醫(yī)學(xué)成像中的個(gè)性化全身循環(huán)的制作方法
【專利摘要】本發(fā)明涉及醫(yī)學(xué)成像中的個(gè)性化全身循環(huán)。提供個(gè)性化全身循環(huán)計(jì)算。在一個(gè)實(shí)施例中，不同尺度上的模型以及機(jī)器學(xué)習(xí)的組合可以被用以個(gè)性化以及計(jì)算特殊病人的循環(huán)。在另一個(gè)實(shí)施例中，成像、ECG、和壓力數(shù)據(jù)被用以使多尺度全身循環(huán)模型個(gè)性化。不同的參數(shù)、例如（但是不限制于）心臟的時(shí)變流速、心臟的壓力變化、心血管系統(tǒng)阻抗、以及心血管肺阻抗針對(duì)病人被確定并且被用以使模型個(gè)性化。模型于是被用以確定、可視化、或者報(bào)告那個(gè)病人的診斷上或治療上有用的循環(huán)度量。
【專利說明】
醫(yī)學(xué)成像中的個(gè)性化全身循環(huán)
[0001 ]本專利文件要求2015年1月6日提交的美國(guó)臨時(shí)專利申請(qǐng)序列號(hào)62/100,271的根 據(jù)35 U. S. C. § 119 (e)的申請(qǐng)日的權(quán)益，該美國(guó)臨時(shí)專利申請(qǐng)?zhí)卮送ㄟ^引用方式被合并。
技術(shù)領(lǐng)域
[0002] 本實(shí)施例涉及根據(jù)醫(yī)學(xué)成像和臨床數(shù)據(jù)對(duì)與全身循環(huán)有關(guān)的綜合參數(shù)的估計(jì)。
【背景技術(shù)】
[0003] 心臟的栗送足夠的血液以匹配心臟自身的需求以及身體的需求的能力取決于內(nèi) 在以及外在因素。對(duì)這些因素的建?？梢詫?dǎo)致評(píng)估以及管理心臟疾病的更好的方法以及導(dǎo) 致更好的病人分層以及治療計(jì)劃。然而，全身循環(huán)的很多模型是過度地簡(jiǎn)化的、過程密集 的、太一般的（即不反映病人的生理機(jī)能）、和/或不精確以致于在用于輔助給定病人的臨床 設(shè)定中沒有用。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0004] 通過介紹，下面所描述的優(yōu)選的實(shí)施例包括用于個(gè)性化全身循環(huán)計(jì)算的方法、計(jì) 算機(jī)可讀介質(zhì)以及系統(tǒng)。在一個(gè)實(shí)施例中，不同尺度上的模型以及機(jī)器學(xué)習(xí)的組合可以被 用以個(gè)性化以及計(jì)算特殊病人的循環(huán)。在另一個(gè)實(shí)施例中，成像、ECG(心電圖）和壓力數(shù)據(jù) 被用以使多尺度全身循環(huán)模型個(gè)性化。不同的參數(shù)、例如心臟的時(shí)變流速、心臟的壓力變 化、心血管系統(tǒng)阻抗、以及心血管肺阻抗針對(duì)病人被確定并且被用以使模型個(gè)性化。模型于 是被用以確定以及可視化那個(gè)病人的診斷上或治療上有用的循環(huán)度量。
[0005] 在第一方面中，提供用于個(gè)性化全身循環(huán)計(jì)算的方法。醫(yī)學(xué)掃描儀捕獲病人的心 血管空間數(shù)據(jù)，ECG傳感器捕獲病人的ECG數(shù)據(jù)，并且套囊捕獲病人的壓力數(shù)據(jù)。病人的心臟 的心血管空間數(shù)據(jù)在心動(dòng)周期的至少兩個(gè)階段中被分割。根據(jù)所分割的心血管空間數(shù)據(jù)、 ECG數(shù)據(jù)和壓力數(shù)據(jù)來確定對(duì)病人被個(gè)性化的心臟的時(shí)變流速、心臟的壓力變化、心血管系 統(tǒng)阻抗和心血管肺阻抗。根據(jù)、但是不限制于對(duì)病人被個(gè)性化的心臟的時(shí)變流速、心臟的壓 力變化、心血管系統(tǒng)阻抗和心血管肺阻抗利用多尺度全身循環(huán)模型來估算度量。該度量為 病人被指示在顯示器上。
[0006] 在第二方面中，非暫時(shí)性計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)具有儲(chǔ)存在其中的數(shù)據(jù)，所述數(shù)據(jù) 表示能夠由用于個(gè)性化全身循環(huán)計(jì)算的被編程的處理器執(zhí)行的指令。存儲(chǔ)介質(zhì)包括指令， 用以：運(yùn)行病人的全身循環(huán)的第一模型;運(yùn)行病人的全身循環(huán)的第二模型，第二模型相對(duì)于 第一模型被降階（即利用更少數(shù)量的參數(shù)或變量來表示）;并且訓(xùn)練機(jī)器學(xué)習(xí)的回歸量以基 于第一模型和第二模型的輸出來估計(jì)。
[0007]在第三方面中，提供用于個(gè)性化全身循環(huán)計(jì)算的系統(tǒng)。配置掃描儀以掃描病人的 心血管系統(tǒng)的整體或部分。配置處理器以針對(duì)病人根據(jù)掃描基于包括集總模型、三維模型、 或者集總和三維模型的組合的第一模型以及基于包括根據(jù)第一模型的降階的第二模型來 應(yīng)用機(jī)器訓(xùn)練的分類器。
[0008] 本發(fā)明通過下列的權(quán)利要求來限定，并且在這部分中的任何內(nèi)容都不應(yīng)當(dāng)被看作 是對(duì)那些權(quán)利要求的限制。本發(fā)明的進(jìn)一步的方面以及優(yōu)點(diǎn)下面結(jié)合優(yōu)選的實(shí)施例來論述 并且稍后可以獨(dú)立地或者組合地要求保護(hù)。
【附圖說明】
[0009] 組件和圖不一定按比例，反而重點(diǎn)被放在圖解本發(fā)明的原理上。此外，在圖中，相 似的參考數(shù)字指明貫穿不同視圖的相應(yīng)部分。
[0010]圖1是用于個(gè)性化全身循環(huán)計(jì)算的方法的一個(gè)實(shí)施例的流程圖； 圖2圖解心血管以及調(diào)節(jié)系統(tǒng)之間的交換的一個(gè)示例； 圖3圖解圖2的心血管以及調(diào)節(jié)系統(tǒng)的組件； 圖4圖解心血管系統(tǒng)的集總參數(shù)閉環(huán)模型的一個(gè)實(shí)施例； 圖5圖解心血管系統(tǒng)的組合的集總以及三維閉環(huán)模型的一個(gè)實(shí)施例； 圖6圖解擴(kuò)展或更大尺度集總系統(tǒng)和肺模型； 圖7是用于個(gè)性化的方法的一個(gè)實(shí)施例的流程圖； 圖8示出將基于模型的計(jì)算相對(duì)于針對(duì)容積-壓力環(huán)的所測(cè)量的結(jié)果進(jìn)行比較的圖表； 圖9是用于個(gè)性化全身循環(huán)計(jì)算的方法的一個(gè)實(shí)施例的流程圖； 圖10是圖9的方法的進(jìn)一步的實(shí)施例的流程圖； 圖11是圖9的方法的另一進(jìn)一步的實(shí)施例的流程圖；以及 圖12是用于個(gè)性化全身循環(huán)計(jì)算的系統(tǒng)的一個(gè)實(shí)施例的框圖。
【具體實(shí)施方式】
[0011] 使用病人的醫(yī)學(xué)圖像和信號(hào)來執(zhí)行全身循環(huán)的個(gè)性化計(jì)算。心血管系統(tǒng)的綜合的 病人特定的多尺度計(jì)算模型由耦合到全身循環(huán)模型的全尺度或降階心臟電力學(xué)模型構(gòu)成。 多尺度計(jì)算模型被用以估計(jì)參數(shù)以及計(jì)算心臟和整個(gè)心血管系統(tǒng)的動(dòng)力學(xué)。要被個(gè)性化的 參數(shù)可以被先驗(yàn)地指定或者基于感興趣度量集被自動(dòng)識(shí)別。一旦這些參數(shù)已知，所述參數(shù) 的個(gè)性化被自動(dòng)地執(zhí)行。所估算的心血管的感興趣度量被用在病人分層、疾病估計(jì)和/或治 療計(jì)劃中。得到的計(jì)算模型被用以通過計(jì)算敏銳的預(yù)測(cè)值來測(cè)試不同的治療配置，所述預(yù) 測(cè)值被用以在計(jì)劃階段中確定病人是否將對(duì)處治作出反應(yīng)或者在干預(yù)中將臨床醫(yī)生引向 治療目標(biāo)(例如用于心臟再同步治療(CRT)的左心室(LV)引線的放置）。
[0012] 在一個(gè)實(shí)施例中，采集心血管圖像、信號(hào)和數(shù)據(jù)，包括病人的至少一個(gè)醫(yī)學(xué)圖像， ECG、心臟收縮以及心臟舒張?zhí)啄覊毫Φ牟杉榱私⒃谛膭?dòng)周期的至少兩個(gè)時(shí)間階段 (例如峰值心臟收縮和峰值心臟舒張）中心臟或者至少一個(gè)腔(例如左心室）的幾何結(jié)構(gòu)，圖 像被分割。包括一個(gè)或兩個(gè)心腔的時(shí)變的參數(shù)化的流速函數(shù)和壓力變化函數(shù)、以及心血管 系統(tǒng)以及肺阻抗的血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)被個(gè)性化。多尺度全身循環(huán)模型動(dòng)力學(xué)利用個(gè)性化參數(shù) 來估算。所估算的數(shù)據(jù)被可視化為成果曲線，或者被可視化為被覆蓋或被顯示為所分割的 幾何結(jié)構(gòu)或成像數(shù)據(jù)的屬性的標(biāo)量和/或向量場(chǎng)。
[0013] 綜合的閉環(huán)心血管系統(tǒng)(CLCS)模型能夠模擬生理以及病理生理特性，并且根據(jù)那 些特性來量化心臟的工作負(fù)荷。該方法使得能夠更好地理解心臟病和心臟上的由于各種病 理引起的額外工作負(fù)荷之間的復(fù)雜關(guān)系，所述病理例如是肥大、心肌病(致心律失常性右心 室心肌病、孤立性心室致密不全、線粒體肌病、擴(kuò)張型心肌病、限制性心肌病、圍生期心肌 病、應(yīng)激性(tako tsubo )心肌病、勒夫勒心內(nèi)膜炎等）、二尖瓣反流、主動(dòng)脈瓣狹窄、主動(dòng)脈瓣 反流、和高血壓。
[0014] 個(gè)性化耦合到循環(huán)模型的多尺度心臟模型。典型的使用情況是左或右心室壓力-容積環(huán)的非侵入性計(jì)算，但是可以估算其它的診斷上或治療上有用的度量。基于機(jī)器學(xué)習(xí) 的工作流程可以改進(jìn)生理降階模型和/或可以被用以導(dǎo)出具有從降階生理模型中提取的特 征的數(shù)據(jù)驅(qū)動(dòng)的前向模型。全尺度或比降階模型更大的尺度被用在訓(xùn)練機(jī)器學(xué)習(xí)分類器 中。
[0015] 圖2示出用于個(gè)性化全身循環(huán)計(jì)算的方法。所述方法由醫(yī)學(xué)診斷成像系統(tǒng)、審閱 站、工作站、計(jì)算機(jī)、圖片和歸檔和通信系統(tǒng)(PACS)站、服務(wù)器、其組合或者用于圖像處理醫(yī) 學(xué)掃描數(shù)據(jù)的其它的設(shè)備來實(shí)現(xiàn)。例如，在圖12中示出的系統(tǒng)、計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)和/或處理 器實(shí)現(xiàn)所述方法，但是可以使用其它的系統(tǒng)。
