用于进行定量血液动力学流量分析的方法和装置与流程
本发明涉及医学成像、特别是血管造影成像的技术领域，尽管它可以在需要量化阻塞或部分阻塞的导管中的血流血液动力学的任何领域中找到应用，诸如在非破坏性测试应用中。
背景技术：
心血管疾病（cvd）是全世界主要的死亡原因之一。cvd通常是指涉及血管变窄或阻塞的情况，其可能导致在狭窄远端的部分的血液以及因此导致氧气供应的减少或缺乏，从而导致例如胸痛（心绞痛）和局部缺血。预防和治疗cvd的一个非常重要的方面是对这样的变窄或阻塞的血管进行功能评估。
目前，x射线血管造影术是借助于微创手术（也被称为经皮冠状动脉介入治疗（pci））来治疗狭窄（窄的）冠状动脉期间所使用的成像模式。在pci期间，一位（介入）心脏病专家从腹股沟股动脉或桡动脉向上通过血管向导管上馈送放气的球囊或其他设备，直到它们到达动脉堵塞的位点为止。x射线成像被用来引导导管穿过。pci通常涉及为球囊充气以打开动脉，旨在恢复畅通的血流。可以将支架（stern）或支架（scaffold）放置在堵塞位点，以使动脉保持张开。
x射线血管造影术也是用于解剖评估冠状动脉和诊断冠状动脉疾病的标准成像技术，被称为x射线诊断血管造影术。即使在狭窄的几何尺寸是借助于二维（2d）定量冠状动脉分析工具（qca）进行量化的情况下（例如由gronenschilde等人在“caasii:asecondgenerationsystemforoff-lineandon-linequantitativecoronaryangiography”（心血管诊断，1994；33：61-75）中所教导的那样）；或借助于三维（3d）qca进行量化的情况下（例如由yoshinobuonuma等人在“anoveldedicated3-dimensionalquantitativecoronaryanalysismethodologyforbifurcationlesions”（欧洲介入，2011；6：1-00）中教导的），由于功能上冠状动脉病变严重程度取决于冠状动脉血液动力学，因此解剖腔减少至血液动力学狭窄严重程度的转换并不容易。sarnog等人在“ontheinappropriatenessofnoninvasivemultidetectorcomputedtomographycoronaryangiographytotriggercoronaryrevascularization:acomparisonwithinvasiveangiography”（jacc心血管介入，2009年6月；2（6）：550-7）中使用多检测器计算机断层扫描冠状动脉血管造影术（ccta），使用新的且有前途的无创技术，也示出了冠状动脉狭窄的解剖学严重程度与功能严重程度之间的不良联系。
对于中度冠状动脉病变，例如被定义为腔减少30-70％，狭窄对于患者是否有风险以及是否期望采取行动并不总是很明显。高估狭窄的严重程度可能会导致事后看来并不必要的治疗。因此会使患者面临不必要的风险。然而，低估狭窄可能会引发风险，因为在狭窄实际上很严重时患者没有得到治疗。尤其是对于这些情况，期望具有附加的功能评估来帮助做出良好的决策。
在过去的15-20年中，分数流量储备（ffr）被越来越多地用作最有可能从pci中受益的识别和有效地瞄准冠状动脉病变的方法。ffr是一种用于测量跨冠状动脉狭窄的压力差以确定狭窄阻碍氧气输送至心脏肌肉的概率的技术。该技术涉及在冠状动脉内部经皮插入由x射线冠状动脉血管造影术引导的压力转换线，并且测量病变后面的（远端的）和病变前面的（近端的）压力。这最好在充血状态下进行，因为在最大程度充血的情况下，流入心肌的血流量与心肌的灌注压力成正比。因此，ffr提供了对冠状动脉病变的功能严重程度的定量评估，如pijls等人在“measurementoffractionalflowreservetoassessthefunctionalseverityofcoronary-arterystenoses”（nengljmed1996，334：1703-1708）中所述。由于利用压力转换线测量ffr的无创性质，此技术也被叫做无创ffr。
尽管欧洲心脏病学会（esc）和美国心脏病学会/美国心脏协会（acc/aha）指南建议在患有中度冠状动脉狭窄（30-70％）的患者中使用ffr，但仍在90％以上的手术中单独使用x射线冠状动脉血管造影的视觉评估（无论qca是否支持）来选择患者进行经皮冠状动脉介入治疗（kleiman等人的“bringingitalltogether:integrationofphysiologywithanatomyduringcardiaccatheterization”，jamcollcardiol.2011；1219-1221)。
尽管具有充分的证据基础和来自指南的建议，但在pci期间，仍有几个因素可能造成（有创）ffr的使用率较低（10％）。首先，关于血运重建方式的判定通常是在有创x射线冠状动脉血管造影时做出的，但是这仅具体限于在介入导管实验室中工作的pci操作员，他们需要实行ffr的时间和设施。其次，该手术被延长，并且有创ffr与只能使用一次的压力线的附加成本相关联。测量ffr需要有创导管插入术，这具有相关联的成本和手术时间。而且，为了诱发（最大程度）充血，需要附加的药物输注（腺苷或罂粟碱），这对于患者是额外的负担。第三，许多操作者仍然对其自己的视觉评估在生理上是准确的充满信心，这与误解是多次视觉评估（例如，在“心脏小组”设定中）或事先进行的局部缺血的无创测试改善了其准确性有关系。最后，尽管有fame（用于多支血管评估的部分流量储备比对血管造影）试验数据（toninop.等人的“fractionalflowreserveversusangiographyforguidingpercutaneouscoronaryintervention”，nengljmed.2009年1月15日；360（3）：213-24），一些临床医生仍然怀疑pci在稳定的冠状动脉疾病背景下的价值，这降低了对有创ffr评估的热情。
kirkeeide及其同事介绍了一种方法，该方法使用从2dqca中提取的几何信息来计算冠状动脉血流储备（cfr），如kirkeeide等人的“assessmentofcoronarystenosesbymyocardialperfusionimagingduringpharmacologiccoronaryvasodilation.vii.validationofcoronaryflowreserveasasingleintegratedfunctionalmeasureofstenosisseverityreflectingallitsgeometricdimensions”（jamcollcardiol.1986年1月；7（1）：103-13）中所描述的。kirkeeide方法的限制除了其他的是2d几何信息的使用，因此不太准确。cfr被定义为通过冠状动脉的最大冠状动脉血流量与其静息冠状动脉血流量之比。此外，与ffr相反，cfr在医学指南中没有得到描述。
因此，需要一种方法，其向每个心脏病专家递送生理病变评估的益处，而没有与有创ffr相关联的实践缺点。计算分数流量储备（cffr）是一种降低成本并且改善患者管理的方法，它使用与基于冠状动脉成像的解剖模型有关系的复杂计算技术。计算流体动力学（cfd）计算被用来计算冠状动脉血流循环，并且得出由冠状动脉病变导致的部分血流储备。借助于cfd在cffr领域中实行了数项研究。例如，taylor等人的“computationalfluiddynamicsappliedtocardiaccomputedtomographyfornoninvasivequantificationoffractionalflowreserve”（美国心脏病学会杂志，第61卷，第22号，2013年）和us8,315,812描述了一种基于ccta来计算ffr的方法，我们将其称为ffrct。这项技术在将冠状动脉树进行半自动化分割之后，使用被应用于ccta的cfd，该冠状动脉树包括升主动脉的一部分，其覆盖了左冠状动脉以及右冠状动脉两者都发散的区域。模拟了冠状动脉的三维（3d）血流和压力，其中利用navier-stokes方程将血液建模为不可压缩的牛顿流体，并且利用并行超级计算机上的有限元方法在适当的初始条件和边界条件下求解。ffrct针对腺苷诱导的充血而无腺苷输注的情况进行建模。该过程在计算上是复杂且耗时，并且可能需要数小时。另外，ffrct使用无创ccta，它不是在pci或诊断x射线血管造影期间使用的成像模式。
为了将计算要求保持在可行的水平，可以在计算中使用简化模型。即，冠状树的部分可以由一维网络或零维（集总）模型表示。kim等人的“patient-specificmodelingofbloodflowandpressureinhumancoronaryarteries”（生物医学工程年鉴，38，3195-3209，2010年）采用了这种多尺度方法，以计算在基线条件下的冠状动脉中的生理上现实的压力和血流波形。基于源自ccta的3d冠状动脉几何形状，cfd模拟与循环的分析性1d模型和冠状动脉阻力的集总参数模型相结合。然而，这些方法的一些基本假设提供了一些限制，如wijngaard等人的“3dimagingofvascularnetworksforbiophysicalmodelingofperfusiondistributionwithintheheart”（生物力学学报，46（2013）229-239）所描述的。
使用cfd的cffr方法也可以应用于从x射线血管造影术导出的3d冠状动脉解剖模型。例如，morris等人的“virtualfractionalflowreservefromcoronaryangiography:modelingthesignificanceofcoronarylesions:resultsfromthevirtu-1(virtualfractionalflowreservefromcoronaryangiography)study”（jacc心血管病学杂志，2013年2月；6（2）：149-57）将cfd应用到基于来自x射线冠状动脉血管造影的3d冠状动脉重建的解剖冠状动脉模型中。开发了患者特定的下游边界条件，并且使用windkessel模型将其应用于（一个或多个）动脉出口。windkessel模型是动脉脉管系统的电模拟，其中下游阻力是根据心动周期内的压力和流量计算的。原则上可以在pci期间使用这样的技术，但是由于计算时间较长（24小时），因此实际上将不会使用它。
