的材料。可以通过和测量数据匹配的经验关系或者基于壁顺应性的患者特定的估计来确定 壁的特性。在图2中冠状动脉循环的模型中，所有的微脉管床通过集总参数模型210模拟 得到，其解释施加至血流的阻抗和远端血管的顺应性。冠状血管床通过这种集总参数模型 210来建模，其在考虑到心肌收缩对流动波形的影响的意义下适配于冠状循环。在冠状动脉 循环模型中示出了狭窄片段212和214(即检测到狭窄或变窄的血管区域）。狭窄片段212 和214不能使用ID血流模型来模拟，由于横截面积有很大的变化，并且狭窄的形状影响血 流行为，尤其是跨狭窄的（trans-stenotic)压力降低，其在这种狭窄的功能重要性评价中 发挥重要的作用。相应地，当ID血流模型用于冠状动脉时，完整的3D模型或降阶的狭窄压 力降低模型用于每个狭窄片段212和214。
[0030] 冠状动脉血流的入口边界条件可以通过和心脏模型202的隐含耦合，或通过测量 的血压或血流数据（例如通过各种成像技术来获得）来规定。冠状动脉206和208可以建 模为轴对称ID血管片段，其中血流满足以下特性：质量守恒、动量守恒，以及关于壁变形的 状态公式：
[0034] 其中q是血流速率，A是横截面积，p是血压，a是动量通量校正系数，Kr是摩擦 参数，P是密度，E是杨氏模量，h是壁厚，r。是初始半径。壁的特性可以通过与在提取到 的患者特定的解剖模型中的测量数据匹配的经验关系或者基于壁顺应性的患者特定的估 计来决定。也可以使用准ID流动等式的其他替选公式，来对粘弹性、非牛顿学说行为等的 影响进行建模。
[0035] 在循环模型的每个结点（分支、吻合），应该维持总血压和血流的连续性。除此之 外可以引入损失系数来解释在结点处的能量损失。这些损失系数可以取决于血管片段之间 的角度或根据实验数据获得。上述准ID公式（公式1-3)根据一系列都适合正常的健康血 管的简化假设来获得。其中一个假设是轴向速度占主导而径向分量可忽略。这种假设不再 适合管腔直径突然变化的情况，例如狭窄，径向分量不能再被忽略。因此，准ID公式不能正 确获得狭窄处的压力降低。在一个可行的实践中，全尺寸的3D模型可以用来模拟在狭窄区 域211和214处的血流和血压。在这种情况下，从医学图像数据（例如CTA数据）提取的 狭窄处的患者特定的3D几何模型和定量的类似于冠状血管造影（QCA)的测量一起用来使 狭窄模型对每个患者个性化。在一个可替代的实践中，半经验狭窄模型可以包括在ID血流 模型中，其结果和全尺寸模型一样准确。例如，在下面的模型中，压力降低表达为三项（粘 性项、湍流或Bernoulli项、以及惯性项）的总和：
[0037] 其中y是血液粘性，Ls是狭窄长度，Kv，Kt，Ku分别是粘性、湍流以及惯性系数（所 有下标为〇的量指的是正常尺寸而以s为下标的量代表狭窄的数值）。在一个有利的实施 方式中，每个狭窄片段（212和214)的这种半经验模型和血管树（以及所基于的心脏和冠 状床模型）耦合来计算狭窄处的生理压力降低。能够理解本发明不限制于公式（4)的半经 验狭窄模型，也可替代使用具有多个压力降低因素的其他狭窄模型。关于将降阶的或全阶 的狭窄模型耦合到冠状血管树的其余部分，在第一个可能的实践中，适配动量公式，由湍流 项决定的额外压力降低加入到公式的右手侧作为额外的损失项。在第二个可能的实践中， 普通动量公式被完全放弃而取代为公式（2)。考虑整个血压和流速的连续性，将作为狭窄片 段来对待的片段耦合到冠状血管树的正常片段。