[0016] 所述方法以所示出的順序或不同的順序?qū)崿F(xiàn)?？梢詧?zhí)行附加的、不同的或更少的 動(dòng)作。例如，動(dòng)作22不被執(zhí)行，其中個(gè)性化在沒有分割的情況下對(duì)圖像數(shù)據(jù)起作用。在另一 示例中，提供用于儲(chǔ)存所掃描的數(shù)據(jù)和/或結(jié)果的傳遞的動(dòng)作。在又一示例中，不提供動(dòng)作 34和/或36。
[0017] 動(dòng)作實(shí)時(shí)地、例如在手術(shù)過程期間被執(zhí)行。在該過程期間執(zhí)行允許臨床醫(yī)生基于 根據(jù)掃描數(shù)據(jù)所估算的流量信息來診斷和/或處治以輔助正在進(jìn)行的過程。在其它的實(shí)施 例中，在過程(例如作為審閱的部分來執(zhí)行)之后，作為診斷的部分，或者在用于計(jì)劃的過程 之前執(zhí)行動(dòng)作。所述方法可以被重復(fù)以提供在時(shí)間上的比較信息。
[0018] 動(dòng)作被處理器自動(dòng)地執(zhí)行。用戶引起病人被掃描或者從先前掃描獲取病人的掃描 數(shù)據(jù)。用戶可以激活進(jìn)程并且輸入病人特定的信息、例如感興趣度量、年齡、性別、和/或體 重。一旦個(gè)性化和/或度量計(jì)算被激活，在沒有任何用戶輸入的情況下，例如在沒有位置和/ 或值的用戶輸入的情況下，執(zhí)行所述方法。替代地，用戶輔助半自動(dòng)化進(jìn)程，例如用戶指示 特性的可能的值?？梢蕴峁┢渌挠脩糨斎?，例如用于改變建模參數(shù)值，糾正輸出，和/或以 確認(rèn)精確性。
[0019] 在動(dòng)作20中，獲得表示病人的數(shù)據(jù)。獲得不同類型的數(shù)據(jù)中的一個(gè)或多個(gè)。例如， 獲得來自計(jì)算機(jī)化的醫(yī)療記錄的數(shù)據(jù)，例如診斷、年齡、體重和性別。在一個(gè)實(shí)施例中，獲得 掃描、功能和壓力數(shù)據(jù)。功能數(shù)據(jù)是利用電極和ECG傳感器所測(cè)量的ECG測(cè)量結(jié)果，但是可以 獲得其它的功能數(shù)據(jù)。壓力數(shù)據(jù)是利用壓力套囊所測(cè)量的壓力，但是內(nèi)部壓力可以替代地 或附加地利用導(dǎo)管上的壓力傳感器來測(cè)量。掃描數(shù)據(jù)是利用醫(yī)療診斷掃描儀、例如超聲波、 計(jì)算機(jī)斷層掃描、X射線、熒光透視、血管造影或磁共振掃描儀來測(cè)量的圖像數(shù)據(jù)或空間數(shù) 據(jù)。可以使用任何掃描序列或方法。可以獲得其它類型的數(shù)據(jù)。
[0020] 數(shù)據(jù)同時(shí)被獲得，例如在也掃描時(shí)測(cè)量壓力和功能。替代地，數(shù)據(jù)在不同時(shí)間、例 如按順序在單個(gè)病人訪視或預(yù)約期間或按順序跨越數(shù)小時(shí)或數(shù)天被獲得。
[0021] 數(shù)據(jù)通過掃描和/或測(cè)量病人來采集。在一個(gè)替代的實(shí)施例中，數(shù)據(jù)通過從存儲(chǔ)器 加載來采集。來自病人的先前所執(zhí)行的掃描的數(shù)據(jù)被儲(chǔ)存在存儲(chǔ)器、例如圖片歸檔和通信 系統(tǒng)(PACS)數(shù)據(jù)庫(kù)中。數(shù)據(jù)從數(shù)據(jù)庫(kù)中被選擇。數(shù)據(jù)可以通過例如通過網(wǎng)絡(luò)或在便攜式存 儲(chǔ)設(shè)備上的傳遞來獲得。
[0022]掃描數(shù)據(jù)表示容積。掃描數(shù)據(jù)被組織或格式化為幀、數(shù)據(jù)集、多個(gè)數(shù)據(jù)集、或其它 的集合以表示容積。掃描數(shù)據(jù)表示分布在三維中的位置。容積包括心臟以及一個(gè)或多個(gè)脈 管。在其它的實(shí)施例中，可以成像心臟的僅僅一部分?？梢圆杉莘e的在時(shí)間上的掃描數(shù) 據(jù)。
[0023] 在動(dòng)作22中，處理器分割病人的心臟的心血管空間數(shù)據(jù)。識(shí)別表示在心血管空間 數(shù)據(jù)中所表示的病人的三維容積內(nèi)的心臟的掃描數(shù)據(jù)。使用閾值轉(zhuǎn)換、邊緣檢測(cè)、對(duì)比度檢 測(cè)、形狀擬合、流量檢測(cè)、其組合或其它的方法識(shí)別相對(duì)于其它的解剖結(jié)構(gòu)的與心臟的部分 或全部或者其它的心血管部分相關(guān)的位置。掃描或檢測(cè)的類型可以導(dǎo)致采集來自心血管系 統(tǒng)并且不來自其它的解剖結(jié)構(gòu)的數(shù)據(jù)，例如通過對(duì)比度檢測(cè)和/或流量檢測(cè)。心臟可以被表 示為心臟壁的組織、具有血液的組織的邊界、和/或血液柱的外部。
[0024]為了允許對(duì)在心動(dòng)周期中的改變或變化的計(jì)算，心臟結(jié)構(gòu)(例如心腔）的位置在心 動(dòng)周期的至少兩個(gè)階段中被分割。針對(duì)階段(例如心臟舒張末期和心臟收縮末期）中的每個(gè) 來采集掃描數(shù)據(jù)。每個(gè)階段的掃描數(shù)據(jù)被分割以在該周期中的不同時(shí)間提供解剖結(jié)構(gòu)。
[0025] 在分割的情況下或在沒有分割的情況下所獲得的數(shù)據(jù)與多尺度全身循環(huán)模型一 起使用。全身表示包括心臟和脈管的表示。心臟、系統(tǒng)循環(huán)和肺循環(huán)在建模中被計(jì)及。由于 模型是心血管系統(tǒng)的全身模型，所述模型是閉環(huán)模型。循環(huán)是針對(duì)心血管系統(tǒng)中的血液。多 尺度指示模型包括不同水平信息或表示、例如細(xì)胞、器官和循環(huán)系統(tǒng)（circulatory)。細(xì)胞 可以是纖維或在例如用于對(duì)心臟的電生理現(xiàn)象建模的模型中使用的其它的亞解剖表示。器 官可以是例如通過所分割的數(shù)據(jù)表示的心臟、脈管或心臟或脈管的部分。多尺度的循環(huán)系 統(tǒng)表示一種系統(tǒng)、例如器官的集合。多尺度模型包括兩個(gè)或更多水平或階（即尺度)的表示， 例如3D、2D、1D和0D中的兩個(gè)或更多。
[0026] 模型是針于一個(gè)階段、跨越多個(gè)階段或者處于靜止?fàn)顟B(tài)的。在一個(gè)實(shí)施例中，對(duì)不 同的病人狀態(tài)(穩(wěn)態(tài)和暫態(tài))建模。圖2示出耦合到表示心血管調(diào)節(jié)系統(tǒng)的一個(gè)或多個(gè)(例如 一系列)模型的心血管模型。系統(tǒng)之間的雙向信息交換導(dǎo)致心血管活動(dòng)和運(yùn)行的連續(xù)適配。 在建模中，來自心血管模型的流速或容積改變和壓力數(shù)據(jù)被提供給調(diào)節(jié)系統(tǒng)模型并且調(diào)節(jié) 系統(tǒng)模型返回所適配的或所變更的值以供在心血管模型中使用。
[0027]在動(dòng)作24中，處理器使閉環(huán)或全身心血管模型的參數(shù)個(gè)性化。針對(duì)病人基于動(dòng)作 20的所獲得的數(shù)據(jù)來設(shè)定在模型中使用的參數(shù)的一個(gè)或多個(gè)值。例如，所分割的心血管空 間數(shù)據(jù)、ECG數(shù)據(jù)、和壓力數(shù)據(jù)被用以確定在模型中使用的多個(gè)參數(shù)的值。
[0028] 示例參數(shù)包括心臟的時(shí)變流速、心臟的壓力變化、心血管系統(tǒng)阻抗、以及心血管肺 阻抗。在心臟系統(tǒng)中的一個(gè)或多個(gè)位置處的這些參數(shù)的值在模型中被使用?？梢允褂萌魏?數(shù)量的參數(shù)和每個(gè)參數(shù)的在時(shí)間和/或空間上的相應(yīng)地任何數(shù)量的值。在建模中使用的其 它的示例參數(shù)可以包括心臟收縮主動(dòng)脈壓力[mmHg]、心臟舒張主動(dòng)脈壓力[mmHg]、心率 [bpm]、射血分?jǐn)?shù)[%]、心臟舒張末期容積[ml]、心搏量[ml]、左心室收縮末期壓力[mmHg]、左 心室收縮末期彈性[mmHg/ml ]、動(dòng)脈順應(yīng)性、容積(V)、Vo,* [ml ](心臟的*腔的死容積）、V100 [ml](與lOOmmHg的左心室壓力對(duì)應(yīng)的左心室容積）、近端動(dòng)脈阻力[g/(cm4· s)]、遠(yuǎn)端動(dòng)脈 阻力[g/(cm4_s)]、總動(dòng)脈阻力[g/(cm4_s)]、搏出功PV[J](根據(jù)所估算的PV環(huán)確定的搏出 功）、標(biāo)準(zhǔn)化搏出功PV [ J/ml ](搏出功PV除以心搏量）、搏出功PQt [ J ](根據(jù)所估算的心室壓 力和主動(dòng)脈流速確定的搏出功）、標(biāo)準(zhǔn)化搏出功PQt [ J/ml ](搏出功PQt除以心搏量）、動(dòng)脈彈 性[mmHg/ml](被估算為心臟收縮末期壓力除以心搏量）、和/或動(dòng)脈心室親合(動(dòng)脈彈性除 以左心室收縮末期彈性）?？梢栽诮Ｖ惺褂酶郊拥?、不同的或更少的參數(shù)。參數(shù)是被用于 模型的輸入變量。替代地，上面列舉的變量中的一個(gè)或多個(gè)是從個(gè)性化的模型中計(jì)算的輸 出度量。
[0029] -個(gè)或多個(gè)個(gè)性化參數(shù)被用在任何閉環(huán)心血管系統(tǒng)模型中。在一個(gè)實(shí)施例中，閉 環(huán)心血管系統(tǒng)模型是心血管系統(tǒng)的集總參數(shù)或多尺度模型。圖3更詳細(xì)地示出圖2的閉環(huán)心 血管系統(tǒng)和調(diào)節(jié)系統(tǒng)。該模型可以表示這些系統(tǒng)。
[0030] 作用于心血管系統(tǒng)的各種調(diào)節(jié)系統(tǒng)在圖3中被呈現(xiàn)。這些調(diào)節(jié)系統(tǒng)的目標(biāo)是維持 某些水平的血壓、到某一器官的流速、身體溫度、濾過率或血液中的氧氣水平。特別地，身體 的大部分系統(tǒng)顯示一定程度的自動(dòng)調(diào)節(jié)。心臟和腦對(duì)于過度灌注和欠灌注非常敏感，因此 調(diào)節(jié)控制灌注量。冠狀動(dòng)脈自動(dòng)調(diào)節(jié)通過適配冠狀動(dòng)脈微血管的阻力來確保冠狀動(dòng)脈血液 供應(yīng)匹配在靜止時(shí)以及在運(yùn)動(dòng)(充血)時(shí)心肌的需氧量。大腦自動(dòng)調(diào)節(jié)也集中于維持到對(duì)向 大腦組織的合適的血液流動(dòng)。