wo2015/058044中引入了减少cfd所需计算时间的不同方法。在这项工作中，公开了一种方法来借助于机器学习系统对ffr进行评估，该方法基于从解剖学三维冠状动脉几何结构中提取的特征。通过使用从合成生成的3d狭窄几何形状中提取的几何特征、以及与使用cfd计算的合成生成的3d狭窄相对应的ffr值来训练该机器学习。在学习阶段之后，该系统基于提取看不见的解剖学三维冠状动脉几何结构的相同特征来预测ffr，该相同特征例如是借助于图像分割方法从ccta中提取的。
然而，机器学习技术也有一些缺点，如brynjolfsson，e.和mcafee，a的“thebusinessofartificialintelligence:whatitcanandcannotdoforyourorganization”（哈佛商业评论，2017）所描述的。
机器学习的一个值得注意的限制是它对误差的敏感性。误差是不可避免的，并且由于基本结构可能很复杂，所以可能很难诊断和校正它们。另外，如果对系统进行训练的条件改变（例如，当临床医生使用不同的成像协议时），解决方案可能远非最佳。
机器学习的另一个限制是它通过历史数据来学习。数据越大，以及其暴露于该数据的时间越长，该算法将表现得越好。然而，在医学成像的情况下，由于没有大量地实行新技术，因此很难提供非常大的数据集。
机器学习的另一个限制是缺乏可验证性。brynjolfsson和mcafee说到，机器学习处理的是统计事实，而不是文字事实。在历史数据中未包括的情况下，将很难确定地证明机器学习所做的预测在所有情境中都是正确的。
因此，需要一种可以在经皮冠状动脉介入手术期间使用，并且可以适合于此类手术的临床工作流程的评估冠状动脉病变的功能上血液动力学严重程度的方法。
技术实现要素：
依据本文中的方面，提供了一种用于进行定量血液动力学流量分析的计算机实现的方法，所述方法包括在执行程序指令的至少一个处理器的控制下：
检索患者特定的图像数据；
根据患者特定的图像数据创建关注血管的3d重建；
从3d重建中提取几何信息；
确定病变方位；
获得患者特定数据；
基于几何信息、病变方位和患者特定数据来计算血液动力学结果。
例如，关注血管表示冠状动脉树的子集，该计算部分地基于以下假设：冠状动脉树自始至终显示出恒定的健康速度。
在实施例中，计算血液动力学结果利用的速度独立于冠状动脉树内的位置。
确定病变方位可以有利地至少部分地基于对指示流动是层流还是湍流的流型参数的计算，该流型参数诸如例如是雷诺数，流型参数是基于从3d重建中提取的几何信息来计算的。
可选地，可以基于对沿着关注血管的健康几何形状的估计来计算流型参数。这样的对健康几何形状的估计是例如对在病变方位近端的关注血管的区段处的直径或面积中的至少一个的估计。
在实施例中，确定进一步包括：通过识别沿着关注血管的血流速度的变化来确定病变方位，例如该血流速度的变化是基于从3d重建中提取的几何信息计算的，其中，变化是由于存在血管变窄引起的。
可选地，基于对沿着关注血管的健康几何形状的估计来计算血流速度的变化。
对健康几何形状的估计通常是对直径或面积中的至少一个的估计。
在实施例中，该方法进一步包括：计算由于沿着关注血管的近端和远端的高度不同所致的重力梯度，血液动力学结果是部分地基于重力梯度来计算的。
计算血液动力学结果可以进一步包括：实行心肌呈色计算来确定心肌微脉管系统的状态。
在本文中的实施例中，创建操作进一步包括：
从患者特定的图像数据中选择图像序列、角度和旋转；
根据患者特定的图像数据来确定第一和第二选择图像帧；
检测第一和第二选择图像帧中的腔边界；
确定第一和第二选择图像投影；以及
根据第一和第二选择图像投影来创建3d重建。
可选地，几何信息的提取避免了由于a）平面外放大率误差和b）缩短误差中的至少一个所致的几何不精确。
该计算机实现的方法可以进一步包括：
计算在3d重建中沿着关注血管的中心线的压降的虚拟拉回，该中心线包括第一位置与第二位置之间的许多中心线点，该中心线点表示3d重建的关注血管的几何信息的至少一部分；
计算虚拟拉回曲线；
利用区段的几何信息来计算第一位置与第二位置之间的压降和血管ffr值；以及
将压降和血管ffr值添加到与第二位置相对应的拉回曲线数据。
在实施例中，确定病变方位进一步包括：
通过沿着关注血管的直径或面积数据点自动拟合一条线，关注血管包括病变范围处的血管变窄区段和病变方位远端和/或近端中的至少一个的健康血管区段；
通过沿着关注血管、通过排除血管狭窄区段的直径或面积数据点拟合一条线，获得对沿着关注血管的健康血管直径或面积的估计；
获得对沿着血管变窄区段的血管变窄直径或面积的估计；以及
计算i）血管变窄直径或面积关于ii）健康血管直径或面积的直径或面积比。
可以基于直径比或面积有利地确定病变方位。
本文中的实施例还涉及用于进行定量血液动力学流量分析的方法，该方法包括：
在执行程序指令的一个或多个处理器的控制下，
检索患者特定的图像数据；
根据患者特定的图像数据创建关注血管的3d重建；
基于3d重建来确定沿着关注血管的至少一部分的面积或直径中的至少一个，该关注血管包括与病变有关的病变区段；
确定病变区段的方位；
估计沿着病变区段的至少一部分的健康参考区域或健康参考直径中的至少一个。
基于健康参考面积或直径中的至少一者，计算由要从病变区段中去除病变造成的预测压力改变或预测ffr中的至少一个。
如果病变区段包括支架，则计算可以进一步包括：
计算通过支架的血流所经历的摩擦估计；以及
部分地基于摩擦估计来计算预测压力改变。
关注血管通常可以表示冠状动脉树的子集，该计算操作部分地基于以下假设：冠状动脉树自始至终表现出恒定的健康速度。
在实施例中，该方法可以进一步包括：
确定沿着关注血管的至少一部分、包括沿着病变区段的至少一部分的面积或直径中的至少一个；以及
基于面积或直径中的至少一个，计算由病变区段中的病变造成的初始压力，其中，预测的压力改变部分地基于初始压力。
可选地，该计算包括：
确定指示沿着关注血管的面积或直径的变化的面积曲线或直径曲线中的至少一条；
基于面积曲线或直径曲线中的至少一条来计算初始压力；
用健康参考面积或健康参考直径中的至少一个自动替换与病变区段相对应的面积曲线或直径曲线中的一部分；
基于被健康参考面积或健康参考直径中的至少一个替换的部分来计算更新的压力；以及
在不修改关注血管的3d重建的情况下，基于初始压力和更新的压力来确定预测的压力改变。
在实施例中，计算预测的压力改变进一步包括：
确定患者特定的主动脉压力；
确定通过关注血管的充血血流量；
基于充血血流量获得与关注血管的近端位置相对应的初始速度；以及
基于初始速度、患者特定的主动脉静息压力以及沿着关注血管的至少一部分的面积或直径中的至少一个，确定沿着关注血管的患者特定的恒定速度。
本文中的实施例还涉及一种用于进行定量血液动力学分析的系统，该系统包括：一个或多个处理器，其被配置成执行用于实行根据本文中的实施例所述的方法的一个或多个操作的程序指令。
一个实施例更具体地涉及一种用于进行定量血液动力学流量分析的系统，该系统包括：
一个或多个处理器，其被配置成执行用于执行以下操作的程序指令：
检索患者特定的图像数据；
根据患者特定的图像数据创建关注血管的3d重建；
从3d重建中提取几何信息；
确定病变方位；
获取患者特定数据；
基于几何信息、病变方位和患者特定数据来计算血液动力学结果。
创建操作可以进一步包括：
从患者特定的图像数据中选择图像序列、角度和旋转；
根据患者特定的图像数据来确定第一和第二选择图像帧；
检测第一和第二选择图像帧中的腔边界；
确定第一和第二选择图像投影；以及
根据第一和第二选择图像投影来创建3d重建。
几何信息的提取通常避免了由于a）平面外放大率误差和b）缩短误差中的至少一个所致的几何不精确。
根据本文中的实施例，该系统进一步包括：
计算在3d重建中沿着关注血管的中心线的压降的虚拟拉回，该中心线包括第一位置与第二位置之间的许多中心线点，该中心线点表示3d重建的关注血管的几何信息的至少一部分；
计算虚拟拉回曲线；
利用区段的几何信息来计算第一位置与第二位置之间的压降和血管ffr值；以及
将压降和血管ffr值添加到与第二位置相对应的拉回曲线数据。
本文中的实施例还涉及用于进行定量血液动力学分析的系统，该系统包括：
一个或多个处理器，其被配置成执行程序指令以实行以下操作：
检索患者特定的图像数据；
根据患者特定的图像数据创建关注血管的3d重建；
基于3d重建，确定沿着关注血管的至少一部分的面积或直径中的至少一个，关注血管包括与病变有关的病变区段；
确定病变区段的方位；
估计沿着病变区段的至少一部分的健康参考面积或健康参考直径中的至少一个。
基于健康参考面积或直径中的至少一个，计算由要从病变区段中去除病变造成的预测压力改变或预测ffr中的至少一个。
该一个或多个处理器可以被进一步配置成：
确定沿着关注血管的至少一部分、包括沿着病变区段的至少一部分的面积或直径中的至少一个；以及
基于面积或直径中的至少一个，计算由病变区段中的病变造成的初始压力，其中，预测的压力改变部分地基于初始压力。
附图说明
图1示出了依据本文中的实施例的用于确定血液动力学结果的方法的流程图；
图2示出了示例性单平面血管造影系统的功能框图；
图3示出了用于获得第一图像帧的示例性工作流程屏幕截图；
图4示出了用于生成3d重建的方法的流程图；
图5示出了具有投影指导的示例性工作流程屏幕截图；
图6示出了具有获得的第二图像帧的示例性工作流程屏幕截图；
图7示出了具有腔边界和对极线的示例性工作流程屏幕截图；
图8a-8c示出了以2d的对病变方位确定的限制的示例；
图9示出了示例性工作流程屏幕截图，用于输入患者特定数据，诸如主动脉压力；
图10示出了示例性工作流程屏幕截图，其示出了直径结果和病变方位；
图11示出了借助于冠状动脉压力与冠状动脉流量之间的关系的cfr概念的示例；
图12示出了ffr与cfr之间的概念差异的示例；
图13a示出了心外膜冠状动脉中的冠状动脉病变的示意图；
图13b示出了从cfr的压力流量关系采用的冠状动脉压力关系；
图14示出了用于实行虚拟拉回的方法的流程图；
图15示出了冠状动脉血管的示例，其中，血管中的压降也是由血管的逐渐变细引起的；
图16示出了用于确定健康血管的直径或面积的方法的流程图；
图17是依据本文中的实施例的示例性x射线荧光电影照相单元的框图；
图18a示出了具有分叉的血管的示意图，并且图18b是示出了沿着血管的直径的曲线图；
图19示出了使用多个图像帧的图像配准来改善腔边界检测的方法的流程图；
图20示出了使用cfd识别病变方位的示例性工作流程；
图21a和图21b是根据本文中的实施例的定义最大健康速度的操作的示意图；
图22是根据本文中的实施例的定义血管区段中的最大速度的操作的示意图；
