 새로운 대안을 위해 계속하여 활발한 개발 영역이 되고 있다. DAI 방법 및 시스템은 이미징 양식이 관심 혈관 또는 관심 혈관의 일부를 이미징하기에 충분한 공간 해상도를 제공한다면 조영제 및 이미징 양식의 임의의 적절한 조합을 수용할 수 있다.
스캔 데이터 취득의 지속 시간과 동일한 이미징 스캔 절차의 경과 시간은 이미징 스캔이 시간-증강 곡선의 형상을 추정하기에 충분한 데이터를 획득하기 위해 샘플링 부위에서 조영제의 증가 단계와 감소 단계 모두의 적어도 일부를 캡처한다면 원하는 대로 변경될 수 있다. 일반적으로, 증가 및 감소 단계를 모두 캡처하려면 5초 초과의 이미징 스캔이 필요하다. 특정 예에서, 이미징 스캔은 6초 초과, 7초 초과, 8초 초과, 9초 초과 또는 10초 초과 동안 스캔 데이터를 캡처하도록 구성될 수 있다. 상한 시간 제한에 의해 제한되지 않고 조영제의 체류 시간에 의해 제한되지 않지만, 대부분의 경우 이미징 스캔은 샘플링 부위에서 조영제의 예측 체류 시간을 넘어 상당히 연장되지 않을 것이다.
시간-증강 곡선을 생성하기 위해 분석된 이미지(프레임 또는 개별 스캔이라고도 칭함)의 수는 이미지 수가 시간-증강 곡선의 형상을 추정하기에 충분한 데이터를 획득하기 위해 샘플링 부위에서 조영제의 증가 단계와 대비 감소 단계 모두의 적어도 일부를 누적적으로 캡처하는 경우 원하는 대로 변경될 수 있다. 일반적으로, 증가 및 감소 단계 모두를 캡처하려면 5개 초과의 이미지의 이미징 스캔이 필요하다. 특정 예에서, 이미징 스캔은 6개 초과의 이미지, 8개 초과의 이미지, 10개 초과의 이미지, 12개 초과의 이미지, 14개 초과의 이미지, 16개 초과의 이미지, 18개 초과의 이미지, 또는 20개 초과의 이미지에 대한 스캔 데이터를 캡처하도록 구성될 수 있다. 추가적으로, 적어도 10개의 이미지를 캡처하도록 구성된 이미징 스캔이 관찰되어 피크값 결정 및 곡선 형상의 일관성에 유리하며; 신호 강도값은 적어도 10개의 이미지 모두로부터 추출할 필요는 없지만, 적어도 10개의 이미지는 곡선 형상을 추정하는 일관성으로 이어지는 적절한 시간-분포된 이미지(통상적으로 5개 이상의 이미지)의 하위 집합을 선택하기에 충분히 큰 이미지 세트를 종종 제공한다.
DAI 방법 및 시스템은 단일 이미지를 평가하는 정적 기술과 구별되는 복수의 이미지 분석으로 인해 동적으로 간주된다. 대부분의 상용 CT 혈관 조영 기술은 정적이다. 또한, 최소 동적(2 내지 3개의 이미지 평가)인 상용 CT 혈관 조영은 조영제 체류의 증가 단계와 감소 단계 모두로부터 스캔 데이터를 취득하거나, 상승 기울기, 피크 및 하강 기울기를 갖는 시간-증강 곡선을 생성하는 이점을 인식하거나 고려하지 않는다.
시간-증강 곡선을 생성하기 위한 복수의 이미지, 예를 들어, 적어도 5개의 이미지는 동일한 샘플링 부위 또는 슬라이스 또는 인접한 샘플링 부위 또는 슬라이스의 그룹에 위치된 복수의 이미지의 시간-순서화된 시퀀스를 참조하는 이미지의 대응을 갖는 복수의 대응 이미지로 간주된다(예를 들어, 도 8의 보완 단계 3에 대해 상술한 바와 같이 모션 보정에서 인접한 샘플링 부위의 고려가 이루어질 수 있음). 따라서, 이미지의 대응은 단일 샘플링 부위 또는 인접한 샘플링 부위의 그룹으로 공간적으로 제한되며, 이미지의 대응은 혈류 이상의 소스의 상류 대 하류가 되도록 공간적으로 분리된 샘플링 부위를 포함하지 않는다. 예를 들어, 혈류 특성을 결정하는 것이 제1 및 제2 시간-증강 곡선으로부터 계산된 대응값의 비교를 포함하는 경우, 제1 시간-증강 곡선은 혈류 이상의 의심 소스의 상류에 위치된 제1 샘플링 부위로부터의 제1 복수의(또는 세트) 대응 이미지로부터 생성될 수 있고, 제2 시간-증강 곡선은 혈류 이상의 의심 소스의 하류에 위치된 제2 샘플링 부위로부터의 제2 복수의(또는 세트) 대응 이미지로부터 생성될 수 있다. 이 예에서, 제1 및 제2 샘플링 부위가 혈류 이상의 개입되는 의심 소스에 의해 공간적으로 분리되기 때문에 대응 이미지의 제1 세트는 대응 이미지의 제2 세트와 혼합되지 않을 것이다. 그러나, 모션 보정 프로세싱에 대해 발생할 수 있는 것과 같은 대위법의 예로서, 제1 및 제2 샘플링 부위 사이의 혈류 차이를 최소화하기 위해 제1 및 제2 샘플링 부위(슬라이스)가 접하면서 인접하거나 접하면서 인접하는 것에 가까울 때, 제1 샘플링 부위로부터의 대응 이미지의 제1 세트는 제2 샘플링 부위로부터의 대응 이미지의 제2 세트와 (결과적으로 혼합된 대응 이미지의 세트에서 시간-순서화된 시퀀스를 유지하기 위해) 시간-특정 방식으로 혼합될 수 있다.