[0031] 在系統(tǒng)水平的血壓調(diào)節(jié)由壓力反射系統(tǒng)來執(zhí)行，所述壓力反射系統(tǒng)使用由主要位 于主動(dòng)脈弓中和頸動(dòng)脈竇處的壓力感受器和由腎素血管緊張素系統(tǒng)提供的輸入數(shù)據(jù)，所述 腎素血管緊張素系統(tǒng)由腎動(dòng)脈循環(huán)的輸入小動(dòng)脈中的壓力和流量感受器觸發(fā)。腎自動(dòng)調(diào)節(jié) 系統(tǒng)適配腎微血管的阻力以便維持參考腎小球?yàn)V過率?？梢詫?duì)附加的、不同的或更少的調(diào) 節(jié)系統(tǒng)建模。調(diào)節(jié)系統(tǒng)通過不同的等式來建模。例如，在壓力反射系統(tǒng)中，使用不同的數(shù)學(xué) 函數(shù)，例如： 1. Rsyst = f(Pa)，其中Rsyst是總系統(tǒng)阻力并且Pa是平均動(dòng)脈壓以及2. Cv = f(Pa)， 其中Cv是靜脈順應(yīng)性。但是可以使用其它的方法。
[0032] 全身心血管系統(tǒng)模型包含心臟模型（心臟的左和右側(cè)，左和右側(cè)中的每一個(gè)具有 心房和心室）、系統(tǒng)循環(huán)(動(dòng)脈、毛細(xì)血管、靜脈)和肺循環(huán)(動(dòng)脈、毛細(xì)血管、靜脈）。這些組件 中的每個(gè)可以由不同尺度(30、20、10、00)的一個(gè)或多個(gè)簡(jiǎn)單或復(fù)雜模型來表示。圖3呈現(xiàn)系 統(tǒng)和肺循環(huán)的可能模型集。在一個(gè)實(shí)施例中，閉環(huán)心血管系統(tǒng)中的系統(tǒng)環(huán)在沒有第三列的 系統(tǒng)動(dòng)脈循環(huán)的特定部分的情況下被建模。系統(tǒng)動(dòng)脈循環(huán)的階數(shù)被降低到更一般的項(xiàng)而不 是特別地對(duì)動(dòng)脈循環(huán)的部分建模。
[0033]替代地，模型表示附加的分辨率、尺度和/或組件。在還有其它的替代方案中，模型 簡(jiǎn)化到從更廣泛的視角表示心血管和/或調(diào)節(jié)系統(tǒng)、例如表示一般單獨(dú)地具有肺和系統(tǒng)循 環(huán)的心臟的降階。
[0034]可以使用任何模型?？梢允褂帽硎窘馄式Y(jié)構(gòu)、集總表示、或3D和集總的組合的三維 (3D)模型。在一個(gè)實(shí)施例中，閉環(huán)心血管系統(tǒng)模型被建模為集總系統(tǒng)。由于空間血液流動(dòng)模 型(例如3D模型）的過高的計(jì)算成本，心血管系統(tǒng)的閉環(huán)模型被創(chuàng)建為集總參數(shù)模型。圖4示 出表示心血管循環(huán)的示例"電學(xué)"模型。該閉環(huán)心血管系統(tǒng)模型基于水力學(xué)和RLC電路形式 的電學(xué)之間的類比，其中：
在圖4的示例中，時(shí)變彈性模型被用于心臟的四個(gè)腔(例如左和右心房和心室）中的每 個(gè)：
其中E是時(shí)變彈性，V是腔容積，V〇是每個(gè)腔的死容積，RS是源阻力，所述源阻力計(jì)及流 量和腔壓力之間的相關(guān)性，并且t是時(shí)間。求解Rs提供，其中KS是常數(shù)。 腔容積等于：
12) 集總模型也對(duì)心臟的四個(gè)瓣膜(二尖瓣、主動(dòng)脈、三尖瓣和肺動(dòng)脈)建模。這些瓣膜模型 包括電阻、電感和二極管。二極管用于基于瓣膜的兩側(cè)之間的壓力梯度來模擬瓣膜的打開 和閉合。當(dāng)瓣膜閉合時(shí)，穿過瓣膜的流量被設(shè)定為0。當(dāng)瓣膜打開時(shí)，下列關(guān)系式成立：
議： 其中Pin和Pcmt分別表示瓣膜的入口和出口處的壓力。每個(gè)瓣膜在Pin變得比Pout更大 時(shí)打開并且在流速變?yōu)樨?fù)的時(shí)閉合。
[0035]三元素 Windkessel模型被用于由瞬時(shí)流量和壓力之間的下列關(guān)系式表示的系統(tǒng) 循環(huán)：
其中Rsys-P和Rsys-d分別是近端和遠(yuǎn)端阻力，Csys是順應(yīng)性，并且P ven是靜脈壓。二元素 Windkessel模型被用于系統(tǒng)靜脈循環(huán)：
與在等式4和5中所表示的相同的模型被用于肺循環(huán)。不同的模型可以被用于循環(huán)和/ 或心臟模型中的任何一個(gè)。共同地，所述模型是閉環(huán)心血管系統(tǒng)模型的集總模型。
[0036]圖5示出另一示例閉環(huán)心血管系統(tǒng)模型。該模型是集總模型和三維模型的組合。心 臟和/或循環(huán)的部分或全部在3D中被建模。在圖5的示例中，左和右心室在3D中被建模，而心 臟和循環(huán)的剩余部分(reminder)利用集總參數(shù)來建模。診斷上或治療上有用的度量使用閉 環(huán)心血管系統(tǒng)的集總和3D組合表示來估算。
[0037]如果心血管系統(tǒng)的模型的重點(diǎn)在于循環(huán)的特定部分，則更詳細(xì)的模型可以被耦合 到心血管系統(tǒng)的其余部分。在圖5的示例中，更詳細(xì)的模型是3D模型，但是具有附加參數(shù)的 集總模型可以替代地被使用。在圖5的示例中，重點(diǎn)在心室上，但是可以在其它的部分上。3D 模型具有所有參數(shù)、例如用于組織邊界的網(wǎng)格、定義瓣膜和/或心臟肌肉的物理運(yùn)行的參 數(shù)、電激活參數(shù)、和/或定義3D模型的其它的信息。
[0038]心室的三維模型被耦合到圖4的上面所描述的閉環(huán)集總模型。3D模型代替集總參 數(shù)模型的時(shí)變彈性模型。耦合基于壓力和流速(容積)信息的交換，但是其它的值可以在模 型的接口處被交換。在一種配置中，下列信息可以被交換:3D模型提供在當(dāng)前時(shí)間步驟的心 室壓力和容積改變率(if);以及集總模型提供在下一時(shí)間步驟的心房中和主動(dòng) 脈中的壓力（巧1，)。3〇和集總模型交互被用作用于實(shí)現(xiàn)建模的邊界條件。
[0039]模型的參數(shù)在動(dòng)作24中被個(gè)性化。不同的病人在心血管運(yùn)行中變化。為了捕獲該 變化，參數(shù)的值變化并且對(duì)于不同病人來說是不同的?？梢越o一些參數(shù)分配平均值、中值、 預(yù)先確定的值、集合或其它的值，而參數(shù)中的一個(gè)或多個(gè)具有基于來自病人的信息的值。
[0040] 動(dòng)作26-28示出模型的示例個(gè)性化。這些動(dòng)作表示使不同類型的模型個(gè)性化。給定 類型中的任何一個(gè)或多個(gè)參數(shù)可以被個(gè)性化。例如使用具有3D模型的一個(gè)或多個(gè)參數(shù)的個(gè) 性化的通用集總模型，一個(gè)或多個(gè)類型的模型可以不被個(gè)性化?？梢允褂檬箙?shù)個(gè)性化的 附加的、不同的或者更少的動(dòng)作，例如分析敏感度以確定針對(duì)給定病人使哪些參數(shù)個(gè)性化。
[0041] 在動(dòng)作26中，心臟的部分或全部的模型被自定義。處理器確定對(duì)作為3D模型的部 分的病人個(gè)性化的解剖功能模型和血液動(dòng)力學(xué)模型。來自模型的電激活和血液動(dòng)力學(xué)負(fù)荷 被提供給生物力學(xué)模型以使3D生物力學(xué)模型個(gè)性化。生物力學(xué)模型包括主動(dòng)和被動(dòng)組件。 由于使用來自細(xì)胞水平的功能以及來自器官水平的解剖結(jié)構(gòu)，該模型是多尺度模型。
[0042] 在一個(gè)實(shí)施例中，圖4或5的閉環(huán)心血管系統(tǒng)模型的心臟部分40使用心臟功能的病 人特定的計(jì)算模型來個(gè)性化。集成解剖、功能以及血液動(dòng)力學(xué)數(shù)據(jù)以估計(jì)心臟機(jī)電學(xué)的生 成模型。
[0043]為了將心臟部分40與循環(huán)部分42耦合，解變量(例如壓力、流速、速度或其它）中的 任何一個(gè)的值在每個(gè)時(shí)間步驟被交換。所述耦合可以隱式地或顯式地被執(zhí)行。例如，所述耦 合如下被執(zhí)行:全身循環(huán)部分42從心臟部分40讀取壓力和流量值，而心臟部分40從循環(huán)部 分42中讀取動(dòng)脈竇中和靜脈系統(tǒng)中的壓力值。
[0044] 增強(qiáng)的心臟模型部分40的總體功能從用于個(gè)性化的病人的成像和臨床數(shù)據(jù)中導(dǎo) 出?？梢允褂萌魏涡呐K模型。
[0045] 在一個(gè)實(shí)施例中，統(tǒng)一的超聲心臟模型利用心肌纖維信息來增強(qiáng)。纖維信息要么 從基于規(guī)則的生成模型導(dǎo)出要么從彌散張量成像(DTI)中導(dǎo)出。使用心臟電生理學(xué)的計(jì)算 上有效的模型。從表示心臟的解剖結(jié)構(gòu)的3D網(wǎng)格，根據(jù)格子波爾茲曼（lattice-Boltzmann) 電生理學(xué)(LBM-EP)在時(shí)間上計(jì)算心臟電位。LBM-EP依賴格子波爾茲曼方法以求解心臟EP的 各向異性的單域等式?？梢圆捎萌魏渭?xì)胞模型。在一種方法中使用Mitchell-Schaeffer模 型?？紤]組織各向異性，其中電激活沿著心肌纖維比穿過心肌纖維更快。模型被耦合到用于 ECG的計(jì)算的軀干模型。所測(cè)量的ECG被用以使LBM-EP個(gè)性化。病人的掃描數(shù)據(jù)被用以創(chuàng)建 個(gè)性化的3D網(wǎng)格。
[0046]該實(shí)施例也包括心臟血液動(dòng)力學(xué)模型。集總參數(shù)模型（例如一個(gè)壓力值針對(duì)整個(gè) 心腔被計(jì)算)根據(jù)動(dòng)脈壓力（例如使用三元素 Wi ndke s s e 1模型來計(jì)算)和心房壓力（例如使 用心房收縮的集總模型來計(jì)算)來控制心臟階段。套囊壓力被用以使心臟血液動(dòng)力學(xué)模型 個(gè)性化。在另一實(shí)施例中，全3D計(jì)算流體動(dòng)力學(xué)求解器與基于套囊壓力和掃描數(shù)據(jù)的流體 結(jié)構(gòu)交互一起使用。
[0047] LBM-EP和心臟血液動(dòng)力學(xué)被共同用于心臟機(jī)電學(xué)的計(jì)算上有效的模型。心臟的生 物力學(xué)模型被采用以計(jì)算由在EP和心臟血液動(dòng)力學(xué)模型中所計(jì)算的電激活和血液動(dòng)力學(xué) 負(fù)荷產(chǎn)生的栗送功能。
