基于压力传感器和造影图像计算瞬时无波形比率的方法与流程

本发明涉及冠状动脉影像学评价领域，具体地涉及一种基于压力传感器和造影图像计算瞬时无波形比率的方法。

背景技术：

瞬时无波形比率（ifr）能提供和血流储备分数（ffr）类似的冠状动脉内压力测量方法。ifr不需要血管扩张剂、操作简单，将会更多的应用在冠状动脉介入治疗。advise研究发现，当心脏舒张期的某段时间（称之为无波形期），冠脉内微血管阻力相对是最稳定且是最低的，和腺苷等血管扩张药物所做成的冠脉充血期间达到的平均阻力相类似。如图1所示，即ifr=pdwave-freeperiod/pawave-freeperiod（pdwave-freeperiod：在无波形期间狭窄病变远端冠脉平均压。pawave-freeperiod：在无波形期间主动脉平均压。瞬时无波形时期的运算时间：舒张期内无波形时期开始后25％的时间，到收缩期开始前5ms的时间停止计算）。

目前，现有的瞬时无波型比率（ifr）的测量方法主要为：压力导丝静息态下测量舒张末期来确定ifr。需要依靠压力导丝进行测量，压力导丝测量时需要介入血管末端，不仅难度大，而且在采集压力的过程中会造成误差，从而使得计算出来的ifr的准确性不高。

技术实现要素：

为了解决上述的技术问题，本发明目的是：提供了一种基于压力传感器和造影图像计算瞬时无波形比率的方法，可以精准得到打造影剂后平稳的压力值，通过压力波形与造影图像结合准确获取一个心动周期的平均血流速度，从而可以大大提高ifr的准确性。

本发明的技术方案是：

一种基于压力传感器和造影图像计算瞬时无波形比率的方法，其特征在于，包括以下步骤：

s01：通过血压传感器实时采集心脏冠脉口的压力，将压力数值存储至数据链表，数据链表以时间为索引，以时间和实时压力键值对的形式保存；

s02：根据造影图像获取造影时间，以造影时间为索引值从数据队列里按照时间索引找到对应的数据，筛选出多个周期的稳定压力波形，以四个无波形压力值的平均值作为无波形压力值pa；根据一个周期的时间索引获取一个周期内的舒张期末期即无波形时期的时间tn；

s03：从一体位的造影图像中指定造影剂流出导管口的第一帧经过一个时间tn定位到最后一帧，标记第一帧的导管口位置为血管起始点，标记最后一帧造影剂流动到最远处作为血管的结束点，分割这一段血管；从另一体位造影图像中获取一段血管，对两个体位进行三维合成后得到这段血管的真实长度l，得到血流速度v=l/tn；

s04：在步骤s03中的一段血管以入口血流速度v计算冠脉入口到冠脉远端的压力降δp，计算血管远端压力pd=pa-δp，根据ifr=pd/pa进一步计算得到瞬时无波形比率。

优选的技术方案中，所述步骤s01还包括，根据数据链表中的时间和实时压力值从第一个点开始累计n个点，通过对比排序方法获取从第一个点开始的波峰压力值、波谷压力值和无波形压力值，连续记录波峰压力值、波谷压力值和无波形压力值形成一个以时间为索引对应波峰压力值、波谷压力值和无波形压力值的队列，直到第n个点计算完成，再从保存的数据链表里按时间索引依次往后取n个点进行计算，以此类推。

优选的技术方案中，将一个波峰压力值到下一个波峰压力值计算为一个周期，将四个波峰压力值的平均值作为收缩压，将四个波谷压力值的平均值作为舒张压，以四个周期的平均时间tm为一个周期的时间。

优选的技术方案中，所述步骤s02中稳定压力波形为连续多个周期的波峰值的相对差在4mmhg以内。

与现有技术相比，本发明的优点是：

可以精准得到打造影剂后平稳的压力值，通过压力波形与造影图像结合准确获取一个心动周期的平均血流速度，从而可以大大提高ifr的准确性。

附图说明

下面结合附图及实施例对本发明作进一步描述：

图1为瞬时无波型比率（ifr）的示意图；

图2为本发明基于压力传感器和造影图像计算瞬时无波形比率的方法流程图。

具体实施方式

为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚明了，下面结合具体实施方式并参照附图，对本发明进一步详细说明。应该理解，这些描述只是示例性的，而并非要限制本发明的范围。此外，在以下说明中，省略了对公知结构和技术的描述，以避免不必要地混淆本发明的概念。