图23示出了沿着关注血管定义健康参考直径和/或面积图的不同方法的概览；
图24图示了关注血管的3d重建的坐标系与物理世界坐标系的相关性；
图25图示了通过拟合通过所提取的几何信息（例如，直径或面积）的直线来定义健康血管估计的示例；
图26a和图26b图示了通过拟合通过标明的几何信息（例如，直径或面积）的直线来定义健康血管估计的示例；
图27图示了通过拟合通过手动参考方位的直线来定义健康血管估计的示例；
图28a-28d是通过消除病变区段来预测压力损失减小或血管ffr的操作的示意图；
图29a-29c是通过并入健康血管估计来预测压力损失减小或血管ffr的操作的示意图；
图30示出了用于进行治疗的预测的方法的流程图。
具体实施方式
为了向心脏病专家提供一种评估冠状动脉病变的功能上血液动力学严重程度的方法，该方法可以在经皮冠状动脉介入手术期间使用，并且不会遭受导致有创ffr使用率低以及与cffr相关联的限制的影响，呈现了新的方法来基于x射线血管造影术计算ffr，进一步被称为血管ffr。
血管ffr包括：a）通过使用x射线血管造影术来计算ffr，b）在经皮冠状动脉介入手术期间、或在x射线冠状动脉血管造影手术期间完全适合心脏病专家的工作流程的分析工作流程，以及c）总分析时间不会添加手术时间。
图1示出了图示了根据本申请的实施例的操作的流程图。该操作采用能够获取和处理血管器官（或其部分）或其他关注对象的二维图像序列的成像系统。例如，可以使用单平面或双平面血管造影系统，诸如由西门子（artiszeebiplane）或飞利浦（alluraxperfd）制造的系统。
图2是示例性单平面血管造影系统的功能框图，该系统包括：血管造影成像装置112，其在来自用户界面模块116的命令下进行操作并且将向数据处理模块114提供数据。单平面血管造影成像装置112例如在后前（pa）方向上捕获关注的血管器官的二维x射线图像序列。单平面血管造影成像装置112通常包括x射线源和安装在支撑架臂上的检测器对。门架提供相对于被支撑在x射线源与检测器之间的工作台上的患者以不同角度定位x射线源和检测器的臂。数据处理模块114可以由个人计算机、工作站或其他计算机处理系统来实现。数据处理模块114处理由单平面血管造影成像装置112捕获的二维图像序列，以生成如本文中所描述的数据。用户界面模块116与用户交互，并且与数据处理模块114通信。用户界面模块116可以包括不同种类的输入和输出设备，诸如用于视觉输出的显示屏、用于触摸输入的触摸屏、用于输入的鼠标指针或其他定点设备、用于语音输入的传声器、用于音频输出的扬声器、键盘和/或用于输入的小键盘等。数据处理模块114和用户界面模块116协作来执行图1的操作，如下面所描述的。
图1的操作也可以由计算机产品中体现的软件代码来执行（例如，光盘或其他形式的永久性存储器，诸如usb驱动器或网络服务器）。该软件代码可以直接加载到用于执行图1的操作的数据处理系统的存储器中。这样的数据处理系统还可以与被用于获取图像的血管造影系统在物理上分开，该血管造影系统利用任何类型的数据通信以用于获取这样的图像作为输入。
在该示例中，假设成像系统已经获取并存储了关注对象的至少一个二维图像序列。能够提供二维血管造影图像序列的任何图像设备都可以用于此目的。例如，可以使用双平面或单平面血管造影系统，诸如由西门子（artiszeebiplane）或飞利浦（alluraxperfd）制造的系统。
在101处，数据处理模块114由从不同角度获得的导管的树、或树的一部分的至少一个二维图像帧馈送。
在114处，数据处理模块使用101的第一图像帧和所确定的第二图像帧生成3d重建。在103处，数据处理模块114基于3d重建进行计算以确定导管的几何特征，诸如面积、直径、长度、曲率、中心线等等。这些特征被用来确定血液动力学结果。
在104处，数据处理模块114确定病变方位。
在105处，数据处理模块114由患者特定信息（诸如通过动脉线有创获得的静息时的主动脉压力）馈送。在106处，处理模块114计算血液动力学结果。例如，计算每个关注区段的血管ffr值，并且为临床医生示出在显示屏上。
现在参照图1来公开实施例。显然，其中描绘的操作可以以任何逻辑顺序实行，并且可以被部分省略。由于本申请的目的是要提供可以在介入期间使用的选择（例如，最佳）工作流程，因此还将参考工作流程的示例步骤。
如可以从图1中看到的，工作流程由多个步骤组成。
如在图1的步骤101中描述的那样获得第一患者特定的图像数据。在x射线冠状动脉血管造影期间获得患者特定的图像数据。这是pci介入的常见步骤。在x射线冠状动脉血管造影期间获得的患者特定的图像数据中，由临床医生选择一个图像序列，在该图像序列中清晰可见关注的冠状动脉血管，如可以在图3的步骤301和图4的步骤401中看到的。然后，该系统如图4的步骤402中描述的那样在图像序列内自动定义选择（例如，最佳）帧以启动分析。图像序列包括覆盖心动周期的一个或多个阶段的多个帧。另外，在获取期间，在某个时刻，开始注射造影剂，从而导致冠状动脉血管的视觉增强。该选择帧被定义为其中存在造影剂液体的具有最小冠状动脉运动的帧。如图3中的参考302所示，可以例如使用患者的ecg信号（如果存在的话）来确定该选择帧。
在该所选帧中，如图4的步骤403所述，检测关注的冠状血管的腔边界。例如，该检测可以半自动地完成，其中临床医生在关注血管内识别近端和远端端点，然后处理器自动检测腔边界。在图5的步骤501中可以看到检测到的腔边界。可选地，如果需要，临床医生可以校正检测到的腔边界。
对于临床医生而言，在标准pci手术或诊断x射线血管造影期间的困难之一是，选择要被用于生成准确的3d重建的、与第一图像序列结合的期望的（例如，最佳的）第二图像投影，从而准确的3d重建被定义为使用有关关注对象的最大信息量所生成的3d重建。组合的两个图像序列应当包含有关关注对象的尽可能多的信息。由于为此挑选的第二图像投影在很大程度上确定了3d重建的准确度，因此正确地挑选它是非常重要的。为了简化和便于临床医生的此标准手术步骤，为第二图像投影的选择提供了指导。这导致了颜色图，其中对于x射线系统的旋转和角度的每个组合，使用对应的颜色或灰度值示出期望值（例如，最佳值），如可以在图5的步骤502中看到的。在颜色图中，最白的投影是最佳的投影，其中最暗的投影则是不太适合的投影。
使用该颜色图，临床医生可以准确地且快速地确定哪个图像投影最适合于获得第二图像序列，如图4的步骤404中所描述的。因此，该针对临床医生的指导可以减少标准的手术时间。
为了获得如图4的步骤405中所述的与所选图像投影相对应的图像序列，临床医生可以将成像系统的臂手动旋转到与所挑选的第二投影相对应的方位，或者为了为临床医生甚至更加简化该手术，c形臂控制模块1710可以将成像系统的臂自动旋转到所计算的选择投影。然后将所获得的第二图像序列呈现给临床医生，如在图6的步骤601中所示的。
正如第一图像序列一样，所获得的第二图像序列包括覆盖心动周期的一个或多个阶段的多个帧。例如，当临床医生使用单个平面成像系统时，所获得的第二图像序列可以包括与第一图像序列不同的心脏相位。当两个图像序列的帧被用来生成在同一心脏相位获得的3d重建时，3d重建变得更加准确。因此，系统还为第二图像序列提供了选择图像帧，以用于检测关注血管，如在图4的步骤406中所描述的。
介入期间可能发生的另一个方面是工作台移动。在获得第一图像序列和第二图像序列之间，临床医生移动了患者台1705以便于例如在手术期间具有更好的概览是并不少见的。然而，在图像获取期间也可能发生工作台移动。在不考虑工作台移动的情况下，在3d重建的生成时可能会出现不准确。因此，x射线系统信息（诸如x射线管与x射线检测面板之间的距离、x射线管与c形臂等角点之间的距离、工作台旋转点相对于c形臂等角点的方位、c形臂和可调工作台的3d取向（通常都用三个角度表达），以及最后还有在x射线检测器上的像素的水平和垂直间距）在3d冠状动脉重建期间被考虑以补偿工作台移动。
在第二图像序列的选择帧中，还使用例如针对第一图像帧所描述的方法来检测腔边界（如图7的步骤701中所示并且如在图4的步骤407中所描述的）。
为了帮助临床医生在第二图像帧中指示关注血管，在第二图像帧上示出了如图7中的参考702所示的所谓的对极线（epi-polarline）。与第二图像帧相比，第二图像帧中所示的对极线表示沿着第一图像帧的查看方向的在第一图像帧中所指示的血管的最近端和最远端方位。
附加地，自动第确定公共图像点（cip），如可以在图7中作为参考705看到的。cip表示两个图像帧中的共同界标，其指示与图7中的703所图示的解剖位置相同的解剖位置。需要此cip来校正图像帧的等角点的可能图像运行。不正确的cip会导致不准确的3d重建。可选地，如有必要，临床医生可以重新定位cip。
在检测到两个图像帧中的腔边界之后，处理器创建由图4的步骤408表示的关注血管的3d重建。通过dicom标头存储的带有x射线图像的元数据至少应当包含以下信息：x射线管与x射线检测面板之间的距离、x射线管与c形臂等角点之间的距离、工作台旋转点相对于c形臂等角点的方位、c形臂和可调工作台的3d取向（通常都用三个角度表达），以及最后还有在x射线探测器上的像素的水平和垂直间距。使用该元数据，可以获取所获取图像之间的完整几何关系，其考虑了重新定位工作台的影响。
虽然导出的几何关系考虑了工作台定位的影响，但是由于其他运动源，关注结构的实际方位可能已更改。在冠状动脉的情况下，这些运动源包括心脏运动、呼吸运动和相对于工作台的患者运动。
为了补偿任何其余运动的平移分量，可以在对应于同一物理点的所有图像中注释单个点（在图7中作为参考705而可见的cip）。这些点的注释可以手动地或自动地完成。在其中关注结构是冠状动脉的情况下，自动注释算法的示例可以基于从腔边界信息种提取的局部直径信息。可以使用注释的点来调整图像之间的几何关系，如在授予aben等人的题为“methodofdeterminingphysicalparametersofbodilystructures”的美国专利第7,155,046号中所描述的。
除了在所有图像之间具有几何关系之外，还具有在所有图像内的关注结构的定义，然后可以重建对关注结构的3d重建。现有技术中描述了能够实现这一点的许多方法。这些方法中的大多数方法都基于对极约束和三角测量的概念。如果已知两个视图的相对方位，以及图像之一中的3d点的投影，则可以定义另一个图像中的对极线，该对极线必须包含同一点的投影方位。这被叫做对极约束。在其他图像中找到对极线上的投影方位之后，然后可以通过被叫做三角测量的过程来重建该点的三维方位，这对本领域技术人员是已知的。如果关注结构定义由血管中心线组成，则所得到的3d重建将是3d中心线。如果关注结构定义中包括腔边界，则可以将局部血管直径的信息合并到3d重建模型中。在这种情况下，可以创建血管腔的表面模型。