[0048] 對(duì)于生物力學(xué)模型來說，使用兩種組件：用以捕獲心肌組織（心肌纖維和纖維板） 的正交各向異性的性質(zhì)的被動(dòng)組件和計(jì)算由肌細(xì)胞在收縮期間產(chǎn)生的應(yīng)力的主動(dòng)組件。每 個(gè)組件通過可以在空間上變化的參數(shù)集來控制。例如，被動(dòng)彈性組件可以是提供應(yīng)力-應(yīng)變 相關(guān)性的任何模型，例如線性彈性模型或更精確的像由Holzapfel和Ogden(HO)提出的超彈 性正交各向異性組織模型的非線性模型。方法特定的參數(shù)、像線性彈性模型的楊氏模量、泊 松比、剪切模量或者特定于H0能量函數(shù)的參數(shù)要么基于群體平均值來設(shè)定要么根據(jù)掃描數(shù) 據(jù)使用逆向建?；驒C(jī)器學(xué)習(xí)來估計(jì)。主動(dòng)彈性組件可以是生物物理模型、多尺度現(xiàn)象學(xué)模 型或者集總模型，這些模型中的任何一個(gè)都取決于可調(diào)參數(shù)。這種參數(shù)的示例是主動(dòng)收縮 的強(qiáng)度、收縮和松弛率、細(xì)胞去極化和收縮的開初之間的時(shí)間間隔、以及細(xì)胞被去極化所處 于的跨膜電位。主動(dòng)模型參數(shù)也在群體平均值基礎(chǔ)上設(shè)定或者根據(jù)掃描數(shù)據(jù)使用逆向建模 或機(jī)器學(xué)習(xí)來估計(jì)。所計(jì)算的參數(shù)直接被應(yīng)用或者在閉環(huán)模型中沒有改變的情況下被應(yīng) 用。替代地，所計(jì)算的參數(shù)被變更以與閉環(huán)模型耦合。
[0049] 心臟電生理學(xué)參數(shù)(例如導(dǎo)電性和動(dòng)作電位持續(xù)時(shí)間）的估計(jì)可以通過利用根據(jù) 超聲估算的心臟的應(yīng)變圖來進(jìn)一步被改善。在第一方法中，框的線根據(jù)應(yīng)變圖被識(shí)別為纖 維的方向并且被用作EP估計(jì)的先驗(yàn)知識(shí)。在第二方法中，根據(jù)運(yùn)動(dòng)來計(jì)算局部機(jī)械激活速 度，并且得到的圖被用作導(dǎo)電性的第一估計(jì)，所述第一估計(jì)然后使用全局ECG特征來改善。
[0050] 應(yīng)變圖可以被用以改善心臟生物力學(xué)參數(shù)(例如主動(dòng)應(yīng)力和組織剛度)的估計(jì)。成 本函數(shù)包括所計(jì)算的和所估算的3D應(yīng)力之間的差異。由于3D采集，應(yīng)變張量在使用對(duì)數(shù)歐 幾里德框架的實(shí)施例中直接被比較。以這種方式獲得區(qū)域性的或局部化的估計(jì)。此外，耦合 個(gè)性化的EP模型和圖像導(dǎo)出的運(yùn)動(dòng)和應(yīng)變圖，可以推斷任何疤痕的位置和范圍。如果侵入 性心內(nèi)膜標(biāo)測(cè)或體表標(biāo)測(cè)應(yīng)是可用的，則疤痕邊界區(qū)面積可以被識(shí)別為具有電活性的運(yùn)動(dòng) 不能面積(例如，如在應(yīng)變圖上所量化的）。
[0051 ]為了心臟血液動(dòng)力學(xué)（例如動(dòng)脈Windkesse 1參數(shù)和動(dòng)脈參數(shù)）的估計(jì)，彩色多普 勒、脈波或者連續(xù)波多普勒超聲被使用，因?yàn)榱鲃?dòng)直接提供壓力梯度和穿過瓣膜的流量，所 述壓力梯度和穿過瓣膜的流量是閉環(huán)模型的輸入。
[0052]通過統(tǒng)一的超聲心臟模型使在個(gè)性化過程中的這些增強(qiáng)變成可能，所述統(tǒng)一的超 聲心臟模型將解剖的、動(dòng)態(tài)的、和功能的信息合并到一個(gè)系統(tǒng)中?？梢允褂闷渌膫€(gè)性化。 在過程結(jié)束時(shí)，不管在集總模型、3D模型還是集總和3D模型的組合中，獲得特定病人的心臟 的虛擬表示。心臟部分40的該模型可以被探索以測(cè)試不同治療成果。
[0053]心臟和/或循環(huán)的集總模型的參數(shù)在動(dòng)作28中被個(gè)性化。集總模型的值被擬合到 所測(cè)量的數(shù)據(jù)，例如掃描數(shù)據(jù)、ECG數(shù)據(jù)和/或壓力數(shù)據(jù)。使用導(dǎo)致與所測(cè)量的相同的一種度 量或多個(gè)度量的集總模型計(jì)算的參數(shù)的值。替代地，來自病人的測(cè)量結(jié)果被用以直接估計(jì) 一個(gè)或多個(gè)參數(shù)的值。
[0054]除了使集總模型的參數(shù)個(gè)性化或作為使集總模型的參數(shù)個(gè)性化的替代，圖4的循 環(huán)部分42的集總模型可以使用附加參數(shù)來個(gè)性化。例如，對(duì)病人被個(gè)性化的心血管系統(tǒng)阻 抗和心血管肺阻抗利用動(dòng)脈竇、主動(dòng)脈、和/或肺動(dòng)脈的電感、和/或利用動(dòng)脈樹的電阻來確 定。圖6示出系統(tǒng)或肺循環(huán)的集總模型，所述集總模型以在動(dòng)脈竇和/或主/肺動(dòng)脈水平的電 感、和/或在動(dòng)脈樹的各種水平上的各個(gè)電阻的形式引入進(jìn)一步可能的控制參數(shù)。用于肺和 系統(tǒng)循環(huán)的可能的模型由利用用于系統(tǒng)情況的下標(biāo)表示的下列等式支配：
而對(duì)于系統(tǒng)的遠(yuǎn)端部分：
并且靜脈循環(huán)等式是：
可以使用其它的集總模型。
[0055]為了使心臟部分40進(jìn)一步個(gè)性化，心臟的時(shí)變流速和心臟的壓力變化利用包括KG 隔膜動(dòng)力學(xué)的集總模型來計(jì)算。心臟的模型被增強(qiáng)以對(duì)KG隔膜對(duì)流量的影響建模。KG隔膜 是包括纖維環(huán)和四個(gè)心臟瓣膜的軟組織。KG隔膜在若干力的組合作用下經(jīng)歷到房-室腔中 的周期性位移，所述若干力包括：由于穿過瓣膜以及包圍組織的壓力差引起的壓力，來自作 用于纖維環(huán)的底部的心房和心室側(cè)的組織應(yīng)變力，來自血液流動(dòng)的摩擦力、和由于KG隔膜 的彈性引起的彈力。KG隔膜動(dòng)力學(xué)取決于所有這些力的平衡。KG隔膜的動(dòng)力學(xué)單獨(dú)地針對(duì) 兩個(gè)心臟側(cè)中的每一個(gè)來建模。
[0056]在心臟收縮階段中，KG隔膜移動(dòng)到心室腔中，并且在心臟舒張末期階段中，KG隔膜 由于心房收縮移動(dòng)到心房中。沿著心臟的長(zhǎng)軸的總位移可以是大約2-3cm?？梢允褂眉倕?數(shù)模型對(duì)KG隔膜動(dòng)力學(xué)建模：
等式(9 )規(guī)定纖維環(huán)I的位移的變化由內(nèi)部(等式的左側(cè))和外部(等式的右側(cè))貢獻(xiàn)來 支配。內(nèi)部貢獻(xiàn)是由于慣性~ug(其中.是隔膜組織質(zhì)量）、阻尼力^|(其中細(xì)阻尼 乘法參數(shù))和彈力其中是隔膜彈性）。這些通過由可以被建模以取決于心房或 心室彈性(例如?%詠*竭，其中Us是彈性函數(shù)，并且對(duì)于心房來說類似地)的隔 膜的任一側(cè)上的腔應(yīng)變引起的外部力(??或者匕^)和由穿過隔膜的壓力差引起的力 :來平衡，其中*氣Ιυ是隔膜的面積。
[0057] KG隔膜的運(yùn)動(dòng)重新定義在每個(gè)時(shí)間瞬間心房心室邊界的位置并且將容積改變引 入到兩個(gè)左腔中。位置和容積改變被表示為：
其中心室(Vve3nt)和心房(Vatr)容積通過由隔膜運(yùn)動(dòng)引起的由成^、丨給定的容積改變來 調(diào)整。隔膜移動(dòng)取決于一系列的參數(shù):腔的彈性、幾何參數(shù)(像纖維環(huán)的截面積)和其它的系 數(shù)(Kst、Kf等）。彈性的個(gè)性化如前面所描述地（即通過匹配模型輸出和病人特定的測(cè)量結(jié) 果)被執(zhí)行。幾何參數(shù)根據(jù)醫(yī)學(xué)圖像來個(gè)性化。系數(shù)也可以根據(jù)在心動(dòng)周期的不同時(shí)間點(diǎn)采 集的、提供關(guān)于隔膜移動(dòng)的定時(shí)和范圍的信息的醫(yī)學(xué)圖像來個(gè)性化。
[0058] 參照?qǐng)D3,調(diào)節(jié)系統(tǒng)可以利用耦合到閉環(huán)心血管系統(tǒng)模型的壓力反射系統(tǒng)模型來 建模。為了對(duì)病人的各種穩(wěn)態(tài)和暫態(tài)建模，在圖3中顯示的調(diào)節(jié)系統(tǒng)中的一個(gè)或多個(gè)被建 模。壓力反射系統(tǒng)是最復(fù)雜的系統(tǒng)調(diào)節(jié)系統(tǒng)之一。輸入是主動(dòng)脈弓和頸動(dòng)脈竇處的平均動(dòng) 脈壓。這些輸入可以通過心血管系統(tǒng)模型來提供。壓力反射系統(tǒng)由三個(gè)主要部分構(gòu)成:傳入 部分(壓力感受器）、中樞神經(jīng)系統(tǒng)和傳出部分(傳出通路）。壓力反射系統(tǒng)控制心率、左和右 心室的收縮性、系統(tǒng)動(dòng)脈阻力、靜脈順應(yīng)性和靜脈無應(yīng)力容積。壓力反射系統(tǒng)的建模例如在 模擬(急性）出血和心臟起搏時(shí)是可應(yīng)用的。
[0059] 心血管系統(tǒng)模型與調(diào)節(jié)系統(tǒng)的耦合被執(zhí)行為模型之間的信息交換。在一個(gè)實(shí)施例 中，全身循環(huán)模型輸出某些血液動(dòng)力學(xué)變量(例如壓力和流速）。這些輸出是調(diào)節(jié)系統(tǒng)的模 型的輸入。調(diào)節(jié)系統(tǒng)的模型又修改全身循環(huán)模型的參數(shù)值。調(diào)節(jié)系統(tǒng)的模型可以在心動(dòng)周 期結(jié)束時(shí)使用周期平均的血液動(dòng)力學(xué)量作為輸入信息、或者在每個(gè)時(shí)間步驟使用瞬時(shí)血液 動(dòng)力學(xué)量作為輸入信息被調(diào)用僅僅一次。
[0060] 壓力反射系統(tǒng)影響全身循環(huán)模型的若干參數(shù)，而其它的調(diào)節(jié)系統(tǒng)通常主要修改一 個(gè)參數(shù)。例如，大腦、腎和冠狀動(dòng)脈自動(dòng)調(diào)節(jié)系統(tǒng)主要影響相應(yīng)器官的微血管阻力?？梢允?用差分方程。例如對(duì)于冠狀動(dòng)脈自動(dòng)調(diào)節(jié)來說，= f(Q)，其中是微血管阻力并 且Q是周期平均的冠狀動(dòng)脈流速。
[0061] 為了估算病人特定的血液動(dòng)力學(xué)，循環(huán)和調(diào)節(jié)系統(tǒng)被個(gè)性化?？梢允褂糜糜趥€(gè)性 化的任何方法。模型參數(shù)的值被設(shè)定為或基于所測(cè)量的值(例如公式使一個(gè)或多個(gè)所測(cè)量 的值與參數(shù)的值有關(guān)）。在另一方法中，參數(shù)的各種值被測(cè)試或求解以使基于模型的計(jì)算與 測(cè)量匹配。