如图2所示，本发明的一种基于压力传感器和造影图像计算瞬时无波形比率的方法，包括以下步骤：

1、通过血压传感器实时采集心脏冠脉口的压力，压力传感器通过压力管和手术导管与主动脉连通，保持压力传感器与心脏水平高度一致。

2、压力传感器的压力芯片感受压力波动产生电信号，信号通过电缆线传输到操控单元的采集芯片，采集芯片将电信号转换成压力数值并进行滤波形成稳定的压力波形。

3、操控单元的数据处理芯片将压力数值存储到一个数据链表里，数据链表以时间为索引，以时间、实时压力键值对的形式保存。

4、数据处理芯片根据数据链表里的时间和实时压力值从第一个点开始累计n个点，n的个数是根据时间索引从第一个点至少经过4秒的位置，大约为4个心动周期以上。通过对比排序算法获取从第一个点开始的波峰压力值、波谷压力值和无波形压力值（无波形时期的运算时间：舒张期内无波形时期开始后25％的时间，到收缩期开始前5ms的时间停止计算），连续记录波峰压力值、波谷压力值和无波形压力值形成一个以时间为索引对应波峰压力值、波谷压力值和无波形压力值的队列，直到第n个点计算完成再从步骤3保存的数据链表里按时间索引依次往后取n个点进行计算，以此类推。

5、从步骤4存储的数据队列进一步计算收缩压、舒张压、无波形压力和心率，以一个波峰到下一个波峰计算为一个周期，以四个波峰的平均作为收缩压，以四个波谷平均值作为舒张压，以四个无波形压力值的平均值作为无波形压力值。以四个周期的平均时间tm计算心率。心率=60/tm。根据一个周期的时间索引获取一个周期内的舒张期末期即无波形时期的时间tn。可用于获取收缩压、舒张压和平均压和心率等参数，为后续步骤提供更精准的数据。

6、在计算ifr时需要获取造影血管的压力，首先从造影图像里获取造影时间，以造影时间为索引值从步骤4的数据队列里按照时间索引找到对应的数据，从此数据开始往后筛选出4个周期的稳定压力波形，稳定压力的判断标准为连续4个周期的波峰值的相对差在4mmhg以内。按照步骤5的方法即可获取无波形压力值pa。因为造影时刻推注造影剂会造成压力波动消失，根据步骤4连续记录的周期数据队列可以精准的获取停止推注造影剂后压力恢复波动的稳定值。这样保证获取到的患者压力生理参数为造影时刻对应的参数。

7、在计算流速时可根据步骤6获取的心率及无波形时期的时间tn。从造影图像里指定造影剂流出导管口的第一帧经过一个时间tn定位到最后一帧，标记第一帧的导管口位置为血管起始点，标记最后一帧造影剂流动到最远处作为血管的结束点，分割这一段血管。另一个体位造影同样可以获取一段血管，两个体位做三维合成后得到这段血管的真实长度l，血流速度v=l/tn。这样保证流速计算时可以准确获得一个心动周期的平均血流速度。具体的三维合成的可以参见201610681191.1，本发明在此不再赘述。

8、通过计算流体力学得到步骤7的一段血管以入口血流速度v计算的δp，δp为冠脉入口到冠脉远端的压力降。通过步骤6获得了血管入口压力pa，血管远端压力pd=pa-δp。通过瞬时无波型比率计算公式ifr=pd/pa计算得到瞬时无波型比率。

δp的具体计算方法可以参见201610681191.1，本发明在此不再赘述。

应当理解的是，本发明的上述具体实施方式仅仅用于示例性说明或解释本发明的原理，而不构成对本发明的限制。因此，在不偏离本发明的精神和范围的情况下所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。此外，本发明所附权利要求旨在涵盖落入所附权利要求范围和边界、或者这种范围和边界的等同形式内的全部变化和修改例。