각각의 세트 또는 복수의 대응 이미지는 시간-증강 곡선을 생성하기 위해 시간-순서화 또는 시간-분해된다. 시간-증강 곡선은 상승 기울기, 피크 및 하강 기울기를 갖는다. 조영제 체류의 증가 단계 중에 취득된 시간-특정 조영제 신호 데이터 포인트로부터 시간-증강 곡선의 상승 기울기가 보간되고, 조영제 체류의 하강 단계 중에 취득된 시간-특정 조영제 신호 데이터 포인트로부터 시간-증강 곡선의 하강 기울기가 보간되도록 시간-증강 곡선을 생성하기 위해 시간-순서화가 필요하다. 따라서, 스캔 데이터의 취득 및 이미지 데이터의 재구성은 시간-순서화 스킴을 참조하여 이루어져, 이미지 데이터로부터 획득된 대응 이미지의 각각의 세트가 시간-순서화된 시퀀스로 배열될 수 있다. 시간-순서화 스킴은 실시간 식별자를 갖는 타임 스탬프, 볼루스 주입으로부터 경과된 시간과 같은 상대-시간 식별자 또는 각각의 이미지의 절대 또는 상대 시간 및 대응 이미지의 세트의 시간-분해된 시퀀싱을 식별하는 데 사용될 수 있는 임의의 맞춤화된 시간 식별자를 포함하는 임의의 편리한 스킴일 수 있다. 조영제 투여와 이미지 취득 사이의 시간 간격에 대해 확립된 프로토콜은 시간 순서화 스킴을 고안하는 데 채택될 수 있다. 또한, 예를 들어 볼루스 추적과 같은 확립된 타이밍 기술이 스캔 획득 타이밍 및 이미지 데이터의 시간-순서화를 최적화하기 위해 채택될 수 있다.
시간-증강 곡선은 단일 샘플링 부위 또는 인접한 샘플링 부위의 그룹(예를 들어, 모션 보정용)에서 조영제 체류의 스캔 데이터로부터 도출된 시간에 대한 조영제 신호 강도의 플롯이다. 시간-증강 곡선은 다른 변형 중에서 시간-밀도 곡선, 신호 강도 시간 곡선, 시간-종속 신호 강도, 시간-강도 곡선이라고도 칭할 수 있다. 시간-증강 곡선이라는 용어 내의 증강이라는 용어는 조영제의 최소 레벨에서 측정되거나 조영제의 잔류 레벨에서 측정되거나 조영제의 부재시에 측정된 신호 강도와 같이 기저선 또는 기준값에 대한 측정된 조영 신호 강도의 증가를 지칭한다. 진입 전, 진입, 와시-인, 증가 단계, 하강 단계, 와시-아웃, 제거 및 제거 이후와 같이 조영제 체류를 설명하는 정성적 용어는 볼루스 주입 이벤트 또는 보다 일반적으로 조영제 투여 이벤트를 지칭하여, 진입 전을 제외하고 이러한 용어 각각은 관련 주입 또는 투여 이벤트 이후에 발생하는 조영제 체류의 일부를 설명한다. 진입 전이라는 용어는 주입 또는 투여 이벤트보다 일찍 개시할 수 있는 시간 범위에 대응할 수 있다.