[0062] 圖7示出全自動(dòng)模型個(gè)性化的示例工作流程。處理器在度量的用戶選擇之后執(zhí)行 動(dòng)作。在動(dòng)作72中，感興趣度量由用戶或處理器定義。感興趣度量是診斷上或治療上相關(guān)的 信息。例如，左和/或右心室的壓力-容積(PV)環(huán)、搏出功、動(dòng)脈心室耦合（即動(dòng)脈彈性除以左 心室收縮末期彈性）、等時(shí)容積底部（isochrone volume foot)和/或心肌應(yīng)變是可以輔助 醫(yī)師診斷或處治心血管狀況。
[0063]在動(dòng)作70中，提取感興趣度量的病人特定的度量標(biāo)準(zhǔn)(measures)。所獲得的數(shù)據(jù) 被用以獲得度量標(biāo)準(zhǔn)?？梢允褂萌魏味攘繕?biāo)準(zhǔn)。例如，度量標(biāo)準(zhǔn)可以是非侵入性測(cè)量結(jié)果 (例如基于套囊的壓力、心率、基于超聲波心動(dòng)描記術(shù)的度量標(biāo)準(zhǔn)(容積、血液速度、和/或動(dòng) 脈尺寸)和/或基于成像的度量標(biāo)準(zhǔn)(例如，流速、速度、動(dòng)脈壁的移動(dòng)）。作為另一示例，度量 標(biāo)準(zhǔn)可以是侵入性測(cè)量結(jié)果(例如心血管系統(tǒng)中的任何位置處的侵入性壓力、流量、或阻力 測(cè)量結(jié)果）。
[0064]在動(dòng)作74中，處理器執(zhí)行病人的多尺度全身循環(huán)模型的參數(shù)的敏感度分析。敏感 度分析識(shí)別影響感興趣度量的模型的參數(shù)?？梢允褂瞄撝狄源_定充分地影響一個(gè)度量或多 個(gè)度量的參數(shù)。對(duì)于敏感度分析來說，執(zhí)行全局敏感度分析和不確定性量化?？梢允褂萌魏?敏感度分析，例如隨機(jī)配置方法或多項(xiàng)式混沌擴(kuò)展。作為敏感度分析的替代方案，使用預(yù)先 確定的參數(shù)或用戶選擇的參數(shù)。
[0065] 一旦具有對(duì)感興趣度量的最大影響的參數(shù)已被識(shí)別，處理器在動(dòng)作76中基于病人 特定的度量標(biāo)準(zhǔn)來使參數(shù)個(gè)性化。使來自動(dòng)作74的參數(shù)的所選擇的子集個(gè)性化?？梢允褂?任何個(gè)性化，例如直接作為參數(shù)的值來使用度量標(biāo)準(zhǔn)，根據(jù)度量標(biāo)準(zhǔn)來計(jì)算參數(shù)的值，和/ 或使用度量標(biāo)準(zhǔn)求解參數(shù)的值。
[0066] 在一個(gè)實(shí)施例中，處理器基于所測(cè)量的和所建模的值之間的差異來求解參數(shù)。個(gè) 性化可以包括在動(dòng)作78中多次運(yùn)行前向模型直到滿足模型輸出中的某些目標(biāo)，例如模型計(jì) 算的值和所測(cè)量的值之間的差異的最小化。此外，簡(jiǎn)化的模型可以在該過程期間被使用以 加速為完成個(gè)性化所需的迭代。例如，使用更少參數(shù)(例如更集總的）的降階模型被用以求 解參數(shù)的值。替代地，全尺度模型（例如集總的、3D或集總+3D)被用以基于來自特定病人的 測(cè)量結(jié)果來求解參數(shù)的值。
[0067] -旦執(zhí)行了第一個(gè)性化，敏感度分析和不確定性量化可以被重新運(yùn)行以更精確地 確定用于當(dāng)前病人的個(gè)性化的參數(shù)。不使一般地針對(duì)模型執(zhí)行敏感度分析，而是針對(duì)對(duì)特 定病人被調(diào)諧或被個(gè)性化的模型執(zhí)行敏感度分析。該方法通過從動(dòng)作78到動(dòng)作74和76的反 饋箭頭表示。
[0068] 在一個(gè)示例中，提供個(gè)性化用于使用集總參數(shù)模型來估算病人特定的左心室PV 環(huán)。模型個(gè)性化框架包括兩個(gè)順序步驟。第一，一系列參數(shù)被直接估算，并且，接著，采用基 于優(yōu)化的校準(zhǔn)方法來估計(jì)剩余參數(shù)的值，確保個(gè)性化的估算匹配測(cè)量結(jié)果。輸入?yún)?shù)是基 于套囊的心臟收縮和心臟舒張壓（SBP和DBP)、心率(HR)、和基于超聲波心動(dòng)描記術(shù)的射血 分?jǐn)?shù)(EP)和心臟舒張和心臟收縮末期容積(EDV和ESV)。
[0069] 在參數(shù)估計(jì)框架的第一步驟期間，確定平均動(dòng)脈壓(MAP):
然后，估算心臟收縮末期容積：
接著，確定心搏量：
并且估算平均主動(dòng)脈流速：
最后，確定總系統(tǒng)阻力以及近端和遠(yuǎn)端組件：
其中P是近端阻力分?jǐn)?shù)?？梢允褂闷渌暮瘮?shù)。
[0070] 在參數(shù)估計(jì)框架的第二步驟期間，基于優(yōu)化的校準(zhǔn)方法被采用以估計(jì)左心室模型 的最大彈性Emax-LV、左心室的死容積V Q-LV和系統(tǒng)Windkessel模型的順應(yīng)性Csys。參數(shù)估計(jì)問 題被表達(dá)為數(shù)值優(yōu)化問題，所述數(shù)值優(yōu)化問題的目的是找到一組參數(shù)值，對(duì)于該組參數(shù)值 來說滿足目標(biāo)集。由于要被估計(jì)的參數(shù)的數(shù)量被設(shè)定為等于目標(biāo)數(shù)量，參數(shù)估計(jì)問題變?yōu)?找到非線性方程組的根的問題。為了求解方程組，使用狗腿信賴域方法（dogleg trust region method)。參數(shù)估計(jì)方法的目標(biāo)基于心臟收縮和心臟舒張壓、和射血分?jǐn)?shù)來表達(dá)，從 而導(dǎo)致非線性方程組：
其中r(x)是在下面的目標(biāo)函數(shù)中被調(diào)用的向量函數(shù)，并且x是未知量的向量(即要被估 計(jì)的參數(shù)）。目標(biāo)函數(shù)的每個(gè)組件被表達(dá)為量的所估算的值（·）。。_(使用集總參數(shù)模型來 確定)及其參考值（·(通過動(dòng)作70中的測(cè)量結(jié)果來確定)之間的差異。為了針對(duì)給定的 參數(shù)值集來評(píng)估目標(biāo)函數(shù)，集總參數(shù)模型被運(yùn)行僅僅一次或者多次。
[0071] 相似的個(gè)性化方法可以被應(yīng)用于圖5中的模型配置。不同的參數(shù)可以針對(duì)3D心室 模型(例如最大主動(dòng)力和被動(dòng)生物力學(xué)組織特性)來個(gè)性化。除了圖7的基于優(yōu)化的方法，其 它的方法可以被用于全自動(dòng)迭代校準(zhǔn)?？梢允褂没跀M合的或替代的模型方法。對(duì)于這些 方法中的任何一個(gè)來說，要被估計(jì)的參數(shù)的數(shù)量可以比目標(biāo)或來自病人的測(cè)量結(jié)果的數(shù)量 更小、與目標(biāo)或來自病人的測(cè)量結(jié)果的數(shù)量相等或比目標(biāo)或來自病人的測(cè)量結(jié)果的數(shù)量更 大。
[0072] 用于個(gè)性化的（例如在手臂處所測(cè)量的）套囊壓力可以在被用作參數(shù)估計(jì)過程中 的目標(biāo)之前進(jìn)一步被適配。轉(zhuǎn)移函數(shù)根據(jù)所測(cè)量的套囊壓力來估計(jì)中心動(dòng)脈壓。
[0073] 一般地，參數(shù)估計(jì)問題可以被表達(dá)為：
其中P是參數(shù)向量，并且是〇是目標(biāo)向量(〇?mP是從前向模型中獲得的目標(biāo)向量，并且 Oraf是從病人所測(cè)量的目標(biāo)參考值向量）。
[0074]直接個(gè)性化也可以特別地針對(duì)心血管模型的子部分被執(zhí)行。例如，專門的集總參 數(shù)瓣膜模型可以被使用，其由下列等式給定：
其中R、B和L是由血液特性和瓣膜的幾何結(jié)構(gòu)給定的三個(gè)參數(shù)：
其中Arff ,max是最大環(huán)面積，Arff ,min是最小環(huán)面積，Apr〇x是辦膜近端的橫截面積，Adist 是瓣膜遠(yuǎn)端的橫截面積，valve timing(瓣膜定時(shí))指的是瓣膜閉合和打開的動(dòng)力學(xué)，P是血 液密度，μ是血液粘性。該信息可以使用不同的成像模態(tài)(例如超聲波心動(dòng)描記術(shù))來非侵入 性地提取。
[0075]針對(duì)特定病人來使一個(gè)、子集或所有參數(shù)個(gè)性化。通用群體平均值、中值、或其它 的預(yù)先確定的值對(duì)于參數(shù)中的一些來說可能足夠了。
[0076]不同的方法可以用在處理組合的集總和3D模型中。在一種方法中，使圖4中的集總 模型配置的參數(shù)個(gè)性化。然后，這些集總參數(shù)值被用于圖5的多尺度模型的集總部分。3D部 分的參數(shù)基于個(gè)性化集總模型來個(gè)性化。在另一種方法中，使圖4中的集總模型配置的參數(shù) 個(gè)性化。不是直接使用圖5的集總部分的這些參數(shù)，而是將集總參數(shù)的個(gè)性化值用以初始化 圖5的全尺度模型。個(gè)性化于是針對(duì)圖5的整個(gè)模型被重新運(yùn)行。
[0077]再次參照?qǐng)D1，處理器在動(dòng)作32中利用個(gè)性化的多尺度全身循環(huán)模型來估算一個(gè) 或多個(gè)度量。例如對(duì)病人被個(gè)性化的心臟的時(shí)變流速、心臟的壓力變化、心血管系統(tǒng)阻抗、 以及心血管肺阻抗被用以估算度量的值。得到的參數(shù)針對(duì)病人來適配模型。在表示在動(dòng)作 36中的一個(gè)實(shí)施例中，于是個(gè)性化參數(shù)是根據(jù)敏感度分析所確定的參數(shù)。所適配的或病人 特定的模型被用以計(jì)算診斷上或治療上有用的信息。多尺度全身循環(huán)模型利用子集的個(gè)性 化參數(shù)來運(yùn)行。
[0078] 在提供例如在圖2和3中示出的多個(gè)模型的情況下，度量的計(jì)算依賴于在動(dòng)作34中 模型之間的耦合或交互(見圖1)。由一個(gè)模型使用的參數(shù)值可以通過另一模型來計(jì)算。所交 換的值提供用于對(duì)心血管系統(tǒng)和/或調(diào)節(jié)系統(tǒng)的部分建模的時(shí)變邊界條件。例如在動(dòng)作34 中，壓力、流量或其它的值針對(duì)心臟的所調(diào)節(jié)的區(qū)域來確定。針對(duì)給定時(shí)間的這些值被傳遞 給一個(gè)或多個(gè)調(diào)節(jié)模型。調(diào)節(jié)模型變更這些參數(shù)的值并且將所變更的值傳遞回心血管模型 以用于在下一時(shí)間步驟中計(jì)算，從而模仿心臟的功能的調(diào)節(jié)。
[0079] 基于在所期望的心臟階段或在時(shí)間上建模，估算一個(gè)或多個(gè)度量。例如，心室的壓 力-容積(PV)環(huán)、搏出工作負(fù)荷(stroke workload)、動(dòng)脈心室親合、等時(shí)容積底部、和/或心 肌應(yīng)變根據(jù)模型被估算。
