CN108573488B - 一种计算瞬时无波形比率的装置 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种计算瞬时无波形比率的装置，包括至少一个计算机***，其被配置成：接收患者动脉处于无波形期时病危血管的近端区域、远端区域的第一冠脉图像数据、第二冠脉图像数据，和参考血管的近端区域、远端区域的第三冠脉图像数据、第四冠脉图像数据；分别对第一冠脉图像数据、第二冠脉图像数据、第三冠脉图像数据、第四冠脉图像数据进行拟合，获得四条灰度值‑时间曲线；根据四条灰度值‑时间曲线，经计算获得瞬时无波形比率iFR，该装置操作简单，应用方便，能够及时获得瞬时无波形比率(iFR)，特别适用于临床iFR的测量。

Description

一种计算瞬时无波形比率的装置

技术领域

本发明属于辅助医疗技术领域，具体涉及一种计算瞬时无波形比率的装置。

背景技术

血流储备分数(Fractional Flow Reserve，FFR)作为诊断冠脉功能的金标准，但是获得FFR的过程中存在以下缺陷：(1)在测量FFR之前需要向冠脉注射最大充血诱发药物(例如腺苷，三磷酸腺苷ATP)，以使冠脉处于最大充血状态，便于FFR的测量，这个过程会增加临床手术时间，给患者带来不适应症的同时，大大增加医疗费用，且还会引发患者出现过敏反应，因此，临床应用较低。(2)在测量FFR时需要将冠脉压力导丝***到冠脉中测量FFR，该冠脉压力导丝很容易造成血管壁薄弱区域的破裂，对患者生命安全造成严重威胁，此外，冠脉压力导丝价格昂贵，限制患者的临床应用。

基于以上测量FFR的缺点，采用瞬时无波形比率(instantaneous Wave-freeRatio，iFR)作为评判冠脉功能的新指标。瞬时无波形比率(iFR)定义为无波形期间病变冠脉远端为心肌提供的最大血流量(Q_D-freewave)与无波形期间主动脉的最大血流量(Q_N-freewave)之比。

当前，临床上需要将冠脉压力导丝***到患者的狭窄血管中，在患者处于静息状态时，选取无波形期，对冠脉狭窄近端和远端进行有创压力测量，利用狭窄远端的平均压(P_d-freewave)除以主动脉的平均压(P_a-freewave)得到iFR。但是，这种侵入性测量方法会带来手术风险，具体地，冠脉压力导丝很容易造成血管壁薄弱区域的破裂，对患者生命安全造成严重威胁，此外，冠脉压力导丝价格昂贵，会增加手术费用，限制患者的临床应用。

发明内容

本发明的目的是提供一种计算瞬时无波形比率的装置。该装置对接收的冠脉图像数据进行拟合获得灰度值-时间曲线，并根据灰度值-时间曲线，经计算获得瞬时无波形比率iFR，以iFR判断患者的冠脉功能。该装置操作简单，应用方便，能够及时获得瞬时无波形比率iFR，特别适用于临床iFR的测量。

为实现上述发明目的，本发明提供以下技术方案：

一种计算瞬时无波形比率的装置，包括：

至少一个计算机***，其被配置成：

接收患者动脉处于无波形期时病危血管的近端区域、远端区域的第一冠脉图像数据、第二冠脉图像数据，和参考血管的近端区域、远端区域的第三冠脉图像数据、第四冠脉图像数据；

分别对第一冠脉图像数据、第二冠脉图像数据、第三冠脉图像数据、第四冠脉图像数据进行拟合，获得四条灰度值-时间曲线；

根据四条灰度值-时间曲线确定TTP_P-freewave、TTP_D-freewave、

后，利用公式(1)获得瞬时无波形比率iFR：

其中，TTP_P-freewave为根据病危血管的近端区域对应的第一条灰度值-时间曲线获得的初始状态t₀与曲线峰值对应的时间t之差；TTP_D-freewave为根据病危血管的远端区域对应的第二条灰度值-时间曲线获得的初始状态t₀与曲线峰值对应的时间t之差；