많은 예에서, DAI 방법 및 시스템은 적어도 하나의 시간-증강 곡선의 생성을 포함한다. 그러나, 시간-증강 곡선의 평가를 필요로 하지 않는 특정 예, 예를 들어, 피크 증강값에 기초한 혈류 특성에서, 시간-증강 곡선의 생성이 필요하지 않을 수 있으므로, 이러한 예에서는 대응 이미지의 세트의 시간 분해된 시퀀싱이 또한 최적이 되며; 보다 구체적으로, 피크 신호 강도를 갖는 이미지를 식별 및 선택하고 시간-증강 곡선을 확립하지 않고 피크 증강값을 추출하기 위해 대응 이미지 세트가 질의될 수 있다. 시간-증강 곡선 없이 피크 증강값을 추출할 위험은 피크 신호 강도의 선택된 이미지가 시간-증강 곡선과의 비교 없이 분명하지 않을 수 있는 이상 치일 수 있다는 것이지만; 이러한 위험은 혈류 이상을 식별하기 위한 사전 스크리닝 도구로서 사용되는 단일 스캔 세션으로부터 취득된 데이터에서 기관에 있는 복수의 혈관의 복수의 샘플링 부위에 대한 평가와 같은 일반화된 스크리닝 평가를 위해 허용될 수 있다. 시간-증강 곡선 생성의 선택성 및 시간-분해된 시퀀싱의 선택 성과 관계없이, DAI 방법 및 시스템은 관심 혈관을 통한 조영제 체류의 증가 단계와 감소 단계 모두의 적어도 일부를 캡처하는 복수의 대응 이미지를 포함하는 이미지 데이터를 필요로 한다.
본 명세서에 설명된 DAI 방법 및 시스템은 혈류 특성의 결정을 허용한다. 혈류 특성은 피험자의 관심 영역에서 혈류를 평가하는 임의의 메트릭일 수 있다. 혈류 특성은 예를 들어, 유량(flow rate), 유속(flow velocity) 및 유동 압력을 포함한다. 레이트(rate), 속도 및 압력은 혈류의 메트릭이다. FFR은 다른 메트릭이다. 전단 응력은 다른 메트릭이다. 곡선하 면적, 곡선하 면적의 변화율, 곡선의 피크(최대값) 및 혈액량은 혈류 특성의 추가 예로서 고려될 수 있다. 유량, 유속, 유동 압력, FFR 및 전단 응력을 결정하기 위한 계산의 예가 수학적 분석 섹션에 제공된다. 곡선하 면적(AUC), 곡선하 면적의 변화율 및 곡선의 피크를 결정하는 이점은 도 20으로부터 분명하다. 도 20은 시간-증강 곡선 자체가 샘플링 부위에서 혈류를 나타냄을 추가로 나타내므로, 시간-증강 곡선 자체가 혈류 특성으로 간주될 수 있다. 시간-증강 곡선으로부터 도출된 곡선하 면적(AUC), 피크 증강(PE), 상승 기울기, 하강 기울기, 왜도 및 첨도의 추가 메트릭에 대한 추가 예 및 비교가 표 6 내지 9에 나와 있다.
혈류 평가 및 혈류 특성의 결정은 진단 결과를 제공할 수 있다. 예를 들어, 제1 및 제2 샘플링 부위에서 시간-증강 곡선을 결정하는 것은 제1 시간-증강 곡선과 제2 시간-증강 곡선을 산출하고; 혈류 특성의 추정은 제1 및 제2 시간-증강 곡선으로부터 계산된 대응값을 포함하는 결정을 포함한다. 혈류 특성값 자체가 진단 결과를 제공할 수 있다. 추가 예에서, 제1 및 제2 시간-증강 곡선으로부터 계산된 대응값이 비교되고, 사전 결정된 임계값을 초과하는 대응값들의 차이가 진단 결과를 나타낸다. 임계값 및 대응 진단 결과는 관련 문헌 및 의료 지침으로부터 채택될 수 있다. 예를 들어, FFR 진단 분석의 현재 문헌에 기초하여, 약 0.8은 정상으로 간주되고 0.8 미만은 협착이 기능적 의미를 가질 수 있음을 나타낸다. 또한, DAI 방법 및 시스템의 반복적인 사용으로, 메트릭, 임계값 및 진단 결과의 다양한 상관 관계가 개발될 수 있다.
