窄发生，对当前分支结束算法400,并递归地对于冠状动脉树中的下一个 分支调用算法400。对于具有狭窄的当前分支，在步骤402中，由狭窄引入当前分支的阻抗 (Ruumnt)1，其通过从当前分支的等价冠状微脉管阻抗（Rt 中减去狭窄阻抗来计算， 该狭窄阻抗计算为沿狭窄的压降值与通过狭窄的流速的比值（(Pin)「(Pciut)J/Q1。（Pin),和 (Pciut),分别是狭窄的入口和出口的模拟血压值，Q,是通过狭窄的模拟血液流速。
[0065] 算法400根据由狭窄引入当前分支的阻抗来适配当前分支的子分支的阻抗。图5 示出了带有图4的冠脉自我调节算法中使用的分支标志的示例性冠状动脉树。如图5所 示，冠状动脉树500示出了根分支502和具有狭窄506的当前分支504。分支508和510是 当前分支504的子分支，分支508、512和514是终端分支。在图4的步骤404中，等价阻抗 (RtI1J1根据当前分支i下游的子分支j的总阻抗计算。适配子分支的阻抗从而不改变子 分支的流速分离比。对当前分支i的每个子分支i，在步骤406中，流速分离比(6,根据子 分支下游阻抗（Rt^rov),的之前值和当前分支等价下游阻抗（RtdcJ1计算。在步骤408中， 对于每个子分支j，基于对于当前分支计算的新阻抗值（RtCumrJi和对于该子分支计算的 流速分离比来计算总下游阻抗（R
[0066] 在步骤410中，下游阻抗的新值分配到每个子分支的终端分支，在步骤412中，对 每个子分支的所有下游分支计算新的等价微脉管阻抗。例如步骤410和412可以对每个子 分支的下游分支重复与步骤404、406和408相似的计算直到到达所有终端分支。自我调节 算法400可以先对于根分支调用，然后递归地对于每个子分支调用，以能覆盖整个冠状树， 并考虑冠状树中所有的狭窄分支来修改终端阻抗。
[0067] 如图3所示，冠状自我调节具有极限，也就是说微脉管阻抗不能降低到低于特定 的最小值，其对应于患者的充血状态。因此，如果狭窄非常严重，冠脉自我调节到达其极限， 流速降低到低于心肌需要的水平（心肌耗氧量）。因此，如果图4采用算法400的结果是微 脉管阻抗降低到其最小值、即充血值以下，它的值被设为恒等于充血值。
[0068] 在一个有利的实施方式中，可以借助在每次心动周期的结束进行的用于冠脉自我 调节建模的算法在多个心动周期中进行血流和血压的计算。可以使用不同的方法来将血 流和血压的模拟匹配于对患者无创临床测量以获得患者特定的血流和血压模拟。例如，在 一个可能的实践中，冠状动脉循环的计算模型参数可以在模拟血流和血压之前直接估计一 次。在另一个可能的实践中，在血流和血压计算过程中通过迭代估计来适配参数。可以使 用这些方法的组合。在一个有利的实施方式中，在每次心动周期后，可以将基于血流和血压 计算的模拟测量值与患者的无创测量值（例如收缩舒张压，心率等）相比较，可以细化冠状 动脉循环的计算模型一个或多个参数或一个或多个边界条件来最小化模拟测量值和获得 的患者无创测量值之间的差距。血流和血压计算可以执行至少直至模拟的测量值收敛为患 者的无创测量值，并且在模拟的测量值收敛为患者的无创测量值之后可以使用模拟的血流 和血压值对一个或多个心动周期计算iFR和/或其他血液动力学指标。
[0069] 回到图1，在步骤110中，在血流和血压模拟的每个心动周期中识别无波期。作为 定义，iFR是根据在无波期期间获得的有创测量血压值计算。计算为瞬时血压与瞬时流速的 比值的瞬时冠状阻抗由于微脉管与心肌的交互作用在整个心动周期过程中变化，在收缩过 程中有高的波动。然而在无波期，冠状阻抗基本是恒定且最小化的。图6示出了在静息状 态下的一个心动周期过程中瞬时血压值602、瞬时血流速度值604和瞬时冠脉阻抗值606。 如图6所示，在无波期608冠状阻抗606是恒定且最小的。