为根据参考血管的近端区域对应的第三条灰度值-时间曲线获得的初始状态t₀与曲线峰值对应的时间t之差；

为根据参考血管的远端区域对应的第四条灰度值-时间曲线获得的初始状态t₀与曲线峰值对应的时间t之差，δ为参考血管摄取分数E^ref与病危血管摄取分数E的比值。

在本发明装置中，只需要获取冠脉图像数据，就可以在获得对冠脉图像数据拟合的灰度值-时间曲线后，根据公式(1)计算得到瞬时无波形比率iFR。该装置的使用避免了使用冠脉压力导丝对患者带来的生命安全隐患、昂贵的医疗费用，以及最大充血诱发药物对患者的过敏隐患。

优选地，采用γ分布函数f(t)对冠脉图像数据进行拟合，获得灰度值-时间曲线，

其中，A为曲线振幅，α为形态参数，β为比例参数，t₀为打入造影剂的初始时间。

具体地，采用Levenberg-Marquardt算法，使公式(3)最小时获得γ分布函数的最优参数(A,α,β)，以确定最优灰度值-时间曲线，

其中，y_i为在第i个时间点t_i实际测得的冠脉图像数据，f(t_i,A,α,β)为在参数为(A,α,β)时第i个时间点t_i的函数值。

γ分布函数能够较准确地拟合得到血管的灰度值-时间曲线，为后续的计算iFR的准确度提供了保障。其中，Levenberg-Marquardt算法收敛速度较快，特别适用于曲线拟合计算，能够提高计算速率，缩短计算时间，进而提高装置的检测速度。

优选地，所述冠脉图像数据为观测区域的灰度值均值，观测区域为病危血管的近端区域和远端区域，或者参考血管的近端区域和远端区域。由于造影剂在血管中的扩散和流动较均匀，因此采用观测区域的灰度值均值作为冠脉图像数据，即可以很准确地表征血管的灰度值。

优选地，利用公式(4)获得摄取分数E：

其中，j＝1,2,3…,M，M为数据的总个数，iFR_j,m为利用冠脉压力导丝测量的第j个iFR，iFR_j,c为利用公式(5)计算的第j个iFR，

通过大量(M个)的测量数据与计算数据获得摄取分数E，再利用该摄取分数E修正公式(5)，以尽量减少造影剂从冠状动脉渗透到心肌对计算结果产生的影响。

优选地，确定病危血管的近端区域、远端区域，和参考血管的近端区域、远端区域的方法为：

当主血管在节点分叉为两支相对细小的支脉血管时，第一支脉血管上沿第一支脉血管延伸方向距离节点小于1cm的位置出现狭窄区域，为病危血管，选取与第一支脉血管相邻，且血管直径大致相同(此处的血管直径大致相同是指当血管平均直径相差0～0.05mm，即认为血管直径大致相同)的第二支脉血管作为参考血管，选取靠近节点的上游区域作为病危血管和参考血管的近端区域，在第一支脉血管和第二支脉血管上沿支脉血管延伸方向选取距离近端区域相同距离的位置区域作为病危血管和参考血管的远端区域。

优选地，确定病危血管的近端区域、远端区域，和参考血管的近端区域、远端区域的方法为：

当主动脉分为第一冠状动脉和第二冠状动脉，狭窄区域出现在第一冠状动脉时，第一冠状动脉为病危血管，第二冠状动脉为参考血管，选取狭窄区域上游靠近节点的位置区域作为病危血管的近端区域，在狭窄区域下游，沿冠状动脉延伸方向选取距离近端区域一定距离(该处的一定距离为3～5cm)的位置区域作为病危血管的远端区域，在参考血管上选取与病危血管的近端区域、远端区域对应的位置区域作为参考血管的近端区域、远端区域。

优选地，确定病危血管的近端区域、远端区域，和参考血管的近端区域、远端区域的方法为：

当主血管在节点分叉为两支相对细小的支脉血管时，第一支脉血管上，沿第一支脉血管延伸方向距离节点大于1cm的位置出现狭窄区域，为病危血管，选取与第一支脉血管相邻，且血管直径大致相同(此处的血管直径大致相同是指当血管平均直径相差0～0.05mm，即认为血管直径大致相同)的第二支脉血管作为参考血管，选取位于节点与狭窄区域之间，且靠近节点的位置区域为病危血管的近端区域，在狭窄区域下游，沿第一支脉血管延伸方向选取距离近端区域一定距离(该处的一定距离为3～5cm)的位置区域作为病危血管的远端区域，在参考血管上选取与病危血管的近端区域、远端区域对应的位置区域作为参考血管的近端区域、远端区域。