관심 영역(region of interest: ROI)은 원하는 해부학적 위치, 예를 들어, 관심 혈관 또는 관심 혈관의 일부를 둘러싸거나 포함하는 디지털 이미지 상의 영역이다. 이미지 프로세싱 시스템은 예를 들어, ROI 내의 모든 픽셀에 대해 컴퓨팅된 평균 파라미터 값을 포함하여 이미지에 대한 ROI로부터 데이터를 추출할 수 있다. 샘플링 부위는 관심 혈관과 같은 원하는 해부학적 위치를 평가하기 위해 선택된 하나 이상의 이미징 슬라이스의 위치이다. ROI는 샘플링 부위가 ROI에 있거나 그 근처에 있을 때 샘플링 부위와 상호 교환적으로 사용될 수 있다. 일부 예에서, 단일 샘플링 부위로부터의 시간-증강 곡선의 분석은 혈류 특성 또는 메트릭을 결정하는 데 충분할 수 있다. 다른 예에서, 복수의 샘플링 부위 또는 복수의 이미징 슬라이스가 복수의 대응 이미지 세트를 획득하고 복수의 대응 시간-증강 곡선을 생성하기 위해 분석될 수 있고, 복수의 대응하는 시간-증강 곡선 중 임의의 수가 혈류 특성 또는 혈류 메트릭을 결정하기 위해 비교될 수 있다. 통상의 스캐너는 관심 혈관의 전부 또는 일부에 대한 3D 이미지 데이터를 캡처할 수 있으며, 가능하게는 관심 있는 복수의 혈관의 전부 또는 일부도 캡처할 수 있다. 또한, 스캔은 원하는 대로 복수의 슬라이스로 세분화될 수 있으므로, ROI, ROI 근처, ROI의 상류, 임의의 ROI의 하류 또는 이들의 임의의 조합에서의 복수의 부위 또는 슬라이스의 조사가 가능하고 편리하다. 다중-슬라이스 또는 다중-부위 이미징 양식에서 동시 단층 슬라이스 또는 샘플링 부위가 스캔 당 추출될 수 있다. 따라서, DAI 방법은 관심 혈관에서 조영제 체류(진입부터 제거까지)의 스캔을 위한 1개 또는 2개의 시간-증강 곡선의 분석으로 제한될 필요가 없으며, 조영제의 단일 볼루스 주입으로 단일 스캐닝 절차가 원하는 대로 스캔 데이터로부터 분할된 복수의 슬라이스 또는 샘플링 부위를 지원할 수 있다.
관심 혈관은 조영-증강된 이미징 기술에 의해 이미징될 수 있는 임의의 혈관일 수 있다. 관심 혈관은 통상적으로 적어도 약 0.1mm의 직경, 예를 들어, 0.2㎜ 초과의 직경 또는 0.3㎜ 초과의 직경을 가질 것이다. 관심 혈관 또는 관심 혈관의 지정된 부분이 혈관 장애의 진단을 결정하거나 혈관 장애의 소인을 결정하기 위해 조영 증강된 동적 혈관 조영 이미징을 위해 식별되고 타겟화될 수 있다. 관심 혈관은 동물 몸체(예를 들어, 인체)의 임의의 해부학적 영역 또는 임의의 기관(예를 들어, 뇌, 폐, 심장, 간, 신장 등) 내에 있을 수 있다.
DAI 방법은 피험자가 충혈 상태(충혈 스트레스 또는 혈관 확장 스트레스라고도 칭함)에 있는 동안 취득된 스캔 데이터에 제한되지 않고, 피험자가 비-충혈 상태(휴식 상태라고도 칭함)에 있는 동안 취득된 스캔 데이터로부터 생성된 시간-증강 곡선이 유용한 결과를 생성할 수 있다. 휴식 상태에 있는 피험자로부터 취득된 스캔 데이터로부터 생성된 유용한 시간-증강 곡선의 예가 도 25 내지 도 27에 나와 있다. 충혈 상태를 유도하는 것은 혈류 평가에서 공지된 의료 프로토콜이며, 종종 아데노신, 나트륨 니트로프루시드, 디피리다몰, 레가데노손 또는 니트로글리세린과 같은 혈관 확장제의 투여를 포함한다. 혈관 확장제의 투여 방식은 이미징 프로토콜에 따라 다를 수 있으며, 정맥 내 또는 관상 동맥 내 주입을 포함할 수 있다.
관심 혈관에서 혈관 장애의 존재를 결정하기 위해, 예를 들어, 단일 샘플링 부위의 스캔으로부터 생성된 단일 시간-증강 곡선 또는 다른 예를 들어, 대응하는 복수의 샘플링 부위로부터 각각 생성된 복수의 시간-증강 곡선을 포함하는 적어도 하나의 시간-증강 곡선에 기초하여 혈류 특성이 분석될 것이다. 협착의 경우, 2개의 샘플링 부위의 비교는 협착 상류의 샘플링 부위에서 측정된 혈류 특성을 협착 하류의 샘플링 부위에서 결정된 혈류 특성과 비교하는 데 유용하다. 예를 들어, 정의에 따른 FFR(식 9 참조)은 협착의 하류에서 결정된 유동 압력을 분자로서, 그리고 협착의 상류에서 결정된 유동 압력을 분모로서 갖는 유동 압력 비율로 고려될 수 있다. 보다 일반적으로, 관심 혈관이 식별될 때, 복수의 샘플링 부위가 관심 혈관 또는 그 근처에 지정될 수 있으며; 복수의 샘플링 부위 각각에 대해 생성된 시간-증강 곡선; 복수의 샘플링 부위 각각에 대해 결정된 각각의 시간-증강 곡선에 기초한 원하는 혈류 특성; 및 혈관 장애를 결정하기 위해 복수의 샘플링 부위 각각의 결정된 혈류 특성을 비교한다. 단순화되었지만 효과적인 형태로, 도 20a는 관심 혈관 또는 그 근처의 복수의 샘플링 부위에서 생성된 시간-증강 곡선의 비교가 혈관 장애의 유무를 결정하는 데 효과적임을 나타낸다. 특정 구현에 따라 하나 이상의 샘플링 부위에서 혈류 특성의 결정 또는 복수의 샘플링 부위에서 혈류 특성의 비교에 기초하여 혈관 장애의 유무를 결정하는 것이 진단 결과를 제공할 수 있다.