如在图1的步骤102中所描述的，处理器使用多个二维图像对包括关注的（一个或多个）冠状动脉病变的冠状动脉树的关注子集进行患者特定的3d重建。3d重建的示例被示为图7的参考704。
可选地，在生成3d重建之后，临床医生可以根据需要校正腔边界。如果腔边界已得到校正，则将自动生成新的3d重建。
从3d重建中，可以提取几何信息，如图1的步骤103中描述的那样。该3d几何信息可以例如是沿着3d重建的关注血管的中心线的关注血管的横截面积和长度。从横截面积可以确定中心线的每个点的直径。该直径例如可以从横截面积得出，作为等效直径的最小值、最大值。通过使用3d几何信息而不是2d，测量会更加准确。在3d重建中确定的长度例如不经受缩短。沿着关注血管所提取的直径结果的示例可以被视为图10的参考1001。
一旦提取了3d几何信息，就确定了病变方位，如图1的步骤104描述的。
病变方位包括局部最小直径（1001a）的方位，以及在最小直径方位的近端（1001b）和远端（1001c）的对应阻塞边缘，如图10所示。阻塞边界定义了狭窄病变的长度。病变方位可以被自动确定，如例如由gronenschilde等人在“caasii:asecondgenerationsystemforoff-lineandon-linequantitativecoronaryangiography”（心血管诊断，1994；33：61-75）中所教导的那样。使用自动病变方位确定，通过使用3d重建来直接定义病变方位。这比在2d中确定病变方位更准确，因为2d图像帧可能会经受上述的例如缩短的影响，从而导致不正确的阻塞边缘放置。可以在图8a-8c中看到2d病变方位确定的可能的不准确的示例。图8a-8b示出了当在2d图像帧中确定时的阻塞边缘。图8c示出了真正的阻塞边缘，如可以在3d重建中清楚看到的。病变方位确定可以纯粹基于血管的几何形状，例如，最小直径、相对于假定的健康血管直径或面积的血管变窄的直径比或面积比。为了计算血管变窄的比率，需要估计沿着关注血管的健康血管直径或面积。在图16中，呈现了用于估计健康血管直径或面积的示例。健康血管的确定需要沿着血管中心线的关注血管的直径或面积（图16的1601）。通过图1的步骤103来提取此几何信息。在第一示例中，使用了沿着血管中心线的所有直径或面积数据（图25的2502），并且在图16的步骤1604中，通过所有直径或面积数据点自动拟合一条直线，如图25的2501图示的。该拟合线表示沿着血管的中心线的健康血管直径或面积。使用此方法，所得到的健康直径或面积线基于沿着血管的所有直径或面积值，因此也包括患病血管部分内的直径或面积，这可能会导致对所计算的健康直径或面积线的略微低估。
一种改善参考直径面积计算的方法将通过实行图16的可选步骤1602进行，其中从直径或面积数据中丢弃偏离的血管直径或血管面积值。这些偏离的直径或面积值的确定可以通过例如创建所有血管直径或血管面积数据点的累积直方图来实现（图26b的2601）。基于预定义的或动态的阈值（图26b的2602），最小的血管直径或面积值被丢弃（图26a的2603）。接下来，在图16的步骤1604中，通过其余的直径或面积数据点来拟合直线。该拟合线表示沿着血管的中心线的健康血管直径或面积。
替换地，在图16的步骤1603中，医师根据血管直径或面积数据来指示手动参考方位（图27的2701）。参考方位是对健康血管部分的标识。接下来，在图16的步骤1604中，通过参考方位处的直径或面积数据值来拟合直线（图27的2702），如例如由gronenschilde等人在“caasii:asecondgenerationsystemforoff-lineandon-linequantitativecoronaryangiography”（心血管诊断，1994；33：61-75）中所教导的那样。该拟合线表示沿着血管的中心线的健康血管直径或面积。
可选地，临床医生能够通过手动选择该区域来定义血管中的不同病变方位。病变方位的选择可以在所生成的直径图（图10，1001）或2d血管造影图像、或直接在3d重建中完成。
替换地，可以在关注血管中选择多于一个病变方位。处理器/系统确定另一个关注区域，该区域也示出了血管腔的局部变窄。替换地，临床医生可以手动选择另一个病变方位。
替换地，由于血管腔没有局部变窄，因此没有由临床医生定义或自动确定的病变方位。血管腔例如是健康的，或者已经通过例如放置支架实行了局部腔减少的治疗。在那些情况下，不需要病变方位。
一旦知道病变方位，就可以确定对健康参考直径和/或面积图的估计。图23提供了定义沿着关注血管的健康参考直径和/或面积图的不同方法的概览。由图23的步骤2301表示的，沿着关注血管的3d几何数据被计算为来自图1的步骤104的结果。基于此几何数据，呈现了两种不同的方法来计算沿着关注血管的健康参考直径和/或面积图。由步骤2302表示的第一方法是如在本申请中相对于图16所描述的方法的集合。第二方法描述了由步骤2304和2305表示的自动方法。在步骤2304内，自动定义了病变范围（病变的长度），如例如由gronenschilde等人在“caasii:asecondgenerationsystemforoff-lineandon-linequantitativecoronaryangiography”（心血管诊断，1994；33：61-75）中所教导的那样。接下来在步骤2305中，通过例如拟合沿着通过沿着关注血管的直径或面积值的一条线来计算健康参考直径或面积图，其中在拟合期间排除了病变范围内的直径或面积值，如由gronenschilde等人所描述的那样。
往回参照图1，使用了患者特定数据，如在图1的步骤105中所示。如之前所述，当前应用的目标是不添加任何手术时间。在当前的pci介入期间，临床实践是例如使用动脉线有创地测量患者静息时的主动脉压力。对于血管ffr计算，要求临床医生输入该压力，如图9的参考901所示。
在图1的步骤106中，计算了血液动力学结果。为了或允许实时计算血液动力学结果，现在公开了一种低计算方法。总之，该方法整合了在导管插入手术期间测量的患者特定的主动脉压力。在定义了通过冠状动脉的近端充血血流量或血流速度之后，通过假设冠状心外膜系统内的健康速度、测量的主动脉压力和冠状动脉的3d几何形状恒定，定义了患者特定的速度。现在将公开该方法的详细描述。
几何信息和患者特定的血压被用来计算沿着关注血管的中心线的每个位置或单个位置处的压降。在图1的步骤106中，可以从计算出的压降中导出血管ffr值。可选地，为沿着关注血管的中心线的每个位置计算压降和血管ffr值。我们将后者称为虚拟拉回，其类似于计算出的压降或血管ffr值的虚拟体内拉回。该虚拟拉回提供了关注血管的大量生理信息和血液动力学信息。
血管ffr方法基于冠状动脉循环的生理学。在健康状况下，冠状动脉血流量非常适合健康的代谢需求。例如，在锻炼（比如跑步）期间，冠状动脉血流量响应于心肌需氧量的增加而增加，并且在休息期间冠状动脉血流量最小。该原理被叫做冠状动脉自动调节，并且在器官水平进行局部控制。冠状动脉循环在概念上可以被划分为心外膜电导血管和壁内血管。心外膜冠状动脉覆盖直径在5mm下至0.4mm之间的冠状动脉，并且位于心肌的外表面，并且壁内血管（直径<400μm）是包括微循环的下至毛细血管水平的冠状动脉和小动脉。在x射线血管造影期间，仅心外膜冠状动脉被所注入的造影剂液体可视化。在血液动力学上，流经血管系统的血流受欧姆定律控制，该定律规定流量等于压力梯度除以血管的输入与输出之间的阻力之和。血管对血流的阻力可以由等式7描述，这意味着阻力与血管长度和血液粘度成正比，并且与直径的四次方成反比。这通过更改平滑肌张力为冠状动脉循环提供了强大的血流量调节机制（例如，血管直径减小30％会导致阻力增加四倍）。所有直径小于400μm的冠状动脉血管均有助于流量控制、自动调节。这些阻力血管的扩张可以增加心肌血流量，直到满足增加的氧气需求。
据报道，在没有心外膜狭窄的情况下，人类体内的最大流量是健康男性静息流量的4到5倍。通过最大冠状动脉动脉血流量与静息冠状动脉动脉血流量之比计算得出的这种储备能力被叫做冠状动脉血流储备（cfr）。图11借助于冠状动脉压力与冠状动脉流量之间的关系说明了cfr的概念。在存在血管张力（直径小于400μm的动脉血管扩张）的情况下，压力流量关系的特征在于表示自动调节的中央平坦部分1103。最大锻炼时的压力流量关系（最大冠状动脉流量、最大血管舒张）是一条直线1101，这是由于微循环的最大扩张引起的，作为对最大血管舒张的反应，从而导致流量主要是微脉管阻力血管的横截面积的函数，这进而取决于主要的扩张压力。由心外膜冠状动脉中的狭窄引起的管腔变窄表示对血流的附加阻力。该阻力可以在静息时通过代偿性血管舒张得到克服，并且当血管舒张能力耗尽时，自动调节的流量仅在完全闭塞时才会降低（1104）。当狭窄严重程度已达到不能够再满足氧气需求的受损冠状动脉流量水平时，则指示冠状动脉血运重建。这将首先在锻炼期间是值得注意的。狭窄对最大血管舒张时冠状动脉压力-流量关系的影响在图11中也用标签1102进行了描绘，这在这种情况下通过由于狭窄引起的非线性压力损失所致的曲线关系为特征。这种曲线关系是由狭窄的冠状动脉区段内的压力梯度与流量之间的二次关系引起的。由于狭窄区段所致的压力梯度（△p）是摩擦损失的总和，并且由于对流加速度和病变出口处的流分离所致的损失可以被表达为：
其中q表示冠状动脉流量，并且f和s分别是粘性和膨胀损失系数。
在图11中，1105示出了健康冠状动脉在特定冠状动脉压力下的cfr。参考1106示出了具有狭窄的冠状动脉的cfr。
cfr可以通过各种各样的方法进行测量，诸如多普勒超声心动图和正电子发射断层扫描。在介入手术期间，通过利用多普勒导管进行冠状动脉内血流速度测量来测量cfr，并且像有创ffr一样，cfr与附加的成本和手术时间相关联。而且，为了引起充血，需要附加的药物输注，这给患者带来了额外的负担。
如前所述，cfr被定义为通过冠状动脉的最大冠状动脉血流量与其静息冠状动脉血流量之比。cfr的缺点是不存在唯一的“健康”参考，与静息状态相对应的每条血管都需要参考值（图11，1103）。例如，由于患有心动过速的患者，这种静息状态会向上图像运行（较高的静息流量），从而导致对cfr的高估。另外，在健康的受试者中，冠状动脉流量中的最大增加是与静息流速有关的4到5倍之间，这使cfr的特异性较低。ffr不受以上限制的影响。如前所述，ffr被定义为充血期间测量的冠状动脉病变远端的压力与冠状动脉病变前面的压力（主动脉压力）之比。这导致ffr是0.0到1.0之间的指数，其通过预定义的阈值（0.75）来指示冠状动脉病变是否功能上重要。另外，ffr在基线特性上迫近（图11，1103或1104）。图12示出了这种差异。1201和1202表示健康冠状动脉和具有病变的冠状动脉在最大血管舒张时的冠状动脉压力-流量关系。ffr由1205表示，并且cfr由1206表示。图12示出了两个不同的cfr值，它们是由静息时的冠状动脉压力-流量关系中的差异引起的，其中1203表示例如患有心动过速的患者，并且1204表示没有心动过速的患者。