与现有技术相比，本发明具有以下有益效果：

(1)利用本发明装置测量iFR值，只需在测量之前向冠脉注射造影剂，避免了利用冠脉压力导丝测量iFR造成血管壁薄弱区域的破裂的安全隐患。

(2)本发明装置特别适用于临床患者iFR的测量，测量速度较快，准确度高，且费用较低，能够适应大部分患者的经济情况。

(3)利用本发明装置测量iFR值，需求对患者注射最大充血诱发药物，避免了患者对最大充血诱发药物的过敏反应，扩大了应用范围。

附图说明

图1为实施例提供的心电图；

图2是实施例提供的冠脉阻抗曲线图；

图3是实施例提供的血压曲线图；

图4是实施例提供的血流曲线图；

图5(a)是实施例提供的近端发出的动脉波形图，图5(b)是实施例提供的远端发出的动脉波形图；

图6是实施例提供的一种血管示意图；

图7是实施例提供的另一种血管示意图；

图8是实施例提供的另一种血管示意图；

图9是实施例提供的计算瞬时无波形比率的装置获得iFR的流程图；

图10是实施例提供的病危血管的灰度值-时间曲线，其中，实线为病危血管近端区域的灰度值-时间曲线，虚线为病危血管远端区域的灰度值-时间曲线；

图11是实施例提供的参考血管的灰度值-时间曲线，其中，实线为参考血管近端区域的灰度值-时间曲线，虚线为参考血管远端区域的灰度值-时间曲线。

具体实施方式

为使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例对本发明进行进一步的详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施方式仅仅用以解释本发明，并不限定本发明的保护范围。

使用本实施例提供的计算瞬时无波形比率的装置的前提为：确定患者的冠脉无波形期，对患者的冠脉注射造影剂，以使在冠脉处于无波形期时，造影剂刚好流经患者的病危血管和参考血管，能够很清晰地获得病危血管和参考血管的冠脉图像数据，便于装置计算瞬时无波形比率iFR。

本实施例中，通过以下方法确定冠脉无波形期(静息段)：

a，根据如图1所示的心电图确定冠脉无波形期：在心脏舒张期开始的25％对应的时间点起到心脏舒张期结束的5ms前的时间段可作为无波形期。例如，假设心脏舒张期为100ms，则25ms～95ms这段时间可作为无波形期。如图1所示，心脏舒张期相当于心电图上T波终点至QRS波群起点；

b，根据如图2所示的冠脉阻抗曲线确定冠脉无波形期：冠脉阻抗达到最小值且基本保持恒定的时间段可作为无波形期；

c，根据如图3所示的血压曲线确定冠脉无波形期：最高血压值对应时间点后150-200ms起至心动周期结束前50ms的时间段可作为无波形期；

d，根据如图4所示的血流曲线确定冠脉无波形期：血流流速达到最大值开始到心动周期末端的时间段可作为无波形期，或血流流速与血压值是线性关系的时间段可作为无波形期；

e，根据如图5(a)和图5(b)所示的动脉波形图定义冠脉无波形期：在动脉循环中能够检测出6种波型，分别为早期回流冲击波，主前流冲击波，后期回流冲击波，前流抽吸波，主回流抽吸波和后期前流冲击波，当近端和远端产生的波强度都基本为0对应的时间段可作为无波形期。

在使用本实施例提供的计算瞬时无波形比率的装置前，还需要确定患者病危血管的近端区域、远端区域，和参考血管的近端区域、远端区域，具体地确定方法为：

如图6所示，当主血管在节点Bp分叉为两支相对细小的支脉血管时，在左支脉血管上，沿左支脉血管延伸方向距离节点Bp小于1cm的位置出现狭窄区域St，为病危血管，选取与左支脉血管相邻，且血管直径大致相同(此处的血管直径大致相同是指血管平均直径相差0～0.05mm，则认为血管直径大致相同)的右支脉血管作为参考血管，选取靠近节点Bp的上游区域作为病危血管和参考血管的近端区域P(risk&ref)，在左支脉血管上，选择距离近端区域P(risk&ref)沿左支脉血管延伸方向L1距离处的位置区域作为病危血管的远端区域D_risk，在右支脉血管上，选择距离近端区域P(risk&ref)沿右支脉血管延伸方向L2距离处的位置区域作为参考血管的远端区域D_ref，且L1＝L2。