본 명세서에 설명된 방법 또는 시스템에 의해 평가되는 혈관 장애(혈관 장애(vascular disorder)라고도 칭함)는 예를 들어, 죽상 경화증(예를 들어, 플라크 형성), 경동맥 질환, 신장 동맥 질환을 포함하는 말초 동맥 질환, 동맥류, 레이노 현상(Raynaud's Phenomenon)(레이노 질환 또는 레이노 증후군), 버거씨병, 말초 정맥 질환 및 정맥류, 혈전증 및 색전증(예를 들어, 정맥에서의 혈전), 혈액 응고 장애, 허혈, 협심증, 열 발작, 뇌졸중 및 림프 부종의 예를 들어, 건강에 해로운 혈류 이상 징후를 포함하는 피험자의 건강을 손상시킬 수 있는 심장 또는 비심장 혈관에서의 기능적으로 의의가 있는 혈류 제한 또는 혈류 방해와 같은 임의의 건강에 해로운 혈류 이상일 수 있다.
DAI 방법 및 시스템은 예를 들어, 건강에 해로운 혈류 이상의 가능한 원인으로 이전 의료 검진에서 식별된 관심 혈관에서 혈류 특성의 결정을 제공함으로써 의심되는 혈류 장애를 평가하는 데 사용될 수 있다. 추가로, 부분적으로 복수의 혈관을 캡처하는 스캔 데이터 및 스캔 데이터를 프로세싱하는 감소된 시간으로 인해, DAI 방법 및 시스템은 첫번째 경우에 특정 혈관 또는 특정 혈관 그룹에서의 혈류를 사전에 평가하는 데 사용될 수 있으며(예를 들어, 관상 동맥 혈류 평가), 기능적으로 중요한 협착과 같은 건강에 해로운 혈류 이상의 원인을 식별하기 위한 초기 지시자가 되는 스크리닝 도구로서 구현될 수 있다.
DAI 방법은 스캔 절차 중에 스캐닝되는 피험자 또는 환자가 호흡을 참을 필요가 없다. 일부 예에서는 호흡을 참는 것이 옵션이다. 다른 예에서, 이미지 데이터의 모션 보정 또는 모션 보상 프로세싱이 피험자 또는 환자의 호흡을 참지 않고 취득된 스캔 데이터에 대해 사용될 수 있다.
본 명세서에 개시된 실시예 또는 그 일부는 비일시적 컴퓨터-판독 가능 매체에 구현된 컴퓨터 실행-가능 명령으로 하나 이상의 컴퓨터 시스템 또는 디바이스를 프로그래밍함으로써 구현될 수 있다. 프로세서에 의해 실행될 때, 이러한 명령은 이러한 컴퓨터 시스템 및 디바이스로 하여금 본 명세서에 개시된 실시예에 특정한 하나 이상의 기능을 수행하게 하도록 동작한다. 이를 달성하기 위해 필요한 프로그래밍 기술, 컴퓨터 언어, 디바이스 및 컴퓨터-판독 가능 매체는 본 기술 분야에 알려져 있다.
예에서, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 컴퓨터 프로그램을 구현하는 비일시적 컴퓨터 판독 가능 매체는 이하를 포함할 수 있다: 관심 혈관의 조영제의 증가 단계 및 감소 단계 모두의 적어도 일부를 캡처하는 복수의 대응 이미지를 포함하는 이미지 데이터를 획득하기 위한 컴퓨터 프로그램 코드; 이미지 데이터에 기초하여 조영제의 적어도 하나의, 상승 기울기 및 하강 기울기를 갖는 시간-증강 곡선을 생성하기 위한 컴퓨터 프로그램 코드; 및 시간-증강 곡선에 기초하여 관심 혈관의 혈류 특성을 결정하기 위한 컴퓨터 프로그램 코드. 다른 관련 예에서, 이미지 데이터는 조영제의 진입 전에 관심 혈관을 캡처하는 적어도 하나의 이미지를 포함한다. 또 다른 관련 예에서, 컴퓨터 판독 가능 매체는 조영제의 진입 전에 관심 혈관을 캡처하는 적어도 하나의 이미지에 기초하여 기준값을 결정하고 기준값에 기초하여 시간-증강 곡선을 정규화하기 위한 컴퓨터 프로그램 코드를 추가로 포함한다. 또 다른 관련 예에서, 컴퓨터 판독 가능 매체는 X-선 기반 스캔 또는 MRI 스캔으로부터 관심 혈관의 스캔 데이터를 취득하고 스캔 데이터에 기초하여 이미지 데이터를 재구성하기 위한 컴퓨터 프로그램 코드를 추가로 포함한다.