[0070] 为了基于血流和血压模拟计算iFR，必须确定无波期。在动脉循环中，波既可以从 上游位置（例如左心室）产生，叫做前流波，也可以从下游位置（分叉或微循环）产生，叫 做回流波。为了建立波的起源，血压和流速的轮廓都需要。在冠状循环中，前流和回流波可 以同时发生。为了分离这些波，可以进行波强度分析。图7示出了在人左冠状动脉树中波 的识别。如图7所示，在冠状循环中可以识别出6种不同的波：（1)早期回流冲击波702-心 室收缩的开始，心肌挤压冠状微循环管；（2)前流冲击波704-心室腔的收缩导致心室射血； (3)后期回流冲击波706-由于微循环管的持续挤压和前流冲击波的波反射而出现；(4)前 流抽吸波708-心室收缩的减慢在动脉的近端形成抽吸效果；（5)主回流抽吸波710-冠状 微循环中心肌挤压的释放而导致出现；以及（6)后期前流冲击波712-与主动脉瓣的关闭有 关。舒张无波期从WI[dlastole]=0到舒张末端之前5ms。舒张末端定义为检测到早期回流 冲击波702的时刻。WI[dlastoW是远端起始波（回流波）的波强。
[0071] 在目前的临床实践中，只测量随时间变化的血压，因此不能波分离。结果iFR的有 创测量中的无波期通常从进入舒张期的路径的25% (根据重搏脉（dicroticnotch)识别 舒张期的开始）到舒张末端之前5ms。根据第一可能的实践，模拟心动周期中的无波期也可 类似识别为从进入舒张期的路径的25%到舒张末端之前5ms这一段时间。也可以使用其他 采用模拟血压和/或速度（流速）轮廓的方法来识别无波期。在第二个可能的实践中，模 拟心动周期中的无波期可识别为从获得dU_后250ms开始并持续150ms的时间段。dU是 血流速度相对于时间的导数，dU_是dU在一个心动周期中的最大值。在第三个可能的实 践中，模拟心动周期中的无波期可识别为从获得最大血压Pniax后150ms直到心动周期末端 减去50ms的时间段。在第四个可能的实践中，模拟心动周期中的无波期可识别为最大血压 的一个时间段，在这个时间段中前流波的标准差在最低值5%内（或在最低值10% 内，如果不存在最低值5 %的时期的话）。在第五个可能的实践中，模拟心动周期中的无波 期可识别为最高血压时间点和心动周期末端之间的中间窗（或这两个时间点之间的3/5 窗）的时间段。在第六个可能的实践中，模拟心动周期中的无波期可识别为dU低于dU_ 的10% (或5%)的窗。能够理解本发明不限制于这些识别无波期的技术，任何识别无波 期的技术可以与图1中的方法一起使用。
[0072] 回到图1，在步骤112中，基于无波期中计算的血压，对于至少一个冠状动脉狭窄 计算iFR。特定冠状动脉狭窄的iFR根据在血流和血压模拟中计算的血压值来无创地计算 为模拟心动周期中的无波期中的远端平均计算血压与模拟心动周期中的无波期中的主动 脉平均计算血压的比值。在一个有利的实践中，借助在每个心动周期末端运行的冠脉自我 调节算法重复血流和血压计算，以模拟多个心动周期。在每个模拟心动周期后，可以比较基 于血流和血压计算的模拟测量值和患者的无创测量值（例如收缩舒张压，心率等），并且可 以细化冠状动脉循环的计算模型一个或多个参数或一个或多个边界条件来最小化模拟测 量值和获得的患者无创测量值之间的差距。可以执行该计算直到基于血流和血压计算的模 拟测量值收敛为患者的无创测量值，并且可以基于模拟心动周期的无波期中的、其模拟测 量值收敛为患者的无创测量值的计算血压值来计算特定冠脉狭窄的iFR。