在图1的框106处，计算血液动力学结果。在本申请的实施例中，一个重要原理被用来计算血液动力学结果。其是冠状动脉系统中的最大压降（梯度）的物理限制。图13a示出了心外膜冠状动脉1301中具有冠状动脉病变1303的冠状动脉循环的示意图。1302表示壁内冠状动脉，也被叫做微循环，其连接到静脉系统1308。在每个冠状动脉流量1305下，沿着冠状动脉的压降（
考虑到等式4所定义的原理，公开了一种方法来量化血液动力学参数，诸如包括以下独特特征的压降和ffr：
-使用3d冠状动脉几何信息而不是2d冠状动脉几何形状
-基于冠状动脉速度而不是冠状动脉流量的计算。
-计算患者特定的血液动力学参数。
使用3d冠状动脉几何信息而不是2d冠状动脉几何形状。
在本申请的实施例中，提供了一种计算ffr的方法，其中公开了基于3dqca所使用的几何信息。2dqca遭受由于a）平面外放大率误差和b）缩短误差所致的几何不精确。缩短是指以下事件：当从某个角度查看时，对象似乎被压缩，这会引起几何信息的失真，诸如低估冠状动脉的长度。由于几何信息是流体方程中必不可少的部分，因此准确且可靠的冠状动脉几何信息是至关重要的。
基于冠状动脉速度而不是冠状动脉流量的计算。
如前面提到的，cfr被定义为通过冠状动脉的最大冠状动脉血流量与其静息冠状动脉血流量之比。
然而，冠状动脉流量不是直接从x射线血管造影图像数据中提取的，并且已经开发了具有变化性能的方法。另外，这样的方法需要特定的获取要求（诸如最小帧速率），获取序列需要包括在造影剂注入之前和之后的图像数据等等。如前面提到的，在经皮冠状动脉介入手术期间、或在x射线冠状动脉血管造影手术期间，血管ffr需要适应心脏病专家的工作流程，并且总分析时间不应当增加手术时间。因此，开发了一种依靠冠状动脉速度而不是冠状动脉流量的方法。
另外，发明人意识到冠状动脉速度具有以下优点：考虑到单个患者，冠状动脉速度独立于冠状动脉树内的位置。当分析冠状动脉树的子区段时，通过该特定子区段的冠状动脉流量取决于该特定子区段在冠状动脉树内的位置，例如，冠状动脉流量在冠状动脉树的下游减少，这与健康的冠状动脉树中的近似恒定的冠状动脉速度有关。实际上，患者之间的冠状动脉速度是不同的，但是在患者体内，冠状动脉的速度近似恒定。例如，关注血管表示冠状动脉树的子集。本文中所描述的用于计算血液动力学结果的计算部分地基于冠状动脉树自始至终显示出恒定速度这一假设。该原理允许将所提出的实施例用于单个血管、分叉或血管树。在分叉的远端，血管的横截面积或直径中存在着减小（图18b的1802）。因此，该算法可以应用于如图18a（1801）中图示的具有恒定速度的分叉的一个分支上。这意味着在健康的情况下，假设速度沿着整个血管树是恒定的。
在当前申请中的“calculationofpatientspecifichemodynamicparameters”的描述中进一步使用了该观察结果。
结合冠状动脉速度的使用来参考等式4，进一步描述了该方法。
由于微循环所致的压力梯度
参考图11，在健康情况（1101）中，在最大血管舒张下的冠状动脉压力梯度是线性依赖于流量的。在健康情况中，冠状动脉中的压力梯度可忽略不计，并且线性压力梯度是由微脉管系统引起的。这意味着，由于微脉管系统（图13a）所致的压力梯度——pd（1306）减去pv（1307）（pd-pv）——线性依赖于血流量。在冠状动脉流量为零时，由微脉管系统引起的压力梯度为零，并且pd（图13a，1306）等于患者的静脉压力（图13a，1307）。在最大冠状动脉流量下，压力梯度等于主动脉压力与静脉压力之间的差（图13a，1304和1307）。在在完全健康的冠状动脉中就是这种情况，因为冠状动脉中本身不存在压力梯度，并且在微脉管床中观察到了所有压力梯度。这也可以用冠状动脉速度来表示，并且由图13b，1316中的虚线表示，得出等式5如下：
最大血流速度vmax（图13b，1314）是来自大量患者的经验确定的值，其指示在压力/充血期间、在健康状况下的最大血流速度。替换地，可以根据经验从大量患者中确定健康状况下的最大血流量。健康状况下的最大速度vmax（图13b，1314）可以使用入口面积或估计的健康参考入口面积从该最大流量导出，如图23的流程图所描述的那样。
由于心外膜冠状动脉病变所致的压力梯度
再次参考图13a，心外膜冠状动脉病变（1303）内的压力梯度被定义为pa（1304）减去pd（1306）（pa-pd），这是由两个主要的流体动力学效应（等式1）引起的，并且被定义为由粘滞效应引起的摩擦效应（f）和分离效应（s）。如前面解释的，由于速度具有独立于冠状动脉树内的位置的优点，因此摩擦项f和分离项s两者都可以使用参数cv（摩擦）和ce（分离）、取决于冠状动脉速度来表达如下：
依据本文中的实施例，进一步解释了取决于冠状动脉速度的制剂，其具有如前面解释的优点，即，速度独立于冠状动脉树内的位置。通过利用等式6，本文中所描述的用于计算血液动力学结果的计算部分地基于冠状动脉树自始至终显示出恒定速度这一假设。
摩擦效应（cv）可以使用泊肃叶定律来计算。由于血管的横截面积沿着其长度不是恒定的（例如，血管逐渐变细），因此沿着血管的长度整合泊肃叶定律就更为准确。该摩擦项取决于血液粘度和几何参数：例如，根据图1的步骤103中的3d重建确定的长度和血管半径/面积，如下所示：
其中，μ是表示血液粘度的常数，并且是从3d重建中导出的；ltot表示冠状动脉区段的长度；ain表示冠状动脉的近端区域；并且r是冠状动脉区段的半径。
由于冠状动脉的半径沿着其长度不是恒定的，因此等式7可以由沿着血管长度的积分来重写。沿着整个冠状动脉区段进行整合的优点是，考虑了由于摩擦所致的压力梯度，其已成为小血管中的重要分量。
如在图1的步骤103中所确定的，分离项（ce）主要取决于冠状动脉阻塞区域的几何参数。这些参数包括从3d重建和血液属性（诸如血液密度）中导出的狭窄的横截面积，如下所示：
其中，ρ是表示血液密度的常数，ke包含根据患者数据根据经验确定的项，以及从3d重建导出的对狭窄区段的长度和正常直径的依赖性，ain表示冠状动脉的近端区域，并且asten表示从3d重建导出的狭窄区段位置处的区域。
在cv和ce两项中，都需要血管区段入口处的面积（ain）。可以直接根据3d重建的入口确定该面积。为了使其更鲁棒，可以使用狭窄区域外面的3d重建的所有尺寸来进行对关注血管的健康重建（图23）。通过使用血管的重建，入口面积对小的分割误差变得不太敏感。对于血液属性，诸如血液的密度和粘度，可以使用来自文献中的值。替换地，这些值是从大量患者中根据经验确定的值。
替换地，代替使用血管区段的入口处的面积，可以使用病变方位处的健康面积值来表示狭窄的更特定的参考面积（aref）。可以使用图23中确定的健康血管面积来计算aref。等式7变成：
与等式7相似，等式9也可以通过沿着血管长度的积分来重写，以考虑到冠状动脉的半径和健康血管面积中的改变。并且等式8变成以下公式：
附加地，假如在近端与远端压力测量点之间、在垂直或“向上”方向上存在高度差（高度不同），则应当考虑静水压力。血管的3d重建揭示了沿着血管中心线在血管近端侧与远端侧之间的高度差。图24图示了关注血管的3d重建的坐标系（作为来自图1的步骤102的结果）与物理世界坐标系（例如，相对于成像系统）之间的相关性。成像系统（例如，x射线系统）的示意图由图像增强器（2402）、x射线源（2403）、c形臂（2404）和在上面定位患者的工作台（2405）表示。坐标系由2401图示，其中z轴被定义为垂直于地面（2406）（例如，地球表面），并且x轴和y轴被定义为与z轴正交。沿着关注血管的高度差（或高程）由3d坐标的z分量中的差来定义。在图24中，沿着3d重建的两个位置被可视化，并且由2409和2410表示。例如，为了计算3d重建（2407）的两个位置（2408和2409）之间的高程（2410），该高度差是通过2409.z减去2408.z（2409.z-2408.z）来计算的。由于作用在血液上的重力（图24的2411），该高度差引起压力梯度。重力压力梯度（∆pg）被添加到等式6中，并且得出以下等式：
该高度/重力信息的可用性也是使用基于多个x射线投影的3d重建而不是使用单个2维投影的优点。可以使用等式12来计算沿着关注血管的由于重力所致的压力梯度：
其中ρ表示血液密度，g表示重力加速度，并且∆h是近端和远端血管部分的高度差（例如，图24的2410）。
可选地，可以取决于地球表面上的位置、根据其特定值来调整重力加速度。
计算患者特定的血液动力学参数
图13b示出了利用从等式4并入的知识和压力流量关系的冠状动脉速度与冠状动脉压力之间的关系。在图13b中，x轴表示冠状动脉速度，并且y轴表示图13a的位置1306处的冠状动脉压力。正如在“由于微循环所致的压力梯度
利用此信息，可以计算血液动力学参数，诸如ffr（血管ffr）。血管ffr值是在冠状动脉病变（1303）远端的冠状动脉压力除以主动脉压力的分数。可以通过从主动脉压力（1304）中减去压降（1310）来计算远端压力。
上面描述了说明性实施例以及相应的工作流程和方法。接下来，描述了包括替换和/或可选工作流程和/或方法的替换实施例。
在实施例中，在选择帧（图4的步骤402和406）中检测腔边界（图4的步骤403和407）。可选地，使用同一图像序列（图4的401）随时间的多个图像帧来改善腔边界检测。附加图像帧的数量是可变的，并且可以包括图像序列中可用的一个或多个图像帧。随着时间的推移使用附加图像帧已经为腔边界检测算法增加了价值。附加图像帧可以被用来改善图像质量或将有关血管几何形状和/或总冠状动脉树几何形状的更多信息并入边界检测算法中。
通过使用图像配准技术（图19的1901）对准图像帧，可以实现图像质量的改善。图像配准可以例如按照例如fischer等人的想法（“non-rigidimageregistration”，在：http：//www.mic.uni-luebeck.de/uploads/tx_wapublications/2006-korea-bf.pdf中，2006）进行。在对齐图像帧之后，通过图19的步骤1902将图像帧彼此叠加以改善图像质量。接下来，在图19的步骤1903中，在重叠图像中检测腔边缘。