如图7所示，当主动脉分为右冠状动脉和左冠状动脉，右冠状动脉与左冠状动脉为医学专用术语，右冠状动脉对应图7中的左支血管，左冠状动脉对应图7中的右支血管，狭窄区域出现在右冠状动脉时，右冠状动脉为病危血管，左冠状动脉为参考血管，选取狭窄区域上游靠近节点Bp的位置区域作为病危血管的近端区域P_risk，在狭窄区域下游，选取距离近端区域P_risk沿右冠状动脉延伸方向L1距离处的位置区域作为病危血管的远端区域D_risk，在参考血管上选取与病危血管的近端区域P_risk、远端区域D_risk对应的位置区域作为参考血管的近端区域P_ref、远端区域D_ref。由于右冠状动脉和左冠状动脉为类似对称血管，对应的位置区域即与近端区域P_risk、远端区域D_risk沿主动脉为对称轴对称的区域。图7中，L2为近端区域P_ref与远端区域D_ref之间沿血管延伸方向的距离，且L2＝L1。

如图8所示，当主血管在节点Bp分叉为两支相对细小的支脉血管时，在左支脉血管上，沿左支脉血管延伸方向距离节点Bp大于1cm的位置出现狭窄区域St，为病危血管，选取与左支脉血管相邻，且血管直径大致相同(此处的血管直径大致相同是指血管平均直径相差0～0.05mm，则认为血管直径大致相同)的右支脉血管作为参考血管，选取位于节点Bp与狭窄区域St之间，且靠近狭窄区域St的位置区域为病危血管的近端区域P_risk，在狭窄区域下游，选取距离近端区域P_risk沿血管延伸方向L1距离处的位置区域作为病危血管的远端区域D_risk，在参考血管上选取与病危血管的近端区域、远端区域对应的位置区域作为参考血管的近端区域P_ref、远端区域D_ref，此处的对应的位置区域可以是沿血管的延伸方向距离节点Bp相同距离的位置区域，若近端区域P_risk距离节点0.4cm，则在参考血管上，沿参考血管的延伸方向选取距离节点0.4cm的位置区域为近端区域P_ref，图8中，L2为近端区域P_ref与远端区域D_ref之间沿血管延伸方向的距离，且L2＝L1。

本实施例中，远端区域取为距离狭窄段下游出2～3cm处，L1和L2的取值可以在3～5cm范围内，如果节点Bp与狭窄段的距离小于1cm，则近端区域选在节点上游位置，反之，近端区域选在节点与狭窄段之间，且靠近狭窄段的位置。

在确定好后观测区域(病危血管的近端区域或远端区域，或者参考血管的近端区域或远端区域)后，使用本发明提供的计算瞬时无波形比率的装置计算患者的iFR。

本实施例提供的计算瞬时无波形比率的装置，包括至少一个计算机***，其被配置成进行如图9所示的步骤：

接收患者动脉处于无波形期时病危血管的近端区域P_risk、远端区域D_risk的冠脉图像数据D_{P_risk}、冠脉图像数据D_{D_risk}，和参考血管的近端区域P_ref、远端区域D_ref的冠脉图像数据D_{P_ref}、冠脉图像数据D_{D_ref}；

分别对冠脉图像数据D_{P_risk}、D_{D_risk}、D_{P_ref}、D_{D_ref}进行拟合，获得如图10和图11所示的四条灰度值-时间曲线，分别为f_{P_risk}(t)、f_{D_risk}(t)、f_{P_ref}(t)、f_{D_ref}(t)；

根据四条灰度值-时间曲线f_{P_risk}(t)、f_{D_risk}(t)、f_{P_ref}(t)、f_{D_ref}(t)确定TTP_P-freewave、TTP_D-freewave、

后，利用公式(1)获得瞬时无波形比率iFR：

其中，TTP_P-freewave为灰度值-时间曲线f_{P_risk}(t)获得的初始状态t₀与曲线峰值对应的时间t之差；TTP_D-freewave为灰度值-时间曲线f_{D_risk}(t)获得的初始状态t₀与曲线峰值对应的时间t之差；