[0080] 圖8顯示具有輕度反流的病人的示例PV結(jié)果。來自建模的結(jié)果與來自病人的相同 度量的測(cè)量結(jié)果進(jìn)行比較。存在時(shí)變LV和主動(dòng)脈壓、時(shí)變LV容積、和PV環(huán)之間的緊密的一致 性。此外，心動(dòng)周期的四個(gè)階段可以清楚地在所估算的結(jié)果中被識(shí)別：1:等容收縮階段，2: 心室射血階段，3:等容松弛階段，和4:心室充盈階段。輕度的主動(dòng)脈瓣反流可在PV環(huán)中被觀 察到，其中與等容松弛相對(duì)應(yīng)的線具有輕微的彎曲。
[0081] 在圖1的動(dòng)作38中，所述一個(gè)度量或多個(gè)度量被指示在顯示器上。度量可以是值、 圖表、向量場(chǎng)或空間分布。度量被顯示在屏幕上，例如如在圖8中所示的那樣在沒有與測(cè)量 結(jié)果比較的情況下顯示PV或其它的值。可以提供指示的其它的顯示，例如基于度量來指示 工作流程或提供指令。在替代的實(shí)施例中，度量被儲(chǔ)存在病人記錄中和/或在計(jì)算機(jī)網(wǎng)絡(luò)上 被傳輸。
[0082] 圖9示出用于個(gè)性化全身循環(huán)計(jì)算的方法的一個(gè)實(shí)施例。機(jī)器學(xué)習(xí)被用以增強(qiáng)圖1 的方法的運(yùn)行或其它的個(gè)性化全身循環(huán)計(jì)算方法。機(jī)器學(xué)習(xí)與運(yùn)行心血管系統(tǒng)的全尺度模 型和運(yùn)行心血管系統(tǒng)的降尺度模型組合。
[0083] 所述動(dòng)作以所示出的順序或另一順序被執(zhí)行。例如，動(dòng)作82在動(dòng)作80之前被執(zhí)行， 或者兩者并行地被執(zhí)行。在其它的實(shí)施例中，動(dòng)作84要么與動(dòng)作80要么與動(dòng)作82并行地被 執(zhí)行。圖9針對(duì)訓(xùn)練階段被示出。對(duì)于機(jī)器學(xué)習(xí)的分類器的應(yīng)用來說，應(yīng)用動(dòng)作可以相對(duì)于 運(yùn)行全和降階模型在任何時(shí)間發(fā)生。
[0084] 可以提供附加的、不同的或更少的動(dòng)作。例如，圖10和11示出附加的動(dòng)作。
[0085]在動(dòng)作80中，心血管系統(tǒng)的全尺度模型被運(yùn)行。處理器執(zhí)行對(duì)病人的全身循環(huán)的 建模。全尺度模型是具有最大數(shù)量的參數(shù)和/或變量的模型（即具有最高階的模型）。全尺度 模型可以是集總、3D、或集總+3D模型。"全"被用作與"降"尺度模型相比的相對(duì)術(shù)語。全尺度 模型具有更少的簡(jiǎn)化、更多的參數(shù)，并且與降尺度模型相比在更高維度域上工作。
[0086]使全尺度模型個(gè)性化。替代地，全尺度模型沒有個(gè)性化并且正在被運(yùn)行以便個(gè)性 化。
[0087]在動(dòng)作82中，處理器運(yùn)行病人的全身循環(huán)的降尺度模型。使降尺度模型個(gè)性化。替 代地，降尺度模型沒有個(gè)性化。
[0088] 在動(dòng)作84中，處理器應(yīng)用機(jī)器學(xué)習(xí)以學(xué)習(xí)分類器或回歸量以基于運(yùn)行全和降尺度 模型的輸出來預(yù)測(cè)。所述輸出是個(gè)性化參數(shù)值和/或使用個(gè)性化參數(shù)值所計(jì)算的度量。所述 輸出被單獨(dú)地或與其它的信息一起被用作用于機(jī)器學(xué)習(xí)的輸入向量。
[0089] 可以使用任何機(jī)器學(xué)習(xí)。例如，使用神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)、貝葉斯網(wǎng)絡(luò)、概率提升樹、支持向量 機(jī)、回歸、基于實(shí)例的方法、正則化方法、決策樹學(xué)習(xí)、核方法、聚類方法、關(guān)聯(lián)規(guī)則學(xué)習(xí)、降 維、或集成方法。給定很多示例作為訓(xùn)練數(shù)據(jù)，機(jī)器學(xué)習(xí)學(xué)習(xí)基于輸入向量來預(yù)測(cè)。
[0090] 訓(xùn)練創(chuàng)建回歸量以針對(duì)給定病人來估計(jì)在降階模型中所使用的參數(shù)值(見圖10) 或估計(jì)作為模型的替換的度量(見圖11)。在圖10的實(shí)施例中，機(jī)器訓(xùn)練的分類器或模型基 于使用由全身循環(huán)的降和全尺度模型提供的參數(shù)的訓(xùn)練來預(yù)測(cè)降尺度模型的參數(shù)。降尺度 模型的系數(shù)基于全尺度模型的運(yùn)行的輸出被適配或被設(shè)定。機(jī)器學(xué)習(xí)的分類器于是根據(jù)特 定的病人信息來預(yù)測(cè)降尺度模型的系數(shù)。（例如被用作降階模型的）降尺度全身循環(huán)模型的 參數(shù)利用機(jī)器訓(xùn)練的模型來預(yù)測(cè)，所述機(jī)器訓(xùn)練的模型根據(jù)由全尺度全身循環(huán)模型提供的 參數(shù)(例如參數(shù)值)來訓(xùn)練。
[0091] 圖10示出生理降階模型的基于機(jī)器學(xué)習(xí)的改進(jìn)的一個(gè)實(shí)施例。基于機(jī)器學(xué)習(xí)的方 法可以被用以改進(jìn)降階模型。全尺度(例如三維)模型在估算感興趣度量標(biāo)準(zhǔn)時(shí)與降階模型 相比提供更高的保真度。然而，為了運(yùn)行全尺度模型所需的執(zhí)行時(shí)間可能是顯著更大的，因 此對(duì)于臨床設(shè)定可能不是適當(dāng)?shù)?。這些全和降階模型可以涉及血液流動(dòng)計(jì)算、心臟力學(xué)、電 生理學(xué)、流體結(jié)構(gòu)交互應(yīng)用或全身循環(huán)的其它的方面。
[0092] 通過使用基于利用全尺度模型所執(zhí)行的模擬來訓(xùn)練的機(jī)器學(xué)習(xí)方法，降階模型可 以被改進(jìn)。例如，附加的項(xiàng)可以被添加在降階模型中以計(jì)及沒有被降階模型捕獲的特性的 效果。替代地或附加地，現(xiàn)有項(xiàng)的系數(shù)值(即參數(shù)值)也可以使用該方法來改善。
[0093]參照?qǐng)D10,大量的輸入數(shù)據(jù)集(幾何結(jié)構(gòu)、集總參數(shù)值、病人測(cè)量結(jié)果、或其它的信 息)在動(dòng)作103中被生成。被用于訓(xùn)練機(jī)器學(xué)習(xí)算法的數(shù)據(jù)庫(kù)可以包含病人特定的輸入數(shù)據(jù) 集、合成地生成的輸入數(shù)據(jù)集、或者兩者。
[0094]在動(dòng)作104中，執(zhí)行全尺度模擬。在動(dòng)作105中描述沒有被降階模型捕獲的特性的 特征集從輸入數(shù)據(jù)集中被提取。在動(dòng)作100中感興趣度量集從計(jì)算結(jié)果中被提取。
[0095]在動(dòng)作101中，降階計(jì)算被執(zhí)行并且降階模型中的項(xiàng)/系數(shù)在動(dòng)作102中被適配以 匹配在動(dòng)作100中從全尺度模型提取的感興趣度量。機(jī)器學(xué)習(xí)算法在動(dòng)作106中被訓(xùn)練以能 夠僅根據(jù)從輸入數(shù)據(jù)(動(dòng)作105的特征和來自動(dòng)作102的參數(shù)）中提取的特征來預(yù)測(cè)參數(shù)或 系數(shù)的值。
[0096]例如，考慮左心室，流行的降階模型是時(shí)變彈性模型。源電阻Rs是一個(gè)系數(shù)，該系 數(shù)的值可以使用圖10中的工作流程來設(shè)定，可能通過集中于特定病理學(xué)，像:肥大或心肌病 (例如，致心律失常性右室心肌病、孤立性心室致密不全、線粒體肌病、擴(kuò)張型心肌病、限制 性心肌病、圍生期心肌病、應(yīng)激性心肌病、勒夫勒心內(nèi)膜炎、或其他）。類似地，時(shí)變彈性模型 的最小和/或最大彈性、死容積、和任何的其它的參數(shù)可以使用圖10中的工作流程來設(shè)定。 此外，附加項(xiàng)（例如常數(shù)或基于壓力、容積和/或流速)可以被添加在等式中。降階模型的改 進(jìn)可以進(jìn)一步針對(duì)病人的不同生理狀態(tài)、例如靜止、運(yùn)動(dòng)、餐前或餐后、藥物引起的充血、心 臟起搏、出血、或另一狀態(tài)。
[0097]圖10的工作流程涉及在全尺度和降階模型兩者都是生理模型并且基于機(jī)器學(xué)習(xí) 的方法被用以改進(jìn)降階模型時(shí)的情況。在替代的方法中，基于學(xué)習(xí)的技術(shù)可以被用以導(dǎo)出 生理模型的數(shù)據(jù)驅(qū)動(dòng)的降階表示，所述生理模型又可以是全尺度或降尺度的。模型利用映 射、例如使輸入與輸出有關(guān)的回歸來創(chuàng)建。例如，提供心臟電生理學(xué)模型的數(shù)據(jù)驅(qū)動(dòng)的模型 降階。作為另一示例，提供心臟肌絲模型的數(shù)據(jù)驅(qū)動(dòng)的模型降階。
[0098] 一旦被訓(xùn)練，輸入數(shù)據(jù)在動(dòng)作109中根據(jù)特定病人被生成。所述特征在動(dòng)作110中 從輸入數(shù)據(jù)中被提取。使用與在動(dòng)作105中提取的相同的特征。這些特征在動(dòng)作107中被應(yīng) 用于所訓(xùn)練的分類器。在動(dòng)作108中分類器輸出要被降階模型使用的系數(shù)或項(xiàng)(例如參數(shù)的 值）。降階模型被運(yùn)行以基于由機(jī)器學(xué)習(xí)的分類器預(yù)測(cè)的個(gè)性化參數(shù)來計(jì)算感興趣的一個(gè) 度量或多個(gè)度量。
[0099]在圖9的另一實(shí)施例中，機(jī)器訓(xùn)練作為具有從多尺度全身循環(huán)模型提取的特征的 前向模型來訓(xùn)練。該分類器被用以基于來自病人的個(gè)性化信息來估算度量或預(yù)測(cè)降尺度模 型的輸出。感興趣度量、例如壓力-容積環(huán)由機(jī)器學(xué)習(xí)的分類器輸出。
[0100]圖11示出具有從降階模型提取的特征的基于機(jī)器學(xué)習(xí)的前向模型的示例流程圖。 機(jī)器學(xué)習(xí)被用以導(dǎo)出在血液流動(dòng)計(jì)算、心臟力學(xué)、電生理學(xué)、和/或流體結(jié)構(gòu)交互應(yīng)用中使 用的生理模型的快速數(shù)據(jù)驅(qū)動(dòng)模型。這些機(jī)器學(xué)習(xí)方法在訓(xùn)練期間將降階模型的輸入?yún)?shù) 和/或來自病人的其它的輸入數(shù)據(jù)用作特征并且將全尺度生理模型的輸出用作表示目標(biāo)值 (即地面實(shí)況）的感興趣度量。分類器被訓(xùn)練以預(yù)測(cè)降階模型的輸出，但是包括從全尺度模 型得到的知識(shí)。