另外，使用图像序列的多个图像帧添加了关于关注血管和图像序列中呈现的（一个或多个）其他血管的3d取向和/或几何形状的时间信息。该时间信息例如可以被用于例如在分叉与交叉和/或重叠的血管之间进行更好的区分。例如，当交叉和/或重叠的血管彼此独立地移动时，分叉侧的分支将具有相似的运动行为。使用多个图像帧可能会揭示关注血管的部分或细节，这些部分或细节在某些图像帧中不可见，但是在其他图像帧中由于血管的运动而清晰可见。附加图像帧的使用增加了血管细节的良好投影/可见性的可能性，并且将有助于改善腔边缘检测。替换地，旋转血管造影图像序列可以改善腔边缘检测。因为旋转血管造影术随时间的推移改变视角，所以在一个视角内的重叠血管将在其他视角下变得可见。ecg信号可以被用来匹配视角之间的心脏相位。
可选地，通过添加表示特定狭窄区段的多个ce项（等式8），可以在冠状动脉压力梯度的计算中包括多于一个狭窄区段。
可选地，可以不存在狭窄区段，在这种情况下，从等式6中去除项ce。
在图1的步骤104中，基于血管区段的3d几何形状来确定病变方位。除此之外，更多创新的功能参数可以被用于病变方位确定。这些功能参数例如与流体力学有关。该功能参数也可以被称为流型参数，因为该参数指示沿着关注血管的一个或多个点处的选择流动特性。雷诺数是这种功能流体力学参数的示例。雷诺数是流体力学中被用来预测流体的流型的重要的无量纲量。在低雷诺数下，流动倾向于以层流为主，而在高雷诺数下，流动倾向于以由流体的速度和方向差异所导致的湍流为主。雷诺数指示存在湍流，并且在雷诺数超过固定阈值或基于例如血管形态的动态阈值的情况下，雷诺数可以被用来指示病变的存在。使用血管形态来定义动态阈值的示例是通过包括血管形态的变化进行的，该血管形态比如例如是血管曲折度、曲率或局部血管扩张，诸如动脉瘤。
依据本文中的实施例，流型参数可以是雷诺数，其中，实施例在沿着关注血管的长度的一系列对应点处计算一系列雷诺数。病变方位可以基于雷诺数的改变。例如，可以将雷诺数彼此进行比较以识别它们之间的相对改变。例如，通过比较雷诺数的最小值和最大值来评估沿着关注的血管区段的雷诺数。可选地，可以将一个或多个雷诺数与定义了层流流型与湍流流型之间的截止的阈值进行比较。作为另外的示例，雷诺数之间的比率或差可以被用来评估血管形态和估计的健康状况（例如，参见图23）。依据前述内容，图1的步骤104处的确定操作至少部分地基于指示流动是层流还是湍流的流型参数的计算。例如，流型参数是雷诺数。
确定病变方位的另一个示例是通过识别由于存在血管变窄而引起的沿着血管的血流速度变化进行的。在本申请中，假设沿着冠状动脉树的健康血管中的速度是恒定的。由于血管变窄，血流速度在病变处增加，并且由于血管变宽到其恒定速度（vconstant），血流速度在病变出口处再次降低。可以使用等式14、使用局部健康估计面积（aref）和局部血管面积（alocal）来计算局部速度（vlocal），如下所示：
由于血管变宽，在病变出口处可能会出现血流速度的快速下降，这可能引起血流湍流。可以通过例如局部健康速度（vconstant）与局部患病速度（vlocal）之间的比率或差来识别快速血流速度改变的位置。另一个示例是病变与病变远端之间的局部速度的改变/比率。
紧接于此，可以通过包括例如一维波传播和/或使用计算流体力学（cfd）来确定病变方位，如由shi等人的“reviewofzero-dand1-dmodelsofbloodflowinthecardiovascularsystem”（生物医学工程在线（2011）10:33）和/或简化的数学方法（比如等式1）在本领域中所教导的。整个冠状动脉血管的cfd模拟非常耗时，因此减少了计算时间，并且识别了其中应用了一维波传播或cfd的血管（树）的资源候选区域（图20的2006）。这些区域的标识可以基于例如血管形态，例如与假设的健康参考不同的血管（树）区域（图23）。识别候选病变区域的另一种方法是包括血管的以下部分，它们示出了直径或面积中的局部减小。
在图20的2002中，cfd被应用于候选区域。cfd计算需要在入口（2004）和出口（2003）处的边界条件。例如，如本领域所教导的（wentzel等人，2005），在入口处设置流量值，并且在出口处应用无压力出口。对于入口边界条件，应用了流量或速度（图20的2004），该流量或速度可以根据患者群体根据经验来确定，或者可以使用在章节“计算患者特定的血液动力学参数”中所描述的方法进行估计，不同之处在于δpcor的计算（等式6）通过忽略分离项（ce）来完成（分离项是取决于病变位置的仅有项）。在出口边界处，应用了零压力边界条件（图20的2003）。假如通过一维波传播或通过cfd计算的压降与使用等式6计算的压降不匹配，在等式6中忽略了分离项（ce）（图20的2005），则则一定存在病变。
替换地，可以使用从cfd导出的其他项来识别病变。例如，流分离、湍动能、涡度是描述流动行为的参数。在病变出口处会发生流分离，从而导致能量损失，因此，流分离指示病变的存在。湍动能提供有关由湍流引起的能量损失的信息。因为病变可能引起湍流，所以它是可以识别病变的存在的参数。涡度也是与病变的出口有关的量度。可以在流分离区域创建涡流，因此指示病变的存在。
紧接于此，机器学习可以被用来确定（一个或多个）病变方位。机器学习方法可以基于血管（树）的形态来识别病变。可选地，这可以与估计的健康血管3d形态相结合，该健康血管3d形态可以如授予aben等人的题为“methodofdeterminingphysicalparametersofbodilystructures”的美国专利第7,155,046号中所描述的。
可选地，可以将关注的冠状血管的2d图像强度并入机器学习方法中，从而提供有关整个平面血管尺寸的信息。替换地，可以在机器学习方法中使用由于造影剂液体的x射线吸收所致的图像强度改变。
另外，可以将附加的患者特定的特征（比如主动脉压力、年龄、体重、患者身高、患者的临床病史）并入机器学习方法中，从而提供有关病变存在的概率的信息。
可选地，计算沿着关注血管的中心线的压降的虚拟拉回。图14示出了示意图，其示出了用于生成虚拟拉回的方法的方面。
关注血管的3d重建包括3d中心线。该3d中心线包括许多中心线点。第一中心线点对应于3d重建的关注血管的起始位置，并且被叫做近端（图15，1501）。最后一个中心线点对应于3d重建的关注血管的末尾位置，并且被叫做远端（图15，1502）。所有其他中心线点表示3d重建的关注血管的近端与远端端点之间的位置。对于每个中心线点，3d重建的关注血管的局部几何信息都是可用的。
虚拟拉回的计算开始于关注血管的3d重建的近端。在图14的步骤1401中，近端中心线点被设置为第一位置（图15，1504），并且在完整的虚拟拉回计算期间保持第一位置。
如前所述，3d重建的关注血管的中心线由许多中心线点组成。从第一位置之后的下一个中心线点开始，在图14的步骤1402中，将该点设置为第二位置。
在图14的步骤1403中，从与第一位置与第二位置之间的区段相对应的关注血管的3d重建中收集几何信息。
使用第一位置与第二位置之间的区段的几何信息，使用先前描述的等式，在图14中的步骤1404中计算相对于第一计算的第二位置处的压降和血管ffr值。
一旦在第一位置与第二位置之间计算了压降和血管ffr值，则在图14中的步骤1405中，将压降和血管ffr值添加到与第二位置方位相对应的拉回曲线数据中。
在将计算的第二位置处的压降和血管ffr值添加到虚拟拉回曲线之后，更新第二位置，并且将其设置为下一个中心线点位置。参考图14中的步骤1406，对关注血管的3d重建的第一位置与远端方位之间的所有中心线点重复该过程。在已经处理了最后一个中心线点以及将压降和血管ffr值添加到虚拟拉回曲线之后，虚拟拉回曲线已准备就绪。
通过将第二位置从3d重建的近端侧移动到远端侧，沿着3d中心线迭代地计算虚拟拉回。参考图15，第二位置（1505）在狭窄区域（1503）近端。在狭窄区域近端的血管部分中，等式6中的分离项ce可以被忽略，并且仅存在粘性效应。
替换地，可以通过在与关注血管的3d重建的近端（图15，1501）不同的位置处设置第一位置（图15，1504）来生成虚拟拉回曲线。可以将第一位置设置为例如近端病变边缘方位。
替换地，可以通过在关注血管的3d重建的远端（图15，1502）之前精加工来生成虚拟拉回曲线。虚拟拉回计算的最终第二位置可以是例如远端阻塞边缘。
替换地，虚拟拉回曲线（图15，1606）可以从关注血管的3d重建的远端到近端进行计算。在这种方法中，第一位置对应于3d重建的远端，该远端等于3d中心线的最后一个中心线点。第一位置对于整个拉回计算保持不变。第二位置与3d中心线的先前中心线点相对应。对于每个中心线点，都会计算第一位置与第二位置之间的压降和血管ffr值。为了计算第一位置与第二位置之间的压降和血管ffr，从关注血管的3d重建中收集了第一位置与第二位置之间的血管区段的几何信息。一旦在第一位置与第二位置之间计算了压降和血管ffr值，就将该压降和血管ffr值添加到第二位置方位处的拉回曲线数据中。对关注血管的3d重建的第一位置与近端方位之间的所有中心线点重复该过程，其中关注血管的3d重建的近端对应于3d中心线的起点处的中心线点。。
如可以在图15中看到的，远端血管ffr值不能完全由狭窄区域计及，而是也归因于远端血管的直径减小（即所谓的逐渐变细）这一事实。在具有较小直径的血管中，上述计算的摩擦项cv（泊肃叶定律）变得更加明显，因此增加了压降并减小了血管ffr值。
虚拟拉回信息仅向临床测量的远端ffr值提供添加的值。虚拟拉回详细提供了局部血管几何形状的血液动力学影响。虚拟拉回支持临床医生进行决策。虚拟拉回可以例如被用来基于虚拟拉回的形状来确定血管具有局灶性病变还是弥漫性病变。虚拟拉回曲线在图15中图示。局灶性病变是局部阻塞，可以通过使用可以被充气的球囊扩张狭窄、可能随后放置支架（stent）或支架（scaffold）来进行治疗。弥漫性病变需要不同的治疗方法，并且需要与局灶性病变区分开，以通过非最佳治疗决策来避免不必要的成本、患者风险和患者舒适度。
在实施例中，该过程基于病变方位来识别治疗区段。例如，治疗区段可以至少部分地重叠病变方位。可选地，治疗区段可以位于与病变方位分开的方位。
在文献中发现了更多证据，如在pijls等人的“coronarypressuremeasurementafterstentingpredictsadverseeventsatfollow-upcirculation”（2002：105：2950-2954）中描述的那样，在介入之后，该介入诸如是支架放置或球囊血管成形术，必须实行附加的（有创）ffr测量，以验证该介入产生了血液动力学健康的血管。这是由于在病变的治疗之后，血管的总阻力将减小，从而导致血流量增加的效应所引起的。血流量增加将导致血流速度增加。在关注血管示出了多个病变的情况下（例如，如图28a的2801所图示的），血流量的这种增加将增加其余的（一个或多个）未治疗病变上的压降或可能的血管弥散性变窄。