为灰度值-时间曲线f_{P_ref}(t)获得的初始状态t₀与曲线峰值对应的时间t之差；

为灰度值-时间曲线f_{D_ref}(t)获得的初始状态t₀与曲线峰值对应的时间t之差，δ为参考血管摄取分数E^ref与病危血管摄取分数E的比值。

本实施例中，冠脉图像数据为观测区域的灰度值均值，且选取如公式(2)所示的γ分布函数f(t)对冠脉图像数据进行拟合，以获得相应的灰度值-时间曲线。具体地，采用Levenberg-Marquardt算法，使公式(3)最小时获得γ分布函数的最优参数(A,α,β)，以确定最优灰度值-时间曲线。

其中，A为曲线振幅，α为形态参数，β为比例参数，t₀为打入造影剂的初始时间，y_i为在第i个时间点t_i实际测得的冠脉图像数据，f(t_i,α,β)为在参数为(A,α,β)时第i个时间点t_i的函数值。

其中，公式(1)在两个假设条件下，通过以下方式推导获得，具体过程为：

瞬时无波形比率iFR定义为：

此处Q_D-freewave表征无波形期间病变冠脉远端为心肌提供的最大血流量，Q_N-freewave表征无波形期间主动脉提供的最大血流量。

假设一：任何狭窄动脉位置之前的近端血流量Q_P-freewave反映理论上正常冠脉提供的血流量Q_N-freewave，则有：

根据灰度值-时间曲线I(t)，血流量Q与观测区域的体积V关系可表示为：

则瞬时无波形比率iFR为：

TTP指灰度值-时间曲线f(t)中初始状态t₀与曲线峰值对应的时间t之差，通过计算灰度值-时间曲线f(t)对时间t的导数为0时对应峰值所在的时间t，即：

获得TTP＝t-t₀＝α×β。

假设二：由于左前降支(LAD)、左回旋支(LCX)和右冠脉(RCA)的三个主要心外膜冠状动脉具有类似的生理结构，生理结构可以理解为一方面形态类似，为树状结构，另一方面生理需求类似，满足给心脏的正常供血，因此假设：

引入一支健康动脉作为参考血管，则有：

将公式(11)带入公式(7)，得到公式(12)：

公式(12)表明，瞬时无波形比率iFR仅与病危血管与参考血管的TTP有关。

考虑到造影剂从冠状动脉渗透到心肌，进而引起对计算结果产生的影响，因此引入摄取分数对公式(12)进行校正，因此，瞬时无波形比率iFR为：

其中，δ为参考血管摄取分数E^ref与病危血管摄取分数E的比值。

具体地，摄取分数E通过以下公式计算得到：

其中，j＝1,2,3…,M，M为数据的总个数，iFR_j,m为利用冠脉压力导丝测量的第j个iFR，iFR_j,c为利用公式(12)计算的第j个iFR。

上述计算机***包括一个或多个存储指令的非临时性计算机可读存储设备，存储指令由处理器、计算机***执行时可进行上述的各种计算操作。计算机可以为台式计算机、便携式计算机、工作站、云端服务器、个人数字助理或任何其他计算机***。计算机***包括处理器、只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)、连接***设备(如输入设备、输出设备、存储设备等)的输入/输出适配器、连接的输入设备(如键盘、鼠标、触摸屏、语音输入)、和/或其他设备的用户界面适配器、将计算机连接至网络的通讯适配器、将计算机连接至显示器的显示器适配器等。

使用本实施例提供的装置可以快速准确地获得患者的瞬时无波形比率，以判断患者的冠脉功能，同时，既能够避免了利用冠脉压力导丝测量iFR造成血管壁薄弱区域的破裂的安全隐患，也能够避免患者对最大充血诱发药物的过敏反应，此外，由于使用费用较低，能够适应大部分患者的经济情况，因此，应用范围广泛。

以上所述的具体实施方式对本发明的技术方案和有益效果进行了详细说明，应理解的是以上所述仅为本发明的最优选实施例，并不用于限制本发明，凡在本发明的原则范围内所做的任何修改、补充和等同替换等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (1)