[0038] 血流模拟的一个重要方面是冠状血管树的终端由出口边界条件来表示（流出边 界条件）。一般地，血压、血流或血流和血压之间的关系可以施加到动脉血管树的终端点上。 如果测量的数据，例如随时间变化的速度、流速、甚至血压可用，就随时可使用它们。如果不 存在这种信息（通常情况是这样），本发明的实施方式计算模拟远端动脉片段的行为的特 定边界条件。例如，集总参数模型（如图2所示）或微脉管波形传播模型可以用来决定出 口边界条件。在一个有利的实践中，如图2所示，微脉管床通过集总或OD模型210来建模。 在这种情况下，系统床可以通过包括不同数量元素（例如是二到四个元素之间）的常规风 箱元素来表示，而冠状床由特殊模型来表示，该特殊模型说明心肌收缩对血流波形的影响 (收缩时低，早期舒张时高）。图2示出了用于冠状循环的这种特殊模型的例子，并展现这 种边界条件的具体元素。在图2的集总参数模型210中，Ra表示近端动脉阻抗，Ca表示动 脉顺应性，Rani表示微脉管动脉阻抗，Cini表示心肌内顺应性，Rvni表示微脉管静脉阻抗，R￥表 示静脉阻抗。
[0039] 这种集总模型的一个主要特点是根据冠状树在心脏中的位置引入左心室或右心 室压力从而考虑到心肌收缩。图4示出示出了的模型将微脉管床作为单个单元来对待，但 单独地考虑到心外膜下和心内膜下微脉管床的贡献而采用更特异的模型也是可能的。通 常，心外膜下血管较少受到心脏收缩的影响（它们代表心肌的外层），而心内膜下血管较多 受到心脏收缩活动的影响（它们代表内层，更接近心脏腔室）。这是心内膜下血管更容易局 部贫血和心肌梗塞的主要原因。
[0040] 由于大血管的阻抗值相对于细动脉和毛细血管的阻抗非常小，整体血压水平几乎 由微脉管床单独决定。静息状态下系统或冠状集总模型内的阻抗值可以通过患者特定的测 量、从文献数据、或阻抗和管腔大小的非线性关系来获得。顺应性起次要作用，由于它们只 影响瞬时值，而不影响评价iFR时感兴趣的平均压。冠脉自我调节保护心肌在静息状态下 不发生局部贫血，并导致病变血管的阻抗的降低，流动参考值必须与不发病情况下一致。静 息状态下的出口边界条件因此可使用这种信息来建模。
[0041] 在示例性实施方式中，被估计以确定静息状态下的出口边界条件的参数是平均动 脉压（MAP)和冠状微脉管阻抗（近端心外动脉的相对于微脉管阻抗可忽略的阻抗）。由于iFR只使用舒张的无波期中的血压（狭窄处的近端和远端）的平均测量值，所以不需要精确 估计顺应性，因为它们只影响血压和血流的波形，而不影响仅由阻抗决定的平均值。MAP可 以基于患者的心率、收缩压和舒张压简单、无创地测量到。特别是，MP可以如下计算：
[0043] 其中HR、SBP和DBP分别表示患者的心率、收缩压、舒张压，其被无创地测量到。
[0044] 可以如下计算静息状态下的心脏微脉管阻抗。可以使用心率收缩压乘积（RPP)关 系来估计总心肌灌注量qrast。RPP是心率和收缩压的产物。从RPP开始，静息灌注量qrast可 以如下估计：
[0045] qrest= 8 ? {[0? 7 ?(HR?SBP) ? 10 3]-0. 4} [ml/min/100g] (6)
[0046] 其中HR是心率，SBP是收缩压。需要注意这种关系只有在血流满足主体的供氧需 求时才有效。然后可以基于静息灌注量qrast和患者左心室（LV)的质量来估计总静息冠状 血流。患者左心室的质量可以基于医学图像数据的分割导出的量来估计。在一个可能的 实践中，使用自动心脏腔室分割来分割心肌，例如使用基于MSL机器学习的方法。容积能 从分割的心肌自动计算，例如使用美国专利号8, 098, 918,标题为"MethodandSystemfor MeasuringLeftVentricleVolume"公开的方法，其内容通过引用结合于此。LV容积然后 和密度相乘得到LV的质量（MJ。也可以使用计算LV质量的其他可能方法。