理解的是，被用来描述病变的术语“去除”不限于从身体上物理去除病变的治疗。代替地，在治疗病变（诸如通过放置支架、球囊血管成形术或其他治疗方法）时，该病变被视为“已去除”，因为治疗使斑块或其他堵塞物质至少部分地脱离了通过血管区段的正常血流路径。当治疗达到了外科手术目标时，病变被认为“已去除”。还意识到，即使治疗仅将血管部分恢复到其健康面积或直径，也认为病变已去除。例如，当治疗使流量增加了期望百分比（例如，20％或更高）时，则认为该治疗“去除”了斑块或其他堵塞物质。
预测压力损失减小或血管ffr的直接方法将是消除由病变引起的压力损失，该病变将通过例如支架放置或球囊血管成形术来治疗，如由图28a-28d图示的。在图28a-28d中，2801表示具有两个病变的冠状动脉血管，2802表示病变1并且2804表示病变2。由2807指示表示沿着冠状动脉血管的ffr的虚拟拉回图或血管2801的虚拟压力损失图。在该曲线图中，对于病变1，增量压力损失或增量ffr由2805指示，并且对于病变2，增量压力损失或增量ffr由2806指示。假设病变1要通过具有支架长度为2803的支架放置来治疗，则所得到的冠状动脉几何形状由2808图示，其中2809图示了以2803作为支架长度放置的支架。由经治疗的冠状动脉2808产生的虚拟拉回图或虚拟压力损失图由2810呈现。在该曲线图（2810）中，已经去除了由曲线图2807的2803标识的（病变1，2802）、由区域（或病变区段）引起的压力损失或ffr。这是通过从病变1的近端位置（2811）向病变1的远端位置（2812）外推ffr或压力，并且将曲线图的其余部分沿y方向图像运行到方位2812处的外推值来实行的。这种方法的缺点是，在当前的申请中的章节“计算患者特定的血液动力学参数”中解释的原理不适用于经治疗的血管。导致未经治疗的病变的不正确的压降。另外，区域2803的摩擦效应会被忽略，这取决于该区域的长度和直径可以是相当大的。
为了并入前面在当前申请中的章节“计算患者特定的血液动力学参数”中所描述的方法来预测治疗，使用了图29a-29c的健康血管估计2904。图30示出了通过使用健康血管估计来预测治疗之后的ffr的方法的流程图。该方法不需要对关注血管的3d重建进行任何修改，并且可以通过用健康的估计直径曲线的值自动替换直径曲线的（一个或多个）部分、在没有或非常有限的用户交互的情况下快速应用该方法。另外，图30的流程图中提供的方法避免了在临床治疗之后重复图1的工作流程或有创ffr测量。
在步骤3001中，实行了未经治疗的关注血管的血液动力学结果（例如，由图29a-29c的2901或图28a-28d的2801图示的），并且其与由图1呈现的流程图相同。
在图30的步骤3002中，对从图1的步骤103得到的关注血管的直径或面积图进行调整，以反映对临床医生所识别的一个或多个病变的治疗，并且将参照图29a-29c进一步描述。在图29a-29c中，2901图示了具有两个病变的冠状动脉血管。如由图1的步骤103导出的那样可视化了直径曲线（或面积）（2902），并且该直径曲线（或面积）（2902）基于由图1的步骤102实行的对血管的3d重建。在识别了要由临床医生治疗的病变区段（2903）之后，计算了健康直径或面积（2904），该直径或面积与健康血管尺寸（直径或面积）相对应，并且通过图23所述的方法之一导出。接下来，通过将病变区段内的健康血管估计（2904）并入直径曲线2902中来实行对直径曲线的预测，从而得出预定义的直径或面积曲线2905。
在步骤3003中，预测的直径曲线（图29c的2905）被用来计算治疗之后的血管/（一个或多个）病变的重要性，并且该方法与图1的步骤106相同。
可选地，可以通过等式6、7、9和/或11来考虑由于支架的材料所致的对血液的摩擦效果。例如，这可以通过将附加的摩擦或能量损失项并入等式中来实现。
可选地，在步骤3004中，检索有创ffr测量结果来确定等式中所使用的更多患者特定参数。假如通过有创拉回ffr实行了有创ffr测量，则在步骤3005中可以使用最远端的ffr测量。例如，可以确定图13a和13b的最大健康速度1314，如图21a和21b中图示的。从血管几何形状（作为图1的步骤103和步骤104的结果）导出曲线2115的形状（等式6或11），并且从有创测量中已知δpcor（2110）。现在可以确定曲线2115等于δpcor（2110）的点2101。表示作为速度的函数的δpmicro（2116）的线现在可以被计算为从pv（2107）到点2101的线性线。线（2116）达到测量的主动脉压力（作为图1的步骤105的结果）（pa，2104）的速度标识了该患者在健康血管情况下的最大速度（充血）vmaxhealthy2114，其对应于图13的1314和等式5的vmax。该患者特定的最大健康速度具有以下优点：它并入了例如可能的微脉管疾病。使用患者特定的最大健康速度（2114）使得能够例如更好地估计沿着关注血管的虚拟拉回计算（如图14的流程图所描述的），并且支持在治疗策略中提供经改善的见解。另外，在连续病变（串联病变）的情况下，更多患者特定参数（步骤3005的结果）和由步骤3002得出的预测的治疗直径曲线可以被用来逐步确定其余（一个或多个）病变的重要性。此实施例的优点在于，不需要附加的有创测量来评估在治疗了其他病变之后的其余（一个或多个）病变的重要性，从而降低了成本和患者对腺苷的不适感。
替换地，在通过有创拉回ffr实行有创ffr测量的情况下，可以为每个病变患者特定地确定参数ce。通过对每个病变使用有创测量的压力值。这可以是病变远端和/或近端的有创测量的压力或ffr。首先，可以确定疾病血管的最大速度（图22的2212）。这可以通过从主动脉压力（pa2204）中减去由于（一个或多个）病变所致压降（δpcor2210）来计算pdistal（图22中的2203）来完成。pdistal（2203）与线2216的交点给出最大速度（2212）。在连续病变中，等式6可以重写为：
其中n是病变总数，δpcor是从有创测量已知的，恒定的v等于2212，并且cv是根据等式7为每个病变计算的。对于每个病变，仍有未知的ce值，这n个未知的ce值可以使用每个病变远端和/或近端的n次有创测量来确定，并且使本实施例的方法更准确地用于治疗预测。这些所确定的更多患者特定参数现在可以被用来通过步骤3003、使用从步骤3002得到的预测的治疗直径曲线来确定其余的（一个或多个）病变的重要性。该实施例的优点在于，在治疗一个或多个病变之后，不需要附加的有创测量来评估其余的（一个或多个）病变的重要性，从而降低了成本和患者对腺苷的不适感。
替换地，假如连续病变彼此之间的距离很小，则狭窄之间的血液动力学相互作用可能会影响压降和ffr值，这在文献（sezerm.等人的“newmathematicalcorrectionmodelinpursuitofoptimalhemodynamicassessmentofserialcoronaryarterydisease:overcominghyperemiccrosstalkbetweencoronarystenosesinseries”，美国心脏病学会，2018年10月16日；7（20）：e010754.doi：10.1161/jaha.118.010754）中也被叫做串扰。有创ffr可以被用来识别可能交互的存在，并且确定（一个或多个）附加参数以将串扰并入计算中。假如有创ffr拉回与虚拟拉回不同，则这可能是存在串扰的指示，并且病变交互项可以被添加到公式6中。病变交互项可以是例如增加或降低病变的压降的参数或项。
通过使用图像信息来估计关于血流量/速度的信息，可以扩展/改善患者特定的血液动力学参数的计算。如ep3403582“methodandapparatusfordeterminingbloodvelocityinx-rayangiographyimages”所述的确定血流速度/流量的方法可以被用来改善在章节“计算患者特定的血液动力学参数”中确定的患者特定的充血血流速度（图13b的1312）。例如，在章节“计算患者特定的血液动力学参数”中确定的最大血流速度（图13b的1312）可以被替换为使用图像信息确定的血流速度，或者可以计算两种方法的加权平均速度，并且将其用于进一步的计算。
等式5假设微脉管系统是健康的。然而，在微脉管疾病或心肌功能降低的情况下，其对血液的阻力增加。处理器可以通过实行心肌呈色计算来确定心肌微脉管系统的状态，并且将其并入公式5中。例如，使用二维血管造影图像来计算心肌呈色。在血管造影图像行程的帧中，将关注区域定义为在预期的梗死区的远端。使用例如相关技术来计算图像行程中的帧之间的运动校正。根据计算的运动图像运行量，使关注区域每帧图像运行。由例如中值滤波器在图像行程的每一帧中组成背景掩模。对于图像行程中的所有图像，通过减去对原始图像的图像强度的计算出的背景掩模来计算每个图像掩模的关注区域中的平均像素强度（例如，5乘5像素）。以这种方式，随着时间的推移，仅考虑了大小较小的结构的图像强度。以这种方式，可以在关注区域内随时间的推移来量化心肌呈色。如例如由vogelzang等人的“computer-assistedmyocardialblushquantificationafterpercutaneouscoronaryangioplastyforacutemyocardialinfarction:asubstudyfromthetapastrial”（欧洲心脏杂志（2009）30，594-599）所教导的、本领域中已知的心肌呈色计算。
由于该计算是在二维血管造影图像上实行的，因此用户希望探讨的心脏部分会经受缩短和重叠的影响。然而，为了准确地确定心肌状态，优选地将这些效应最小化。
例如，这可以通过实行3d呈色测量来完成。即，通过在被用来构造3d重建的投影或任何其他二维投影两者中实行呈色测量来进行。在每个图像中，用户指示应当在其中实行测量的区域。使用属于两个图像透视图的几何信息（例如，旋转、角度、放大率），可以计算图像的交叉区域。使用该信息，可以在例如心肌的后侧或前侧之间进行区分。
可选地，假如实行有创ffr测量，并且有创测量的ffr与血管ffr之间存在不匹配，则这是微脉管疾病的指示。假如有这种微脉管疾病的指示，可以实行心肌呈色计算，并且在微脉管疾病的存在方面提供更多见解。