[0073] iFR也可针对每个模拟心动周期或通过对来自多个模拟心动周期的数据求平均来 计算。可在冠状动脉树中多处狭窄的每处无创计算相应的iFR值。其他血液动力学指标， 尤其是通常在患者静息状态下测量的血液动力学指标，例如静息（基础）Pd/Pa也可以根据 模拟的血压和/或血流值对每处冠状动脉狭窄计算。也能理解iFR(或其他血液动力学指 标）也可以在冠状动脉树的任何位置计算，不只在狭窄处。
[0074] 可进一步适配微脉管模型的特定的参数以确保特定的模拟血液动力学指标与这 些血液动力学指标的测量值相匹配。例如，由于在无波窗中计算iFR，它取决于舒张期期间 (无波期是舒张期的一部分）跨狭窄的压力降低。该压力降低又取决于流速，因此控制收缩 期和舒张期的冠状血流量是重要的。已经检测收缩期和舒张期的冠状血流量的之前的研究 表明LCA中的收缩期血流成比例地低于RCA。例如，可以假设，基于文献数据，收缩期血流 对于LCA分支占总冠状血流的20%，而对于RCA分支占总冠状血流的31 %。通常的冠状微 脉管模型使用模拟的左/右心室压以对心脏收缩对流速的影响建模，因此导致收缩期流速 低，舒张期流速高（例如参见图2中集总参数模型210)。进一步，在冠状微脉管模型中采用 左/右心室压时可使用比例常数c。比例常数可以对每个出口分支被分别适配以匹配收缩 期对舒张期血流的特定比例。
[0075] 基于从CT扫描获得的冠状图像数据而根据血流和血压模拟无创计算iFR的示例 性结果分为三种情况。情况1是解剖上严重狭窄。情况2是解剖上中度狭窄。情况3是解 剖上轻微狭窄。一直运行计算直到在此对于仅最后一个心脏周期提供收敛和结果。表1示 出了整个心动周期过程中和无波期中三种情况的平均远端和主动脉压以及压力比值（基 础Pd/PjPiFR)。在所有三种情况下，基础Pd/PjPiFR都是用图1中的方法基于血压和血 流计算从医学图像数据无创计算的。
[0076]表1
[0077]
[0078] 图8示出了解剖上严重狭窄（情况1)的模拟血流和血压和计算iFR中的结果举 例。如图8所示，图800分别示出了在一个心动周期中狭窄处随时间变化的近侧（主动脉） 和远侧主动脉压802和804。图810示出了在该心动周期狭窄处随时间变化的流速812。 图820示出了在该心动周期中的瞬时冠状阻抗822。图830示出了在该心动周期中的瞬时 远端压与近端压的比值832。iFR值是通过计算无波期中平均远端压与平均近端压的比值 来计算的。图840分别示出了在该心动周期中前流和回流波842和843的波强。舒张期从 6. 828秒（重搏脉（dicroticnotch))到7. 5秒。无波期，考虑到用于计算iFR，从进入舒张 期的路径的25 %到舒张末端之前5ms(6. 99秒到7. 45秒）。阻抗822在无波期是恒定的， 瞬时远端压与近端压的比值832在无波期也是相对恒定的。如图840所示，当前流和回流 波842和844的波强曲线出现无波窗时，能够看到从6. 99秒到7. 45秒的时间段内没有波， 其被识别为无波期。如表1所示，对于情况1中解剖上严重狭窄的iFR计算的值是0. 377， 其指示这处狭窄血液动力学上严重狭窄。
[0079] 图9示出了解剖上中度狭窄（情况2)的模拟血流和血压和计算iFR中的结果举 例。如图9所示，图900分别示出了在一个心动周期中狭窄处随时间变化的近侧（主动脉