컴퓨터 판독 가능 매체는 이후 컴퓨터 시스템에 의해 판독될 수 있는 데이터를 저장할 수 있는 데이터 저장 디바이스이다. 컴퓨터 판독 가능 매체의 예는 판독-전용 메모리, 랜덤-액세스 메모리, CD-ROM, 자기 테이프, 광 데이터 저장 디바이스 등을 포함한다. 컴퓨터 판독 가능 매체는 지리적으로 국부화되거나, 컴퓨터 판독 가능 코드가 분산 방식으로 저장되고 실행되도록 컴퓨터 시스템에 커플링된 네트워크에 걸쳐 분산될 수 있다.
시스템 또는 방법의 컴퓨터-구현은 통상적으로 메모리, 인터페이스 및 프로세서를 포함한다. 메모리, 인터페이스 및 프로세서의 유형 및 배열은 구현에 따라 달라질 수 있다. 예를 들어, 인터페이스는 인터넷 접속을 통해 최종 사용자 컴퓨팅 디바이스와 통신하는 소프트웨어 인터페이스를 포함할 수 있다. 인터페이스는 또한 디지털 및/또는 아날로그 정보를 전송하는 디바이스로부터 요청 또는 질의를 수신하도록 구성된 물리적 전자 디바이스를 포함할 수 있다. 다른 예에서, 인터페이스는 예를 들어, 이미징 스캐너 또는 이미지 프로세싱 디바이스로부터 DAI 방법 및 시스템과 관련된 신호 및/또는 데이터를 수신하도록 구성된 물리적 전자 디바이스를 포함할 수 있다.
예를 들어, 마이크로프로세서, 프로그래머블 논리 컨트롤러 또는 필드 프로그래머블 논리 어레이를 포함하는 특정 구현에 따른 임의의 적절한 프로세서 유형이 사용될 수 있다. 또한, 예를 들어, 일반적으로 데이터-프로세싱 장치의 시스템 버스에 접속된 메모리, 대용량 저장 디바이스, 프로세서(CPU), 판독-전용 메모리(ROM) 및 랜덤-액세스 메모리(RAM)를 포함하는 임의의 통상의 컴퓨터 아키텍처가 시스템 또는 방법의 컴퓨터-구현을 위해 사용될 수 있다. 메모리는 ROM, RAM, 이들의 조합 또는 단순히 일반적인 메모리 유닛으로서 구현될 수 있다. 시스템 또는 방법의 피처를 수행하기 위한 루틴 및/또는 서브루틴 형태의 소프트웨어 모듈은 메모리 내에 저장된 후 프로세서를 통해 특정 작업 또는 기능을 수행하도록 검색 및 프로세싱될 수 있다. 유사하게, 하나 이상의 방법 단계는 프로그램 구성 요소로서 인코딩되고, 메모리 내에 실행 가능한 명령으로 저장된 다음 프로세서를 통해 검색 및 프로세싱될 수 있다. 키보드, 마우스 또는 다른 포인팅 디바이스와 같은 사용자 입력 디바이스는 PCI(Peripheral Component Interconnect) 버스에 접속될 수 있다. 원하는 경우, 소프트웨어는 컴퓨터 모니터 스크린 상에 그래픽으로 표시된 아이콘, 메뉴 및 대화 상자에 의해 프로그램, 파일, 옵션 등을 나타내는 환경을 제공할 수 있다. 예를 들어, 시간-증강 곡선을 포함하여 임의의 수의 혈류 이미지 및 혈류 특성이 표시될 수 있다.
시스템 또는 방법의 컴퓨터-구현은 네트워크화된 접속을 통해 통신하는 컴퓨팅 디바이스를 포함하는 임의의 유형의 최종 사용자 컴퓨팅 디바이스를 수용할 수 있다. 컴퓨팅 디바이스는 예를 들어, 관심 혈관에 대해 결정된 혈류 특성의 디스플레이를 포함하여 시스템 또는 방법의 다양한 기능을 수행하기 위한 그래픽 인터페이스 요소를 표시할 수 있다. 예를 들어, 컴퓨팅 디바이스는 서버, 데스크톱, 랩톱, 노트북, 태블릿, 퍼스널 디지털 어시스턴트(PDA), PDA 폰 또는 스마트폰 등일 수 있다. 컴퓨팅 디바이스는 유선 및/또는 무선 통신을 위해 구성된 하드웨어 및/또는 소프트웨어의 임의의 적절한 조합을 사용하여 구현될 수 있다. 통신은 예를 들어, 시스템의 원격 제어가 필요한 네트워크를 통해 이루어질 수 있다.