可以由处理器单元在独立系统上实行操作，或者可以直接将该操作包括在例如x射线荧光照相系统或任何其他图像系统中，以获取二维血管造影图像序列。图17图示了x射线荧光电影照相系统的高级框图的示例。在该框图中，示出了关于实施例如何能够集成在这样的系统中的示例。
可以利用专用硬件、模拟和/或数字电路、和/或一个或多个操作存储在存储器中的程序指令的处理器来实现系统的各部分（由各种功能块定义的）。
图17的x射线系统包括具有生成x射线束1703的高电压发生器1702的x射线管1701。
高电压发生器1702控制电力并且将其输送到x射线管1701。高电压发生器1702在x射线管1701的阴极与旋转阳极之间的真空间隙上施加高电压。
由于施加到x射线管1701上的电压，电子转移从x射线管1701的阴极到阳极发生，从而导致x射线光子生成效应，也被叫做轫致辐射。生成的光子形成指向图像检测器1706的x射线束1703。
x射线束1703由光子组成，该光子具有范围最大的能量谱，该能量由提交给x射线管1701的电压和电流以及其他的来确定。
x射线束1703然后传过躺在可调工作台1705上的患者1704。x射线束1703的x射线光子穿透患者的组织到不同的程度。患者1704体内的不同结构吸收辐射的不同部分，从而调制射束强度。
从患者1704离开的经调制的x射线束1703’由位于x射线管对面的图像检测器1706检测。此图像检测器1706可以是间接或直接检测系统。
在间接检测系统的情况下，图像检测器1706包括将x射线出射束1703’转换成放大的可见光图像的真空管（x射线图像增强器）。然后，该放大的可见光图像被传输到可见光图像接收器，诸如用于图像显示和记录的数字摄像机。这导致了数字图像信号。
在直接检测系统的情况下，图像检测器1706包括平板检测器。平板检测器将x射线出射束1703’直接转换成数字图像信号。
从图像检测器1706得到的数字图像信号被传递到数字图像处理单元1707。该数字图像处理单元1707将来自1706的数字图像信号转换成采用标准图像文件格式（例如dicom）的经校正的x射线图像（例如，倒置的和/或对比度增强的）。
另外，图17的x射线系统包括c形臂1709。该c形臂以下面这样的方式保持x射线管1701和图像检测器1706，该方式为：患者1704和可调工作台1705处于x射线管1701与图像检测器1706之间。可以使用c形臂控制1710以受控方式将c形臂移动（旋转和成角度）到期望方位以获取某个投影。c形臂控制允许手动或自动输入来在期望的方位中调整c形臂，以用于在某个投影下进行x射线记录。
图17的x射线系统可以是单平面或双平面成像系统。在双平面成像系统的情况下，存在多个c形臂1709，每个都包括x射线管1701、图像检测器1706和c形臂控制1710。
附加地，可调工作台1705可以使用工作台控制1711进行移动。可调工作台1705可以沿着x、y和z轴移动，以及可以绕着某个点倾斜。
另外，在x射线系统中存在测量单元1713。该测量单元包含关于患者的信息，该信息是用于计算的输入，例如是关于主动脉压力、生物标记和/或高度、长度等的信息。
x射线系统中还存在通用单元1712。该通用单元1712可以被用来与c形臂控制1710、工作台控制1711、数字图像处理单元1707和测量单元1713进行交互。
通过图17的x射线系统实现实施例如下。临床医生或其它用户获取患者1704的至少两个x射线血管造影图像序列，该获取通过使用c形臂控制1710来将c形臂1709移动到相对于患者1704的期望方位。患者1704躺在可调工作台1705上，该可调工作台1705已经被用户使用工作台控制1711移动到某个方位。
然后，如上所述，使用高电压发生器1702、x射线管1701、图像检测器1706和数字图像处理单元1707来生成x射线图像序列。这些图像然后被存储在硬盘驱动器1708上。使用这些x射线图像序列，通用处理单元1712基于患者特定数据来生成3d重建、确定几何信息、确定（一个或多个）病变方位，并且计算血液动力学结果。通用处理单元1712使用测量单元1713的信息来确定血液动力学结果。
在本文中已经描述和说明了用于进行定量流动分析的方法和装置的几个实施例。尽管已经描述了特定的实施例，但是并不意图将本发明限制于此，因为意图的是，本发明的范围应如本领域将允许的范围一样宽泛，并且说明书也应被同样地阅读。例如，可以对存储在数字存储装置中的图像离线实行数据处理操作。这通常以通用语言（独立于供应商的语言）完成，诸如dicom（医学数字成像和通信）。存储装置可以是硬盘或pacs（图片存档和通信系统）服务器或vna（供应商中立档案）或医学成像领域中常用的其他图片存档和通信系统。因此，本领域技术人员将领会到，在不偏离所要求保护的本发明的精神和范围的情况下，可以对所提供的发明进行其他修改。
本文中描述的实施例可以包括各种各样的数据存储以及如上面所讨论的其他存储器和存储介质。这些可以驻留在各种各样的位置，诸如在一个或多个计算机本地（和/或驻留在其中）或远离网络中任何或所有计算机的存储介质上。在一组特定的实施例中，信息可以驻留在本领域技术人员熟悉的存储区域网络（“san”）中。类似地，可以酌情在本地和/或远程地存储用于实行归因于计算机、服务器或其他网络设备的功能的任何必要文件。在系统包括计算机化设备的情况下，每个这样的设备可以包括可以经由总线电耦合的硬件元件，这些元件包括例如至少一个中央处理单元（“cpu”或“处理器”）、至少一个输入设备（例如，鼠标、键盘、控制器、触摸屏或小键盘）和至少一个输出设备（例如，显示设备、打印机或扬声器）。这样的系统还可以包括一个或多个存储设备，诸如磁盘驱动器、光学存储设备和固态存储设备，诸如随机存取存储器（“ram”）或只读存储器（“rom”），以及可移动媒体设备、存储卡、闪存卡等。
这样的设备还可以包括如上所述的计算机可读存储介质读取器、通信设备（例如，调制解调器、网卡（无线或有线的）、红外通信设备等）和工作存储器。计算机可读存储介质读取器可以与表示远程、本地、固定和/或可移动存储设备的计算机可读存储介质以及用于暂时地和/或更永久地包含、存储、传输和检索计算机可读信息的存储介质相连接，或被配置成接收它们。该系统和各种设备通常还将包括位于至少一个工作存储器设备内的多个软件应用程序、模块、服务或其他元件，包括操作系统和应用程序，诸如客户端应用程序或web浏览器。应当领会到的是，替换的实施例可以具有与上述实施例不同的众多变化。例如，也可以使用定制硬件，和/或可以用硬件、软件（包括便携式软件，诸如小应用）或两者来实现特定元件。另外，可以采用到其他计算设备（诸如网络输入/输出设备）的连接。
各种实施例可以进一步包括：将依据前述描述实现的指令和/或数据接收、发送或存储在计算机可读介质上。用于包含代码或代码部分的存储介质和计算机可读介质可以包括本领域中已知或使用的任何适当的介质，包括存储介质和通信介质，诸如但不限于易失性和非易失性、可移动和非可移动介质，它们是以任何方法或技术实现的，以用于存储和/或传输信息，该信息诸如是计算机可读指令、数据结构、程序模块或其他数据；包括ram、rom、电可擦除可编程只读存储器（“eeprom”）、闪存或其他存储器技术、紧凑盘只读存储器（“cd-rom”）、数字多功能盘（dvd）或其他光学存储装置、磁带、盒式磁带、磁盘存储装置或其他磁性存储设备或任何其他存储介质，其可以被用来存储期望的信息并且可以被系统设备访问。基于本文中提供的公开内容和教导，本领域普通技术人员将领会到实现各种实施例的其他方式和/或方法。
尽管相对于单平面或双平面x射线成像模式描述了所公开的实施例，但是这些实施例中的变化也可适用于例如基于旋转血管造影术、计算机断层扫描、磁共振成像等等的3d重建。
相应地，说明书和附图要以说明性而不是限制性含义来对待。然而，将显然的是，在不偏离如所附权利要求书中阐述的本发明的更宽泛精神和范围的情况下，可以对其做出各种修改和改变。
其他变化也在本公开的精神内。因此，尽管所公开的技术易于进行各种修改和替换的构造，但是其某些图示的实施例在附图中示出，并且已经在上面进行了详细描述。然而，应当理解的是，并不意图将本发明限制到所公开的特定一个或多个形式，而是相反地，意图的是覆盖落入本发明的精神和范围内的所有修改、替换的构造和等同方式。
在描述所公开的实施例的上下文中（尤其是在所附权利要求的上下文中），术语“一”和“一个”和“该”以及类似指示物的使用要被解释为涵盖单数和复数两者，除非本文中另有指示或与上下文明显矛盾。除非另有说明，否则术语“包含”、“具有”、“包括”和“含有”要被解释为开放性术语（即，意思是“包括但不限于”）。术语“连接”在未进行修改并且指代物理连接时要被理解为部分或全部包含在其中、附接到或结合在一起，即使有介入的某物。除非在本文中另有指示，否则本文中对值的范围的引用仅意图用作分别指代落入该范围内的每个单独的值的简写方法，并且每个单独的值都被并入说明书中，就好像其在本文中被单独叙述一样。除非上下文另有说明或矛盾，否则术语“集合”（例如“项目的集合”）或“子集”的使用要被解释为包括一个或多个成员的非空集合。另外，除非上下文另有说明或矛盾，否则对应集合的术语“子集”不一定表示对应集合的适当子集，而是子集和对应集合可以是相等的。
除非本文中另行指示或以其它方式与上下文明显矛盾的，否则本文中描述的过程的操作可以以任何合适的次序实行。可以在配置有可执行指令的一个或多个计算机系统的控制下实行本文中描述的过程（或其变化和/或其组合），并且可以将其实现为代码（例如，可执行指令、一个或多个计算机程序或者一个或多个应用程序），通过硬件或其组合在一个或多个处理器上共同执行该代码。该代码可以例如以包括多个可由一个或多个处理器执行的指令的计算机程序的形式存储在计算机可读存储介质上。该计算机可读存储介质可以是非暂时性的。
本文中描述了本公开的优选实施例，包括发明人已知的用于执行本发明的最佳模式。在阅读上述描述后，对那些优选实施例的变化对于本领域普通技术人员将变得显而易见。发明人期望熟练的技术人员酌情采用这样的变化，并且发明人意图以不同于本文中具体描述的方式来实践本公开的实施例。因此，本公开的范围包括适用法律所准许的所附权利要求中记载的主题的所有修改和等同方式。此外，除非在本文中另外指示或以其他方式与上下文明显矛盾的，本公开的范围涵盖上述元素在其所有可能的变化中的任何组合。
本文中在下面或其他地方引用的所有参考文献（包括出版物、专利申请和专利）均通过引用并入本文，其程度如同每个参考文献被单独地且具体地指示为通过引用并入本文并且在本文中完整地阐述。
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