1.一种计算瞬时无波形比率的装置，包括：

至少一个计算机***，其被配置成：

接收患者动脉处于无波形期时病危血管的近端区域、远端区域的第一冠脉图像数据、第二冠脉图像数据，和参考血管的近端区域、远端区域的第三冠脉图像数据、第四冠脉图像数据；

确定病危血管的近端区域、远端区域，和参考血管的近端区域、远端区域的方法为：

当主血管在节点分叉为两支相对细小的支脉血管时，第一支脉血管上，沿第一支脉血管延伸方向距离节点小于1cm的位置出现狭窄区域，为病危血管，选取与第一支脉血管相邻，且血管直径大致相同的第二支脉血管作为参考血管，选取靠近节点的上游区域作为病危血管和参考血管的近端区域，在第一支脉血管和第二支脉血管上沿支脉血管延伸方向选取距离近端区域相同距离的位置区域作为病危血管和参考血管的远端区域；

当主动脉分为第一冠状动脉和第二冠状动脉，狭窄区域出现在第一冠状动脉时，第一冠状动脉为病危血管，第二冠状动脉为参考血管，选取狭窄区域上游靠近节点的位置区域作为病危血管的近端区域，在狭窄区域下游，沿冠状动脉延伸方向选取距离近端区域一定距离的位置区域作为病危血管的远端区域，在参考血管上选取与病危血管的近端区域、远端区域对应的位置区域作为参考血管的近端区域、远端区域；

当主血管在节点分叉为两支相对细小的支脉血管时，第一支脉血管上，沿第一支脉血管延伸方向距离节点大于1cm的位置出现狭窄区域，为病危血管，选取与第一支脉血管相邻，且血管直径大致相同的第二支脉血管作为参考血管，选取位于节点与狭窄区域之间，且靠近节点的位置区域为病危血管的近端区域，在狭窄区域下游，沿第一支脉血管延伸方向选取距离近端区域一定距离的位置区域作为病危血管的远端区域，在参考血管上选取与病危血管的近端区域、远端区域对应的位置区域作为参考血管的近端区域、远端区域；

无波形期的确定方法包括：

在心脏舒张期开始的25％对应的时间点起到心脏舒张期结束的5ms前的时间段可作为无波形期；

冠脉阻抗达到最小值且基本保持恒定的时间段可作为无波形期；

最高血压值对应时间点后150-200ms起至心动周期结束前50ms的时间段可作为无波形期；

血流流速达到最大值开始到心动周期末端的时间段可作为无波形期，或血流流速与血压值是线性关系的时间段可作为无波形期；

在动脉循环中能够检测出6种波型，分别为早期回流冲击波，主前流冲击波，后期回流冲击波，前流抽吸波，主回流抽吸波和后期前流冲击波，当近端和远端产生的波强度都基本为0对应的时间段可作为无波形期；

分别对第一冠脉图像数据、第二冠脉图像数据、第三冠脉图像数据、第四冠脉图像数据进行拟合，获得四条灰度值-时间曲线；

根据四条灰度值-时间曲线确定TTP_P-freewave、TTP_D-freewave、

后，利用公式(1)获得瞬时无波形比率iFR：

其中，TTP_P-freewave为根据病危血管的近端区域对应的第一条灰度值-时间曲线获得的初始状态t₀与曲线峰值对应的时间t之差；TTP_D-freewave为根据病危血管的远端区域对应的第二条灰度值-时间曲线获得的初始状态t₀与曲线峰值对应的时间t之差；

为根据参考血管的近端区域对应的第三条灰度值-时间曲线获得的初始状态t₀与曲线峰值对应的时间t之差；

为根据参考血管的远端区域对应的第四条灰度值-时间曲线获得的初始状态t₀与曲线峰值对应的时间t之差，δ为参考血管摄取分数E^ref与病危血管摄取分数E的比值，利用公式(2)获得病危血管摄取分数E：

其中，j＝1,2,3…,M，M为数据的总个数，iFR_j,m为利用冠脉压力导丝测量的第j个iFR，iFR_j,c为利用公式(3)计算的第j个iFR，

采用γ分布函数f(t)对冠脉图像数据进行拟合，获得灰度值-时间曲线，

其中，A为曲线振幅，α为形态参数，β为比例参数，t₀为打入造影剂的初始时间；

采用Levenberg-Marquardt算法，使公式(5)最小时获得γ分布函数的最优参数(A,α,β)，以确定最优灰度值-时间曲线，

其中，y_i为在第i个时间点t_i实际测得的冠脉图像数据，f(t_i,A,α,β)为在参数为(A,α,β)时第i个时间点t_i的函数值；

所述冠脉图像数据为观测区域的灰度值均值，观测区域为病危血管的近端区域和远端区域，或者参考血管的近端区域和远端区域。

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