[0047] 下一步，为了得到静息时血流的绝对值，静息灌注量可以和心肌质量相乘。在正常 心脏中，通常假设左心室占据总质量的三分之二，而右心室和心房占据其他三分之一。相应 的，一旦得到左心室质量，绝对静息血流可以如下决定：
[0048] Qrest=qrest ?I. 5 ?MLV[ml/min] (7)
[0049] 已经知道血流速度和半径的立方成比例，绝对静息血流是冠状血管所有输出血流 的总和，可以表达为：
[0051] 随后计算每个血管分支的终端阻抗。特别是，终端阻抗可使用下面的关系来计 算：
[0057]其中巧是血管分支的终端半径（等于终端直径di的一半），n是幂系数。因此每 个血管的终端阻抗可以计算为
[0059] 回到图1，在步骤108中，使用冠状动脉循环的计算模型模拟血流和血压，并且在 血流和血压模拟中建模冠状循环自我调节。该模拟使用冠状动脉循环的计算模型在多时间 步骤中的每个的一定时间内逐步计算冠状动脉内的血流速度和血压值。模拟可以在多个对 应于一次心跳的心动周期中运行。血流和血压计算可以通过计算流体动力学（CFD)来执 行，或其他任何标准数字技术，例如但不限制于，有限元方法、有限差方法、有限体积方法、 边界元方法、嵌入边界方法、浸没边界方法、Boltzmann网格方法等。
[0060] 根据本发明的一个有利实施方式，血流和血压模拟中对冠状循环自我调节进行建 模。冠脉自我调节在冠状血液动力学中发挥重要的作用。冠脉自我调节的目的是将心肌 需氧量所给定的、向由包含和不包含狭窄的动脉灌注的微脉管床的心肌灌注保持在一定水 平。图3示出了冠状循环自我调节。如图3所示，自我调节机制适配微脉管阻抗以此保持 由心肌需氧量指示的灌注水平。由于微脉管阻抗具有一定的最小阈值，当狭窄非常严重并 且狭窄的远端的压力急剧下降时，自我调节达到其极限，并且心肌灌注量降低到低于需要 的水平，导致心肌局部贫血。
[0061] 为了准确确定基于血流和血压无创地精确确定狭窄的iFR，而不详细测量狭窄处 的血压差，必须考虑冠状自我调节。根据一个有利的实施方式，为了对冠状自我调节建模， 按如上所述计算冠状动脉循环模型（例如图2)的每个出口的微脉管阻抗。下一步，基于在 冠状动脉出口计算的微脉管阻抗针对每个冠状动脉来计算等价的冠状微脉管阻抗。在冠状 树中每个血管（分支）i的等价冠状微脉管阻抗（Rt ^rov)i可如下计算：
[0063] 其中（Rt ,是每个终端分支j的总微脉管阻抗。一旦对于冠状动脉树每个分 支都计算出等价冠状微脉管阻抗，就能进行血流和血压模拟，用于对冠脉自我调节建模的 算法（图4中的算法1)可以用于模拟中的每个冠状树，以调节微脉管阻抗来对冠脉自我调 节的影响建模。
[0064] 图4示出了根据本发明的一个实施方式的在冠状动脉的血流和血压模拟中对冠 脉自我调节建模的算法。在一个有利的实践中，图4中算法400(算法1)可以在每个冠 状动脉树的血流和血压模拟中每次心动周期的最后进行。算法400具有一个输入参数 nrVessel，其是标记在冠状动脉树中当前血管或分支的号码。在算法400中，微脉管阻抗只 有在当前分支狭窄时才作改动。如果当前分支狭窄，对当前分支执行步骤402-412。如果在 当前分支中没有狭