네트워크 접속이 필요한 경우, 시스템 또는 방법은 임의의 유형의 네트워크를 수용할 수 있다. 네트워크는 단일 네트워크 또는 복수의 네트워크의 조합일 수 있다. 예를 들어, 네트워크는 인터넷 및/또는 하나 이상의 인트라넷, 랜드라인 네트워크, 무선 네트워크 및/또는 다른 적절한 유형의 통신 네트워크를 포함할 수 있다. 다른 예에서, 네트워크는 인터넷과 같은 다른 통신 네트워크와 통신하도록 구성된 무선 원격 통신 네트워크(예를 들어, 셀룰러 폰 네트워크)를 포함할 수 있다. 예를 들어, 네트워크는 TCP/IP 프로토콜(HTTP, HTTPS 또는 FTP와 같은 TCP/IP 프로토콜에 기초한 프로토콜 포함)을 사용하는 컴퓨터 네트워크를 포함할 수 있다.
본 명세서에 설명된 실시예는 어떠한 의도된 일반성의 손실 없이 예시적인 목적으로 의도된 것이다. 또 다른 변형, 수정 및 이들의 조합이 고려되고 본 기술 분야의 통상의 기술자에 의해 인식될 것이다. 따라서, 상술한 상세한 설명은 청구된 주제의 범위, 적용 가능성 또는 구성을 제한하려고 의도된 것이 아니다.
Claims (31)
- 동적 혈관 조영 이미징을 위한 컴퓨터 구현 방법으로서,
관심 혈관에서 조영제의 증가 단계 및 감소 단계 모두의 적어도 일부를 캡처하는 복수의 대응 이미지를 포함하는 이미지 데이터를 획득하는 단계;
상기 이미지 데이터에 기초하여 상기 조영제의 적어도 하나의 시간-증강 곡선을 생성하는 단계로서, 상기 시간-증강 곡선은 상승 기울기와 하강 기울기를 갖는, 상기 생성하는 단계;
상기 시간-증강 곡선에 기초하여 상기 관심 혈관에서의 혈류 특성을 결정하는 단계를 포함하는, 컴퓨터 구현 방법. - 제1항에 있어서, 상기 이미지 데이터는 상기 조영제의 주입 전에 상기 관심 혈관을 캡처하는 적어도 하나의 이미지를 포함하는, 컴퓨터 구현 방법.
- 제2항에 있어서, 상기 조영제의 주입 전에 상기 관심 혈관을 캡처하는 상기 적어도 하나의 이미지에 기초하여 기준값을 결정하는 단계, 및 상기 기준값에 기초하여 상기 시간-증강 곡선을 정규화하는 단계를 더 포함하는, 컴퓨터 구현 방법.
- 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 혈류 특성을 결정하는 단계는 상기 시간-증강 곡선하 면적을 결정하는 단계를 포함하는, 컴퓨터 구현 방법.
- 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 혈류 특성을 결정하는 단계는 상기 시간-증강 곡선하 면적 변화율을 결정하는 단계를 포함하는, 컴퓨터 구현 방법.
- 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 혈류 특성을 결정하는 단계는 상기 시간-증강 곡선의 피크를 결정하는 단계를 포함하는, 컴퓨터 구현 방법.
- 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 혈류 특성을 결정하는 단계는 상기 시간-증강 곡선하 면적에 기초하고 베르누이 식(Bernoulli's equation)을 사용하여 FFR 값을 결정하는 단계를 포함하는, 컴퓨터 구현 방법.
- 제1항 내지 제7항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 복수의 대응 이미지는 5개의 이미지보다 많은, 컴퓨터 구현 방법.
- 제1항 내지 제8항 중 어느 한 항에 있어서, X-선 기반 스캔 또는 MRI 스캔으로부터 상기 관심 혈관의 스캔 데이터를 취득하는 단계, 및 상기 스캔 데이터에 기초하여 이미지 데이터를 재구성하는 단계를 더 포함하는, 컴퓨터 구현 방법.
- 제9항에 있어서, 상기 스캔 데이터는 CT 스캔으로부터 취득되는, 컴퓨터 구현 방법.
- 제9항에 있어서, 상기 스캔 데이터는 MRI 스캔으로부터 취득되는, 컴퓨터 구현 방법.
- 제9항에 있어서, 상기 스캔 데이터는 5초 초과의 경과 시간을 갖는 스캔으로부터 취득되는, 컴퓨터 구현 방법.
- 제9항 내지 제12항 중 어느 한 항에 있어서,
피험자에게 상기 조영제를 투여하는 단계; 및
상기 스캔 데이터를 획득하기 위해 상기 피험자를 스캐닝하는 단계로서, 상기 스캔 데이터는 상기 관심 혈관에서 상기 조영제의 증가 단계 및 감소 단계 모두의 적어도 일부를 캡처하는, 스캐닝하는 단계를 더 포함하는, 컴퓨터 구현 방법. - 제1항 내지 제13항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 적어도 하나의 시간-증강 곡선은 제1 시간-증강 곡선 및 제2 시간-증강 곡선을 포함하고; 상기 혈류 특성을 결정하는 단계는 상기 제1 시간-증강 곡선 및 상기 제2 시간-증강 곡선으로부터 계산된 대응하는 값들의 비교를 포함하는, 컴퓨터 구현 방법.