[0101] 為了訓(xùn)練，在動(dòng)作112中采集很多病人的輸入數(shù)據(jù)集。相同的和/或不同的特征在 動(dòng)作111中從病人數(shù)據(jù)中被提取并且在動(dòng)作114中被提供作為來自在動(dòng)作113中運(yùn)行對(duì)病人 被個(gè)性化的降階模型的輸出。在訓(xùn)練期間，全尺度模型在動(dòng)作117中被使用以確定用于在動(dòng) 作115中訓(xùn)練數(shù)據(jù)驅(qū)動(dòng)模型的目標(biāo)值(例如感興趣度量）。用于訓(xùn)練的輸入數(shù)據(jù)是在動(dòng)作111 中提取的特征的值、在動(dòng)作114中提取的特征的值、和在動(dòng)作117中的感興趣度量的值。感興 趣度量的所測(cè)量的值可以替代于或附加于來自動(dòng)作117的值而被使用。執(zhí)行動(dòng)作115提供機(jī) 器學(xué)習(xí)的分類器，所述分類器在給定來自病人數(shù)據(jù)以及來自降階模型的特征的值的輸入的 情況下預(yù)測(cè)感興趣度量。
[0102] 在一個(gè)不例中，當(dāng)預(yù)測(cè)跨縮窄壓降低（trans-coarctation pressure drops)時(shí)， 三維血液流動(dòng)計(jì)算可以被用于精確的估計(jì)。然而，全尺度模型的這些計(jì)算具有若干小時(shí)的 執(zhí)行時(shí)間。因此，一種替代方案是使用基于集總參數(shù)模型或一維模型的降階計(jì)算，所述降階 計(jì)算的執(zhí)行時(shí)間低至少兩個(gè)數(shù)量級(jí)。來自降階模型的結(jié)果可以被用作用于機(jī)器學(xué)習(xí)算法的 特征。直接從輸入數(shù)據(jù)中提取的其它的或相同的病人特定的特征或幾何特征也可以是用于 所學(xué)習(xí)的分類器的機(jī)器學(xué)習(xí)和應(yīng)用的輸入向量的部分。
[0103] 為了分類器在動(dòng)作116中的應(yīng)用，病人特定的數(shù)據(jù)在動(dòng)作118中被采集?；谠摬?人特定的數(shù)據(jù)，特征(例如測(cè)量結(jié)果或從測(cè)量結(jié)果導(dǎo)出的值)在動(dòng)作119中利用個(gè)性化的降 階模型來計(jì)算并且在動(dòng)作120中從病人數(shù)據(jù)中被提取。機(jī)器學(xué)習(xí)的分類器基于這些輸入特 征來輸出病人的感興趣度量。
[0104] 圖11的該工作流程可以替代地是用于由降階模型提供的結(jié)果的數(shù)據(jù)驅(qū)動(dòng)改進(jìn)的 方法。用于訓(xùn)練階段的數(shù)據(jù)庫(kù)可以包含病人特定的輸入數(shù)據(jù)集、合成地生成的輸入數(shù)據(jù)集 或者兩者。
[0105] 取決于可用的病人特定的度量，全身循環(huán)模型的某些組件可以由空間模型而不是 集總參數(shù)模型來表示。例如，如果在病人的手臂處的基于套囊的壓力測(cè)量結(jié)果是可用的，升 主動(dòng)脈和測(cè)量位置之間的動(dòng)脈循環(huán)可以由一維模型來表示以便捕獲兩個(gè)位置之間的壓力 和流速波傳播效應(yīng)。因此，心室的后負(fù)荷在3D模型中以更高保真度來表示。
[0106] 圖12示出用于個(gè)性化全身循環(huán)計(jì)算的系統(tǒng)。該系統(tǒng)包括醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)11、處理器 12、壓力套囊13、存儲(chǔ)器14、EKG傳感器15、和顯示器16。處理器12和存儲(chǔ)器14被示出為與醫(yī) 學(xué)成像系統(tǒng)11分離，這樣與同醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)11分開的計(jì)算機(jī)或工作站相關(guān)聯(lián)。在其它的實(shí) 施例中，處理器12和/或存儲(chǔ)器14是醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)11的部分。在替代的實(shí)施例中，所述系統(tǒng) 是用于根據(jù)由單獨(dú)的系統(tǒng)實(shí)時(shí)地采集的數(shù)據(jù)或者使用先前所采集的被儲(chǔ)存在存儲(chǔ)器14中 的病人特定的數(shù)據(jù)來估算度量的值的工作站、計(jì)算機(jī)、或服務(wù)器。例如，提供醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng) 11用于采集表示容積的數(shù)據(jù)，并且提供單獨(dú)的數(shù)據(jù)庫(kù)、服務(wù)器、工作站、和/或計(jì)算機(jī)用于個(gè) 性化和估算。
[0107] 可以使用附加的、不同的、或更少的組件。例如其它的傳感器被用于收集病人特定 的數(shù)據(jù)。在其它的實(shí)施例中壓力套囊13和/或EKG傳感器15可以被使用或可以不被使用。
[0108] 系統(tǒng)的計(jì)算組件、設(shè)備或機(jī)器、例如醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)11和/或處理器12通過硬件、軟 件、和/或設(shè)計(jì)來配置以執(zhí)行計(jì)算和其它的動(dòng)作。計(jì)算組件獨(dú)立地或者相互結(jié)合地運(yùn)行以執(zhí) 行任何給定動(dòng)作、例如圖1、7或9-11的動(dòng)作。所述動(dòng)作由計(jì)算機(jī)組件之一、計(jì)算組件中的另 一個(gè)、或計(jì)算組件的組合來執(zhí)行。其它的組件可以通過計(jì)算組件被使用或被控制以掃描或 執(zhí)行其它的功能。
[0109] 醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)11是任何現(xiàn)在已知的或稍后開發(fā)的用于掃描病人的模態(tài)。醫(yī)學(xué)成像 系統(tǒng)11針對(duì)脈管區(qū)域來掃描病人。例如，使用C臂X射線系統(tǒng)(例如來自西門子的DynaCT)、像 CT的系統(tǒng)(CT like system)、或CT系統(tǒng)。其它的模態(tài)包括MR、x射線、血管造影術(shù)、熒光透視、 PET、SPECT或超聲。配置醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)11以采集表示心臟的部分或全部的醫(yī)學(xué)成像數(shù)據(jù)?？?以采集表示一個(gè)或多個(gè)脈管的數(shù)據(jù)。通過由掃描儀使用透射來掃描病人和/或通過從病人 接收信號(hào)來采集數(shù)據(jù)。掃描的類型或模式可以導(dǎo)致接收心血管系統(tǒng)的僅僅部分的數(shù)據(jù)。替 代地，接收容積區(qū)域的數(shù)據(jù)并且根據(jù)其它的解剖結(jié)構(gòu)的信息來分割脈管信息。
[0110] 壓力套囊13是自動(dòng)化的或手動(dòng)的壓力檢測(cè)器。套囊13被適配用于感知病人的手臂 上的壓力，但是可以感知其它的位置處的壓力。在替代的實(shí)施例中，可以使用其它的壓力傳 感器，例如插入病人體內(nèi)的導(dǎo)管上的壓力傳感器。
[0111] EKG傳感器15是多個(gè)與電路或處理器連接的電極。從電信號(hào)感知的EKG波形、心率、 和/或階段指示器由EKG傳感器15輸出。
[0112] 存儲(chǔ)器14是緩沖器、高速緩存、RAM、可移動(dòng)介質(zhì)、硬盤驅(qū)動(dòng)器、磁存儲(chǔ)器、光學(xué)存儲(chǔ) 器、數(shù)據(jù)庫(kù)、或其它的現(xiàn)在已知或者稍后開發(fā)的存儲(chǔ)器。存儲(chǔ)器14是單個(gè)設(shè)備或兩個(gè)或更多 設(shè)備的組。存儲(chǔ)器14在系統(tǒng)11內(nèi)，是具有處理器12的計(jì)算機(jī)的部分，或者在其它的組件之外 或遠(yuǎn)離其它的組件。
[0113]存儲(chǔ)器14儲(chǔ)存模型、參數(shù)值、病人數(shù)據(jù)、和/或其它的信息。存儲(chǔ)器14儲(chǔ)存由在此所 描述的過程產(chǎn)生的數(shù)據(jù)，例如儲(chǔ)存常數(shù)、初始值、個(gè)性化值、所估算的度量、或其它的特性。
[0114]存儲(chǔ)器14附加地或替代地是具有處理指令的非暫時(shí)性計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)。存儲(chǔ) 器14儲(chǔ)存表示能夠由用于個(gè)性化全身循環(huán)計(jì)算的被編程的處理器12執(zhí)行的指令的數(shù)據(jù)。用 于實(shí)現(xiàn)在此所論述的過程、方法和/或技術(shù)的指令在計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)或存儲(chǔ)器、例如高 速緩存、緩沖器、RAM、可移動(dòng)介質(zhì)、硬盤驅(qū)動(dòng)器或其它的計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)上被提供。計(jì) 算機(jī)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)包括各種類型的易失性和非易失性存儲(chǔ)介質(zhì)。在圖中所圖解的或在此描 述的功能、動(dòng)作或任務(wù)響應(yīng)于儲(chǔ)存在計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)中或上的一個(gè)或多個(gè)指令集被執(zhí) 行。功能、動(dòng)作或任務(wù)獨(dú)立于特定類型的指令集、存儲(chǔ)介質(zhì)、處理器或處理策略并且可以通 過軟件、硬件、集成電路、固件、微碼等等以單獨(dú)地或組合地運(yùn)行的方式被執(zhí)行。同樣地，處 理策略可以包括多處理、多任務(wù)處理、并行處理等等。在一個(gè)實(shí)施例中，指令被儲(chǔ)存在用于 由本地或遠(yuǎn)程系統(tǒng)讀取的可移動(dòng)介質(zhì)設(shè)備上。在其它的實(shí)施例中，指令被儲(chǔ)存在遠(yuǎn)程位置 以用于通過計(jì)算機(jī)網(wǎng)絡(luò)或通過電話線來轉(zhuǎn)移。在還有其它的實(shí)施例中，指令被儲(chǔ)存在給定 計(jì)算、CPU、GPU或系統(tǒng)內(nèi)。