- 제14항에 있어서, 상기 제1 시간-증강 곡선은 혈류 이상(aberration)의 의심 소스의 상류에 위치된 제1 샘플링 부위로부터의 이미지 데이터로부터 생성되고, 상기 제2 시간-증강 곡선은 상기 혈류 이상의 의심 소스의 하류에 위치된 제2 샘플링 부위로부터의 이미지 데이터로부터 생성되는, 컴퓨터 구현 방법.
- 제1항 내지 제15항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 복수의 대응 이미지로부터 최대 조영 증강(contrast enhancement)을 나타내는 이미지를 선택하는 단계;
상기 선택된 이미지에서 상기 관심 혈관의 기준 위치를 결정하는 단계; 및
상기 기준 위치에 기초하여 상기 복수의 대응 이미지에서 상기 관심 혈관을 추적하는 단계를 더 포함하는, 컴퓨터 구현 방법. - 동적 혈관 조영 이미징을 위한 시스템으로서,
관심 혈관에서 조영제의 증가 단계 및 감소 단계 모두의 적어도 일부를 캡처하는 복수의 대응 이미지를 포함하는 이미지 데이터를 저장하기 위한 메모리;
상기 이미지 데이터에 기초하여 상기 조영제의, 상승 기울기와 하강 기울기를 갖는 적어도 하나의 시간-증강 곡선을 생성하고; 상기 시간-증강 곡선에 기초하여 상기 관심 혈관에서의 혈류 특성을 결정하도록 구성된 프로세서를 포함하는, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 시스템. - 제17항에 있어서, 상기 이미지 데이터는 상기 조영제의 주입 전에 상기 관심 혈관을 캡처하는 적어도 하나의 이미지를 포함하는, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 시스템.
- 제18항에 있어서, 상기 프로세서는 상기 조영제의 주입 전에 상기 관심 혈관을 캡처하는 상기 적어도 하나의 이미지에 기초하여 기준값을 결정하고, 상기 기준값에 기초하여 상기 시간-증강 곡선을 정규화하도록 구성되는, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 시스템.
- 제17항 내지 제19항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 혈류 특성은 상기 시간-증강 곡선하 면적에 기초하는, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 시스템.
- 제17항 내지 제19항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 혈류 특성은 상기 시간-증강 곡선하 면적 변화율에 기초하는, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 시스템.
- 제17항 내지 제19항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 혈류 특성은 상기 시간-증강 곡선의 피크에 기초하는, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 시스템.
- 제17항 내지 제19항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 혈류 특성은 상기 시간-증강 곡선하 면적 및 베르누이 식에 기초한 FFR 값인, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 시스템.
- 제17항 내지 제23항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 복수의 대응 이미지는 5개의 이미지보다 많은, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 시스템.
- 제17항 내지 제24항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 관심 혈관의 스캔 데이터를 취득하고 상기 스캔 데이터에 기초하여 이미지 데이터를 재구성하도록 구성된 X-선 스캐너 또는 MRI 스캐너를 더 포함하는, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 시스템.
- 제25항에 있어서, 상기 스캔 데이터는 CT 스캔으로부터 취득되는, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 시스템.
- 제25항에 있어서, 상기 스캔 데이터는 MRI 스캔으로부터 취득되는, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 시스템.
- 제25항에 있어서, 상기 스캔 데이터는 5초 초과의 경과 시간을 갖는 스캔으로부터 취득되는, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 시스템.
- 제17항 내지 제28항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 적어도 하나의 시간-증강 곡선은 제1 시간-증강 곡선 및 제2 시간-증강 곡선을 포함하고; 상기 혈류 특성은 상기 제1 시간-증강 곡선 및 상기 제2 시간-증강 곡선으로부터 계산된 대응하는 값들의 비교를 포함하는, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 시스템.
- 제29항에 있어서, 상기 제1 시간-증강 곡선은 혈류 이상의 의심 소스의 상류에 위치된 제1 샘플링 부위로부터의 이미지 데이터로부터 생성되고, 상기 제2 시간-증강 곡선은 상기 혈류 이상의 의심 소스의 하류에 위치된 제2 샘플링 부위로부터의 이미지 데이터로부터 생성되는, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 시스템.
- 제1항 내지 제15항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 프로세서는 상기 복수의 대응 이미지로부터 최대 조영 증강을 나타내는 이미지를 선택하고; 상기 선택된 이미지에서 상기 관심 혈관의 기준 위치를 결정하고; 상기 기준 위치에 기초하여 상기 복수의 대응 이미지에서 상기 관심 혈관을 추적하도록 구성되는, 동적 혈관 조영 이미징을 위한 시스템.
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