[0115] 圖像處理器12是通用處理器、數(shù)字信號(hào)處理器、三維數(shù)據(jù)處理器、圖形處理單元、 專用集成電路、現(xiàn)場(chǎng)可編程門陣列、數(shù)字電路、模擬電路、其組合、或其它的現(xiàn)在已知或稍后 開發(fā)的用于根據(jù)醫(yī)學(xué)數(shù)據(jù)建模的設(shè)備。圖像處理器12是單個(gè)設(shè)備、多個(gè)設(shè)備、或者網(wǎng)絡(luò)。針 對(duì)多于一個(gè)的設(shè)備，可以使用處理的并行或順序劃分。組成圖像處理器12的不同設(shè)備可以 執(zhí)行不同功能，例如通過一個(gè)設(shè)備個(gè)性化并且通過另一設(shè)備計(jì)算度量。在一個(gè)實(shí)施例中，圖 像處理器12是圖像成像系統(tǒng)11的控制處理器或其它的處理器。處理器12依據(jù)所儲(chǔ)存的指令 來運(yùn)行以執(zhí)行在此描述的各種動(dòng)作。
[0116] 配置圖像處理器12以個(gè)性化。使閉環(huán)心血管模型的一個(gè)或多個(gè)參數(shù)個(gè)性化。使模 型更好地表示特定病人的值根據(jù)那個(gè)病人的測(cè)量結(jié)果或其它信息來計(jì)算。配置圖像處理器 12以估算度量。個(gè)性化模型被用以確定感興趣度量的值。
[0117] 在一個(gè)實(shí)施例中，配置圖像處理器12以應(yīng)用機(jī)器訓(xùn)練的分類器。分類器針對(duì)給定 病人被應(yīng)用。針對(duì)那個(gè)病人來收集掃描和/或其它的信息。那個(gè)數(shù)據(jù)和機(jī)器訓(xùn)練的分類器由 處理器12使用以確定度量和/或使模型個(gè)性化。分類器是基于集總模型、三維模型、或集總 和三維模型的組合并且基于降階模型來訓(xùn)練的。
[0118]顯示器16是CRT、LCD、等離子體、投影儀、打印機(jī)、或用于示出圖像的其它的輸出設(shè) 備。顯示器16顯示使用個(gè)性化模型所計(jì)算的一個(gè)量或多個(gè)量。所述量可以被顯示在曲線圖、 圖表、和/或圖像中。
[0119]雖然在上面已參考各種實(shí)施例描述了本發(fā)明，但是應(yīng)當(dāng)理解的是在不離開本發(fā)明 的范圍的情況下可以作出很多改變和修改。因此，意圖是，前面詳細(xì)的描述應(yīng)被視為說明性 的而不是限制性的，并且應(yīng)當(dāng)理解的是包括所有等同方案的下列權(quán)利要求旨在限定本發(fā)明 的精神和范圍。
【主權(quán)項(xiàng)】
1. 用于個(gè)性化全身循環(huán)計(jì)算的方法，所述方法包括： 利用醫(yī)學(xué)掃描儀來捕獲病人的心血管空間數(shù)據(jù)； 利用心臟電生理學(xué)傳感器來捕獲所述病人的心臟電生理學(xué)數(shù)據(jù)； 利用壓力傳感器來捕獲所述病人的壓力數(shù)據(jù)； 根據(jù)所述心血管空間數(shù)據(jù)來測(cè)量心臟血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)； 根據(jù)所述心血管空間數(shù)據(jù)、ECG數(shù)據(jù)和所述壓力數(shù)據(jù)來確定對(duì)所述病人被個(gè)性化的心 臟的時(shí)變流速、心臟的壓力變化、心血管系統(tǒng)阻抗、和心血管肺阻抗； 根據(jù)對(duì)所述病人被個(gè)性化的心臟的時(shí)變流速、心臟的壓力變化、心血管系統(tǒng)阻抗、和心 血管肺阻抗利用多尺度全身循環(huán)模型來估算度量;以及 為所述病人在顯示器上指示所述度量。2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中捕獲所述心血管空間數(shù)據(jù)包括利用包括超聲掃描 儀的醫(yī)學(xué)掃描儀來捕獲心臟的超聲數(shù)據(jù)。3. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，進(jìn)一步包括在心動(dòng)周期的至少兩個(gè)階段中分割所述病 人的心臟的心血管空間數(shù)據(jù)。4. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中所述多尺度全身循環(huán)模型包括所述心臟的至少一 部分的集總模型和三維模型的組合，以及其中確定包括利用對(duì)所述病人被個(gè)性化的解剖模 型、血液動(dòng)力學(xué)模型、電生理學(xué)模型、和生物力學(xué)模型來確定。5. 根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其中利用所述生物力學(xué)模型來確定包括利用所述生物 力學(xué)模型的主動(dòng)和被動(dòng)組件來確定，所述主動(dòng)元件由所述電生理學(xué)模型來控制。6. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中確定對(duì)所述病人被個(gè)性化的心血管系統(tǒng)阻抗和心 血管肺阻抗包括利用動(dòng)脈竇、主動(dòng)脈、和/或肺動(dòng)脈的電感來確定、和/或利用動(dòng)脈樹的電阻 來確定。7. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中確定心臟的時(shí)變流速和心臟的壓力變化包括確定 是心臟瓣膜動(dòng)力學(xué)的模型。8. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中利用所述多尺度全身循環(huán)模型來估算所述度量包 括利用包括閉環(huán)心血管系統(tǒng)模型的多尺度全身循環(huán)模型來估算所述度量。9. 根據(jù)權(quán)利要求8所述的方法，進(jìn)一步包括基于調(diào)節(jié)系統(tǒng)模型來變更所述閉環(huán)心血管 系統(tǒng)模型的參數(shù)。10. 根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其中變更包括利用包括耦合到所述閉環(huán)心血管系統(tǒng)模 型的壓力反射系統(tǒng)模型的調(diào)節(jié)系統(tǒng)模型來變更。11. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中估算所述度量包括估算心室的壓力-容積環(huán)、搏出 工作負(fù)荷、動(dòng)脈-心室耦合、等時(shí)容積底部、和/或心肌應(yīng)變。12. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，進(jìn)一步包括： 執(zhí)行所述病人的多尺度全身循環(huán)模型的參數(shù)的敏感度分析； 使基于所述敏感度分析所選擇的參數(shù)的子集個(gè)性化；以及 利用所述子集的個(gè)性化參數(shù)來運(yùn)行所述多尺度全身循環(huán)模型的前向模型。13. 根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其中個(gè)性化包括基于所測(cè)量的和所建模的值之間的 差異來求解所述參數(shù)。14. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，進(jìn)一步包括利用機(jī)器訓(xùn)練的模型來預(yù)測(cè)所述多尺度全 身循環(huán)模型的參數(shù)，所述機(jī)器訓(xùn)練的模型根據(jù)由另一全身循環(huán)模型提供的參數(shù)來訓(xùn)練。15. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中估算包括利用機(jī)器訓(xùn)練的分類器來估算，所述機(jī) 器訓(xùn)練的分類器被訓(xùn)練為具有從所述多尺度全身循環(huán)模型提取的特征的前向模型。16. 在一種非暫時(shí)性計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)中，所述存儲(chǔ)介質(zhì)具有儲(chǔ)存在其中的數(shù)據(jù)，所 述數(shù)據(jù)表示能夠由用于個(gè)性化全身循環(huán)計(jì)算的被編程的處理器執(zhí)行的指令，所述存儲(chǔ)介質(zhì) 包括指令，用于： 運(yùn)行病人的全身循環(huán)的第一模型； 運(yùn)行病人的全身循環(huán)的第二模型，所述第二模型具有相對(duì)于所述第一模型降低的數(shù)量 的變量；以及 訓(xùn)練機(jī)器學(xué)習(xí)的回歸量以基于所述第一模型和所述第二模型的運(yùn)行的輸出來估計(jì)。17. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的非暫時(shí)性計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)，進(jìn)一步包括基于第一尺度 模型的運(yùn)行的輸出來適配第二尺度模型的系數(shù)； 其中訓(xùn)練包括訓(xùn)練機(jī)器學(xué)習(xí)的分類器以預(yù)測(cè)所述第二尺度模型的系數(shù)。18. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的非暫時(shí)性計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)，其中訓(xùn)練包括訓(xùn)練所述機(jī) 器學(xué)習(xí)的分類器以根據(jù)對(duì)病人被個(gè)性化的第二尺度模型來預(yù)測(cè)所述第二尺度模型的輸出。19. 用于個(gè)性化全身循環(huán)計(jì)算的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)包括： 掃描儀，所述掃描儀被配置用于掃描病人的脈管；以及 處理器，所述處理器被配置用于根據(jù)對(duì)所述病人的掃描基于包括集總模型、三維模型、 或者集總和三維模型的組合的第一模型以及基于包括根據(jù)第一模型的降階的第二模型來 應(yīng)用機(jī)器訓(xùn)練的分類器。20. 根據(jù)權(quán)利要求19所述的系統(tǒng)，其中所述處理器被配置用于根據(jù)所述機(jī)器學(xué)習(xí)的分 類器的應(yīng)用來確定所述第二模型的系數(shù)或者確定所述第二模型的輸出度量。
【文檔編號(hào)】G06T7/00GK105976348SQ201610003535
【公開日】2016年9月28日
【申請(qǐng)日】2016年1月6日
【發(fā)明人】D.科馬尼西尤, L.M.伊圖, T.曼斯, V.米哈勒夫, D.紐曼恩, T.帕斯塞里尼, P.沙馬
【申請(qǐng)人】西門子公司